CN102326072B - 平板传感器 - Google Patents

平板传感器 Download PDF

Info

Publication number
CN102326072B
CN102326072B CN200980157205.8A CN200980157205A CN102326072B CN 102326072 B CN102326072 B CN 102326072B CN 200980157205 A CN200980157205 A CN 200980157205A CN 102326072 B CN102326072 B CN 102326072B
Authority
CN
China
Prior art keywords
dielectric substrate
stereotyped
dull
sensing device
osmotic pressure
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Active
Application number
CN200980157205.8A
Other languages
English (en)
Other versions
CN102326072A (zh
Inventor
P.R.索伦森
D.K.芒克
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Radiometer Medical ApS
Original Assignee
Radiometer Medical ApS
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Radiometer Medical ApS filed Critical Radiometer Medical ApS
Priority to CN201410391789.8A priority Critical patent/CN104215671B/zh
Publication of CN102326072A publication Critical patent/CN102326072A/zh
Application granted granted Critical
Publication of CN102326072B publication Critical patent/CN102326072B/zh
Active legal-status Critical Current
Anticipated expiration legal-status Critical

Links

Classifications

    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N33/00—Investigating or analysing materials by specific methods not covered by groups G01N1/00 - G01N31/00
    • G01N33/48—Biological material, e.g. blood, urine; Haemocytometers
    • G01N33/483—Physical analysis of biological material
    • G01N33/487—Physical analysis of biological material of liquid biological material
    • G01N33/49—Blood
    • G01N33/4925—Blood measuring blood gas content, e.g. O2, CO2, HCO3
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N27/00—Investigating or analysing materials by the use of electric, electrochemical, or magnetic means
    • G01N27/26—Investigating or analysing materials by the use of electric, electrochemical, or magnetic means by investigating electrochemical variables; by using electrolysis or electrophoresis
    • G01N27/28—Electrolytic cell components
    • G01N27/30—Electrodes, e.g. test electrodes; Half-cells
    • G01N27/304—Gas permeable electrodes

Abstract

本发明涉及CO2敏感的平板传感装置，其具有带有离子选择层8的电极5、电解质层9和外层10。所述电解质层9具有渗透活性物质，其量为0.8-6.0毫渗摩尔/m2电解质层面积，且具有亲水性摩尔渗透压浓度增加成分，其不向电解质层9中加入碳酸氢根离子或氯离子。

