JPH08511625A - ガス濃度の測定 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 流体、例えば体液またはガス混合物中の、１以上のガス、例えばＯ₂、ＣＯ₂または麻酔ガスの濃度を測定する方法および装置である。ガスに対して浸透性を示す膜（１２）は溶媒、例えばジメチルスルホキシドを保持する。好ましくは、１０μｍ²以下の表面積を有する作用電極（２４）が上記溶媒と接触している。この作用電極は上記１以上のガスの各々を還元する範囲を越えてかつガスとその還元生成物との交換反応を最小にする速度で走査される。

Description

【発明の詳細な説明】 ガス濃度の測定 本発明は流体中の１以上のガス濃度を測定する方法および装置に関するもので ある。この流体は液状またはガス状相であってよく、例えば血清のような血液流 体である。本発明の主たる対象は窒素酸化物およびある特定の麻酔ガスだけでな く、酸素および二酸化炭素の濃度の測定にある。しかし、本発明の原理は他のガ スに対しても適用可能である。 背景 臨床薬におけるＯ₂およびＣＯ₂の連続測定は測定装置工業にとって必要である 。血液中では酸素は電流測定用クラークＰＯ₂電極によって測定され、ＣＯ₂は電 位差測定用（ガラス電極）ストー−セベリングハウス電極によって測定される。 ＰＯ₂およびＰＣＯ₂を測定する時はこのように全く異なった原理で作用する２つ のセンサーを使用しなければならない。それ故に血液ガス分析では２つの別個の センサーを使用する。ＰＯ₂のための血管内測定はポリマーカテーテルの先端に 取り付けられたクラークセルを使用して行われているにすぎない。これまでガラ ス電極の小型化は不可能であったので、血管内ＰＣＯ₂の測定はストー−セベリ ングハウスの技術によって行われている。小児科用血管内酸素センサーはまずD ．G．Searleによって、その後ホフマン・ラ・ロシュによって十分に改良されて きた。現在はこれらのセンサーはバイオメディカル・センサーズ・リミティッド （Ｈｉｇｈ Ｗｙｃｏｍｂｅ在）によって製造されている。 ガス相においては安定な状態の分析（例えば麻酔機械）には酸素はクラーク型 のセンサーによって測定され、呼吸ごとの分析には迅速な常磁性分析器によって 行われる。吐き出されたＣＯ₂はほとんどの場合、赤外分析器によって測定せざ るを得ない。 医薬分野以外では、ＣＯ₂の制御の重要性は種々の分野において増加している ので、高い感度および選択性を持つ安価なＣＯ₂センサーへの要望が増加してい る。このような例には一般に発酵工業、醸造、オンラインによる工業的監視およ び大気汚染の測定、大講堂におけるＣＯ₂濃度の測定、自動車排気ガスの測定が 含まれる。多くの場合、Ｏ₂およびＣＯ₂の双方を測定する同一のセンサーを持っ て、同一の測定原理を使用して、同時にＯ₂を測定することができるのが非常に 有利である。 ＤＭＳＯのような非プロトン性溶媒におけるＡｇ／ＡｇＣｌ参照電極に対する −０.５〜−１.０Ｖのオーダーの電位においては、溶液中の酸素は次の反応によ り還元される。 Ｏ₂＋ｅ→Ｏ・₂ ^- （１） この過酸化物ラジカルは非水溶性溶媒中では短時間の間安定である。しかし、 次に要約される反応式によって二酸化炭素と迅速に反応する。 ２Ｏ・₂ ^-＋２ＣＯ₂→Ｃ₂Ｏ₆ ^2- （２） −１.５〜−２.５Ｖの範囲の電位では溶解した二酸化炭素が最初のうちは次の 反応により還元される。 ＣＯ₂＋ｅ→ＣＯ₂・^- （３） 欧州特許第１６２６２２号には酸素および二酸化炭素の濃度の同時測定を行う ため上記反応式（１）および（２）を使用するガスセンサーおよび方法が記載さ れている。そこではパルス化されたＣＯ₂滴定技術が記載されており、それによ れば存在する全てのＣＯ₂を消費するのに十分なＯ₂・^-を生成するために大きな電 極面を確保するものである。