NO338473B1 - Elektrokjemisk sensor for in-vivo eller ex-vivo målinger av partialtrykket av karbondioksid i levende vev - Google Patents

Description

Foreliggende oppfinnelse omhandler en fysiologisk sensor, spesielt for partialtrykket av karbondioksid (pCCh), for eksempel, in vivo eller ex vivo, f.eks. i eller på overflatene av kroppsvev eller organer.

Iskemi er et medisinsk uttrykk for en mangel i blodtilførsel til et organ. Hvis den er alvorlig, kan den føre til død for det påvirkede vev (infarkt). En sensor kan tilveiebringes for å måle vevets pCCh, som er en parameter som øker signifikant under de tidlige og reversible stadier av iskemi. En slik sensor tilveiebringer foretrukket evnen til å identifisere begynnelsen av iskemihendelser gjennom sanntids-data.

Iskemi er den mest alminnelige dødsårsak i den vestlige verden. Derfor er for eksempel myokaridalinfarkt, cerebralt infarkt og andre tilstander kjennetegnet ved hypoperfusjon til ett eller flere organer hovedfaktorer i dødelighet.

Reperfusjon, reversering av iskemi, er ofte mulig hvis en iskemi oppdages i tide. Tidlig oppdagelse av iskemi fulgt av egnet kjemisk behandling (f.eks. med et middel slik som streptokinase, urokinase eller t-PA som tjener til å lyse trombi eller emboli) eller kirurgisk inngrep kan derfor redde det påvirkede organ så vel som pasientens liv.

Mens hjertet kan overvåkes kontinuerlig for iskemier ved anvendelse av en elektrokardiograf (ECG), kan andre organer bli alvorlig iskemiske og rammes av irreversibel skade før noe symptom påvises. Mange organer er faktisk "silent" når det gjelder iskemi. Fenomenet silent myokardialinfarkt er også godt gjenkjent. Videre kan lever og nyre være alvorlig iskemiske uten varselsymptomer før organ-skaden er irreversibel.

Det er kjent at det er en klar korrelasjon mellom pCCh i eller på et organs overflate og nærværet av en iskemi i det organet. Under vevs metabolsk acidose, f.eks under den anaerobe metabolismen som forekommer i en iskemi i ethvert organ eller vev, dannes store mengder karbondioksid. CO2er praktisk uttrykt fritt cellemembranpermeabelt og siden iskemiens blodstrøm for å transportere bort C02-en er fraværende eller begrenset, vil det forekomme CCh-oppbygning i det iskemiske vev og pCCb i eller på det iskemiske vev vil øke. Generelt, i den friske kroppen, er det maksimale pCCh i blod (venøst blod) 7-10 kPa og det maksimalePCO2i friskt (aerobt) vev er omtrent 1-6 kPa høyere, selv om maksimumsverdien kan variere fra organ til organ, f.eks. 8-12 kPa for nyrer, 7-11 kPa for lever, 8-12 kPa for intestinal serosa, og 12-19 kPa for intestinal mukosa. Når oksygentilførse-len synker under det kritiske oksygenleveringsnivå, kan pCCh verdier målt i vevet stige med 3 til 10 ganger og de forhøyede pCCh nivåer gir en klar indikasjon på anaerob metabolisme og følgelig, hvis egnet, på iskemi.

En enkel sensor som er spesielt egnet for pCCh måling, spesielt som del av en teknikk for å overvåke iskemier, er beskrevet i WO 00/04386.

Sensoren omfatter et lukket kammer avgrenset, minst delvis, av en vesentlig vanntett, karbondioksidpermeabel membran. Kammeret inneholder minst to elektroder og en film av vesentlig elektrolyttfri væske, så som avionisert vann. Væsken kontakter membranen og begge elektroder slik at karbondioksid som krysser membranen øker konsentrasjonen av bikarbonationer i, og følgelig konduktiviteten av, væsken.

Oppfinnerne har identifisert at ved noen omstendigheter kan selv en vesentlig vanntett membran tillate fluidtransport over membranen hvis det er en tilstrekkelig stor osmotisk gradient over membranen. For eksempel, hvis sensoren anvendes in vivo, kan et tilstrekkelig stort osmotisk trykk forårsakes over membranen ved forskjellen i osmolalitet mellom kroppen og væsken i kammeret til å forårsake at vann krysser membranen. Dette er uønsket, siden konsentrasjonen av bikarbonationer i kammeret vil påvirkes.

Foreliggende oppfinnelse søker å ta opp dette nylig identifiserte problem.

Sett fra et første aspekt, tilveiebringer oppfinnelsen en fysiologisk avfølende anordning for målingen av pCCh, anordningen omfatter: en lukket kammer som er avgrenset, minst delvis, av en karbondioksidpermeabel membran; og

minst to elektroder inne i kammeret,

hvori kammeret inneholder en vesentlig elektrolyttfri væske i kontakt med elektrodene og membranen og

hvori væsken inneholder en ikke-ionisk eksipiens.

