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GEBIET DER
ERFINDUNG
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Diese
Erfindung betrifft Sensoren zum Messen von Bioanalyten und Verfahren
zur Herstellung solcher Sensoren. Insbesondere betrifft die Erfindung
Sensoren zur Erfassung von Laktat und Verfahren zur Herstellung
solcher Sensoren.
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HINTERGRUND
DER ERFINDUNG
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Laktat
ist ein kleines Molekül,
das von allen Geweben und Organen des Körpers eines Patienten produziert
wird, welche sich in einem "Stresszustand" befinden. Wo immer
im Körper
des Patienten die Nachfrage nach Sauerstoff die Zufuhr übersteigt, herrscht
ein Zustand niedriger Perfusion, und Laktat wird produziert. Zum
Beispiel wird Laktat produziert, wenn ein Patient blutet, wenn das
Herz eines Patienten versagt, wenn eine Person Gefahr läuft eine Gliedmaße zu verlieren,
oder wenn eine Person nicht genügend
Sauerstoff zu atmen bekommt. Somit erzeugen viele klinische Zustände, die
das Leben bedrohen oder zum Verlust einer Gliedmaße führen können, erhöhte Blutlaktatspiegel,
sogar bei ausreichender Sauerstoffgabe an den Patienten. Es handelt
sich dabei um eine Frage der Sauerstoffzufuhr und Nachfrage im Stoffwechsel.
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Auf
zellulärer
Ebene ist Laktat umgekehrt proportional zu den vitalen Zellenergiespeichern
aus Adenosintriphosphat und wird bei unzureichender Perfusion oder
Zellverletzungen innerhalb von sechs Sekunden produziert. Somit
ist es ein idealer biochemischer Moniter des Zellzustandes auf der
Gewebeebene, sowie des Patientenzustandes auf der systemischen Ebene.
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Klinisch
gesehen ist die negative Bedeutung erhöhter und steigender Blutlaktatwerte
bekannt. Traumatologen und die klinische Evidenz stützen die Hypothese,
dass eine einfache, kostengünstige
und kontinuierliche Laktatüberwachung
in einer Traumasituation durch Bereitstellung rechtzeitiger und
lebensrettender Informationen, welche die Festlegung von Triage
und Therapie unterstützen,
Leben rettet. Zum Beispiel hat ein Notfallpatient mit einem Blutlaktatspiegel
von 4 mM eine Sterblichkeitsrate innerhalb der nächsten 24 Stunden von 92%.
Wenn der Spiegel bei 6 mM liegt, steigt die Sterblichkeitsrate auf 98%.
In Tierversuchen beginnen die Blutlaktatspiegel nach einer Hämorrhagie
innerhalb von Minuten zu steigen, und umgekehrt bei entsprechender
Wiederbelebung genauso rasch wieder zu sinken. Bei der multivariaten
Analyse ist das Blutlaktat der beste Indikator für den Schockgrad (besser als
Blutdruck, Pulsfrequenz, Urinproduktion, Basendefizit, Blutgas und
Swan-Ganz-Daten) und ist proportional zum verlorenen Blutvolumen.
Blutlaktatspiegel korrelieren mit den Überlebenschancen eines Traumapatienten. Eine
Therapie, welche die steigenden Laktatspiegel eines Patienten nicht
kontrolliert, muss modifiziert werden, oder es müssen rasch zusätzliche
Diagnosen gesucht werden.
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Zur
Erfassung der Laktatkonzentrationen in einer gegebenen Flüssigkeitsprobe
wurden Sensoren entwickelt. Zum Beispiel offenbaren die US-Patente
Nr. 5,264,105; 5,356,786; 5,262,035; und 5,320,725 drahtgebundene
Enzymsensoren zur Erfassung von Analyten wie etwa Laktat oder Glukose.
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Die
EP-A592805 offenbart eine Sensorelektrode, die eine Vielzahl von
Kohlenstofffasern umfasst, welche in eine einen Reaktanten enthaltende Lösung eingetaucht
werden. Die Kohlenstoffelektrode ist mit der Lösung imprägniert und mit einer äußeren Isolierschicht
bedeckt. Da der Reaktant flüssig ist,
sind zwischen den bedeckten Fasern keine Leerräume definiert.
