CN101023352A - 用于体内或离体测量活组织二氧化碳分压的电化学传感器 - Google Patents

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Abstract

一种用于测量pCO2的生理传感装置，其包括至少部分的以二氧化碳渗透膜(12)为界限的封闭室。在所述室内有两个电极(10)。所述室含有与电极(10)和膜(12)接触的基本不含电解质的液体。为了防止由于跨所用膜(12)的渗透压梯度引起的水流出，所述液体含有非离子赋形剂。

Description

用于体内或离体测量活组织二氧化碳分压的电化学传感器
本发明涉及一种生理传感器，特别是针对二氧化碳分压(pCO2)，例如体内或离体，例如在身体组织或器官的表面之中或之上。
局部缺血是用来描述器官供血不足的医学术语。如果严重的话，它能导致受影响组织的死亡(梗塞)。可以提供传感器用来测量组织pCO2，pCO2是在局部缺血的早期和可逆阶段期间显著增加的参数。这种传感器优选提供通过实时数据来鉴别组织缺血事件发生的能力。
局部缺血是在西方世界中引起死亡的最普遍的原因。因此，例如心肌梗塞、脑梗塞和以一或多个器官低灌注为特征的其它病况是致死的主要因素。
如果及时检测到局部缺血，再灌注，也即组织缺血的逆转，经常是可能的。因此，局部缺血的早期检测，之后接适当的化学治疗(例如使用试剂比如链激酶、尿激酶或t-PA来溶解血栓或栓塞)或外科介入能够挽救受影响的器官以及患者的生命。
尽管使用心电图仪(ECG)可以连续监测心脏的局部缺血，但是在检测到任何症状之前，其它器官可能已经严重局部缺血并遭受不可逆的损伤。事实上，当其局部缺血时，很多器官是“沉默的”。沉默的心肌梗塞现象现在被广泛认可。此外，在器官损伤不可逆之前，肝和肾的严重局部缺血可以是没有任何警报症状的。
已经知道在器官表面中或上的pCO2和该器官中存在局部缺血之间具有显著的相关性。在组织代谢性酸中毒期间，例如在任何器官或组织局部缺血时发生的厌氧代谢期间，形成大量的二氧化碳。CO2实际上可自由渗透细胞膜，并且因为缺乏转运出CO2的缺血血流或其受到限制，在局部缺血组织中将出现CO2积累并且在局部缺血组织中或上的pCO2将增加。通常在健康身体中，血液(静脉血)中最大pCO2是7-10kPa并且在健康(需氧)组织中最大pCO2大约高出1-6kPa，尽管不同器官之间该最大值可以变化，例如肾为8-12kPa、肝为7-11kPa、肠浆膜(intestinal serosa)为8-12kPa、和肠粘膜为12-19kPa。在氧供应下降到低于临界氧递送水平的地方，组织中测量的pCO2值可以升高3-10倍并且升高的pCO2水平是厌氧代谢的明确指征，并且如果合适，也是局部缺血的明确指征。
一种特别适于pCO2测量的简单传感器，特别是作为监测局部缺血技术的一部分，被描述于WO 00/004386。
该传感器包含至少部分的以基本不透水的二氧化碳渗透膜为界限的封闭室。该室含有至少两个电极和膜状基本无电解质的液体，比如去离子水。该液体与所述膜和两个电极接触，以致于跨膜二氧化碳增加所述液体中碳酸氢根离子的浓度并因而增加所述液体的传导性。
本发明人已经确认，在一些情况下，如果有足够大的跨膜渗透压梯度存在，即使是基本不透水的膜也可以允许流体的跨膜转运。例如，如果在体内使用传感器，身体和室中液体之间摩尔渗透压浓度(osmolality)的差异可以引起足够大的跨膜渗透压从而引起水跨越膜。因为室中的碳酸氢根离子浓度将受影响，这是不期望的。
本发明试图寻求解决这个新近被确认的问题。
从第一方面看，本发明提供一种测量pCO2的生理感应装置，该装置包含：