Ifølge oppfinnelsen, inneholder væsken i kammeret derfor en ikke-ionisk eksipiens. På denne måten kan osmolariteten av væsken i kammeret økes for å forhindre utgang av væsken over membranen, uten å påvirke væskens elektriske karakteristikker.

Eksipiensen skulle ha minst isotonisk konsentrasjon, dvs. skulle være is-osmotisk med en vandig løsning av 0,9% w/v NaCI. Osmolaliteten av eksipiensen i kammeret kan derfor være større enn den for 0,9% w/v vandig NaCI, foretrukket større enn den for 1,8% w/v vandig NaCI (to ganger isotonisk konsentrasjon). Os-molaliteter større enn den for 4,5% w/v vandig NaCI (fem ganger isotonisk konsentrasjon), eller til og med større enn den for 9% w/v vandig NaCI (ti ganger isotonisk konsentrasjon) kan anvendes.

Enhver egnet eksipiens kan anvendes som kan passe inn i bikarbonatreak-sjonen i kammeret. Eksipiensen skulle også være løselig i væsken, for eksempel, vann. Eksipiensen er også ønskelig en akseptabel farmasøytisk eksipiens for int-ravenøs anvendelse og med lav viskositet for enkel fylling av kammeret. Eksipiensen skulle foretrukket være steriliserbar og lagerstabil. Det er ønskelig at eksipiensen skulle inhibere mikrobiologisk vekst.

En egnet eksipiens er polyetylenglykol (PEG) og den nåværende foretrukne eksipiens er propylenglykol.

Med vesentlig elektrolyttfri menes at væsken har en ionisk osmolalitet som ikke er større enn den ved 37°C for en vandig 5 nM natriumkloridløsning, foretrukket ikke mer enn den for en 500 \ iM natriumkloridløsning, mer spesielt ikke mer enn den foren 10_<5>til 10-<6>M HCI løsning.

Foretrukket er væsken som er i kontakt med elektrodene vandig, og spesielt foretrukket er den vann, vesentlig elektrolyttfritt som definert over. Andre løsemid-ler som reagerer med CO2for å øke eller redusere deres konduktans, f.eks. ved produksjonen eller nøytraliseringen av ioner, kan anvendes på lignende vis. I prak-sis, har det imidlertid blitt funnet at avionisert eller destillert vann med eller uten tilsetningen av en sterk syre (f.eks. HCI) til en konsentrasjon på 0,1 til 100 \ iM, foretrukket 0,5 til 50 \ iM, mer spesielt omkring 1 \ iM, fungerer spesielt godt. Funksjonen av denne lille tilsetningen er generelt å opprettholde væskens pH-verdi ved 6 eller under for å unngå signifikante bidrag til konduktansen ved hydroksylioner og å opprettholde lineariteten av målingene av pCCh.

De primære komponentene i pCCh sensoren er et elektrodekammer, en CCh-permeabel membran som danner minst del av elektrodekammerets vegg, første og andre elektroder som har overflater inne i nevnte kammer (eller tilveiebringer indre overflater til nevnte kammer), og en væske (som er generelt vesent- Ng elektrolyttfritt vann) i elektrodekammeret i kontakt med membranen og de første og andre elektrodene. Sensoren inkluderer eller kan forbindes til en AC strømfor-syning, en konduktants- (eller resistans-) bestemmende anordning, en signalgene-rator (som kan være del av den bestemmende anordning) og eventuelt en signal-transmitter.

Mekanismen som pCCh bestemmes ved, ved anvendelse av sensoranord-ningen ifølge oppfinnelsen er ukomplisert. I et rent protisk løsemiddel, f.eks. vann, er den elektriske resistansen høy på grunn av knappheten på ioniske spesier. Til-setning av CO2resulterer i dannelse (med vann) av H+ og HCO3"ioner og derfor en reduksjon i den elektriske resistansen. Siden den eneste faktoren som er an-svarlig for reduksjon i resistans i sensoren er CO2som passerer gjennom membranen, muliggjør forandringen i resistans at pCCh kan måles.

Fra likevektskonstanten for H2O + CO2til H+ + HCO3- likevekten, er CO2konsentrasjonen lik apCCh (hvor a ved 25°C er 0,310). Den elektriske konduktiviteten for protoner er Gh+= 349,8 S.cm<2>/mol, den for hydroksyl er Goh- = 198,3 S.cm<2>/mol og den for bikarbonat er Ghco3- = 44,5 S.cm<2>/mol. Konsentrasjonene av H+ og OH- varierer inverst, og konsentrasjonene av H+ og HCO3"er direkte propor-sjonale med pC02. Løsningens totale konduktans er derfor effektivt proporsjonal med pC02siden bidraget til OH- er minimalt. Løsningens konduktivitet Giøsning er derfor gitt ved:

hvor ©h+, ©OH- og ©hco3- er aktivitetskoeffisientene for de tre ioniske spesiene.