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ZUSAMMENFASSUNG
DER ERFINDUNG
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Ein
Aspekt der vorliegenden Erfindung betrifft einen Sensor, der eine
Vielzahl von elektrisch leitfähigen
Fasern umfasst. Der Sensor umfasst auch eine Beschichtung aus sensitivem
Material zumindest einiger Fasern, und eine Isolierschicht, die
um die elektrisch leitfähigen
Fasern herum angeordnet ist. Die leitfähigen Fasern schaffen eine
große
Substratoberfläche
zum Tragen des sensitiven Materials. Somit hat der Sensor sogar
mit kleinen Größen einen großen Oberflächenbereich.
Dieser große
Oberflächenbereich
des sensitiven Materials schafft zahlreiche Vorteile. Zum Beispiel
hilft der große
Oberflächenbereich
die Antwort-/Erfassungszeit des Sensors zu verbessern. Auch hilft
der große
Oberflächenbereich,
die Nutzungsdauer des Sensors zu verlängern.
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Ein
weiterer Aspekt der vorliegenden Erfindung betrifft eine chirurgische
Retraktoreinrichtung, die eine chirurgische Retraktorklinge und
einen Laktatsensor, der benachbart zu der Retraktorklinge angeordnet
ist, zur Erfassung von Laktatspiegeln in Gewebe, das durch die Retraktorklinge
komprimiert wird. Der Laktatsensor erlaubt einem Chirurgen, zu überwachen
und festzustellen, ob bzw. wann ein Gewebe, das durch die Retraktorklinge
komprimiert wird, unter Stress gelangt.
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Diese
und verschiedene weitere Merkmale, welche die Erfindung kennzeichnen,
werden insbesondere in den angehängten
Patentansprüchen
dargelegt. Für
ein besseres Verständnis
der Erfindung sowie der durch ihre Verwendung erzielten Vorteile und
Ziele wird auf die Zeichnungen und die dazugehörige Beschreibung verwiesen,
in welcher bevorzugte Aspekte der vorliegenden Erfindung veranschaulicht
bzw. beschrieben werden.
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KURZBESCHREIBUNG
DER ZEICHNUNGEN
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Die
beiliegenden Zeichnungen, welche in diese Patentbeschreibung aufgenommen
sind und einen Teil derselben bilden, veranschaulichen mehrere Aspekte
der Erfindung und dienen zusammen mit der Beschreibung dazu, die
Prinzipien der Erfindung zu erklären.
Es folgt eine kurze Beschreibung der Zeichnungen:
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1 ist
eine Aufrissansicht eines in Übereinstimmung
mit den Prinzipien der vorliegenden Erfindung konstruierten Sensors;
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2 ist
eine Querschnittsansicht entlang der Schnittlinie 2-2 von 1,
wobei nur ein Teil der Faserenden abgebildet ist;
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3 ist
eine detaillierte Seitenansicht einer der Fasern des Sensors von 1,
wobei die Faser mit einem sensitiven Material ummantelt ist;
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4 ist
eine Aufrissansicht eines alternativen Sensors, der in Übereinstimmung
mit den Prinzipien der vorliegenden Erfindung konstruiert ist;
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5 ist
eine schematische Ansicht eines Sensorsystems, welches den Sensor
von 1 inkorporiert;
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6A ist
eine schematische Ansicht einer Sensoranordnung, die in Übereinstimmung
mit den Prinzipien der vorliegenden Erfindung konstruiert ist, wobei
die Sensoranordnung in einem Anfangs- oder Kalibrierungszustand
gezeigt wird;
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6B veranschaulicht
die Sensoranordnung von 6A in
einem Prüfzustand;
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6C veranschaulicht
die Sensoranordnung von 6A in
einem Spülzustand;
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7 ist
eine perspektivische Explosionsansicht einer alternativen Sensoranordnung,
die in Übereinstimmung
mit den Prinzipien der vorliegenden Erfindung konstruiert ist;
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8 ist
eine Längsschnittansicht
der zusammengebauten Sensoranordnung von 7;
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9 ist
eine schematische Darstellung eines Verfahrens zur Herstellung eines
Sensors, wie etwa des Sensors von 1;
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10 veranschaulicht
ein weiteres Sensorsystem, das in Übereinstimmung mit den Prinzipien der
vorliegenden Erfindung konstruiert ist;
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11 ist
eine Ansicht des Sensors von 10 teilweise
von links;
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12 ist
eine Draufsicht auf einen weiteren Sensor, der in Übereinstimmung
mit den Prinzipien der vorliegenden Erfindung konstruiert ist;
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13 ist
noch ein weiterer Sensor, der in Übereinstimmung mit den Prinzipien
der vorliegenden Erfindung konstruiert ist; und
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14 veranschaulicht
schematisch ein System zur Erfassung des Laktatspiegels in Gewebe,
das durch einen chirurgischen Retraktor komprimiert wurde.