Description

平板传感器
本发明涉及改进的平板CO2传感器。
平板传感器代表了临床环境中用于测定患者血样组成的新一代传感器。利用平板传感器概念，可能得到与常规结构相比更小且更简单的传感器结构。其具有许多应用，例如在新生儿血样的分析领域中，小量样品是有利的。
一类特别感兴趣的传感器为所谓的Severinghaus-传感器，其用于测定CO2。使用该Severinghaus-传感器，测定血样的pCO2(CO2分压)，其中样品中的CO2经外膜扩散至电解质层中，然后测定其pH。所述Severinghaus-传感器包括两个电极，一个pH-选择性电极和一个内部参比电极。碳酸氢盐电解质层的pH由跨越质子-选择性层的电化学通路测得，所述质子-选择性层一侧接触电解质层，且另一侧接触pH-电极的接触材料。根据预定的相关性，然后将所述pH-值转化为pCO2-值。所述电解质层覆盖内部参比电极。因此，鉴于大多数离子选择传感器(例如钠或钾传感器)与外部参比电极组合操作，引入Severinghaus-传感器的内部参比电极，以克服外膜上的高电化学阻抗。
比Severingshaus-传感器更进一步地，所述外膜应允许CO2穿透，但应防止离子物质进入电解质室。尤其地，质子经所述外膜的渗透将损害CO2传感器的功能，因为电解质pH将不再被CO2单独控制。因此，普通外膜通常由不允许运输离子的材料制成。
由于水是血样和电解质层的常用溶剂，当接触血样时渗透平衡将跨越外膜建立。根据膜任一侧的渗透活性物质的浓度，水可穿过膜，分别产生电解质层的溶胀或收缩。
摩尔渗透压浓度(osmolarity)，即渗透活性物质(osmotically active species)的浓度，以单位Osmolar(OsM)测得。因此，在一价∶一价盐(例如NaCl)的最简单情况下，每个钠和氯离子对摩尔渗透压浓度贡献相等，且对于NaCl的X M溶液，所述摩尔渗透压浓度为2X OsM。同样，对于一价∶二价盐(例如Na2SO4)，钠和硫酸根离子对摩尔渗透压浓度的贡献为2∶1，Na2SO4的Y M溶液的摩尔渗透压浓度为3Y OsM。
典型地，血样中渗透活性物质的浓度在320mOsM的范围内，对摩尔渗透压浓度的主要贡献者为碳酸氢钠、氯化钠和氯化钾。因此，在电解质层中的渗透活性物质的开始浓度低于320mOsM的那些情况下，预期水的净通量流出电解质直至所述电解质的渗透浓度达到320mOsM。相似地，在初始电解质层中的渗透活性物质的浓度高于320mOsM的那些情况下，可能发生水的净通量流入电解质层直至所述电解质的渗透浓度达到320mOsM。然而，在两种情况下水的移动导致电解质层体积改变，其又可能导致外膜上的机械应力，并可能地分层或破坏所述传感器。另外，所述电解质的厚度变化对传感器的性能具有直接影响。因此，溶胀和太大的层厚度容易损害传感器的响应时间，而脱水和太小的厚度可能导致盐沉淀和不期望的相分离，从而延长传感器的启动时间超过实践限度或甚至使得所述传感器不能操作。
这些问题在平板传感器的情况下甚至更重要，其通常通过包括过度干燥和再水合步骤进行生产。
消除上述溶胀或收缩以及与之相关问题的直接方法为选择碳酸氢盐的浓度，使之接近上述的320mOsM，即在160mM的碳酸氢盐的范围内。然而，该高浓度的碳酸氢盐易于损害传感器的灵敏度。
现有技术的Severinghaus-传感器存在对电解质层组合物的两种替代方法。
根据一种方法，电解质层中运用相当高浓度的渗透活性物质。
因此，US 6,805,781公开了一种平板Severinghaus-传感器，其中所述电解质层为50重量％甘油的水溶液，且KCl浓度为20mM和NaHCO3浓度为10mM。所述电解质层被聚硅氧烷(silicone)外膜覆盖。
然而，使用该高起始浓度的渗透活性物质，在该情况下在4-5OsM的范围内，可预见到水明显移动至电解质层中，这可能导致该层的明显溶胀，反过来又导致传感器分层，甚至在该传感器使用了柔韧的聚硅氧烷外膜的情况下也如此。另外，由于湿的电解质层的厚度更大，该传感器的响应时间变得更长。
根据另一方法，电解质层中运用了相当低浓度的渗透活性物质。
因此，US 4,818,361公开了一种平板Severinghaus-传感器，其具有4％的分子量为115,000的聚乙烯醇、0.005M碳酸氢钠和0.0005M氯化钠的水性电解质层。所述聚乙烯醇用于控制水合的程度以及稳定再水合时所述层的厚度。将聚氯乙烯基的外膜应用于该传感器。然而，使用该低起始浓度的渗透活性物质，在该情况下在10mOsM的范围内，可预见到电解质层的明显脱水。
同样，US 6,022,463公开了一种平板CO2传感器，其基于pH-敏感的PVC基外膜。甚至具有该替代结构，水经外膜渗透运输的问题仍然存在。该传感器的电解质层为0.02M碳酸氢钠水溶液。因此，由于现有技术的上述部分，使用在40mOsM范围内的该起始浓度的渗透活性物质，可能观察到电解质层的明显脱水。
另外，US 5,554,272公开了一种平板CO2传感器，其具有聚氯乙烯醇基电解质层。该层在其干燥状态包括160mOsM范围内的总浓度的渗透活性物质，即在平衡状态低于320mOsM。
因此，使用所有这些低浓度的渗透活性物质的电解质结构，当将该传感器暴露在血样或相似渗透压浓度的溶液中时可能观察到渗透不平衡。因此，盐沉淀和相分离可能出现，其反过来又可能导致较差的传感器性能。
应当理解，对于Severinghaus-传感器，优选氯离子与碳酸氢根一起存在于电解质中，因为这两种离子参与产生传感器信号的电化学过程。因此，不合适的氯离子浓度还可能导致不稳定，在银/氯化银(Ag/AgCl)参比电极的情况下。
尽管如上描述了Severinghaus-型CO2-传感装置，但是当前考虑在于应用于所有传感器结构的渗透过程，包括被气体-可穿透膜覆盖的电解质层，其阻止了离子物质的运输。因此，该传感器结构的另一实例为氨传感器，其中氨的浓度通过氨-敏感的电解质和铵-或pH-选择性电极的方式测量。
因此，考虑到上述内容，存在对能够减少与水经外膜流出有关的问题的新平板传感装置的需求。
另外，存在对传感器显示控制的电解质尺寸界线以适于所需的响应时间的需求。因此，在CO2-敏感的Severinghaus-传感器的情况下，且在用于临床血液分析的其它传感器的情况下，响应时间应不超过10秒。
本发明人已经发现事实上可对外膜的变形获得改进的控制，因此降低甚至消除传感装置分层或失灵的风险，同时不损害所述传感器的响应时间。
这可通过精确控制应用至传感器电解质层的渗透活性物质的总量达成。
因此，本发明涉及一种平板CO2-传感装置(sensing device)，其包括具有离子选择层的电极、电解质层和外层，其中所述电解质层设置在离子选择层和外层之间，且其中所述电解质层包括量为0.8-6.0毫渗摩尔(milliosmol)/m2电解质层的渗透活性物质，且特征在于所述电解质层包括亲水性摩尔渗透压浓度增加成分(hydrophilic osmolarity increasing component)，所述成分不向电解质层中加入碳酸氢根或氯离子。
在本文中，术语“传感器”和“传感装置”(其在此作为同义词使用)是指对接触具体化学物质(在该情况为CO2)响应，选择性地与化学物质相互作用因此产生明确限定的且可测量的响应(例如电信号)的仪器。传感器的有关类型为例如电位型和电流型传感器。
表述“平板(planar)”与术语“传感装置”结合是指传感装置为小型化形式，其在基本上平的基片(典型为非传导性的)上形成。因此，在最普遍相关的实施方式中，许多层通过直接在基本平的基片上连续施用材料形成，例如使用厚膜和/或薄膜技术。因此，平板传感器在合适材料薄片的平坦表面制得，例如塑料箔材、陶瓷平板或硅晶片。这些平板实体在功能上等价于所述传感装置塑造在其上的更常规实施方式，且其典型地为棒状。然而，其对于该领域的那些工作是已知的，该平板传感装置提出了关于制造、操作、耐用性等的全新范围的问题。