至少部分的以二氧化碳渗透膜为界限的封闭室；和
所述室内的至少两个电极，
其中所述室含有与所述电极和膜接触的基本不含电解质的液体和
其中所述液体含有非离子赋形剂。
因此，根据本发明，所述室中的液体含有非离子赋形剂。如此，能够增加室中液体的摩尔渗透压浓度从而防止液体跨越膜流出，而不影响液体的电特性。
所述赋形剂应该至少有等渗透压的浓度，即应该与0.9％w/v NaCl的水溶液是等渗透压的。因此，所述室中赋形剂的摩尔渗透压浓度可以大于0.9％w/v NaCl水溶液，优选大于1.8％w/v NaCl水溶液的摩尔渗透压浓度(两倍等渗透压浓度)。大于4.5％w/v NaCl水溶液(5倍等渗压浓度)或甚至大于9％w/v NaCl水溶液(10倍等渗压浓度)的摩尔渗透压浓度也可以使用。
可以应用任何合适的赋形剂，其被加到所述室中的碳酸氢盐反应中。赋形剂也应该在液体中例如水中是可溶的。也期望赋形剂是制药可接受的赋形剂，用于静脉内使用并具有简单填充所述室的低粘度。赋形剂应该优选是能灭菌的和保存稳定的。理想的是，所述赋形剂可以抑制微生物的生长。
合适的赋形剂是聚乙二醇(PEG)和当前优选的赋形剂是丙二醇。
基本无电解质，意思是指所述液体的离子摩尔渗透压浓度不大于37℃下5mM氯化钠水溶液，优选不超过500μM氯化钠溶液，更尤其不超过10-5-10-6M HCl溶液的离子摩尔渗透压浓度。
优选地，与电极接触的液体是含水的，特别优选是水，如上定义基本无电解质。同样可以使用与CO2反应而增加或降低其电导率的其它溶剂，例如通过离子的产生或中和来增加或降低其电导率。然而实际上，已经发现加或不加强酸(例如HCl)至浓度为0.1-100μM、优选0.5-50μM、更优选约1μM的去离子水或蒸馏水可以特别良好的工作。这种少量添加的酸的功能通常是维持液体的pH值在6或以下，以避免羟基离子对电导率的显著影响并维持pCO2测量的线性。
pCO2传感器的主要组件是电极室、形成电极室壁至少一部分的CO2渗透膜、在所述室内具有表面(或提供内表面至所述室)的第一和第二电极、和在电极室中与所述膜和第一与第二电极接触的液体(通常为基本无电解质的水)。该传感器包括或可连接至AC电源、电导(或电阻)测定装置、信号发生器(其可以是所述测定装置的部分)和任选的信号发射器。
使用本发明传感器装置确定pCO2的机制是易懂的。在纯质子溶剂中，例如水中，因为缺少离子性物质而电阻高。CO2的加入导致(与水)形成H+和HCO- 3离子并且由此引起电阻降低。因为唯一负责传感器中电阻降低的因素是穿越膜的CO2，所以能通过电阻变化来测量pCO2。
从对于H2O+CO2至H++HCO- 3平衡的平衡常数，CO2浓度等于αpCO2(其中α在25℃是0.310)。质子的电导率是GH+＝349.8 S.cm2/mol，羟基的电导率是GOH-＝198.3 S.cm2/mol，和碳酸氢根的电导率是GHCO3-＝44.5 S.cm2/mol。H+和OH-的浓度成反比，并且H+和HCO- 3的浓度与pCO2成正比。因此溶液的总电导与pCO2有效的成比例，因为OH-的影响是最小的。溶液的电导率G溶液在如下给出
G溶液＝θH+[H+]GH++θOH-[OH]GOH-+θHCO3 -[HCO3]GHCO3-其中θH+、θOH-和θHCO3-是三种离子性物质的活度系数。
作为实例，下面的表1显示测量的pCO2和pH值以及对H+、OH-和HCO3 -浓度的相应计算值，其显示随着pCO2增加H+和HCO3 -也增加。
    样品号    pCO2(kpa)     pH     [H](mmol/1)   [OH](mmol/1)   [HCO3](mmol/l)