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DETAILLIERTE BESCHREIBUNG
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Es
wird nun im Detail auf beispielhafte Aspekte der vorliegenden Erfindung
Bezug genommen, die in den beiliegenden Zeichnungen veranschaulicht werden.
Sofern dies möglich
ist, werden dieselben Bezugszahlen innerhalb der Zeichnungen zur
Bezugnahme auf dieselben oder auf ähnliche Teile verwendet.
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Ein
Aspekt der vorliegenden Erfindung betrifft Sensoren zur Schaffung
einer Echtzeitüberwachung/-messung
von Bioanalyten in einem Patienten. Ein besonderer Aspekt der vorliegenden
Erfindung betrifft einen Sensor zur Schaffung einer Echtzeitmessung
von Laktatkonzentrationen in einem Patienten.
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Die 1–3 veranschaulichen
einen Sensor 20, der in Übereinstimmung mit den Prinzipien
der vorliegenden Erfindung konstruiert ist. Der Sensor 20 umfasst
eine Vielzahl von elektrisch leitfähigen Fasern 22, die
in einem Bündel 24 angeordnet sind.
Die Fasern 22 in dem Bündel 24 sind
mit einem sensitiven Material 26 ummantelt (d. h. bedeckt). Eine
Isolierschicht 28 umgibt das Bündel 24.
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Die
Fasern 22 des Sensors 20 sind aus einem elektrisch
leitfähigen
Material hergestellt. Ein bevorzugtes Material für die Fasern 22 ist
Kohlenstoff. Zum Beispiel bestehen in einer nicht einschränkenden
Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung die Fasern 22 aus 92–98% Kohlenstoff.
Die Fasern 22 haben typischerweise jeweils einen relativ
kleinen Durchmesser. Zum Beispiel können in einer bestimmten nicht
einschränkenden
Umgebung, die Fasern 22 jeweils einen Durchmesser im Bereich
von 5–10
Mikron aufweisen. Es ist klar, dass die veranschaulichten Ausführungsformen
nicht maßstabgetreu
gezeichnet sind. Obwohl eine beliebige Anzahl von Fasern 22 zur
Bildung des Bündels 24 verwendet werden
kann, wird es bevorzugt, viele Fasern (z. B. 1.000 bis 3.000 Fasern
je Bündel)
zu verwenden. Das Bündel 24 weist
vorzugsweise einen Durchmesser im Bereich von 0,010–0,015 Zoll
auf.
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Das
sensitive Material 26 umfasst vorzugsweise eine Redoxverbindung
oder einen Mediator. Der Begriff Redoxverbindung wird hierin zur
Bezeichnung einer Verbindung verwendet, die oxidiert oder reduziert
werden kann. Beispielhafte Redoxverbindungen schließen Übergangsmetallkomplexe
mit organischen Liganden ein. Bevorzugte Redoxverbindungen/Mediatoren
sind Osmium-Übergangsmetallkomplexe
mit einem oder mehreren Liganden, die einen Stickstoff enthaltenden
Heteroring, wie zum Beispiel 2,2'-Bipyridin,
aufweisen. Das sensitive Material kann auch ein Redoxenzym einschließen. Ein
Redoxenzym ist ein Enzym, das eine Oxidation oder Reduktion eines
Analyt katalysiert. Zum Beispiel kann eine Glukoseoxidase oder Glukosedehydrogenase verwendet
werden, wenn der Analyt Glukose ist. Auch eine Laktatoxidase oder
Laktatdehydrogenase kann diese Rolle übernehmen, wenn der Analyt
Laktat ist. In Systemen, wie zum Beispiel dem hier beschriebenen,
katalysieren diese Enzyme die Elektrolyse eines Analyts durch Übertragung
von Elektronen zwischen dem Analyt und der Elektrode über die
Redoxverbindung.