Tabell 1 underviser, som eksempel, målte pC02og pH-verdier og tilsvarende beregnede verdier for H+, OH"og HCO3"konsentrasjoner som viser øknin-gen av H+ og HCO3"med økende pC02.

(pC02og pH er målt med en standard blodgassanalysator, ABL® System 625 ved 37°C).

Den elektriske konduktiviteten måles i løsemiddelfilmen i sensoren ifølge oppfinnelsen. Dette kan gjøres ved å påføre en konstant spenning (eller strøm) til elektrodene og måle spennings- (eller strøm) forandringene som tilsvarer til for-andringer i konduktivitet ettersom CO2entrer løsemidlet gjennom membranen. Foretrukket påføres imidlertid en alternerende sinusbølgefunksjon spenning med en konstant toppverdi og spenningsfallet over elektrodene måles. Løsningens konduktivitet er så lik strømmen ført gjennom elektroden dividert med spenningsfallet over elektrodene.

PCO2sensoren kan virke ved å påføre et alternerende elektrisk potensial til elektrodene for derved å forårsake en alternerende strøm i væsken. Væsken skulle være reaktiv med karbondioksid for å forandre dens konduktans. Det elektriske potensialet kan ha en frekvens på 20 til 10.000 Hz, foretrukket 100 til 4.000 Hz.

PCO2sensorene ifølge oppfinnelsen tilveiebringes med eller kan forbindes til en elektrisk strømkilde arrangert for å påføre et alternerende kjemisk potensial over elektrodene med en frekvens på 100 til 10.000 Hz. Frekvensen er foretrukket større enn 1 kHz. Frekvensen er foretrukket mindre enn 5 kHz, mer foretrukket mindre enn 2 kHz. Ved frekvenser under 100 Hz, er sensitiviteten for pCCh be-stemmelse lavere på grunn av elektropolarisering og videre blir instrumentets responstid altfor treg, mens ved frekvenser over 10 kHz er sensitiviteten igjen mindre på grunn av den lave impedansen av kapasitansene i sensoren.

Strømkilden kan være en AC strømkilde eller alternativt en DC kilde i forbindelse med en oscillator, dvs. en kombinasjon som sammen utgjør en AC strøm-kilde.

Strømkilden er foretrukket slik at den maksimale strømtettheten gjennom væsken ved elektrodene ikke er mer enn 50 A/m<2>, foretrukket ikke mer enn 30 A/m<2>, mer foretrukket ikke mer enn 20 A/m<2>, spesielt ikke mer enn 10 A/m<2>, og mest foretrukket omkring 1 A/m<2>eller under. Høyere strømtetthetsverdier på 20 A/m<2>eller større skulle bare anvendes ved de høyere frekvenser, f.eks. 1-10 kHz. Den minste maksimale strømtetthet bestemmes ved deteksjonsgrensene, men verdier ned til 10"<8>A/m<2>er brukbare. Den minste maksimale strømtetthet vil imidlertid generelt være minst 0,1nA/m<2>.

Ved drift ved slike strømtettheter og spenningsfrekvenser, og ved egnet konstruksjon, kan sensoren bestemme konduktansen/resistansen av væsken som CO2migrerer inn i uten noe signifikant tap i nøyaktighet som oppstår som et re-sultat av elektropolariseringen av elektrodene.

For spesielt høy nøyaktighet, bestemmes potensialet eller strømmen over elektrodene (og følgelig resistansen eller konduktansen av væsken mellom elektrodene) ved anvendelse av en synkroniseringsforsterker satt til den samme frekvensen som den for spenningsgeneratoren eller den elektriske strømkilde.

Det er videre foretrukket å inkorporere et høypassfilter i deteksjonen for å skille ut strøm med en frekvens mindre enn 100 Hz, foretrukket mindre enn 150 Hz. Filteret er foretrukket et passivt filter, for eksempel en kondensator og en re-sistor.

Strømkilden og detektorstrømkretsen kan, hvis ønsket, inkluderes i sensoren ifølge oppfinnelsen. I dette tilfellet, er det ønsket at sensoren er trådløs, den vil foretrukket også være utstyrt med anordninger som muliggjør at signalet kan de-tekteres på langt hold, f.eks. en transmitter, for eksempel, en RF transmitter. På denne måten kan sensoren implanteres, for eksempel, i en pasient med risiko.

En ytterligere elektrode kan tilveiebringes som er elektrisk forbundet til pasienten, foreksempel, til pasientens hud. Signalet fra denne ytterligere elektroden kan bearbeides med signalet fra sensoren for å kompensere for den elektromag-netiske støy fra pasienten.

Elektropolariseringseffekter blir betydelig redusert ved å øke overflatearea-let av elektrodene i kontakt med væsken, f.eks. ved å plassere elektrodene i brøn-ner plassert borte fra membranplanet eller ved å anvende ikke-plane elektrode-overflater, f.eks. grove eller strukturerte overflater. Det er derfor generelt ønskelig å ha så stort forhold av elektrodeoverflateareal til væskekontakt som mulig, og en væskedybde som er så grunn som mulig over så mye som mulig av dets kontaktareal med membranen. På denne måten reduseres responstiden, elektropolarisering reduseres, lavere frekvenser kan anvendes og spredningskapasitanseffekter blir betydelig redusert.