    1    6.38     5.141   7.23E-06   1.38E-09   7.23E-06
    2    9.64     5.060   8.71E-06   1.15E-09   8.71E-06
    3    15.37     4.891   1.29E-05   7.78E-10   1.29E-05
    4    25.88     4.760   1.74E-05   5.75E-10   1.74E-05
    5    31.48     4.664   2.17E-05   4.61E-10   2.17E-05
(用标准血气分析仪ABLSystem 625在37℃测量pCO2和pH)
在本发明传感器中的溶剂膜中测量电导率。这可以如下实现：向电极施加恒定电压(或电流)并测量因CO2经膜进入溶剂而引起电导率变化所对应的电流(或电压)变化。然而，优选的是，施加具有恒定峰值的交流正弦波函数电压并且测量跨电极的电压降。于是溶液的电导率等于通过电极的电流除以跨电极的电压降。
pCO2传感器可以如下工作，向电极施加交流电势从而在液体中产生交流电流。液体应该可与二氧化碳发生反应从而改变其电导。电势的频率可以是20-10,000Hz，优选100-4,000Hz。
本发明的pCO2传感器提供有或连接至电源，该电源被安排用来施加跨电极的具有100-10,000Hz频率的交流电势。频率优选大于1kHz。频率优选小于5kHz，更优选小于2kHz。在频率低于100Hz时，由于电极化作用pCO2测定的灵敏度降低，而且仪器的响应时间变得非常慢，而在频率超过10kHz时，由于传感器中电容的低阻抗使灵敏度再次变低。
电源可以是AC电源或作为替代与振荡器连接的DC电源，即一起组成AC电源的组合。
电源优选使得通过电极处液体的最大电流密度不超过50A/m2，优选不超过30A/m2，更优选不超过20A/m2，尤其是不超过10A/m2，和最优选约1A/m2或更小。20A/m2或更大的较高电流密度值仅在较高频率下使用，例如1-10kHz。由检测限确定最小的最大电流密度，但是该值下降到10-8A/m2是可使用的。然而最小的最大电流密度通常是至少0.1μA/m2。
通过在此电流密度和电压频率下操作，和通过适当的结构，该传感器能够测定液体的电导/电阻，CO2迁移入该液体中而没有引起任何由于电极的电极化而导致的准确度的明显丧失。
对于特别高的准确度，使用与电压发生器或电源设定相同频率的锁定放大器测定跨电极的电势或电流(并由此电极之间液体的电阻或电导)。
而且优选在检测中整合高通滤波器以筛选出频率小于100Hz的电流，优选小于150Hz。该滤波器优选无源滤波器，例如电容器和电阻器。
如果期望，本发明的传感器可以包括电源和检测器电路。在此情况下，如果期望传感器是无线的，也将优选配备能遥测信号的装置，例如发射器，例如RF发射器。以此方式，传感器可以被植入，例如植入有风险的患者中。
可以提供另外的电极电连接至患者，例如连接至患者的皮肤。为了抵消来自患者的电磁噪声，来自该另外电极的信号可以与来自传感器的信号一起处理。
通过增加电极与液体接触的表面积可以相当大的降低电极化的影响，例如通过将电极置于偏离膜平面的孔中或通过使用非平面电极表面，例如粗糙的或有纹的表面。因此通常期望有尽可能大比例的电极表面积与液体接触，并且在它尽可能与膜接触的区域上尽可能浅的液体深度。以此方式降低响应时间，降低电极化，可以使用更低的频率并相当大的降低了杂散电容的影响。
通过限制经过液体与膜接触区域处电极之间液体的电通路的截面积，可以实现相对于电极处电阻的电阻增加，例如通过降低电极之间一部分通路的液体深度，和/或通过确保每个电极和液体之间相对大的接触面积。