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Die
Isolierschicht 28 des Sensors 20 nützt dem
Sensor 20 vorzugsweise für zahlreiche Funktionen. Zum
Beispiel isoliert die Isolierschicht 28 vorzugsweise die
Fasern 22 elektrisch. Zusätzlich sorgt die Isolierschicht 28 vorzugsweise
für mechanische Festigkeit,
um die Fasern 22 in dem Bündel 24 zu halten.
Zusätzlich
bildet die Isolierschicht 28 vorzugsweise eine Barriere
um die Fasern 22 herum, die den unkontrollierten Transport
einer Substanz, die erfasst werden soll (z. B. ein Analyt wie etwa
Glukose oder Laktat), verhindert. In einer nicht einschränkenden Ausführungsform
ist die Isolierschicht 28 aus einem Polymermaterial wie
etwa Polyurethan hergestellt.
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Die
Isolierschicht 28 definiert vorzugsweise eine Öffnung,
um einer Substanz, die erfasst werden soll, zu erlauben, zu dem
sensitiven Material 26 hin transportiert oder auf andere
Art befördert
zu werden. Zum Beispiel kann der Sensor 20 ein distales
Ende 30 umfassen, das quer geschnitten ist. An dem distalen
Ende 30 definiert die Isolierschicht 28 eine Öffnung 32 (in 2 gezeigt),
durch welche das Material, das erfasst werden soll, transportiert
werden kann. Zum Beispiel ist die Öffnung 32 so konfiguriert,
um einem Analyt wie etwa Laktat oder Glukose zu erlauben, in das
sensitive Material 26, das die Fasern 22 umgibt,
hinein zu diffundieren.
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Es
ist klar, dass an verschiedenen Stellen entlang der Länge des
Sensors 20 Öffnungen
gebildet werden können.
Zum Beispiel veranschaulicht 4 einen
alternativen Sensor 20',
der eine an einer Zwischenstellung entlang der Länge des Sensors 20' ausgebildete Öffnung 34 aufweist.
Die Öffnung 34 ist
in Form eines ringförmigen
Schnittes durch eine Isolierschicht 28' des Sensors 20' angeordnet.
Mit sensitivem Material ummantelte Fasern 22' sind innerhalb der Isolierschicht 28' angeordnet.
Die Öffnung 34 legt
einen Bereich des sensitiven Materials zur Außenseite des Sensors 20' hin frei. In
der Folge schafft die Öffnung 34 einen
Durchgang, um einer Substanz, die erfasst werden soll, zu erlauben,
in den Bereich des freigelegten sensitiven Materials hinein zu diffundieren.
Der Sensor 20' umfasst
vorzugsweise auch ein distales Ende 30', das geschlossen oder auf andere
Art durch die Isolierschicht 28' abgedichtet ist.
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5 veranschaulicht
ein Erfassungssystem 40, das den Sensor 20 von 1–3 inkorporiert.
Die Fasern 22 sind durch ein oder mehrere elektrische Verbindungselemente 42,
die in einem proximalen Ende 44 des Sensors 20 angeordnet
sind, elektrisch mit einem Draht 41 verbunden. Der Draht 41 verbindet
den Sensor 20 elektrisch mit einem Steuergerät 46.
Das Steuergerät 46 kann
ein beliebiger Typ Steuergerät
wie etwa ein Mikrocontroller, ein mechanisches Steuergerät, ein durch
Software betriebenes Steuergerät,
ein durch Hardware betriebenes Steuergerät, ein durch Firmware betriebenes Steuergerät etc. sein.
Das Steuergerät 46 ist
auch elektrisch mit einer Referenzelektrode 48 verbunden. Die
Referenzelektrode 48 umfasst vorzugsweise eine Schicht
aus Silberchlorid.
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Bei
der Verwendung des Erfassungssystems 40 wird das distale
Ende 30 des Sensors 20 mit einem Prüfvolumen 50 einer
Substanz, die einen Analyt enthält,
der erfasst werden soll, in Fluidverbindung gebracht. Das Prüfvolumen 50 ist
das Volumen, aus welchem der Analyt, der erfasst werden soll, während der
Erfassungsperiode in den Sensor 20 hinein diffundieren
kann. Mit dem so angeordneten Sensor 20 kann der Analyt
innerhalb des Prüfvolumens 50 in das
sensitive Material 26 hinein diffundieren, das benachbart
zu dem distalen Ende 30 des Sensors 20 angeordnet
ist. Zusätzlich
kann Wasser innerhalb des Prüfvolumens 50 in
das sensitive Material 26 hinein diffundieren, so dass
das sensitive Material 26 hydriert wird. Dann wird ein
Potential zwischen der Referenzelektrode 48 und dem Sensor 20 angelegt. Wenn
das Potential angelegt ist, fließt ein elektrischer Strom durch
das Prüfvolumen 50 zwischen
der Referenzelektrode 48 und dem distalen Ende 30 des Sensors 20.