因此，平板传感器的层以平面、整合结构设置，其不可取下或替换。相反，常规的传感器，外层或膜是分离物件，其典型地安装在所述传感器的剩余部分，即在棒状电极上，且其中所述外层或膜可替换。
在常规的传感器的情况下，过大的电解质池设置在外层或膜与电极之间的头部空间内。该池与结构为非整合相结合使得常规的传感器对渗透不平衡更结实。另一方面，对于所述平板传感器，整合结构和更小的电解质体积使得该系统对渗透不平衡相对更敏感。
在本文中，术语“电极”是指离子选择层和接触材料的电化学系统。所述电极改进以提供一侧的电解质和另一侧的合适的外电路或仪表之间的电化学通路。
短语“提供电化学通路(providing the electrochemical correspondence)”是指在一侧的电解质的离子物质与另一侧的接触材料的电导物质以及外电路或仪表之间建立电连接。
“电极”是指“至少一个电极”。尽管本发明的传感装置可能只包括一个电极，但是典型地包括两个电极，其可能为一个工作电极和一个参比电极。具体地，所述Severinghaus-型传感装置包括两个电极。如上所述，电极包括“接触材料”，其为混合导体。该混合导体的具体实例对于工作电极为钒黄铜钠，如US 6,805,781所公开。混合导体显示离子导电性以及电导电性。所述混合导体与离子选择层通过界面连接，在界面上建立有关的电势差。所述接触材料还提供与上述的外电路的接触。
应当理解，上述作为工作电极的接触材料的钒黄铜钠构成所述平板传感装置，替代在内部电解质中作为常规传感装置典型应用的Ag/AgCl参比带的组合系统。此类“内部电解质”应有别于下文的“电解质层”。
所述电极还包括“离子选择层”。所述离子选择层为独立层，其面向电解质层并构成扩散屏障(diffusion barrier)，且其选择性地对一种或多种感兴趣的离子响应。因此，所述离子选择性层设置在电解质层和接触材料之间。
根据本发明的替代实施方式，所述离子选择层可由自身为离子选择性的接触材料制成。因此，在一个有趣的实施方式中，所述接触材料具有Ta2O5表面或Pt的氧化层。
出于例示性目的，且典型地对于Severinghaus-传感器，pH电极的离子选择性层由聚合物基质中的H+选择性离子载体制成。
根据本发明，术语“电解质层(electrolyter layer)”是指下述的层，优选水性层，其作为接受样品的合适气体(本情况为CO2)的缓冲区。所述电解质层设置在外层和电极之间。所述电解质层可包括碳酸氢盐缓冲物或其它缓冲化合物(其能够接纳气体并将气体信号转化为电极可读信号，典型地将气体信号转化为电解质层pH的变化)。所述电解质层还可包括与内部参比电极发生电化学相互作用并允许电极和内部参比电极之间形成电化学通路的化合物。
另外，在本发明上下文中，术语“外层(outer layer)”是指下述层或膜，其覆盖电解质层并面向样品，并允许样品和电解质层之间可控地交换气体。然而，所述外层应防止离子物质进入电解质室，尤其是因为电解质层的不可控的pH变化，质子经外层穿透将损害传感器的功能。因此，普通外膜通常由不允许离子运输的材料制成。另外，传感装置的外层应优选适应使电解质对标准人血样平衡时发生的尺寸变化。对于此目的，所述外层应具有良好的弹性性质。
典型地，疏水材料用于外层，例如聚乙烯、软化的PVC、聚氨酯、聚硅氧烷(silicones)或氟聚合物(例如聚四氟乙烯)。
对于Severinghaus-传感器，所述外层控制样品和电解质层之间的CO2交换。
对于本发明的平板传感装置，所述外层优选由以液体形式储存的聚合物形成。聚硅氧烷和聚氨酯最适于此目的，因为所述聚合物可以以未固化(uncured)的液体形式供应。因此，在一个优选的实施方式中，所述外层包括聚硅氧烷材料。在一个优选的备选实施方式中，所述外层包括聚氨酯，例如聚氨酯与羧基化的聚氯乙烯的混合物。
所述外层就其运输水的能力而言应显示适宜的性质。优选地，对于Severinghaus-传感器，所述外层关于水的扩散常数在1x 10-11至1x 10-8m2/s的范围内，尤其在1x 10-10至5x 10-9m2/s的范围内。
就渗透压浓度而言，表达“毫渗摩尔(milliosmol)/m2电解质层面积”应理解为一定数量的物质存在于一定体积的电解质层(其占1m2电解质层面积)中。因此，对于所述平板传感器结构，表达“毫渗摩尔/m2电解质层面积”定义一定厚度(典型地在μm范围内)的1m x 1m的电解质层的标准面积“片”中含有的渗透活性物质的数量。证明了减少或增加体积并因此减少或增加层厚度(即通过浓缩或通过稀释)将不改变每m2的电解质层面积中存在的物质数量。类似地，在圆柱形玻璃烧杯中存在的泥浆当稀释时将变得更透明(从侧面看)，但当稀释(或浓缩)时不会改变半透明(从顶部看)。
通过将渗透压浓度/m2电解质层面积保持在指定范围内，可以达到一旦电解质层与具有渗透压浓度为300-350mOsM，尤其大约320mOsM的血样或相应样品(例如冲洗溶液或清洗溶液)接触时，将获得合适的层厚度。对于该厚度，没有不必要的张力作用于外层，另一方面，其同时提供了适合本目的的传感器的响应时间和启动时间。
因此，根据本发明的实施方式，所述电解质层包括渗透活性物质，其量相应于0.8-6.0毫渗摩尔/m2电解质层面积，并包括亲水性摩尔渗透压浓度增加成分，其不向电解质层中加入碳酸氢根或氯离子。
在上下文中，术语“亲水性摩尔渗透压浓度增加成分”是指任何化学物质，其溶于水并因此为渗透活性的，并且其不向电解质层中加入更多的碳酸氢根离子(HCO3 -)或氯离子(Cl-)。因此对于Severinghaus-传感器，所述亲水性摩尔渗透压浓度增加成分可为盐，例如KNO3、LiNO3，或任何中性物质，例如糖、二醇或醇。所述亲水性摩尔渗透压浓度增加成分应优先选自不影响pH电极的功能的成分。
“亲水性摩尔渗透压浓度增加成分”意欲指“至少一种亲水性摩尔渗透压浓度增加成分”。尽管本发明的传感装置可能仅包括一种亲水性摩尔渗透压浓度增加成分，其也可能包括两种或多种亲水性摩尔渗透压浓度增加成分，例如不同的分子量的成分。
引入亲水性摩尔渗透压浓度增加成分使得电解质层渗透压浓度的控制得以改进，同时不必要引入任何更多的碳酸氢根和氯离子，使之在工作电极和内部参比电极的最佳操作范围内。以此方式，获得电解质层渗透压浓度的最优控制。
在本发明一个优选的实施方式中，所述电解质包括亲水性摩尔渗透压浓度增加成分，其量为0.05-1.2毫摩尔/m2电解质层面积。该浓度的亲水性摩尔渗透压浓度增加成分使得获得亲水性摩尔渗透压浓度增加成分和电解质层的任何其他渗透压浓度构成成分的最优组合。
优选地，所述亲水性摩尔渗透压浓度增加成分具有80-5,000g/mol，更优选800-3,000g/mol的重均分子量。使用所述分子量的亲水性摩尔渗透压浓度增加成分，可获得电解质层渗透压浓度和粘度的最佳组合。在上下文中，应当理解引入相对低分子量的亲水性摩尔渗透压浓度增加成分，所述电解质层可能在最佳的渗透压浓度具有太低的粘度，和在最佳粘度的具有太高的渗透压浓度。同样，对于分子量太高的亲水性摩尔渗透压浓度增加成分，所述电解质层可能在最佳的渗透压浓度具有太高的粘度，和在最佳粘度具有太低的渗透压浓度。特别地对于分配工艺，使用分子量为800-3,000g/mol的亲水性摩尔渗透压浓度增加成分获得的渗透压浓度和粘度的组合是有益的。
因此，在本发明一个优选的实施方式中，所述亲水性摩尔渗透压浓度增加成分包括至少一种选自下列的成分：寡聚乙二醇(oligo(ethylene glycols))、聚乙二醇、单糖、二糖、寡糖、多糖和环糊精。