通过使用结构元件限定跨电极之间膜的液体通道，例如将膜布置成跨过形成这种通道的绝缘室壁部分或与之临近，例如通过蚀刻，可以增加在膜处以及电极之间液体的电阻。同样地，多孔间隔物(spacer)可以被布置在膜和室壁之间以限定液体的深度。
事实上，在使用所经历的压力条件下，对于测量电导随压力变化，当膜足够柔性并且膜后液体深度足够小时，使用这种间隔物是重要的。
在一个优选方案中，传感器包含：
具有纵轴的传感器体；
在传感器体纵轴的横向上排布的至少两个电极；
从传感器体的轴向外延伸并限定在邻近支持膜之间至少一个液体通道的多个支持物，所述液体通道提供电极间的流体通路；和
由支持物支持并提供液体通道外壁的气体渗透膜。
这种方案提供具有适于插入器官中的纵向几何形状的传感器紧凑结构。此外，所述支持物能够对膜提供物理支持，以及限定允许准确测量的小截面液体通道。
为了减少上述的电极化影响，电极可以位于比液体通道具有更大横截面的传感器体的凹处。这样，通过较大的液体体积降低了电极周围的电流密度。
传感器的电极可以纵向延伸，例如平行于传感器体的纵轴。
相似的，液体通道可以是横向的，例如垂直于传感器体的纵轴。在一个优选方案中，传感器包括很多液体通道。例如，传感器可以包括至少三个液体通道。
支持件可以垂直于传感器体的纵轴。例如，支持件可以在圆周方向上垂直于传感器体的纵轴。在一个优选方案中，支持件是在传感器体纵轴周围形成的环形物。支持物的横截面可以是任何合适的形状。现已经特别的发现，通过注射成型特别容易形成具有三角形、尤其是锯齿状截面的支持件。作为替代，可以使用基本矩形的截面。支持件可以与传感器体整合形成整体，例如通过注射成型。传感器优选包含至少四个支持件。
传感器体和/或传感器通常可以是圆柱形。可以安排膜围绕传感器体。
所述几何形状可以应用于任何合适的传感器。在优选方案中，传感器是pCO2传感器。
当用液体膜原位构造传感器时，电极优选惰性材料、或用惰性材料镀制，使得液体的电阻率在保存期间不发生明显改变。合适的材料包括铂(尤其是黑铂)、金、银、铝和碳。尤其优选金。通常优选不产生溶剂化离子的惰性电极。
所述膜可以是允许CO2渗透的任何材料，并且该材料基本不允许液体溶剂、任何电解质和水的渗透。可以使用聚四氟乙烯，例如Teflon、硅橡胶、聚硅氧烷、聚烯烃或其它绝缘聚合物膜，例如厚度为0.5-250μm。通常，膜越厚，传感器的响应时间将越慢。然而，膜越薄，不均一性的风险或穿孔或其它损害的风险将越大。然而方便的是，膜的厚度是1-100μm，优选50-100μm。
本发明的传感器的室壁可以是任何合适的材料，例如塑料。优选的是，该物质应该能够经受住正常消毒的情况，例如辐射灭菌(例如使用伽马射线)或热灭菌(例如在高压消毒中使用约121℃的温度)。在热灭菌情况中，灭菌后，液体通常以无菌方式填充到传感器中。所述的室壁和膜可以是相同材料，例如Teflon，其经过机械加工而具有自我支持的壁和更薄的气体渗透膜。
本发明的传感器通常是相对便宜的，并且其不象现有技术中的传感器，它可以是单次使用的装置。而且，能够毫无困难的制备非常小的电极室(不象现有技术的含玻璃电极的传感器，对其进行小型化具有不可克服的障碍)。
该方案提供传感器，尤其是pCO2传感器，其能够容易的插入动物的组织中，包括人，所述传感器在监测期间能保留在组织中并且当监测完成时能够很容易被去除。
该装置是足够小的，使得它对待监测组织不引起不适当的干扰。因此，该装置的最大直径可以为2mm，优选1mm。
很容易生产出具有适宜大小和构造的根据本发明的传感器，其特别适于测量器官、管或组织中或其表面上的pCO2，例如脑、心、肝、肾、肠或肌肉。这是特别有益的，因为它允许监测器官、管或组织发挥功能，例如在移植期间和之后、在重症监护中、受损伤后，等等，并且因此允许对局部缺血的早期检测。