Øket elektrisk resistans i forhold til resistansen ved elektrodene kan oppnås ved å begrense tverrsnittsarealet av den elektriske veien gjennom væsken mellom elektrodene ved en sone i hvilken væsken er i kontakt med membranen, f.eks. ved å redusere dybden av væsken for en del av veien mellom elektrodene, og/eller

ved å sikre et relativt stort kontaktareal mellom hver elektrode og væsken.

Væskens resistans ved membranen og mellom elektrodene kan økes ved anvendelsen av strukturelle elementer for å definere væskekanaler over membranen mellom elektrodene, f.eks. ved å plassere membranen over eller tilstøtende en isolerende kammerveggdel som slike kanaler dannes i, for eksempel, ved et-sing. På lignende måte kan en porøs avstandsholder plasseres mellom membranen og kammerveggen for å definere væskedybden.

Slike avstandsholdere er faktisk viktige å anvende hvor, under trykkbeting-elsene som erfares ved bruk, membranen er tilstrekkelig fleksibel og væskedybden bak membranen tilstrekkelig liten, for at den målte konduktansen skal variere med trykk.

I et foretrukket arrangement, omfatter sensoren:

en sensorhoveddel som har en longitudinal akse;

minst to elektroder atskilt i en retning på tvers av sensorhoveddelens longitudinale akse;

flere bærerelementer som strekker seg utover fra sensorhoveddelens akse og definerer mellom tilstøtende bærerelementer minst én væskekanal som tilveiebringer en fluidbane mellom elektrodene; og

en gasspermeabel membran båret av bærerelementene og som tilveiebringer en yttervegg for væskekanalen(e).

Dette arrangementet tilveiebringer en kompakt konfigurasjon av sensoren med en longitudinal geometri som er egnet for innføring i et organ. Bærerelementene er videre i stand til å tilveiebringe fysisk støtte for membranen, så vel som å definere væskekanaler med lite tverrsnittsareal som tillater nøyaktig måling.

For å redusere elektropolariseringseffekten nevnt over, kan elektrodene være lokalisert i en uthuling i sensorhoveddelen som har et større tverrsnittsareal enn væskekanalene. På denne måten reduseres strømtettheten rundt elektrodene ved det større volumet for væsken.

Sensorens elektroder kan strekke seg longitudinalt utover, for eksempel pa-rallelt med sensorhoveddelens longitudinale akse.

På lignende måte kan væskekanalen(e) være tverrgående, for eksempel, vinkelrett, til sensorhoveddelens longitudinale akse. I et foretrukket arrangement, omfatter sensoren flere væskekanaler. Sensoren kan for eksempel omfatte minst tre væskekanaler.

Bærerelementene kan være tverrgående til sensorhoveddelens longitudinale akse. Bærerelementene kan for eksempel være vinkelrett på sensorhoveddelens longitudinale akse i periferiretningen. I et foretrukket arrangement, er bærerelementene i form av ringer dannet rundt sensorhoveddelens longitudinale akse. Tverrsnittet av bærerelementene kan være enhver egnet form. Det har spesielt blitt funnet at bærerelementer med et vesentlig triangulært, spesielt sagtan-net, tverrsnitt spesielt enkelt dannes ved sprøytestøping. Alternativt, kan det anvendes et vesentlig rektangulært tverrsnitt. Bærerelementene kan dannes integrert med sensorhoveddelen, for eksempel, ved sprøytestøping. Sensoren omfatter foretrukket minst fire bærerelementer.

Sensorhoveddelen og/eller sensoren kan være generelt sylindriske. Membranen kan arrangeres for å omgi sensorhoveddelen.

Den beskrevne geometrien kan anvendes til enhver egnet sensor. I det foretrukne arrangement, er sensoren en pC02sensor.

Hvis sensoren er utformet med væskefilmen på plass, er elektrodene foretrukket av, eller plettert med, et inert materiale slik at resistiviteten av væsken ikke vil forandres signifikant med lagring. Egnede materialer inkluderer platina (spesielt svart platina), gull, sølv, aluminium og karbon. Gull er spesielt foretrukket. Det er generelt foretrukket med inerte elektroder som ikke danner solvatiserte ioner.

Membranen kan være ethvert materiale som er permeabelt for CO2, og vesentlig impermeabelt for væskens løsemiddel, enhver elektrolytt og vann. Polytet-rafluoretylen, f.eks. Teflon®, silikongummi, polysiloksan, polyolefiner eller andre isolerende polymerfilmer kan anvendes, f.eks. ved tykkelser på 0,5 til 250 nm. Jo tykkere membranen er, jo tregere vil generelt sensorens responstid være. Jo tynnere membranen er, jo større er imidlertid risikoen for ikke-enhetligheter eller for perforering eller annen skade. Tykkelsen av membranen vil imidlertid beleilig være 1 til 100^m, foretrukket 50 til 100^m.