所述亲水性摩尔渗透压浓度增加成分可替代性地选自重均分子量大于5,000g/mol，优选大于10,000g/mol的化合物。因此，所述亲水性摩尔渗透压浓度增加成分可选自聚乙烯基吡咯烷酮、甲基纤维素、纤维素或其他纤维素衍生物、琼脂或该分子量的类似物质。所述亲水性摩尔渗透压浓度增加成分也可用于粘度控制。
在本发明一个优选的实施方式中，所述亲水性摩尔渗透压浓度增加成分对电解质层的总渗透压浓度的贡献超过8％。
优选地，所述亲水性摩尔渗透压浓度增加成分溶于水，其量在25℃至少为10g/L。
在本发明一个优选的实施方式中，所述电解质层包括碳酸氢根离子，其量为0.1-1.0毫摩尔/m2电解质层面积。电解质层中的所述浓度的碳酸氢根离子使得传感器的工作电极的操作最佳。
在本发明的另一优选的实施方式中，所述电解质包括氯离子，其量为0.05-1.0毫摩尔/m2电解质层面积。电解质层中的所述浓度的氯离子使得传感器的参比电极的操作最佳。
电解质的碳酸氢根离子和氯离子典型地分别以碳酸氢钠和/或碳酸氢钾供应，以及以氯化钠和/或氯化钾供应。优选地，碳酸氢根和氯离子分别以NaHCO3和KCl供应。
在本发明的另一优选的实施方式中，所述电解质包括渗透活性物质，其量为0.8-2.5毫渗摩尔/m2电解质层面积。在该情况下，所述亲水性摩尔渗透压浓度增加成分优选以0.05-0.5毫摩尔/m2电解质层面积的量存在于电解质层中。同样，所述电解质层优选包括碳酸氢根离子，其量为0.1-0.5毫摩尔/m2电解质层面积，更优选0.2-0.4毫摩尔/m2，并优选包括氯离子，其量为0.05-0.5毫摩尔/m2电解质层面积，更优选0.1-0.4毫摩尔/m2。所述电解质组合物使得传感器具有最佳的灵敏度和响应时间。
在目前最感兴趣的实施方式中，所述电解质层设置在所述电极上，其量为1.0-2.2毫渗摩尔/m2电解质层面积，例如1.0-2.0毫渗摩尔/m2，或1.2-2.2毫渗摩尔/m2，或1.2-2.0毫渗摩尔/m2，或0.8-1.8毫渗摩尔/m2，或1.4-2.5毫渗摩尔/m2电解质层面积。对于各个所述优选的范围，所述电解质层组合物可在制造工艺、外层机械性质和响应时间方面优化。
在本发明一个优选的实施方式中，所述传感装置的电解质层具有3-20μm的厚度。另外，优选地，所述电解质层的厚度为3-8μm。
在本发明的另一优选的实施方式中，当与标准人血样平衡时，所述传感装置的电解质层具有3-20μm的厚度。另外，优选地，所述与标准人血样平衡的电解质层的厚度为3-8μm。
对于在3-20μm，且特别在3-8μm的电解质层厚度，已经发现所述传感装置与具有渗透压浓度为300-350mOsM，尤其大约320mOsM的血样或相应样品(例如冲洗溶液或清洗溶液)接触时，将获得5-10s的响应时间，其适合本目的。应当理解对于更厚的电解质层，对于恰当用于血液分析的响应时间可能太长。同样，对于更薄的电解质层，所述传感装置可能变得不稳定以及失灵。
本发明中控制电解质层的渗透压浓度的概念可应用于所有包括电解质层(其被阻止离子物质运输的气体-可穿透膜覆盖)的传感器。另外，甚至对于不具有上述电解质膜结构的传感器，所述渗透过程仍可能有关。
因此，对于由覆盖接触材料结构的离子选择膜制成的更简单的传感器结构(例如钠或钾传感器)，也可以运用所述原理，因为不可控的水流出可能导致传感器的不稳定性或甚至失灵。因此，对于所述传感器，任何电解质层，包括任何内部电解质层，可为本发明的主题，即任何所述层可包括本发明的亲水性摩尔渗透压浓度增加成分。
根据本发明的实施方式，所述平板CO2-选择性传感装置包括工作电极和参比电极、离子选择层(其包括设置在工作电极上的H+-选择性离子载体)、电解质层(其覆盖至少离子选择层和参比电极)，以及聚硅氧烷材料的外层(其覆盖电解质层)，其中所述电解质层包括渗透活性物质，其量为0.8-2.5毫渗摩尔/m2电解质层面积，且其中所述电解质层包括碳酸氢根离子(其量为0.1-0.5毫摩尔/m2电解质层面积)、氯离子(其浓度为0.05-0.5毫摩尔/m2电解质层面积)，以及亲水性摩尔渗透压浓度增加成分(其量为0.05-0.5毫摩尔/m2电解质层面积)。
此外，根据本发明的实施方式，所述平板CO2-选择性传感装置包括工作电极和参比电极、离子选择层(其包括设置在工作电极上的H+-选择性离子载体)、电解质层(其覆盖至少离子选择层和参比电极)，以及聚硅氧烷材料的外层(其覆盖电解质层)，其中所述电解质层包括碳酸氢根离子(其量为0.1-0.5毫摩尔/m2电解质层面积)、氯离子(其浓度为0.05-0.5毫摩尔/m2电解质层面积)，以及亲水性摩尔渗透压浓度增加成分(其量为0.05-0.5毫摩尔/m2电解质层面积)，且其中所述电解质层设置在离子选择层上，其量为使得与标准人血样平衡的电解质层的厚度在3-8μm的范围内。
附图(并入本说明书并构成说明书的一部分)示例性地说明了本发明的实施方式，且与说明书一起用于解释本发明的原理。
附图说明：
图1例示了根据本发明实施方式的平板、小型的CO2-敏感的Severinghaus-型传感器的截面图。
图中示出陶瓷基片1，其携带所述传感装置的所有其他层。
3为陶瓷基片中的中心穿孔，其填充有电导材料，例如铂或金，且其与背侧触垫(back-side contact pad)2和前侧接触垫(front-side contact pad)4电连接，二者也均由铂或金制成。
一层接触材料层5在前侧接触垫4的顶部和周围形成。所述接触材料层5由电导和离子传导的材料形成，例如US 6,805,781所述的正钒酸钠(sodiumvanadium oxide)化合物。
第一个环状结构6a围绕接触材料层5，所述第一个环状结构6a具有与前侧接触垫4和接触材料层5的总高度相似的高度。所述第一个环状结构6a由电绝缘材料制成，且如US 5,858,452所述提供。
环状参比电极结构4a+7围绕第一个环状结构6a。以此方式，所述环状参比电极结构4a+7与接触材料层5分离。
所述环状参比电极结构4a+7由银(Ag)芯4a，覆盖有Ag和氯化银(AgCl)的混合物7构成。
为了互相连接，所述环状参比电极结构4a+7设置在两个外围穿孔3a和3b上，各自填充有铂(Pt)糊料，且各自连接背侧接触垫2a和2b(Pt-糊料制成)和环状Ag-芯4a。
第二个环状结构6b围绕环状参比电极结构4a+7。所述第二个环状结构6b由与第一个环状结构6a相同的电绝缘材料制成，且如US 5,858,452所述提供。
包括在PVC中的H+-选择性离子载体的pH-敏感的聚合物层8覆盖接触材料层5和部分第一个环状结构6a。
电解质层9覆盖所述pH-敏感的层8、第一个环状结构6a的剩余部分和环状参比电极结构4a+7。所述电解质层9包括碳酸氢钠和/或碳酸氢钾、氯化钠和/或氯化钾，以及亲水性摩尔渗透压浓度增加成分，例如聚乙二醇，这些化合物的渗透浓度总计在0.8-6.0毫渗摩尔/m2电解质层面积。
聚硅氧烷的外层10覆盖电解质层9并与第二个环状结构6b界面接触，使得第二个环状结构6b的高度大约与前侧接触垫4、接触材料层5、pH-敏感的聚合物层8、电解质层9以及外层10的总高度相似。
图1所示的根据本发明实施方式的平板传感装置可根据常规用于制备平板传感装置的方法制备，并对本领域技术人员是显而易见的。此外，根据本发明的Severinghaus-型传感装置的制备还如实施例1所述。
在所述传感装置的操作中，背侧接触垫2、2a和2b与用于计量传感装置电势差的普通测量仪器相连。
以上说明涉及根据本发明的传感装置的具体实施方式，其具有环状的几何形状。然而，该几何形状应理解为本发明优选的具体实施方式，并不应认为是本发明的范围的限制。
实施例1
根据本发明的平板CO2-敏感的传感装置如下制备：