由传感器确定的分压可以是量化的值或者它可以仅简单指示pCO2在局部缺血或非局部缺血指征的阈值之上或之下的一个或多个值，所述值可以根据pCO2测量位点的位置而改变。
可以将该传感器用于pCO2的单次测量，或更优选地，可以用于连续或重复监测，特别是对有风险的患者，例如在重症监护中的患者、经受器官或组织移植手术或从中恢复的患者、被评估为具有不稳定心绞痛的患者、从冠状动脉搭桥手术中恢复的患者、遭受外伤(例如骨骼肌的)、或遭受血容量过低(例如休克)的患者。
所述装置可以包含多个传感器用于不同的生理参数。例如，该装置可以包含一系列传感器。例如，这些传感器可以测量二氧化碳分压、氧分压、温度、pH或葡萄糖浓度中的一或多种。在本发明的优选实施方案中，该装置包括温度传感器和pCO2传感器。
在此将仅以举例的方式，参照附图来描述本发明的实施方案，其中：
图1是整合了本发明传感器的完整传感系统的示意图；
图2是举例说明图1系统中传感器测量原理的示意图；
图3是根据本发明的传感器的局部剖面图；
图4是沿图3中A-A线的横截面图；
图4a是表示图4中圆形区指示细节的放大图；和
图5是图3的传感器去除膜后的图。
根据本发明，pCO2传感系统包括可抛弃传感器单元1、电子表面单元2、和监视单元3，如图1所示。
可抛弃传感器单元1是以包装和无菌的方式递送。它由直径小于1毫米的膜保护电导传感器4、和集成于传感器单元中的温度探头5组成。线6通过连接器将传感器4和探头5电连接到电子表面单元2。作为替代，可以在传感器单元1和表面单元2之间提供无线连接。
电子表面单元2向和从传感器单元1发送和接收信号。它被置于患者皮肤上，实施信号处理并向监视单元5发送条件信号。
监视单元3是基于具有PCMCIA输入/输出卡8和Labview软件(可从National Instruments Corporation of Austin，Texas获得)的便携个人电脑7。
根据图2所示的测量原理，pCO2传感器4用于测量流体中CO2(pCO2)的水平(分压)。测量室由两个小腔组成，每个小腔之中定位有一个电极10。两个腔9通过一或多个被半透膜12围起的通道11连接，所述半透膜即只允许CO2向传感器4容积内和外运送的膜。全部体积用去离子水和5％丙二醇填充。水的电导依赖于pCO2，并通过测量容积中电极10之间的电导率可以得出关于pCO2的信息。
如图3-5中所示，传感器单元1包含注射成型的塑料支持物23，其基本是圆柱形并被半透膜12围绕。支持物23在其远端具有圆锥形的顶端24和从顶端24近轴向延伸的主体部分25。通过粘合在主体部分25上固定两个金电极10。电极10沿着主体部分25的对侧纵向延伸并且被容纳于主体部分25中各自的凹处。
在顶端24和主体部分25之间，提供截头圆锥体状凸出26用于通过摩擦配合来固定膜12。在主体部分25的近端提供相应的凸出26。膜12可以被粘合到支持物23，但是选择用来固定膜12和电极10的胶是非常重要的，以使其不流出离子进入在支持物23和膜12的主体部分25之间形成的填充水的室。而且，为了避免形成离子可以流动的水膜，可以使支持物23的密封面选择性疏水。
如果必要，膜12也可以通过压接连接(crimp connection)和软衬垫(soft gasket)固定到支持物23。膜12可以用作衬垫，特别是在膜12是由硅橡胶形成时。热收缩丝可以用来形成压接连接。作为替代，可以在对应密封凸出的地方使用金属压接环。