Der Strom ist ein Ergebnis der Elektrolyse des Analyts in dem Prüfvolumen 50.
Diese elektrochemische Reaktion entsteht durch die Redoxverbindung
in dem sensitiven Material 26 und das optionale Redoxenzym
in dem sensitiven Material 26. Durch Messung des bei einem
gegebenen Potential erzeugten Stromflusses kann die Konzentration
eines gegebenen Analyts in der Prüfprobe bestimmt werden. Der
Fachmann wird erkennen, dass die Strommessungen durch eine Reihe
von Techniken erhalten werden können,
die unter anderem coulometrische, potentiometrische, amperometrische,
voltametrische und andere elektrochemische Techniken einschließen können.
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Die 6A–6C veranschaulichen
schematisch eine Sensoranordnung 60 zur Schaffung einer
Echtzeitüberwachung/-messung
von Bioanalyten, wie etwa Laktat, in einem Patienten. Die Sensoranordnung 60 umfasst
einen Katheter 62 (z. B. ein peripherer Katheter) mit einer
Katheterumhüllung 64, die
mit einer Katheternabe 66 (d. h., einem Luer-Anschluss)
verbunden ist. Die Sensoranordnung 60 umfasst auch einen
Adapter 68, der mit der Katheternabe 66 verbunden
ist. Der Adapter steht mit einer Pumpe 70 (z. B. eine durch
einen Spritzenantrieb (nicht dargestellt) angetriebene Spritze 71)
in Fluidverbindung. Die Spritze 71 enthält vorzugsweise ein Volumen
Kalibrierungsfluid 72.
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Die
Sensoranordnung 60 von 5 ist vorzugsweise
in die Sensoranordnung 60 inkorporiert. Wie zum Beispiel
in den 6A–6C dargestellt, erstreckt
sich der Sensor 20 durch den Adapter 68 und in
die Katheterumhüllung 64 hinein,
so dass das distale Ende 30 des Sensors 20 benachbart
zu einer Spitze 74 der Katheterumhüllung 64 angeordnet
ist. In bestimmten Ausführungsformen
liegt ein radialer Abstand von zumindest 0,0015 Zoll zwischen der
Außenfläche des
Sensors 20 und der Innenfläche der Umhüllung 64. Auch die
Referenzelektrode 48 ist innerhalb des Adapters 68 angeordnet
dargestellt, und sowohl die Referenzelektrode 48 als auch
der Sensor 20 sind elektrisch mit dem Steuergerät 46 verbunden dargestellt.
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Wie
oben angezeigt, enthält
die Spritze 71 vorzugsweise ein Kalibrierungsfluid 72.
Das Kalibrierungsfluid 72 umfasst vorzugsweise eine vorbestimmte
Konzentration eines Kalibrierungsmittels, wie zum Beispiel Laktat
für Laktatsensoren
oder Glukose für
Glukosesensoren. Das Kalibrierungsfluid kann neben dem Kalibrierungsmittel
eine Reihe weiterer Komponenten einschließen. Zum Beispiel kann ein
Antikoagulans wie etwa Natriumcitrat verwendet werden. Ein bevorzugtes
Kalibrierungsfluid umfasst eine Lösung aus Natriumcitrat, physiologischer Kochsalzlösung und
Laktat. Natürlich
wird Laktat nur dann als Kalibrierungsmittel verwendet, wenn ein Laktatsensor
in dem System verwendet wird. Andere Typen von Kalibrierungsmittel,
die in dem System verwendet werden können, schließen Glukose,
Kalium, Natrium, Calcium, und Ringer-Laktatlösung ein.