Kammerveggene av sensoren ifølge oppfinnelsen kan være av ethvert materiale, f.eks. plast. Materialet skulle foretrukket være i stand til å motstå betingel-ser som normalt anvendes ved sterilisering, f.eks. strålingssterilisering (for eksempel ved anvendelse av gammastråling) eller termisk sterilisering (for eksempel ved anvendelse av temperaturer på omkring 121°C som anvendt i autoklavsterilise-ring). I tilfellet med termisk sterilisering, vil væsken generelt bli fylt steril inn i sensoren etter sterilisering. Kammerveggene og membranen kan være av det samme materialet, f.eks. Teflon®, bearbeidet til å selvbærende vegger og en tynnere gasspermeabel membran.

Sensorene ifølge oppfinnelsen er generelt relativt rimelige og kan derfor, i motsetning til sensorer ifølge tidligere teknikk, være engangsanordninger. Elektrodekammeret kan videre uten vanskelighet lages ekstremt lite (i motsetning til tidligere teknikks glasselektrodeinneholdende sensorer hvor miniatyrisering innebærer uoverkommelige impedansproblemer).

Dette arrangementet tilveiebringer en sensor, spesielt en pCCh sensor som enkelt kan innføres inn i vevet til et dyr, inkludert et menneske som kan holdes tilbake i vevet under overvåkning og som enkelt kan fjernes når overvåkningen er fullstendig.

Anordningen er tilstrekkelig liten til at det ikke vil forårsake unødvendig for-styrring av vevet som skal overvåkes. Følgelig kan anordningen ha en maksimal diameter på 2 mm, foretrukket 1 mm.

Sensorene ifølge oppfinnelsen blir enkelt produsert til å ha en størrelse og konfigurasjon som er spesielt egnet til å måle pCCh på overflaten av eller i et organ, kanal eller vev, f.eks. hjerne, hjerte, lever, nyre, tarm eller muskel. Dette er spesielt interessant siden det tillater å overvåke funksjonen av organet, kanalen eller vevet, f.eks. under og etter transplantering, i intensiv pleie, etterskade, etc. og slik tillater tidlig oppdagelse av iskemier.

Partialtrykket bestemt ved sensoren kan være en kvantifisert verdi eller det kan ganske enkelt være en indikasjon om at pC02er over eller under én eller flere terskelverdier som indikerer iskemi eller ikke-iskemi, verdier som kan varieres i henhold til plasseringen av pCCh målingsstedet.

Sensoren kan anvendes for en enkeltmåling av pCCh eller kan, mer foretrukket, anvendes for kontinuerlig eller gjentatt overvåkning, spesielt av en pasient med risiko, for eksempel en pasient i intensiv pleie, som undergår eller restitueres fra en organ- eller vevstransplantasjonsoperasjon, vurdert som å ha ustabil ang-ina, restitueres fra en koronararterie bypassoperasjon, som lider av traumer (f.eks. av skjellettmuskel), eller som lider av hypervolemi (f.eks. sjokk).

Anordningen kan omfatte flere sensorer for respektive fysiologiske para-metere. For eksempel kan anordningen omfatte en matrise av sensorer. Slike sensorer kan måle én eller flere av for eksempel partialtrykket av karbondioksid, partialtrykket av oksygen, temperatur, pH eller glukosekonsentrasjon. I den nåværende foretrukne utførelse, omfatter anordningen en temperatursensor og en pCCh sensor.

En utførelse av oppfinnelsen vil nå bli beskrevet, bare som eksempel, med referanse til de medfølgende tegninger, i hvilke: Figur 1 er et skjematisk diagram av et fullstendig avfølende system som in-korporerer sensoren ifølge oppfinnelsen; Figur 2 er et skjematisk diagram som illustrerer måleprinsippet for sensoren i systemet ifølge Figur 1; Figur 3 er en delvis gjennomskåret betraktning av en sensor ifølge oppfinnelsen; Figur 4 er en tverrsnittsbetraktning langs linje A-A i Figur 3; Figur 4a er en forstørret betraktning av detaljen indikert av sirkelen i Figur 4; og

Figur 5 er en betraktning av sensoren i Figur 3 med membranen fjernet.

I samsvar med oppfinnelsen, omfatter et pCCh avfølende system en en-gangssensorenhet 1, en elektronisk overflateenhet 2, og en monitorenhet 3, som vist i Figur 1.

Engangssensorenheten leveres pakket og sterilisert. Den består av en membranbeskyttet konduktometrisk sensor 4 med en diameter på mindre enn 1 millimeter, og en temperaturprobe 5 integrert i sensorenheten. Wirer 6 forbinder sensoren 4 og proben 5 elektrisk ved hjelp av et koplingspunkt til den elektriske overflateenheten 2. Alternativt kan en trådløs forbindelse tilveiebringes mellom sensorenheten 1 og overflateenheten 2.