Ｏ₂分子を還元するに十分な（しかしＣＯ₂を還元す るに十分でない）卑であるパルス化電圧を最初上記電極面に適用し、次いで酸化 用パルスを、ＣＯ₂分子と反応後に残存しているこれらのＯ₂・^-イオンを酸化する ために適用する。この技術における問題は大きなカソード面を必要とし、サンプ ル消費量が高くなるという点にある。上記ＣＯ₂濃度を抽出するために複雑な関 係式を必要とする点、さらに測定されたＯ₂濃度が上述した化学式（１）および （２）からその信号が増強されることによって複雑になる点にある。 本発明の目的はこれらの問題を解決することができる装置および方法を提供す ることにある。本発明は上記反応（２）の干渉を最小にする条件下で上記反応（ １）および（３）を使用することにより達成される。 酸素および二酸化炭素は別にしても、麻酔中に使用する窒素酸化物（Ｎ₂Ｏ） およびガスのような他の濃度を測定するための技術を改良する要望がある。電流 測定用電気化学的測定に基づく、Ｎ₂Ｏおよび麻酔ガスハロタンの臨床測定装置 は知られている。例えばＮ₂Ｏおよびハロタンは水性電解質中の銀カソード上で 測定することができる（Clin．Phys．Physiol．Meas.，８（１９８７）３−３８ 参照）。しかしながら、通常の麻酔ガスであるイソフルランは今日まで水性およ び非水性溶液中では電極材料の幅広い範囲にわたり電気化学的に不活性であると 思われてきた（J．Electroanal．Chem．２４４（１９８８）２０３−２１９参照 ）ため、このような測定技術には不向きであった。 特に、ある範囲のガスの濃度を別個にまたはガス混合物中の成分として正確に 測定することができ、かつ使用が容易で比較的安価な装置が必要である。本発明 はこのような装置およびそれに用いる方法を提供することを目的としている。 ある一つの観点では、本発明によれば、流体中の１以上のガス濃度を測定する 装置であって、ガスに対して浸透可能な膜と該膜によって保持される上記ガスの ための溶媒と、作用電極と、上記溶媒に対して接触状態にあるカウンタおよび／ または参照電極と、上記作用電極に対してある電位を与え、かつ上記溶媒中のガ スを還元するに有効な範囲を超える電位を、ある一つのガスと他のガスの還元生 成物との間の反応への干渉効果を最小にするに十分な速度で走査する手段と、上 記第１のガスの濃度の表示として所定の電位において発生する電流を測定する手 段とを備え、２以上のガスの濃度を測定する場合は存在する１以上の他のガスの それぞれの濃度の表示としてさらに１以上の所定の電位で発生する電流を測定す る手段を備える装置を提供するものである。 他の観点では、本発明は流体中の１以上のガスの濃度を測定するにあたり、上 記ガスに対して透過性を有する膜の一側に上記流体を適用し上記膜の他側では上 記ガスのための溶媒を保持させ、 上記溶媒中において上記ガスを還元するに十分な範囲を超えて走査される電位 を適用するために上記溶媒と接触状態にある作用電極を使用する方法であって、 あるガスと他のガスの還元生成物との間の反応による干渉効果を最小にするた めに上記電位差走査速度を十分なものにし、 上記第１のガスの濃度の表示としてある所定の電位において発生する電流を測 定し、２以上のガス濃度を測定する場合は存在する１以上のガスの濃度のそれぞ れの表示としてさらに１以上の所定の電位において発生する電流を測定する方法 を提供するものである。 上記装置および方法は単一のガス濃度を測定するためにまたは２あるいは３以 上のガス濃度を同時に測定するために使用することができる。Ｏ₂、ＣＯ₂および Ｎ₂Ｏのようなガスに加えて、この方法により次の式によって示されるような麻 酔ガスの測定を行うことが発見されている。 この発見は特に驚くべきものであると考えられている。何故ならば、上述した ようにイソフルランは電気化学的に不活性なものと考えられてきたからである。 しかしながら、我々はこのようなガスが上述したサイズの作用電極と適当な溶媒 の使用によって還元することができることを示した。 