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6A veranschaulicht
die Sensoranordnung 60 in einem Anfangszustand. Wie in 6A dargestellt,
ist die Katheterumhüllung 64 so
innerhalb eines Patienten eingesetzt, dass Blut 76 die
Spitze 74 der Katheterumhüllung 64 umgibt. Im
Anfangszustand ist die Katheterumhüllung 64 mit dem Kalibrierungsfluid 72 gefüllt, so
dass die distale Spitze 30 des Sensors 20 in das
Kalibrierungsfluid 72 eingetaucht ist. Es ist klar, dass
eine Diffusionszone 78 benachbart zu der Spitze 74 der
Katheterumhüllung
besteht, wenn die Katheterumhüllung 64 in
den Patienten eingesetzt ist. Die Diffusionszone 78 ist
der Bereich, in welchen Blut einfach diffundieren oder sich mischen kann,
sogar wenn das System statisch ist.
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Noch
immer unter Bezugnahme auf 6A umgibt
das Prüfvolumen 50 des
Erfassungssystems 40 das distale Ende 30 des Sensors 20.
Das Prüfvolumen 50 umfasst
das Volumen, welches das distale Ende 30 des Sensors 20 umgibt,
welchem einfach eine Testsubstanz (z. B. Laktat oder Glukose) entzogen
wird, wenn ein Potential zwischen dem Sensor 20 und der
Referenzelektrode 48 angelegt wird. Es wird bevorzugt,
dass das Prüfvolumen 50 nicht
mit der Diffusionszone 78 koextensiv ist. Um dies zu erreichen,
wird bevorzugt, dass das distale Ende 30 des Sensors 20 zumindest
einen halben Millimeter von der Spitze 74 der Katheterumhüllung 64 weg
angeordnet ist. In bestimmten Ausführungsformen ist das distale
Ende 30 des Sensors 20 im Bereich von 2 bis 3
Millimeter von der Spitze 74 der Katheterumhüllung weg
angeordnet.
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Obwohl
die Referenzelektrode 48 innerhalb des Adapters 68 angeordnet
dargestellt wird, ist klar, dass auch andere Konfigurationen verwendet
werden können.
Zum Beispiel kann die Referenzelektrode 48 eine auf der
Haut befestigte Elektrode umfassen, die auf der Haut des Patienten
benachbart zu der Katheterumhüllung 64 angeordnet
ist. Darüber hinaus
werden wie hierin gezeigt nur zwei Elektroden (d. h. die Referenzelektrode 48 und
der Sensor 20) in der Sensoranordnung 60 verwendet.
Es ist klar, dass in alternativen Ausführungsformen drei Elektroden (z.
B. eine Referenzelektrode, eine Zählerelektrode und eine Arbeitselektrode)
verwendet werden können.
Beispielhafte drahtgebundene Enzymsensoren mit einer drei Elektroden
umfassenden Konfiguration werden in den US-Patenten Nr. 5,264,105; 5,356,786;
5,262,035; und 5,320,725 beschrieben, die durch Verweis hierin aufgenommen
sind.
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Unter
nochmaliger Bezugnahme auf 6A kann
ein Potential zwischen der Referenzelektrode 48 und dem
Sensor 20 angelegt werden, während das distale Ende 30 des
Sensors 20 in das Kalibrierungsfluid eingetaucht ist. Wenn
das Potential zwischen dem Sensor 20 und der Referenzelektrode 48 angelegt
ist, beginnt das sensitive Material 26 den erfassten Analyt
(d. h. den Analyt, der erfasst oder gemessen werden soll, wie etwa
Laktat oder Glukose) innerhalb des in dem Prüfvolumen 50 befindlichen Kalibrierungsfluids
zu verbrauchen. Eine anfängliche Kalibrierung
kann erzielt werden, indem das Gefälle beim Abklingen des zwischen
dem Sensor 20 und der Referenzelektrode 48 erzeugten
Stromes überwacht
wird. Eine Ablesung wird vorzugsweise dann vorgenommen, wenn der
Sensor 20 beginnt, den gesamten Analyt in dem Prüfvolumen 50 zu
verbrauchen und der Strom abzufallen beginnt.
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Nachdem
der Sensor 20 kalibriert wurde, kann eine Blutprobe geprüft werden.