支持物23的主体部分25具有多个脊(ribs)27，其形成为容易成型的锯齿状外形。脊28对膜12提供机械支持并且也限定了对于传感器4有效发挥功能所需的流体通道11。在每个电极10和在脊27间形成的流体通道之间提供贮液池(reservoir)9，其通过电极10所定位的凹处而形成。为了降低电极化影响，贮液池9在电极10周围提供相对低的电流密度的区域。
在制造期间，膜12被固定到支持物23上，同时浸入去离子水和丙二醇溶液中，从而使由膜12、电极10、和脊27限定的室被液体完全填充。由此，该室形成如图2所示的pCO2传感器。
传感器1能够包括超过一个传感室。例如，可以在支持物23的每一侧提供两个由壁构件分开的平行电极10。由此通过支持物23顶部的脊27之间的流体通道11在支持物一侧上一个电极10至支持物另一侧上一个电极10之间形成感测室。在支持物11底部上的余下电极10和流体通道11之间形成对应的传感室。来自每个这些室的电极10可以电连接到另一个室的对应电极，使得来自传感器的电信号反映两个室的电导率。
嵌入支持物23近端的是热电偶形式的温度传感器5。温度传感器5既用于pCO2的校正计算又用于测量组织温度并显示在监视器3上，其是医疗诊断的信息。温度传感器5最小测量范围为33-42℃并且最小精确度是+/-0.2℃。
带状电缆6以电和机械方式连接到电极10和温度传感器5。电极10形成为带状电缆6的导体的延伸。作为替代，电极可以通过镀在支持物23上而形成。在电缆6和到支持物23的连接足够强时，可以从其使用位置用电缆6拖出传感器单元1。作为替代，可以提供Kevlar线，例如将其与带状电缆6整合从而提供强的外部机械连接。
膜12可以从具有电缆6的支持物23附近延伸以在电缆6周围形成导管。作为替代，可以提供单独的导管28。在此情况中，导管28靠近电极10和膜12而被连接到支持物23。
在外科手术过程中，整合有传感器4的导管顶端被置于器官组织0.5-4cm深处，从而在长达两周期间监测局部缺血。传感器可以用于整形和再造外科，并可用于器官如肝、肾、心肌、脑和肠。可以使用插入工具(未显示)用于传感器4的放置，并且可以作为固定辅助设备以保持传感器顶部在位。
传感器单元1的最大直径为1mm和从导管顶部到传感器元件的最大距离是2mm。传感器4的最小pCO2测量范围是2-25kPa，其最小可检测pCO2差异为0.2kPa。传感器4的最大响应是20秒。在流体室的任何区域中最大可允许测量电流使得j＜1mA/cm2，同时测量输出电压不超过50mV RMS。
电极10是镀金的并且其总面积接近0.3mm2。测量频率f测量应该高于100Hz。在更低频率下，测量室中的极化作用将支配测量。在频率超过10kHz时，电容的低阻抗将成为显著的问题。测量电阻R-测量在500kOhm-7Mohm范围内。
传感器4通过带状电缆6电连接到位于患者皮肤上的电子表面单元2，所述电缆的长度在5cm和1米之间。电缆/导管的最大直径是1mm和优选的电缆/导管长度是25cm。所述电缆/导管是软的和柔性的，使得它可以不必过多干扰邻近的组织和器官。电缆/导管及其连接也是足够坚固的，从而抵抗强牵引力，该牵引力可以由正常和“非正常”使用所引起。
在灭菌、保存和转运过程中，用去离子、无菌和无内毒素的水覆盖传感器单元1，从而确保贮液池(reservoir)基本没有水的净损失。