ここで流体とはガスまたは液状であってよく、例えば血清のような体液であっ てよい。ここで膜とは調査対象のガスの性質に基づいて選択される。Ｏ₂、ＣＯ₂ および／またはＮ₂Ｏガスにとっては、例えばＰＴＦＥのような材料であるのが 好ましい。しかしながら、揮発性の麻酔ガスの場合には、溶媒によって攻撃され ないであろう焼結ガラスのような不活性多孔材料で上記膜が製造されるのが好ま しい。ここで溶媒とはジメチルスルホキシド（ＤＭＳＯ）であるのがよい。アセ トニトリルおよびプロピレンカーボネートを含む他の非水溶媒も使用することが できる。また、この溶媒は少量のスカベンジャー、水のような過酸化イオンのた めにスカベンジャーを使用することができる。好ましくないけれども、少量の水 、例えば１０容量％またはより高い量を含む溶媒を使用することは可能であり、 また便利な場合がある。ＴＥＡＰのような導電率改善剤もまた存在することがで きる。ここで作用電極としては銀、炭素またはプラチナ、より好ましくは金であ るのがよい。また、カウンタ電極はプラチナであるのがよい。参照電極は、例え ばＡｇ／ＡｇＣｌはこの系に含まれていてもよい。 作用電極の電位は溶媒中の各ガスを還元するに有効な範囲を超えて走査される 。このカバーされる範囲は与えられる具体例に含まれるガスに依存しているが、 典型的には−０.５〜−２.５Ｖまたはそれ以上（より卑）であろう。酸素および 二酸化炭素にとっては、例えば上記範囲は上述したように約−０.５〜−２.５Ｖ である。２種類のガスの還元電位は種々の他の要因に依存している。この走査作 用は一つのガス（二酸化炭素）と他のガスの還元生成物（過酸化物イオン）との 間の反応の干渉効果を最小にする条件下で行われる。換言すれば、この系は上述 した反応（２）を最小にする条件で操作される。この反応は、もし記録される酸 素および二酸化炭素の濃度測定に実質的に影響を与えないほど十分に小さいもの ならば、最小化されていると考えられる。ここに３つの主要な要因をあげ、各々 を順に議論する。 作用電極のサイズ 電位走査速度 電位走査プロフィルの他の特徴 作用電極は１万平方ミクロン（すなわち１００μm²）以下の表面積を有するの が好ましい。この数字以上では上記反応（２）による増大する優位量の干渉を避 けることが困難であるか、または不可能である。作用電極の表面積は１０００平 方ミクロン以下であるのが好ましい。何故ならば、この値以上では干渉反応を避 けるためにはかなり早い電位操作速度を必要とするからである。 作用電極表面積は１００平方ミクロン（すなわち１０μm²）を越えないのが好 ましい。以下に示すように、電位差走査速度に対する制限なくこれらの条件下で は良好な結果が得られる。さらに好ましくは、作用電極表面積は１０平方ミクロ ン以下である。この場合、以下に示すように干渉反応を補償するために必要な訂 正を少なくしてより正確な結果を与える。 １平方ミクロン以下の表面積を有する作用電極はさらに有利であると思われて いる。絶縁材料シートにより上記電極列を保持してもよい。例えば該シートを通 して延びる気孔を有する。全電流は各独立のカソード電流とカソード数との積で あり、もしいくつかのカソードが破損するならば余剰分を組み入れておく。微小 電極はガス／液間差効果を減少させ、薄い膜を使用することを可能とするので、 センサーの応答時間を減少させる。微小電極には少なくとも５、好ましくは少な くとも２０カソード半径だけ互いに間隔をおく必要があり、それにより隣接する 電極間の混戦を避けることができる。原理的には、微小電極のサイズには下限が ない。 電位走査速度は他の重要な要因である。この速度が早すぎると得られる結果が 正確でなく、また再現性がないことが見い出されている。複雑な装置を使用する とより早い速度が可能であるが、現存の装置を使用すると走査速度の最大は５０ Ｖ／ｓである。電位走査速度は遅いものであるから、２つの問題が生ずる。