参考图1，在厚度为700μm的氧化铝基片1上提供三个超小型穿孔3、3a和3b(其在一条直线上)，直径为20μm且中心距为1000μm。每个穿孔3、3a和3b填充有铂糊料(P2607，SIKEMA)，且与基片背侧上的相似铂糊料2、2a和2b(直径50μm)的圆盘相连。穿孔3还与基片前侧上的圆形接触垫4(直径50μm)相连，并面向下文所述的传感器结构。接触垫4由上述的铂糊料制成。穿孔3a和3b还与环状参比电极结构4a+7的Ag(QS175 Silver Conductor，来自DuPont)芯4a相连。
另外，在氧化铝基片1上为两个环状结构的密封物6a和6b，其由电绝缘材料制成(如US 5,858,452所述)。第一个环状结构6a，其以垫4为中心围绕，具有700μm的内径、500μm的宽度和20μm的高度。第二个环状结构6b，其同样以垫4为中心围绕，具有2400μm的内径、600μm的宽度和110μm的高度。
每个环状结构6a和6b具有面向氧化铝基片1的内层，且其由ESL玻璃4904(来自ESL Europe of the United Kingdom)制成，和聚合物密封物外层(来自SenDx Medical Inc.of California，USA)，如SenDx Medical Inc.ofCalifornia，USA的US 5,858,452所公开，并且所述聚合物包括28.1％重量的聚甲基丙烯酸乙酯(Elvacite，部件号2041，来自DuPont)、36.4％重量的乙酸卡必醇(carbitol acetate)、34.3％重量的硅烷化的高岭土(部件号HF900，来自Engelhard)、0.2％重量的气相二氧化硅(fumed silica)和1.0％重量的三甲氧基甲硅烷。
环状接触材料层5施加在垫4上面和周围。所述环状层5具有700μm的直径和20μm的厚度，且其根据US专利6,805,781的公开内容应用。因此，钒青铜钠(sodium vanadium bronze)在球磨机中磨碎至大约1μm的粒度。然后将该粉末在球磨机中与丙烯酸酯粘合剂系统#11 12S(来自ESL)以70∶30重量的青铜和粘合剂比例混合。使用薄膜压印装置(film printing apparatus)(TF-100，MPM Corp.)对接触材料层5进行压印。
环状参比电极结构4a+7压印在穿孔3a和3b的顶部。所述结构4a+7为内径为1700μm和外径为2400μm的环状结构，且由Ag芯(QS175 SilverConductor，来自DuPont)，覆盖有银和氯化银(Degussa RDAGCL 50％重量的Ag/50％重量的AgCl)、丙烯酸酯树脂和乙酸卡必醇的糊料构成。压印使得所述结构4a+7具有20μm的总高度。
对于pH-敏感的层8，制备以下组合物：称量144mg的H+-离子载体TDDA(#95292，Fluka)并在氩气气氛下用Hamilton注射器经隔板(septum)转移至50mL蓝盖瓶中。称量72mg的K-tetrakis、1.6g的PVC(MW 80,000g/mol)和3.2g邻苯二甲酸二辛酯(#80030，Fluka)并转移至所述瓶中。称量16.40g新鲜蒸馏且冷却的THF和5.47g环己酮并转移至所述瓶中。小心地转动瓶子，使得液体在瓶子侧壁流动，直至所有成分得以混合。不可将瓶子震摇或翻转。
将大约150nL的上述组合物通过分配在接触材料层5上进行施加。在40℃的烘箱中干燥至少15分钟后，施加另外大约150nL的组合物，然后在40℃的烘箱中干燥24小时。以此方式，获得pH-敏感的层8的结构，其具有1200μm的直径，因此覆盖环状结构6a的宽度的一半，且其在层8的中心具有具有40μm的高度。
根据本发明的电解质层9施加在pH-敏感的层8的顶部。所述电解质层9来自电解质溶液，其为KCl和NaHCO3的水溶液，且KCl的浓度为6.7mM，NaHCO3的浓度为11.9mM。另外，所述电解质溶液含有3.4mM聚乙二醇PEG1500(Sigma-Aldrich，202436)作为渗透压浓度增加成分。最终，所述电解质溶液作为整体含有2％重量的羟丙基甲基纤维素(HPMC，Sigma，H9262)。所有成分在蓝盖瓶中混合。
在本上下文中，应当理解羟丙基甲基纤维素对电解质层的总渗透压浓度的贡献低于1％。该化合物提供于电解质层9主要用于粘度控制的目的。
电解质层9的电解质溶液分配在pH-敏感层8的整个表面、第一个环状结构6a和环状参比电极结构4a+7的外部，以将其完全覆盖并提供两个电极之间的电解质接触，当所述传感装置以其水合状态时。
电解质层9具有2400μm的直径，且通过分配上述的量为120nL的电解质溶液获得，其对应于大约25μm的制备时厚度以及1毫摩尔/m2渗透活性物质。分配后，将电解质层9放置干燥。所述干燥层具有大约1μm的厚度。
在其工作和湿润状态，电解质层9的厚度约为3μm。得到该厚度以适应传感装置外部大约320mOsM的渗透压浓度，如应用于传感装置的血样和冲洗和清洗溶液提供的渗透压浓度。因此，应当理解，在其工作状态，电解质层渗透压浓度约为320mOsM，即电解质比其制备时状态浓缩7-8倍。
最终，电解质层9被50μm厚的以未固化状态分配的聚硅氧烷膜外层10覆盖。一旦暴露在环境空气的湿度中，所述聚硅氧烷固化形成坚固的、无小孔的覆盖整个装置的外膜。将所述聚硅氧烷材料(其为购自Toshiba的TSEGE 399C)用20％重量的己烷稀释，获得合适的粘度。该外层10对水具有大约4x 10-9m2/s的扩散常数。
实施例2
平板传感装置可选择地按照上述实施例1提及的所有步骤制备，使用浓度为3.4mM的甘油替代3.4mM聚乙二醇1500作为电解质层9的电解质溶液中的渗透压浓度增加成分。
实施例3
另外，平板传感装置可选择地按照上述实施例1提及的所有步骤制备，使用3.1mM聚乙二醇PEG1500和0.3mM甘油的混合物替代3.4mM聚乙二醇1500作为电解质层9的电解质溶液中的渗透压浓度增加成分。
比较实施例1
平板传感装置可选择地按照上述实施例1提及的所有步骤制备，使用浓度为5M的甘油替代3.4mM聚乙二醇1500作为电解质层9的分配溶液。该浓度的甘油对应于高浓度渗透活性物质的概念，如例如US 6,805,781所公开。
根据实施例1-3和比较实施例1所述制备的平板传感装置如下测试：
实施例4
实施例1-3和比较实施例1的平板传感装置在改进的购自RadiometerMedical ApS的ABL700血气分析仪上测试，改进所述ABL700血气分析仪的传感器室，以适应本平板传感装置。
对于冲洗和校正，使用缓冲的冲洗溶液和两种加压的含CO2和O2的气体(并用N2平衡)。应用的CO2分压为5％和10％。使用这些气体和冲洗溶液对所述分析仪进行常规校正，并观察传感器的响应时间。
校正期间平板传感装置的响应时间根据传感器在t1＝4s、t2＝8s和t3＝12s(与在t0＝0s的CO2暴露的时间比较)的信号计算。响应时间计算为t90％，其代表达到90％的完整信号的时间。
测试了实施例1、2和3中的各3个传感器(总计9个传感器)。所有的9个传感器显示的t90％响应时间为5.0±1.5秒。
测试了比较实施例1的3个传感器。这3个传感器显示的t90％响应时间为15±10秒。
所有传感器暴露在延长的测试方案中，期间在20天内进行200次常规校正。
按照该延长的测试，实施例1、2和3的9个传感器显示了基本上未改变的5.1±1.8秒的t90％响应时间。
在延长测试末期，比较实施例1的3个传感器显示显著增加的响应时间，其t90％响应时间为25±15秒。
对12个传感器各自进行了测试后SEM研究。
完成延长的测试方案后，实施例1、2和3的9个传感器无一显示任何分层迹象。对于比较实施例1的所有3个传感器观察到分层迹象。
本领域技术人员应当理解可以对本发明的传感器系统和取样单元进行多种改进和变化而不背离本发明的精神或范围。因此，计划本发明覆盖本发明所述改进和变化，前提是它们在随附权利要求的范围内。