Um zum Beispiel, wie in 6B dargestellt,
eine Blutprobe zu prüfen,
wird der Spritzenkolben zurückgezogen,
so dass Blut 76 in die Katheterumhüllung 64 hinein gesaugt
wird. Vorzugsweise wird ausreichend Blut 76 in die Katheterumhüllung 64 hinein
gesaugt, um das distale Ende 30 des Sensors 20 mit
Blut zu umgeben und sicherzustellen, dass das Prüfvolumen 50 mit Blut
gefüllt
ist. Sobald ausreichend Blut in die Katheterumhüllung 64 hinein gesaugt
wurde, wird die Bewegung des Kolbens angehalten und ein Potential zwischen
dem Sensor 20 und der Referenzelektrode 48 angelegt.
Wenn das Potential zwischen der Referenzelektrode 48 und
dem Sensor 20 angelegt ist, beginnt der Sensor 20 den
erfassten Analyt, der in dem Blut 76 innerhalb des Prüfvolumens 50 vorhanden
ist, zu verbrauchen. Wenn der Sensor 20 beinahe den gesamten
Analyt innerhalb des Prüfvolumens 50 verbraucht
hat, beginnt der Strom abzufallen und eine Ablesung wird vorgenommen.
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Danach
wird das System wie in 6C dargestellt durch Drücken des
Kolbens der Spritze 71 nach Innen gespült, was eine Verdrängung des
Blutes 76 innerhalb der Umhüllung 64 durch Kalibrierungsfluid
verursacht. In der Folge wird das Blut 76 innerhalb der
Umhüllung 64 zurück in den
Patienten gedrückt.
Vorzugsweise spritzt die Spritze 71 genug Kalibrierungsfluid 72 in
das System, um etwa das zweifache Volumen der Katheterumhüllung 64 zu verdrängen. Als
Ergebnis wird ein Teil des Kalibrierungsfluids zusammen mit dem
Blut 76 in den Patienten hinein gespritzt.
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Nachdem
das System gespült
wurde, kann der Sensor 20 wie in Bezug auf 6A beschrieben neu
kalibriert werden. Danach können
die Prüf-
und Spülungsschritte
wiederholt werden.
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Der
Sensor 20 schafft zahlreiche Vorteile. Zum Beispiel schafft
die Vielzahl von Fasern 22 einen großen Oberflächenbereich zum Tragen des
sensitiven Materials 26. Daher ist ein großer Oberflächenbereich
des sensitiven Materials 26 dem Prüfvolumen 50 ausgesetzt.
Als Ergebnis ist der Sensor 20 in der Lage, den erfassten
Analyt innerhalb des Prüfvolumens 50 schnell
zu verbrauchen, wodurch eine Analytkonzentration schnell bestimmt
werden kann. Diese Fähigkeit
zur schnellen Erfassung ist besonders vorteilhaft für Anwendungen
wie etwa Fetal- oder Interkranialmonitore. Der große Oberflächenbereich
verhindert auch, dass das sensitive Material 26 schnell
abgereichert wird, wodurch die Nutzungsdauer des Sensors 20 verlängert wird.
Darüber
hinaus hilft die Verwendung von Kohlenstofffasern bei der genauen
Kalibrierung des Sensors 20, da Kohlenstoff ein wirksamer
Wärmeleiter
ist. Dies ist bedeutsam, da einige Kalibrierungsprozesse temperaturabhängig sind.
Durch Verwendung einer wärmeleitenden
Faser passt die Temperatur der Faser sich rasch an die Temperatur
eines innerhalb des Prüfvolumens 50 enthaltenen
Kalibrierungsfluids an. Als Ergebnis können Ungenauigkeiten in der
Kalibrierung, die mit Temperaturdifferenzen zwischen dem Kalibrierungsfluid
und dem Sensor 20 einhergehen, reduziert werden.
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7 und 8 veranschaulichen
eine alternative Sensoranordnung 160, die in Übereinstimmung
mit den Prinzipien der vorliegenden Erfindung konstruiert ist. Die
Sensoranordnung 160 umfasst einen Adapter 168,
der mit einem Luer-Anschluss 166 einer Katheterumhüllung 164 verbunden
werden kann. Der Adapter 168 umfasst ein Einsatzstück 180, das
in den Luer-Anschluss 166 hinein passt, und eine Kappe 182,
die auf den Luer-Anschluss 166 angeschraubt werden kann,
um das Einsatzstück 180 in dem
Luer-Anschluss 166 zu halten. Der Adapter 168 umfasst
auch einen zweiteiligen Verteiler 184. Der Verteiler 184 umfasst
ein erstes Stück 186 mit
einem Vorsprung 188, der sich durch die Kappe 182 erstreckt
und eine fluiddichte Verbindung mit dem Einsatzstück 180 schafft.