まず 第１番目は、簡単なものであり、情報（ガス濃度測定に必要な情報）を得るのに 長い時間を要する。応答速度が重要な場合には少なくとも０.０１Ｖ／ｓ、例え ば０.１〜１０Ｖ／ｓの走査速度が好ましいものである。 他の問題は、Ｏ₂およびＣＯ₂ガス混合物の場合に、もし電位走査速度があまり にも遅いときには二酸化炭素と過酸化物イオンとの間に望まれない反応（２）か ら干渉が生ずる場合がある。我々の研究によれば、作用電極（または各々）が１ ００平方ミクロンを越えない表面積を有しているならば、実際にこの問題は生じ ない。これらの条件の下では、電位走査の最適速度はできる限り迅速に正確な情 報を発生させるものであって、０.１〜１０Ｖ／ｓの範囲にあるより大きな表面 積を有する作用電極を用いると、他の走査速度が適当なものとなる。 電位走査プロフィルの他の特徴は多くの変動を受ける。簡単な場合、例えば作 用電極の電位差が−０.５Ｖから始まり、０.５Ｖ／ｓの速度で−２.５Ｖまで上 昇し、０.５Ｖ／ｓの速度で−０.５Ｖまで減少し、そして再び同一の速度および その他の速度で上昇する。この２つの最終数値である−０.５Ｖおよび−２.５Ｖ は、関係する２種類のガスの還元電位を電位範囲がカバーするならば、変え得る ものである。電位が−２.５Ｖ〜−０.５Ｖまで変化する速度はより高く、例えば 不定のものである。走査速度はリニアである必要がないので、上記範囲の終端の いずれかまたはその間で休止期間があってもよい。 もし作用電極が測定開始直前に前もって調整されるならば、改善された結果を 得ることができる。例えば、作用電極は走査範囲でいくつかの電位で再調整する ことができる。例えば、短時間の間−１.０Ｖまたは−１.９Ｖであり、測定前１ 〜６０ｓの間である。本発明の装置および方法は、同一の電極および溶媒を使用 して、かつ適当な電圧範囲を走査することにより、多数のガス濃度を測定するこ とを可能とする。これらの装置および方法は血液ガス濃度の測定だけでなく、種 々の他のガス濃度をも測定するのに適するものである。この研究に基づく装置は 一般的な蒸気分析に対し使用され、かつ揮発剤モニターとして使用することもで きる。本発明の適用範囲は、例えば麻酔装置のような医療分野および食品工業分 野を含む。 以下、添付図面に基づいて説明する。 図１は本発明に係るセンサーの概略図である。 図２は作用電極を含む電池型反応セルの概要図である。なお、膜の後方は記載 していない。 図３および４は特定の作用電極を使用して得られる電圧に対する電流変化を示 すグラフである。 図５、６および７は上記同一の作用電極を使用して得られるガス濃度に対する 電流変化を示すグラフである。 図８および９は第２作用電極を使用して得られる電圧に対する電流変化を示す グラフである。 図１０および１１は上記第２作用電極を使用して得られるガス濃度に対する電 流変化のグラフである。 図１２、１３および１４は上記電池型反応セルにおいて作用電極を使用して得 られる電圧に対する電流変化を示すグラフである。 図１５は上記電池型反応セルにおいて作用電極を使用して得られるガス濃度（ ＣＯ₂）に対する電流変化を示すグラフである。 図１６および１７は上記電池型反応セルにおいてもう一つの作用電極を使用し て得られる電圧に対する電流変化を示すグラフである。 図１８および１９は上記電池型反応セルにおいて上記他の作用電極を使用して 得られるガス濃度（Ｎ₂ＯおよびＯ₂）に対する電流変化を示すグラフである。 図２０〜２３は上記電池型反応セルにおいて他の作用電極を使用して得られる 種々の麻酔ガスにおける電圧に対する電流変化を示すグラフである。 図１に示すセンサーは全体として管状をなすＰＴＦＥ本体１０からなり、その 一端はＯリング１４によって本体に対してシールされたＰＴＦＥ膜１２によって 閉鎖されている。作用電極は直径１０μmの金線１８が軸方向に延びるガラスロ ッド１６からなり、その露出端２０が作用電極部を構成している。