Den elektroniske overflateenheten 2 sender og mottar signaler til og fra sensorenheten 1. Den plasseres på pasientens hud, utfører signalbearbeidelse og overfører det tilpassede signalet til monitorenheten 5 (3?).

Monitorenheten 3 er basert på en bærbar datamaskin 7 med PCMCIA inn-gangs-/utgangskort 8 og Labview programvare (tilgjengelig fra National Instruments Corporation i Austin, Texas).

PCO2sensoren 4 anvendes for målinger av nivået (partialtrykket) av CO2(PCO2) i et fluid, ifølge måleprinsippet illustrert i Figur 2. Målekammeret består av to små hulrom 9 med én elektrode 10 plassert i hver. De to hulrommene 9 er forbundet med én eller flere passasjer 11 innelukket av en semi-permeabel membran 12, dvs. en membran som bare tillater transport av CO2inn og ut av volumet av sensoren 4. Hele volumet er fylt med avionisert vann og 5% propylenglykol. Konduktiviteten i vannet avhenger av pCCh, og ved å måle konduktiviteten mellom elektrodene 10 i volumet kan en trekke ut informasjon om pCCh.

Som vist i figurene 3 til 5, omfatter sensorenheten 1 en sprøytestøpt plast-bærer 23, som er vesentlig sylindrisk og omgitt av den semi-permeable membranen 12. Bæreren 23 har en konisk spiss 24 ved dens distale ende og en hoveddel 25 som strekker seg proksimalt fra spissen 24. På hoveddelen 25 monteres det, ved liming, to gullelektroder 10. Elektrodene 10 strekker seg longitudinalt langs motstående sider av hoveddelen 25 og er innlemmet i respektive fordypninger i hoveddelen 25.

Mellom spissen 24 og hoveddelen 25, er det tilveiebrakt en avskåret konisk utkraging 26 for å feste membranen 12 ved friksjonstilpasning. En tilsvarende utkraging 26 er tilveiebrakt ved den proksimale ende av hoveddelen 25. Membranen 12 kan limes til bæreren 23, men det er viktig at limet som anvendes for å feste membranen 12 og elektrodene 10 velges slik at det ikke lekker ioner til det vann-fylte kammeret dannet mellom hoveddelen 25 av bæreren 23 og membranen 12. Videre kan forseglingsoverflatene av bæreren 23 gjøres selektivt hydrofobe for å unngå dannelsen av en vannfilm som ioner kan lekkes inn i.

Membranen 12 kan også festes til bæreren 23 ved hjelp av krympeforbin-delse og en myk pakning, hvis nødvendig. Membranen 12 kan virke som paknin- gen, spesielt når membranen 12 er dannet av silikongummi. En varmekrympe-mansjett kan anvendes for å danne krympeforbindelsen. Alternativt kan metall-krymperinger anvendes på steder som tilsvarer de av forseglingsutkragingene 26.

Hoveddelen 25 av bæreren 23 er utstyrt med flere spiler 27 som formes med en sagtannprofil for enkel støping. Spilene 28 tilveiebringer mekanisk støtte til membranen 12 og definerer også fluidpassasjene 11 som er nødvendige for at sensoren 4 skal fungere effektivt. Mellom hver elektrode 10 og fluidpassasjen dannet mellom spilene 27 er det tilveiebrakt et reservoar 9 dannet ved utsparingen som elektroden 10 er plassert i. Reservoaret 9 tilveiebringer et område med relativt lav strømtetthet rundt elektrodene 10 for å redusere elektropolariseringseffekter.

Under produksjon, er membranen 12 fiksert på bæreren 23, mens den sen-kes ned i det avioniserte vannet og propylenglykolløsningen, slik at kammeret avgrenset av membranen 12, elektrodene 10 og spilene 27 fylles fullstendig med væske. Dette kammeret danner derfor en pCCh sensor som vist skjematisk i Figur 2.

Det er mulig at sensoren 1 inkluderer mer enn ett avfølende kammer. For eksempel, kan to parallelle elektroder 10 atskilt av et veggelement være tilveiebrakt på hver side av bæreren 23. Et avfølende kammer blir derfor dannet mellom én elektrode 10 på én side av bæreren 23 via fluidpassasjene 11 mellom spilene 27 på toppen av bæreren 23 til én av elektrodene 10 på den andre siden av bæreren 23. Et tilsvarende avfølende kammer er tilveiebrakt mellom de gjenværende elektrodene 10 og fluidpassasjene 11 på bunnen av bæreren 11. En elektrode 10 fra hvert av disse kamrene kan være elektrisk forbundet til den tilsvarende elektrode fra det andre kammeret, slik at det elektriske signalet fra sensoren reflekterer konduktiviteten av begge kamrene.

Integrert i den proksimale enden av bæreren 23 er en temperatursensor 5 i form av et termoelement. Temperatursensoren 5 anvendes både for pCCh korrige-rende beregninger og for at de målte vevstemperaturene skal vises på monitoren 3, som er informativ for medisinsk diagnose. Temperatursensoren 5 har et mini-mumsmåleområde på 33-42°C og en minimumsnøyaktighet på +/- 0,2°C.