Claims (81)

1.平板CO2-传感装置，其包括具有离子选择层(8)的电极(5)、电解质层(9)和外层(10)，其中所述电解质层(9)设置在离子选择层(8)和外层(10)之间，且其中所述电解质层(9)包括渗透活性物质，其量为0.8-6.0毫渗摩尔/m2电解质层面积，
其特征在于：
所述电解质层(9)包括第一亲水性摩尔渗透压浓度增加成分，其不向电解质层(9)中加入碳酸氢根离子或氯离子;
所述电解质层(9)还包括第二亲水性摩尔渗透压增加成分，其不向电解质层(9)中加入碳酸氢根离子或氯离子;
其中所述第二亲水性摩尔渗透压增加成分具有的重均分子量大于5,000g/mol。
2.权利要求1的平板CO2-传感装置，其中所述第一亲水性摩尔渗透压浓度增加成分具有的重均分子量为80-5,000g/mol。
3.权利要求1的平板CO2-传感装置，其中所述第一亲水性摩尔渗透压浓度增加成分具有的重均分子量为800-3,000g/mol。
4.权利要求1的平板CO2-传感装置，其中所述第二亲水性摩尔渗透压增加成分选自聚乙烯吡咯烷酮、甲基纤维素、羟丙基甲基纤维素、纤维素和其他纤维素衍生物，和琼脂。
5.权利要求1或4中任一项的平板CO2-传感装置，其中所述第二亲水性摩尔渗透压增加成分具有的重均分子量大于10,000g/mol。
6.权利要求1-4中任一项的平板CO2-传感装置，其中所述第一亲水性摩尔渗透压浓度增加成分以0.05-1.2毫摩尔/m2电解质层面积的量存在于所述电解质层(9)中。
7.权利要求5的平板CO2-传感装置，其中所述第一亲水性摩尔渗透压浓度增加成分以0.05-1.2毫摩尔/m2电解质层面积的量存在于所述电解质层(9)中。
8.权利要求1-4或7中任一项的平板CO2-传感装置，其中所述电解质层(9)包括碳酸氢根离子，其量为0.1-1.0毫摩尔/m2电解质层面积。
9.权利要求5的平板CO2-传感装置，其中所述电解质层(9)包括碳酸氢根离子，其量为0.1-1.0毫摩尔/m2电解质层面积。
10.权利要求6的平板CO2-传感装置，其中所述电解质层(9)包括碳酸氢根离子，其量为0.1-1.0毫摩尔/m2电解质层面积。
11.权利要求1-4、7、9或10中任一项的平板CO2-传感装置，其中所述电解质层(9)包括氯离子，其量为0.05-1.0毫摩尔/m2电解质层面积。
12.权利要求5的平板CO2-传感装置，其中所述电解质层(9)包括氯离子，其量为0.05-1.0毫摩尔/m2电解质层面积。
13.权利要求6的平板CO2-传感装置，其中所述电解质层(9)包括氯离子，其量为0.05-1.0毫摩尔/m2电解质层面积。
14.权利要求8的平板CO2-传感装置，其中所述电解质层(9)包括氯离子，其量为0.05-1.0毫摩尔/m2电解质层面积。
15.权利要求1-4中任一项的平板CO2-传感装置，其中所述电解质层(9)包括其量为0.8-2.5毫渗摩尔/m2电解质层面积的渗透活性物质。
16.权利要求5的平板CO2-传感装置，其中所述电解质层(9)包括其量为0.8-2.5毫渗摩尔/m2电解质层面积的渗透活性物质。
17.权利要求15的平板CO2-传感装置，其中所述第一亲水性摩尔渗透压浓度增加成分以0.05-0.5毫摩尔/m2电解质层面积的量存在于电解质层(9)中。
18.权利要求16的平板CO2-传感装置，其中所述第一亲水性摩尔渗透压浓度增加成分以0.05-0.5毫摩尔/m2电解质层面积的量存在于电解质层(9)中。
19.权利要求15的平板CO2-传感装置，其中所述电解质层(9)包括碳酸氢根离子，其量为0.1-0.5毫摩尔/m2电解质层面积。
20.权利要求16-18中任一项的平板CO2-传感装置，其中所述电解质层(9)包括碳酸氢根离子，其量为0.1-0.5毫摩尔/m2电解质层面积。
21.权利要求15的平板CO2-传感装置，其中所述电解质层(9)包括氯离子，其量为0.05-0.5毫摩尔/m2电解质层面积。
22.权利要求16-19中任一项的平板CO2-传感装置，其中所述电解质层(9)包括氯离子，其量为0.05-0.5毫摩尔/m2电解质层面积。
23.权利要求20的平板CO2-传感装置，其中所述电解质层(9)包括氯离子，其量为0.05-0.5毫摩尔/m2电解质层面积。
24.权利要求1-4、7、9-10、12-14、16-19、21或23中任一项的平板CO2-传感装置，其中所述第一亲水性摩尔渗透压浓度增加成分包括至少一种选自下列的成分：寡聚乙二醇、聚乙二醇、单糖、二糖、寡糖、多糖和环糊精。
25.权利要求5的平板CO2-传感装置，其中所述第一亲水性摩尔渗透压浓度增加成分包括至少一种选自下列的成分：寡聚乙二醇、聚乙二醇、单糖、二糖、寡糖、多糖和环糊精。
26.权利要求6的平板CO2-传感装置，其中所述第一亲水性摩尔渗透压浓度增加成分包括至少一种选自下列的成分：寡聚乙二醇、聚乙二醇、单糖、二糖、寡糖、多糖和环糊精。
27.权利要求8的平板CO2-传感装置，其中所述第一亲水性摩尔渗透压浓度增加成分包括至少一种选自下列的成分：寡聚乙二醇、聚乙二醇、单糖、二糖、寡糖、多糖和环糊精。
28.权利要求11的平板CO2-传感装置，其中所述第一亲水性摩尔渗透压浓度增加成分包括至少一种选自下列的成分：寡聚乙二醇、聚乙二醇、单糖、二糖、寡糖、多糖和环糊精。
29.权利要求15的平板CO2-传感装置，其中所述第一亲水性摩尔渗透压浓度增加成分包括至少一种选自下列的成分：寡聚乙二醇、聚乙二醇、单糖、二糖、寡糖、多糖和环糊精。
30.权利要求20的平板CO2-传感装置，其中所述第一亲水性摩尔渗透压浓度增加成分包括至少一种选自下列的成分：寡聚乙二醇、聚乙二醇、单糖、二糖、寡糖、多糖和环糊精。
31.权利要求24的平板CO2-传感装置，其中所述第一亲水性摩尔渗透压增加成分包括重均分子量为1500g/mol的聚乙二醇。
32.权利要求25-30中任一项的平板CO2-传感装置，其中所述第一亲水性摩尔渗透压增加成分包括重均分子量为1500g/mol的聚乙二醇。
33.权利要求1-4、7、9-10、12-14、16-19、21、23或25-31中任一项的平板CO2-传感装置，其中所述第一亲水性摩尔渗透压浓度增加成分对电解质层(9)的总渗透压浓度贡献超过8%。
34.权利要求5的平板CO2-传感装置，其中所述第一亲水性摩尔渗透压浓度增加成分对电解质层(9)的总渗透压浓度贡献超过8%。
35.权利要求6的平板CO2-传感装置，其中所述第一亲水性摩尔渗透压浓度增加成分对电解质层(9)的总渗透压浓度贡献超过8%。
36.权利要求8的平板CO2-传感装置，其中所述第一亲水性摩尔渗透压浓度增加成分对电解质层(9)的总渗透压浓度贡献超过8%。
37.权利要求11的平板CO2-传感装置，其中所述第一亲水性摩尔渗透压浓度增加成分对电解质层(9)的总渗透压浓度贡献超过8%。
38.权利要求15的平板CO2-传感装置，其中所述第一亲水性摩尔渗透压浓度增加成分对电解质层(9)的总渗透压浓度贡献超过8%。
39.权利要求20的平板CO2-传感装置，其中所述第一亲水性摩尔渗透压浓度增加成分对电解质层(9)的总渗透压浓度贡献超过8%。
40.权利要求22的平板CO2-传感装置，其中所述第一亲水性摩尔渗透压浓度增加成分对电解质层(9)的总渗透压浓度贡献超过8%。
41.权利要求24的平板CO2-传感装置，其中所述第一亲水性摩尔渗透压浓度增加成分对电解质层(9)的总渗透压浓度贡献超过8%。
42.权利要求32的平板CO2-传感装置，其中所述第一亲水性摩尔渗透压浓度增加成分对电解质层(9)的总渗透压浓度贡献超过8%。
43.权利要求1-4、7、9-10、12-14、16-19、21、23、25-31或34-42中任一项的平板CO2-传感装置，其中所述电解质层(9)具有的厚度为3-20μm。
44.权利要求5的平板CO2-传感装置，其中所述电解质层(9)具有的厚度为3-20μm。
45.权利要求6的平板CO2-传感装置，其中所述电解质层(9)具有的厚度为3-20μm。
46.权利要求8的平板CO2-传感装置，其中所述电解质层(9)具有的厚度为3-20μm。
47.权利要求11的平板CO2-传感装置，其中所述电解质层(9)具有的厚度为3-20μm。
48.权利要求15的平板CO2-传感装置，其中所述电解质层(9)具有的厚度为3-20μm。
49.权利要求20的平板CO2-传感装置，其中所述电解质层(9)具有的厚度为3-20μm。
50.权利要求22的平板CO2-传感装置，其中所述电解质层(9)具有的厚度为3-20μm。
51.权利要求24的平板CO2-传感装置，其中所述电解质层(9)具有的厚度为3-20μm。
52.权利要求32的平板CO2-传感装置，其中所述电解质层(9)具有的厚度为3-20μm。
53.权利要求33的平板CO2-传感装置，其中所述电解质层(9)具有的厚度为3-20μm。
54.权利要求43的平板CO2-传感装置，其中所述电解质层(9)具有的厚度为3-8μm。
55.权利要求1-4、7、9-10、12-14、16-19、21、23、25-31、34-42或44-54中任一项的平板CO2-传感装置，其中所述电解质层(9)具有的厚度为3-8μm。
56.权利要求1-4、7、9-10、12-14、16-19、21、23、25-31、34-42或44-54中任一项的平板CO2-传感装置，其中当与标准人血样平衡时，所述电解质层(9)具有的厚度为3-20μm。
57.权利要求5的平板CO2-传感装置，其中当与标准人血样平衡时，所述电解质层(9)具有的厚度为3-20μm。
58.权利要求6的平板CO2-传感装置，其中当与标准人血样平衡时，所述电解质层(9)具有的厚度为3-20μm。
59.权利要求8的平板CO2-传感装置，其中当与标准人血样平衡时，所述电解质层(9)具有的厚度为3-20μm。
60.权利要求11的平板CO2-传感装置，其中当与标准人血样平衡时，所述电解质层(9)具有的厚度为3-20μm。
61.权利要求15的平板CO2-传感装置，其中当与标准人血样平衡时，所述电解质层(9)具有的厚度为3-20μm。
62.权利要求20的平板CO2-传感装置，其中当与标准人血样平衡时，所述电解质层(9)具有的厚度为3-20μm。
63.权利要求22的平板CO2-传感装置，其中当与标准人血样平衡时，所述电解质层(9)具有的厚度为3-20μm。
64.权利要求24的平板CO2-传感装置，其中当与标准人血样平衡时，所述电解质层(9)具有的厚度为3-20μm。
65.权利要求1-4、7、9-10、12-14、16-19、21、23、25-31、34-42、44-54或57-64中任一项的平板CO2-传感装置，其中当与标准人血样平衡时，所述电解质层(9)具有的厚度为3-8μm。
66.权利要求56的平板CO2-传感装置，其中当与标准人血样平衡时，所述电解质层(9)具有的厚度为3-8μm。
67.权利要求1-4、7、9-10、12-14、16-19、21、23、25-31、34-42、44-54、57-64或66中任一项的平板CO2-传感装置，其中所述电解质层(9)包括渗透压浓度为300-350mOsM的渗透活性物质。
68.权利要求5的平板CO2-传感装置，其中所述电解质层(9)包括渗透压浓度为300-350mOsM的渗透活性物质。
69.权利要求6的平板CO2-传感装置，其中所述电解质层(9)包括渗透压浓度为300-350mOsM的渗透活性物质。
70.权利要求8的平板CO2-传感装置，其中所述电解质层(9)包括渗透压浓度为300-350mOsM的渗透活性物质。
71.权利要求11的平板CO2-传感装置，其中所述电解质层(9)包括渗透压浓度为300-350mOsM的渗透活性物质。
72.权利要求15的平板CO2-传感装置，其中所述电解质层(9)包括渗透压浓度为300-350mOsM的渗透活性物质。
73.权利要求20的平板CO2-传感装置，其中所述电解质层(9)包括渗透压浓度为300-350mOsM的渗透活性物质。
74.权利要求22的平板CO2-传感装置，其中所述电解质层(9)包括渗透压浓度为300-350mOsM的渗透活性物质。
75.权利要求24的平板CO2-传感装置，其中所述电解质层(9)包括渗透压浓度为300-350mOsM的渗透活性物质。
76.权利要求32的平板CO2-传感装置，其中所述电解质层(9)包括渗透压浓度为300-350mOsM的渗透活性物质。
77.权利要求33的平板CO2-传感装置，其中所述电解质层(9)包括渗透压浓度为300-350mOsM的渗透活性物质。
78.权利要求43的平板CO2-传感装置，其中所述电解质层(9)包括渗透压浓度为300-350mOsM的渗透活性物质。
79.权利要求55的平板CO2-传感装置，其中所述电解质层(9)包括渗透压浓度为300-350mOsM的渗透活性物质。
80.权利要求56的平板CO2-传感装置，其中所述电解质层(9)包括渗透压浓度为300-350mOsM的渗透活性物质。
81.权利要求65的平板CO2-传感装置，其中所述电解质层(9)包括渗透压浓度为300-350mOsM的渗透活性物质。
CN200980157205.8A 2008-12-22 2009-12-18 平板传感器 Active CN102326072B (zh)