このガラスロ ッドは上記ＰＴＦＥ本体内に位置し、上記作用電極が上記ＰＴＦＥ膜の内面に隣 接することになっている。ガラスロッドを囲み、ＰＴＦＥ本体１０および膜１２ によって保持された領域２２はジメチルスルホキシドが充填されている。Ａｇ／ ＡｇＣ１参照電極２４またはＡｇ準参照電極は、このＤＭＳＯに接触している。 上記ＰＴＦＥ本体にはＤＭＳＯの漏出穴２６が設けられている。リード線２８お よび３０は上記作用電極と参照電極とをそれぞれ図示しない電源および電流系に 接続している。 使用にあたっては、このセンサーは例えば酸素および二酸化炭素を含む気流３ ２中に存在させ、気流の一部が上記ＰＴＦＥ膜１２を通過し、上記ＤＭＳＯ溶媒 ２２内に溶解することになる。作用電極２０の電位は−０.２Ｖ〜−２.３Ｖの間 で循環的に適当な速度で走査され、特定の電位において電流が流れるようになっ ている。例えば、−０.８Ｖで流れる電流は上記ガス中の酸素濃度を示すことが できる。他方、−１.９Ｖで流れる電流は上記ガス中の二酸化炭素の濃度を示す ことができる。電流を測定する最善の電位または電位の範囲は、装置の特性に幾 分作用されるものである。全ての電流値は特に作用電極の表面積に依存するであ ろう。一般に、未知の気流によって発生した電流と既知の組成の気流によって発 生する電流値とを比較することが必要となる。 図２に示す反応セルは、溶媒３４としてＤＭＳＯおよびＴＥＡＰの混合物を含 むガラス本体３３からなる。作用電極は軸方向に延びる金線３６を含むガラスロ ッド３５からなり、その露出端３７が作用電極部を構成している。このガラスロ ッドはガラス本体に位置させると作用電極はＤＭＳＯ／ＴＥＡＰ溶液中に浸漬さ れることになる。Ａｇ／ＡｇＣｌ参照電極３８またはＡｇ準参照電極およびカウ ンター電極３９はこの溶媒混合物に接触させる。これらの３つの電極はリード４ ０によってポテンショスタッド（図示せず）に接続される。 使用中は分析中の気体／蒸気が入口パイプ４１を通して反応セル中に導入され 、ＤＭＳＯ／ＴＥＡＰ溶媒に溶解することになる。このセルの体積は典型的には １m以下であって、蒸気／液平衡時間が最小になっている。作用電極は直径２μm または１０μmのいずれかを有する金線を有するものが利用できる。図１の装置 を用いるものとして、この作用電極の電位は循環的に適当な速度で走査され、あ る特定の電位で流れる電流値に留意する。 この図２の反応セルは図１のセンサーと同一原理に基づき作動するものである が、図１のものは作用電極が膜の後方に位置している。このように本発明による センサー装置を使用して同一のガス／蒸気混合物を分析するとき反応セルによっ て得られる結果は、再現性があるものと思われる。 実施例１ 図３〜図７は図１に示すセンサーによって得られた結果を示す。この作用電極 は直径１０μmの金線であった。また、この膜は、１２μmのＰＴＦＥであった。 測定は室温で行われた。そこではセンサーは窒素ガス中の酸素および二酸化炭素 の 気流中に挿入された。循環ボルタモグラムは０.５Ｖ／ｓの走査速度において形 成され、電圧走査前に１０秒間−１.０Ｖとする前調整信号により行われた。 図３は１０容量％の酸素と３、６および９容量％の二酸化炭素、残部窒素ガス において得られたボルタモグラムである。図４は３０容量％の酸素と３、６、９ および１２容量％の二酸化炭素において得られた同一様式のボルタモグラムであ る。両者のグラフにおいて、酸素電流は−０.８Ｖで読み取ることができ、この 酸素信号に対していかなる二酸化炭素の帰還効果が示されなかった。二酸化炭素 の炭素電流は−１.９Ｖで読み取ることができる。 図５は二酸化炭素濃度に対する酸素電流のグラフであり、図３および４におけ るグラフから−０.８Ｖのデータが採用された。この酸素電流はガス中の二酸化 炭素含有量によって有意量の影響を受けてはいない。 