En båndkabel 6 er elektrisk og mekanisk forbundet til elektrodene 10 og temperatursensoren 5. Elektrodene 10 dannes som forlengelser av båndkabelen 6 sine ledere. Alternativt, kan elektrodene dannes ved plettering på bæreren 23.

Hvis kabelen 6 og forbindelsen til bæreren 23 er tilstrekkelig sterke, kan kabelen 6 anvendes for å trekke sensorenheten 1 fra dens bruksposisjon. Alternativt, kan en Kevlarledning være tilveiebrakt, for eksempel, inkorporert med båndkabelen 6, for å tilveiebringe en sterk ekstern mekanisk forbindelse.

Membranen 12 kan strekke seg proksimalt fra bæreren 23 med kabelen 6 for å danne et kateter rundt kabelen 6. Alternativt, kan et separat kateter 28 være tilveiebrakt. I dette tilfellet, er kateteret 28 bundet til bæreren 23 proksimalt av elektrodene 10 og membranen 12.

Kateterspissen med den integrerte sensoren 4 plasseres 0,5 - 4 cm inn i organvev under kirurgiske prosedyrer for å overvåke iskemi i løpet av en periode på opp til to uker. Sensoren kan anvendes i ortopedisk og rekonstruerende kirurgi og i organer slik som leveren, nyrene, hjertemuskelen, hjernen og tarmene. Et innføringsverktøy (ikke vist) kan anvendes for plasseringen av sensoren 4, og det kan være et fikseringshjelpemiddel for å holde sensorspissen på plass.

Sensorenheten 1 har en maksimal diameter på 1 mm og den maksimale av-standen fra kateterspissen til sensorelementet er 2 mm. Sensoren 4 har et minimum pC02måleområde på 2-25 kPa, med en minimum detekterbar pCCh forskjell på 0,2 kPa. Den maksimale respons for sensoren 4 er 20 sekunder. Den maksimale tillatte målestrømmen (er) i ethvert område av fluidkammeret er slik at j<1 mA/cm<2>mens den målende innkommende spenning ikke er mer enn 50 mV RMS.

Elektrodene 10 er gullplettert og deres totalareal er omtrent 0,3 mm<2>. Måle-frekvensen fmeasskulle være høyere enn 100 Hz. Ved lavere frekvenser vil polari-sen ngseffekter i målekammeret dominere målingene. Ved frekvenser over 10 kHz, blir den lave impedansen av kapasitansene et signifikant tema. Måleresistansen R_measure er i området 500 kOhm til 7 MOhm.

Sensoren 4 er elektrisk forbundet til en elektronisk overflateenhet 2 lokalisert på pasienthuden med båndkabelen 6, som har en lengde mellom 5 cm og 1 meter. Den maksimale diameteren av kabelen/kateteret er 1 mm og den foretrukne lengden av kabelen/kateteret er 25 cm. Kabelen/kateteret er myk og fleksibel slik at det ikke overdrevent forstyrrer de(t) nærliggende vev og organer. Kabelen/kateteret og dens/dets forbindelser er også tilstrekkelig robuste til å motstå de sterke trekkende krefter som kan forårsakes av både normal og "unormal" bruk.

Under sterilisering, lagring og transport er sensorenheten 1 dekket av avionisert, sterilt og endotoksinfritt vann for å sikre at det vesentlig ikke er noe netto vanntap fra sensorreservoaret.

Som vist i figurene 1 og 2, omfatter den elektroniske overflateenheten 2 en sinusgenerator 13 som tilveiebringer en spenning på minst 5 volt og en strømtil-førsel på 50 mV, og drives av batterier 14. Et filter 15 er tilveiebrakt for filtrering eller gjennomsnittsberegning av inndataene av synkroniseringsforsterkeren 16. Et passivt filter kan anvendes som reduserer strømforbruket. En pre-forsterker 17 kombineres med en servomekanisme for å fjerne DC strøm fra signalet for å redusere elektrolyseeffekter. Ifølge servoarrangementet, føres utdataene fra pre-for-sterkeren tilbake til dens inndata via et lavpasseringsfilter. Derfor føres bare DC komponentene av utdataene tilbake og opphever enhver DC strøm trukket gjennom pC02sensoren. På denne måten sikres det at det ikke er noen DC strøm gjennom pCCh sensoren som ville bryte ned elektrodene. Den anvendte "op-amp-en" i dette trinnet forbruker minimalt med strøm og har en stor CMMR verdi. På samme tid er formagnetiseringsstrømmen minimal. En synkroniseringsforsterker 16 forsterker AC signalet fra sensoren 4. Dette kan bygges med "op-amper" eller ved anvendelse av en IC-pakke med minst 1% nøyaktighet for signaldeteksjonen ved frekvenser under 1 kHz. En galvanisk deling 19 så som en optokopler eller spiralkopler er tilveiebrakt for å forhindre støyoverføring fra monitorenheten 3 og assosiert kabling 18. Optokopleren er normalt favorisert på grunn av støysignal-forholdet. En temperatursignalforsterknings- og kondisjoneringsenhet 20 er tilveiebrakt for å forsterke signalet fra temperatursensoren 5. Den elektroniske enheten 2 er drevet av et oppladbart og utbyttbart standard type batteri 14. Batterikapasi-teten er tilstrekkelig for 14 dagers kontinuerlig overvåkning. Overflateenheten 2 er også utstyrt med en på/av indikator LED 21, og en batteristatusindikator (ikke vist). Kommunikasjon mellom overflateenheten 2 og monitoren 3 er analog gjennom en skjermet kabel 18. Overflateenheten 2 kan imidlertid inkludere en analog til digital omformer slik at kommunikasjon mellom overflateenheten 2 og monitoren 3 kan være digital, for eksempel, ved digital kabel overføring eller digital trådløs overfø-ring. Kabelen 18 er minst 4 m lang og lett og fleksibel.