Priority Applications (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
CN201410391789.8A CN104215671B (zh) 2008-12-22 2009-12-18 平板传感器

Applications Claiming Priority (3)

Application Number Priority Date Filing Date Title
DKPA200801828 2008-12-22
DKPA200801828 2008-12-22
PCT/DK2009/050347 WO2010072223A1 (en) 2008-12-22 2009-12-18 Planar sensor

Related Child Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
CN201410391789.8A Division CN104215671B (zh) 2008-12-22 2009-12-18 平板传感器

Publications (2)

Publication Number Publication Date
CN102326072A CN102326072A (zh) 2012-01-18
CN102326072B true CN102326072B (zh) 2014-09-10

Family

ID=42104095

Family Applications (2)

Application Number Title Priority Date Filing Date
CN200980157205.8A Active CN102326072B (zh) 2008-12-22 2009-12-18 平板传感器
CN201410391789.8A Active CN104215671B (zh) 2008-12-22 2009-12-18 平板传感器

Family Applications After (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
CN201410391789.8A Active CN104215671B (zh) 2008-12-22 2009-12-18 平板传感器

Country Status (6)

Country Link
US (1) US10060906B2 (zh)
EP (1) EP2361380B1 (zh)
JP (1) JP5300984B2 (zh)
CN (2) CN102326072B (zh)
DK (1) DK2361380T3 (zh)
WO (1) WO2010072223A1 (zh)