図６は二酸化炭素濃度の３つの異なったレベルにおける酸素濃度に対する二酸 化炭素電流（酸素電流値の減算）のグラフである。また、二酸化炭素濃度は気流 中の酸素濃度に対して有意量の依存性を示さないことが明らかである。図７では 二酸化炭素濃度に対する二酸化炭素電流のグラフの形態で同一のデータが再びプ ロットされている。３％二酸化炭素における実験的バラツキを別とすると、良好 な直線性が示されている。 実施例２ 図８〜１１はかなり異なった系において得られた結果を示す。この電極は直径 ２μmの金線の露出端によって構成されていた。このガスは乾燥それ、その温度 は３７℃に調整された。他の条件は、実施例１と同様である。 図８は１０容量％の酸素と３、５.７、８.５容量％の二酸化炭素を含むガスの 電流に対する電圧変化を示すグラフである。図９は２０容量％の酸素を含むガス を使用して得られる対応するグラフである。 図１０は酸素濃度に対する酸素電流のグラフ（図８および９に示されるデータ から得られたもの）であり、−０.８５Ｖにおいて電流測定が行われている。こ こでは良好な直線性が示されている。 図１１は二酸化炭素濃度に対する二酸化炭素電流（酸素電流は減算されている ） のグラフ（図９のデータから得られたもの）である。測定は−１.７Ｖ電位にお いて行われた良好な直線性が示されている。 実施例３ 図１２〜１５は同一時における３種類のガスの測定を例示したもので、図２に 示す電池型反応セルを使用して得られたものである。 図１２は１０容量％の酸素と５、１０、１５、および２０容量％の二酸化炭素 、残部窒素酸化物のガス混合物のための電流に対する電圧変化を示すグラフであ る。酸素信号は二酸化炭素および窒素酸化物信号に比べて非常に低いが、図１３ に示すように明確に確認される（図１３においては二酸化炭素電流が拡大されて いる）。図１４は電圧スケールおよび二酸化炭素電流をさらに拡大している。図 １５は二酸化炭素濃度に対する二酸化炭素電流の変化を示すグラフであり、二酸 化炭素信号は濃度に対して直線的である。他の結果（ここには示していないが） 、酸素および窒素酸化物電流はそれぞれのガスの濃度に対して直線的に変化する 。 実施例４ 図１６〜１９は二酸化炭素を含まない場合の酸素および窒素酸化物の測定結果 を示すもので、図２に示す電池型反応セルを使用して得られたものである。 図１６は０〜１００容量％まで変化する酸素と窒素酸化物の混合物を含むガス のための電流に対する電圧変化を示すグラフである。窒素酸化物電流は酸素電流 に比べて巨大である。図１７では酸素電流は拡大されている。図１８および図１ ９は窒素酸化物濃度および酸素濃度のそれぞれに対する電流変化を示すグラフで あり、図１６および図１７に示すデータから得られたものである。 実施例５ 図２０〜２３は４種の揮発性薬剤、すなわち麻酔ガス；エンフルラン、ハロタ ン、イソフルランおよびセボフルランの濃度測定結果を示すもので、図２に示す ベンチ型反応セルを使用して得られたものである。 図２０は０.６容量％のイソフルランを含む窒素ガスのための電流に対する電 流変化を示すもので、純粋Ｎ₂ガスもまた比較のために示されている。 図２１および２２は、１）Ｎ₂；２）窒素ガス中の１容量％エンフルランおよ び３）酸素３３％および窒素６７％混合物中における１容量％のエンフルランの ための電流に対する電圧変化を示すグラフである。この酸素の還元電圧はエンフ ルランの還元電流の微小分画であることがわかる。 図２３はエンフルラン、ハロタン、イソフルランおよびセボフルランの各々の ための電流に対する電圧の変化を示すグラフであり、同一の電圧スケールで記載 されており、各還元電位を比較することができる。 １）３３％Ｏ₂／６７％Ｎ₂中における５分後の１容量％セボフルラン ２）Ｎ₂中の５分後の１容量％エンフルラン ３）Ｎ₂中の０.６容量％ハロタン ４）Ｎ₂中の３分後の０.６容量％イソフルラン これらの結果は、本発明の装置および方法を使用すれば、検討中の麻酔ガスの ４種類がＤＭＳＯ中の金微小カソード上でうまく電気化学的に還元されることを 示している。これは驚くべき発見であると考えられる。何故ならば、従来、ハロ タンだけが容易に還元できると思われてきたからである。