如图1和2中所示，电子表面单元2包括正弦发生器13，其提供至少5伏特的电压和50mV的电流输出，并且由电池14供应电源。提供滤波器15用于过滤或拉平(averaging)锁定放大器16的输入。可以使用无源滤波器，以降低电流消耗。预放大器与伺服机构结合从而从信号中去除DC电流以减少电解作用。根据伺服机构，预放大器的输出通过低通滤波器被反馈到其输入。因此，只有输出的DC组分被反馈并且去除任何从pCO2传感器引出的DC电流。这样，确保没有可破坏电极的DC电流通过pCO2传感器。在此阶段应用的op-amp消耗最少的电流并且具有大CMMR值。与此同时，偏置电流是最小的。锁定放大器16放大来自传感器4的AC信号。这可以用op-amp或使用在低于1kHz的频率进行信号检测具有至少1％精度的IC件(package)建立。提供电流分配器(galvanic division)19，比如光耦合器(optocoupler)或线圈耦合器，从而防止从监视单元3和相关线缆18传输的噪声。由于噪声信号的比率，通常光耦合器是优选的。提供温度信号放大和条件单元20，来放大来自温度传感器5的信号。电子单元2通过可充电和可更换的标准型电池14供电。该电池容量足够14天连续监测。表面单元2也装配有开/关指示器LED 21，和电池状态指示器(未显示)。表面单元2和监测器3之间的通讯是通过屏蔽电缆18的模拟信号。然而，表面单元2可以包括模拟数字转换器，使得表面单元2和监测器3之间的通讯可以是数字信号，例如通过数字有线传输或数字无线传输。缆18至少4m长并且是轻的和柔性的。
如图1和2中所示，通过正弦发生器13产生AC电流并且流向一个pCO2传感器电极10和流向锁定放大器16。来自另一个pCO2电极10的高通信号通过滤波器15流向低噪放大器17并且由此流向锁定放大器16，在此与正弦发生器13产生的参比信号进行比较。信号的异相组分，即非期望组分，被排除并放大余下的信号部分。放大的信号与pCO2(或电导)成比例并且被传递用于记录或进一步操作至监视器3。
表面单元2也可以电连接到参比电极(未显示)，所述参比电极被电连接到患者皮肤。可以使用来自参比电极的信号来补偿来自传感器单元1受到患者产生电磁噪声影响的信号。
单个表面单元2可以接收来自几个传感器单元1的信号并且向监视单元3提供多路输出。
监测器单元3包括便携PC 7，其包括CD RW和IR端口，和PCMCIAI/O卡8，其可以同时收集来自至少4个不同表面单元2的信号。PCMCIA卡8可以具有集成的非电流耦合。用于监视单元3的电源22是经医学核准型的在110V和230V下操作。
监视单元3的软件功能可以通过Labview完成，该软件包可以从National Instruments of Austin，Texas获得并且能够同时处理多达4个不同的表面单元。该软件提供三个校正点帮助传感器校正和二阶校正函数。可以更改该软件以支持其它任何数目的校正点和校正函数类型。该软件也可以辅助在确定时间间隔上平顺化来自传感器4的信号。它可以至少具有两个用于测量值的警报水平和两个用于其梯度的警报水平。测量值梯度用个别确定的时间间隔来计算。警报既是可视的又是可听的。能够停止一种警报指示，同时保持其它警报起作用。监测器3能够记录所有测量值、参数设置和整个期间内的报警。随着30秒的记录间隔，可在硬盘上至少有10个两周时间段的存储容量。时间段的记录可以Microsoft Excel可读形式保存到可写CD上。
总之，用于测量pCO2的生理传感装置包括至少部分的以二氧化碳渗透膜为界限的封闭室。在所述室内有两个电极。所述室含有与电极和膜接触的基本不含电解质的液体。为了防止在使用中由跨膜渗透压梯度引起的水溢出，所述液体含有非离子赋形剂。

Claims (2)

1.一种用于测量pCO2的生理传感装置，该装置包含：
至少部分的以二氧化碳渗透膜为界限的封闭室；和
所述室内至少两个电极；
其中所述室含有与电极和膜接触的基本不含电解质的液体和
其中所述液体含有非离子赋形剂。
2.根据权利要求1所述的生理传感装置，其中非离子赋形剂是丙二醇。
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