Families Citing this family (17)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2012160091A2 (de) 2011-05-23 2012-11-29 Roche Diagnostics Gmbh Sensorvorrichtung zum nachweis eines analyten
US9851328B2 (en) * 2014-08-18 2017-12-26 Stmicroelectronics Pte Ltd Compact microelectronic integrated gas sensor
US10228343B2 (en) * 2014-09-03 2019-03-12 Northwestern University Electrochemical detection of carbon dioxide using a carbohydrate based coordination polymer
US11629368B2 (en) 2015-11-27 2023-04-18 Radiometer Medical Aps Outer layer for enzyme sensors
CN108431598B (zh) 2015-12-22 2021-04-13 雷迪奥米特医学公司 检测液体样本分析仪中是否存在凝块的方法
CN108431599B (zh) 2015-12-22 2021-02-19 雷迪奥米特医学公司 检测液体样本分析仪中是否存在凝块的方法
US10359391B2 (en) 2016-07-07 2019-07-23 e-SENS, Inc. Sensor with a membrane having full circumferential adhesion
US11268927B2 (en) 2016-08-30 2022-03-08 Analog Devices International Unlimited Company Electrochemical sensor, and a method of forming an electrochemical sensor
US10620151B2 (en) 2016-08-30 2020-04-14 Analog Devices Global Electrochemical sensor, and a method of forming an electrochemical sensor
US10464063B2 (en) * 2017-04-07 2019-11-05 e-SENS, Inc. Microfluidics chip with sensor die clamping structures
US10710068B2 (en) 2017-09-20 2020-07-14 e-SENSE, Inc. Microfluidic chip with chemical sensor having back-side contacts
CN109839414A (zh) * 2017-11-24 2019-06-04 英属开曼群岛商通润股份有限公司 阵列式感测电极及其制造方法与感测平台
TW201925772A (zh) * 2017-11-24 2019-07-01 英屬開曼群島商通潤股份有限公司 陣列式感測電極及其製造方法與感測平台
US11022579B2 (en) 2018-02-05 2021-06-01 Analog Devices International Unlimited Company Retaining cap
US11609207B2 (en) * 2020-03-31 2023-03-21 Analog Devices International Unlimited Company Electrochemical sensor and method of forming thereof
US11815487B2 (en) 2020-11-11 2023-11-14 Rosemount Inc. Solid state reference gel
US20220205946A1 (en) * 2020-12-28 2022-06-30 Rosemount Inc. Gamma-irradiation-compatible reference gel

Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4818361A (en) * 1986-12-10 1989-04-04 Diamond Sensor Systems Combined pH and dissolved carbon dioxide gas sensor
US5352352A (en) * 1991-09-24 1994-10-04 Hitachi, Ltd. Carbonic acid gas sensor
CN101023352A (zh) * 2004-07-16 2007-08-22 阿列特斯医疗公司 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

Family Cites Families (14)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4536274A (en) * 1983-04-18 1985-08-20 Diamond Shamrock Chemicals Company pH and CO2 sensing device and method of making the same
GB8924159D0 (en) * 1989-10-26 1989-12-13 Morganite Electronic Instr Sensors
GB9405899D0 (en) * 1994-03-24 1994-05-11 Pima Sensors Inc Gas sensor and sensing device
US5554272A (en) 1995-08-10 1996-09-10 Ciba Corning Diagnostics Corp. Planar bicarbonate sensor
ATE267242T1 (de) * 1996-03-29 2004-06-15 Radiometer Medical As Sensor und modifizierte membran für diesen sensor
JP4446028B2 (ja) * 1996-05-16 2010-04-07 センデックス メディカル，インク． 超小型貫通孔を有するセンサー、およびこのようなセンサーの製造方法
US5858452A (en) 1996-05-16 1999-01-12 Sendx Medical, Inc. Method for fabricating wiring substrate with subminiature thru-holes
US6022463A (en) 1996-05-16 2000-02-08 Sendx Medical, Inc. Sensors with subminiature through holes
DK1269172T3 (da) * 2000-03-01 2009-08-17 Radiometer Medical Aps Elektrodeanordning med et fast referencesystem
CN1667407A (zh) * 2004-03-11 2005-09-14 广州市中敏仪器有限公司 全固态二氧化碳电化学传感器
CA2578078A1 (en) * 2004-09-08 2006-03-16 Alertis Medical As Sensor
TW200728714A (en) * 2006-01-27 2007-08-01 Univ Chung Yuan Christian Potentiometric pCO2 sensor and the fabricating method thereof
TWI322007B (en) * 2006-11-24 2010-03-21 Health & Life Co Ltd Biosensor, biostrip, and manufacture method of determination of uric acid by non-enzymatic reagent
US8241697B2 (en) * 2007-12-20 2012-08-14 Abbott Point Of Care Inc. Formation of immobilized biological layers for sensing

Patent Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4818361A (en) * 1986-12-10 1989-04-04 Diamond Sensor Systems Combined pH and dissolved carbon dioxide gas sensor
US5352352A (en) * 1991-09-24 1994-10-04 Hitachi, Ltd. Carbonic acid gas sensor
CN101023352A (zh) * 2004-07-16 2007-08-22 阿列特斯医疗公司 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

Also Published As

Publication number Publication date
CN102326072A (zh) 2012-01-18
JP2012513015A (ja) 2012-06-07
DK2361380T3 (en) 2015-03-30
US20100155239A1 (en) 2010-06-24
US10060906B2 (en) 2018-08-28
JP5300984B2 (ja) 2013-09-25
CN104215671A (zh) 2014-12-17
EP2361380A1 (en) 2011-08-31
CN104215671B (zh) 2017-04-12
EP2361380B1 (en) 2015-02-18
WO2010072223A1 (en) 2010-07-01

Similar Documents

Publication Publication Date Title
CN102326072B (zh) 平板传感器
Miller et al. Microneedle‐based transdermal sensor for on‐chip potentiometric determination of K+
CN105307567B (zh) 使用脉冲电流电镀降低葡萄糖传感器氧响应并减少电极边缘生长
JP3667639B2 (ja) 自己診断機能を持った小型固体状参照電極
Baumgärtl et al. Microcoaxial needle sensor for polarographic measurement of local O2 pressure in the cellular range of living tissue. Its construction and properties
JP5659222B2 (ja) アンペロメトリック電気化学センサ及びその製造方法
Paul et al. Printed Iontophoretic‐Integrated Wearable Microfluidic Sweat‐Sensing Patch for On‐Demand Point‐Of‐Care Sweat Analysis
TWI328114B (en) Heterogeneous membrane electrodes and method for using the same
JP2003525450A (ja) 固体状態参照系を持つ電極デバイス
CN103424451A (zh) 一种卡片式钾离子传感器及其制备方法
TWI625522B (zh) 平面型氨選擇性感測電極及其製法
CN104316584A (zh) 一种测量多项离子浓度的传感器及其制造方法
EP0673506B1 (en) Reference electrode
JP4623374B2 (ja) 化学感覚能センサチップ
Knoll et al. Microfibre matrix-supported ion-selective PVC membranes
US6767450B2 (en) Ion selective electrode
JP2007217630A (ja) 呈味性非電離質を高感度、かつ選択的に検出する化学センサ
Yang et al. Design and validation of a low-cost paper-based oxygen electrode
Li et al. Boosting the performance of an iontophoretic biosensing system with a graphene aerogel and Prussian blue for highly sensitive and noninvasive glucose monitoring
Chawang et al. Porous polypropylene membrane based pH sensing for skin monitoring
KR101496411B1 (ko) 산소 측정용 미세전극의 보정 방법
JP4758752B2 (ja) ｐＨ電極
KR20090092506A (ko) 혈당 측정 장치
JP4247249B2 (ja) 脂質膜センサ
Totu et al. Multisensor for Clinical Analysis with Impact on Public Health Evaluation

Legal Events

Date Code Title Description
C06 Publication
PB01 Publication
C10 Entry into substantive examination
SE01 Entry into force of request for substantive examination
C14 Grant of patent or utility model
GR01 Patent grant