【手続補正書】特許法第１８４条の８ 【提出日】１９９５年７月１８日 【補正内容】 およびガスのような他の濃度を測定するための技術を改良する要望がある。電流 測定用電気化学的測定に基づく、Ｎ₂Ｏおよび麻酔ガスハロタンの臨床測定装置 は知られている。例えばＮ₂Ｏおよびハロタンは水性電解質中の銀カソード上で 測定することができる（Clin．Phys．Physiol．Meas.，８（１９８７）３−３８ 参照）。しかしながら、通常の麻酔ガスであるイソフルランは今日まで水性およ び非水性溶液中では電極材料の幅広い範囲にわたり電気化学的に不活性であると 思われてきた（J．Electroanal．Chem．２４４（１９８８）２０３−２１９参照 ）ため、このような測定技術には不向きであった。 特に、ある範囲のガスの濃度を別個にまたはガス混合物中の成分として正確に 測定することができ、かつ使用が容易で比較的安価な装置が必要である。本発明 はこのような装置およびそれに用いる方法を提供することを目的としている。 ある一つの観点では、本発明によれば、流体中の１以上のガス濃度を測定する 装置であって、ガスに対して浸透可能な膜と該膜によって保持される上記ガスの ための溶媒と、溶媒と接触状態にある１００００平方ミクロン以下の表面積を有 する作用電極と、上記溶媒に対して接触状態にあるカウンタおよび／または参照 電極と、上記作用電極に対してある電位を与え、かつ上記溶媒中のガスを還元す るに有効な範囲を超える電位を、ある一つのガスと他のガスの還元生成物との間 の反応への干渉効果を最小にするに十分な速度で走査する手段と、上記第１のガ スの濃度の表示として所定の電位において発生する電流を測定する手段とを備え 、２以上のガスの濃度を測定する場合は存在する１以上の他のガスのそれぞれの 濃度の表示としてさらに１以上の所定の電位で発生する電流を測定する手段を備 える装置を提供するものである。 他の観点では、本発明は流体中の１以上のガスの濃度を測定するにあたり、上 記ガスに対して透過性を有する膜の一側に上記流体を適用し上記膜の他側では上 記ガスのための溶媒を保持させ、 上記溶媒中において上記ガスを還元するに十分な範囲を超えて走査される電位 を適用するために上記溶媒と接触状態にある１００００平方ミクロン以下の表面 積を有する作用電極を使用する方法であって、あるガスと他のガスの還元生成物 との間の反応による干渉効果を最小にするために上記電位差走査速度を十分なも のにし、 請求の範囲 １． 流体中の１以上のガス濃度を測定する装置であって、ガスに対 して浸透を示す膜と該膜によって保持される上記ガスのための溶媒と、上記溶媒 と接触状態にある１００００平方ミクロン以下の表面積を有する作用電極と、上 記溶媒に対して接触状態にあるカウンタおよび／または参照電極と、上記作用電 極に対してある電位を与え、かつ上記溶媒中のガスを還元するに有効な範囲を超 える電位を、ある一つのガスと他のガスの還元生成物との間の反応への干渉効果 を最小にするに十分な速度で走査する手段と、上記第１のガスの濃度の表示とし て所定の電位において発生する電流を測定する手段とを備え、２以上のガスの濃 度を測定する場合は存在する１以上の他のガスのそれぞれの濃度の表示としてさ らに１以上の所定の電位で発生する電流を測定する手段を備える装置。 ２． 流体中の１以上のガスの濃度を測定するにあたり、上記ガスに対 して透過性を有する膜の一側に上記流体を適用し、上記膜の他側では上記ガスの ための溶媒を保持させ、 上記溶媒中において上記ガスを還元するに十分な範囲を超えて走査される電位 差を適用するために上記溶媒と接触状態にある１００００平方ミクロン以下のの 表面積を有する作用電極を使用し、 あるガスと他のガスの還元生成物との間の反応による干渉効果を最小にするた めに上記電位操作速度を十分なものにし、 上記第１のガスの濃度の表示としてある所定の電位において発生する電流を測 定し、２以上のガス濃度を測定する場合は存在する１以上のガスの濃度のそれぞ れの表示としてさらに１以上の所定の電位において発生する電流を測定する方法 。 ３． 上記作用電極の表面積を１００平方ミクロン以下とする請求項２ 記載の方法。 ４． 上記ガスが酸素および二酸化炭素である請求項２または３のいず れかに記載の方法。 ５． 上記ガスが酸素、二酸化炭素および窒素酸化物である請求項２ま たは３に記載の方法。 ６． 上記ガスが麻酔ガスである請求項２または３に記載の方法。 ７． 上記ガスが麻酔ガスと酸素、二酸化炭素および窒素酸化物の１以 上からなる請求項２または３に記載の方法。 ８． 上記溶媒がジメチルスルホキシドである請求項２ないし７のいず れかに記載の方法。 ９． 上記電位走査速度が０.１ないし１０Ｖ／ｓである請求項２ない し８のいずれかに記載の方法。 １０． 上記作用電極を測定直前に走査範囲内の電位に保持することによ り前調整する請求項２ないし９のいずれかに記載の方法。 １１． 上記作用電極の表面積を１００平方ミクロン以下とする請求項１ 記載の装置。

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １． 流体中の１以上のガス濃度を測定する装置であって、ガスに対 して浸透を示す膜と該膜によって保持される上記ガスのための溶媒と、作用電極 と、上記溶媒に対して接触状態にあるカウンタおよび／または参照電極と、上記 作用電極に対してある電位を与え、かつ上記溶媒中のガスを還元するに有効な範 囲を超える電位を、ある一つのガスと他のガスの還元生成物との間の反応への干 渉効果を最小にするに十分な速度で走査する手段と、上記第１のガスの濃度の表 示として所定の電位において発生する電流を測定する手段とを備え、２以上のガ スの濃度を測定する場合は存在する１以上の他のガスのそれぞれの濃度の表示と してさらに１以上の所定の電位で発生する電流を測定する手段を備える装置。 ２． 流体中の１以上のガスの濃度を測定するにあたり、上記ガスに対 して透過性を有する膜の一側に上記流体を適用し、上記膜の他側では上記ガスの ための溶媒を保持させ、 上記溶媒中において上記ガスを還元するに十分な範囲を超えて走査される電位 差を適用するために上記溶媒と接触状態にある作用電極を使用し、 あるガスと他のガスの還元生成物との間の反応による干渉効果を最小にするた めに上記電位操作速度を十分なものにし、 上記第１のガスの濃度の表示としてある所定の電位において発生する電流を測 定し、２以上のガス濃度を測定する場合は存在する１以上のガスの濃度のそれぞ れの表示としてさらに１以上の所定の電位において発生する電流を測定する方法 。 ３． 上記作用電極の表面積を１００００平方ミクロン以下、好ましく は１００平方ミクロン以下とする請求項２記載の方法。 ４． 上記ガスが酸素および二酸化炭素である請求項２または３のいず れかに記載の方法。 ５． 上記ガスが酸素、二酸化炭素および窒素酸化物である請求項２ま たは３に記載の方法。 ６． 上記ガスが麻酔ガスである請求項２または３に記載の方法。 ７． 上記ガスが麻酔ガスと酸素、二酸化炭素および窒素酸化物の１以 上からなる請求項２または３に記載の方法。 ８． 上記溶媒がジメチルスルホキシドである請求項２ないし７のいず れかに記載の方法。 ９． 上記電位走査速度が０.１ないし１０Ｖ／ｓである請求項２ない し８のいずれかに記載の方法。 １０． 上記作用電極を測定直前に走査範囲内の電位に保持することによ り前調整する請求項２ないし９のいずれかに記載の方法。 １１． 上記作用電極の表面積を１００００平方ミクロン以下、好ましく は１００平方ミクロン以下とする請求項１記載の装置。