Som vist i figurene 1 og 2, genereres en AC-strøm av sinusgenerator 13 og tilføres til én av pC02sensorelektrodene 10 og til en synkroniseringsforsterker 16. Høypasseringssignalet fra den andre pCCh elektroden 10 føres gjennom et filter 15 til en lav-støy forsterker 17 og derfra til synkroniseringsforsterkeren 16 hvor det sammenlignes med referansesignalet generert av sinusgeneratorer 13. Komponenter som er ute av fase, dvs. uønskede komponenter, av signalet forkastes og den resterende delen av signalet forsterkes. Det forsterkede signalet er proporsjo-nalt med pC02(eller konduktansen) og føres videre for registrering eller ytterligere manipulering til monitoren 3.

Overflateenheten 2 kan også være elektrisk forbundet til en referanseelekt-rode (ikke vist) som er elektrisk forbundet til pasientens hud. Signalet fra referan-seelektroden kan anvendes for å kompensere signalene fra sensorenheten 1 for virkningen av elektromagnetisk støy generert av pasienten.

En enkelt overflateenhet 2 kan motta signaler fra flere sensorenheter 1 og tilveiebringer en sammensatt utgang til monitorenheten 3.

Monitorenheten 3 omfatter en bærbar PC 7 som inkluderer CD RWog IR port, og et PCMCIA l/O kort 8 som kan samle signaler fra minst 4 forskjellige overflateenheten samtidig. PCMCIA kortet 8 kan ha en integrert ikke-galvanisk kop-ling. Strømtilførselen 22 for monitorenheten 3 er av en medisinsk godkjent type som opererer på både 110 V og 230 V.

Programvarefunksjonene for monitorenheten 3 kan implementeres i Labview, en programvarepakke som er tilgjengelig fra National Instruments i Austin, Texas, og som er i stand til å håndtere opp til 4 forskjellige overflateenheter samtidig. Programvaren tilveiebringer muligheten for kalibrering av sensoren(e) med tre kalibreringspunkter og en andre ordens kalibreringsfunksjon. Programvaren kan modifiseres for å støtte ethvert annet antall kalibreringspunkter og type kalibreringsfunksjon. Programvaren har også muligheten til å utjevne signalet fra sensoren 4 over definerte tidsintervaller. Det er mulig å ha minst to alarmnivåer for må-leverdiene og to alarmnivåer for deres gradienter. Måleverdigradientene beregnes for individuelt definerte tidsintervaller. Alarmen er både synlig og hørbar. Det er mulig å stoppe en alarmindikasjon mens en holder de andre alarmene aktive. Monitoren 3 kan logge alle målte verdier, parameterinnstillinger og alarmer gjennom en hel økt. Med et 30 sekunders loggeintervall skulle det være en lagringskapasi-tet for minst 10 to-ukers økter på harddisken. Øktens logg kan lagres til en skrivbar CD i et format som kan leses av Microsoft Excel.

Oppsummert, en fysiologisk avfølende anordning for målingen av pC02inkluderer et lukket kammer avgrenset, minst delvis, av en karbondioksidpermeabel membran. Det er to elektroder inne i kammeret. Kammeret inneholder en vesentlig elektrolyttfri væske i kontakt med elektroder og membranen. Væsken inneholder en ikke-ionisk eksipiens for å forhindre vannutgang på grunn av en osmotisk gradient over membranen i bruk.

Claims (2)

1. Fysiologisk avfølende anordning (4) for målingen av pCCh, anordningen omfatter: et lukket kammer avgrenset, minst delvis, av en karbondioksidpermeabel membran (12); minst to elektroder (10) inne i kammeret, hvori kammeret inneholder en vesentlig elektrolyttfri væske i kontakt med elektrodene og membranen ogkarakterisert vedat væsken inneholder en ikke-ionisk eksipiens.

2. Fysiologisk avfølende anordning ifølge krav 1, hvori den ikke-ioniske eksipiensen er propylenglykol.