Der Verteiler 182 umfasst auch ein zweites Stück 190,
das mit dem ersten Stück 186 verbunden
werden kann. Das zweite Stück 190 umfasst
eine Aufnahme 192 für
ein Rohr. Das erste 186 und das zweite Stück 190 des
Verteilers 184 wirken zusammen, um einen Strömungsdurchgang 194 (in 8 gezeigt)
zu definieren, der sich von der Rohraufnahme 192 zu dem
Einführungsabschnitt 180 des Adapters 168 erstreckt.
Bei der Verwendung nimmt die Rohraufnahme 192 vorzugsweise
ein Rohr 196 auf, das an eine Quelle für Kalibrierungsfluid (z. B. eine
Spritze, die Kalibrierungsfluid enthält, wie etwa die Spritze 71 von 6A–6C)
gekoppelt ist.
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Noch
immer unter Bezugnahme auf 7 und 8 erstreckt
sich der Sensor 20 vorzugsweise durch den Adapter 168 und
in die Katheterumhüllung 164 hinein.
Ein erstes elektrisches Verbindungselement 198 ist an dem
proximalen Ende 44 des Sensors 20 befestigt. Das
erste elektrische Verbindungselement 198 ist elektrisch
an ein zweites elektrisches Verbindungselement 200 gekoppelt,
das an dem Ende eines Drahtes 202 befestigt ist. Der Draht 202 ist
vorzugsweise elektrisch mit einem Steuergerät wie etwa dem Steuergerät 42 von 4 gekoppelt.
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Es
ist anzumerken, dass die Sensoranordnung 160 keine innere
Referenzelektrode einschließt.
Statt dessen kann die Sensoranordnung 160 eine äußere Referenzelektrode
(z. B. eine an der Haut befestigte Elektrode) einschließen, die
mit dem Steuergerät
gekoppelt ist.
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9 veranschaulicht
ein Verfahren zur Herstellung des Sensors 20 von 1–3.
Bei der Durchführung
des Verfahrens wird das Bündel 24 von Fasern 22 zuerst
durch eine Matrize 300 gezogen, die ein Volumen des sensitiven
Materials 26 in flüssiger
Form enthält.
Während
das Bündel 24 durch
die Matrize 300 gezogen wird, ummantelt das sensitive Material 26 die äußeren Oberflächen der
Fasern 22.
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Nachdem
das sensitive Material 26 auf die Fasern 22 aufgebracht
wurde, kann das sensitive Material 26 in einer Heizstufe 302 (z.
B. ein Konvektions-Heizgerät)
getrocknet werden. Danach werden die mit dem sensitiven Material 26 ummantelten
Fasern 22 durch eine Schlichtmatrize 304 gezogen,
um das Bündel 24 auf
einen gewünschten
Durchmesser zu komprimieren. Als Nächstes wird das geschlichtete
Bündel 24 durch
eine Matrize 306 gezogen, welche ein Material enthält, das
die Isolierschicht 28 des Sensors 20 bilden wird.
Zum Beispiel kann die Matrize 306 ein Volumen von flüssigem Polymer,
wie etwa Polyurethan, enthalten. Während das Bündel 24 durch die
Matrize 306 gezogen wird, ummantelt das Material der Isolierschicht
die Außenseite
des Bündels.
Nachdem die Isolierschicht 28 um die Außenseite des Bündels 24 herum
aufgebracht wurde, kann das Bündel
durch eine Härtungsstufe 308 (z.
B. eine Ultraviolett-Härtungsstufe)
geführt
werden, wo die Isolierschicht 28 gehärtet wird. Zuletzt wird das
Bündel 24 durch
eine Schneidstufe 310 geführt, wo das Bündel 24 in
Stücke
mit gewünschten
Längen
geschnitten wird.
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Das
oben beschriebene Verfahren schafft zahlreiche Vorteile. Zum Beispiel
erlaubt es das Verfahren, eine relativ große Anzahl von Sensoren 20 in einer
relativ kurzen Zeit herzustellen. Auch ist das oben beschriebene
Verfahren in der Lage, Sensoren zu schaffen, die von Charge zu Charge ähnliche
Betriebseigenschaften aufweisen.
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10 veranschaulicht
ein Sensorsystem 119, das in Übereinstimmung mit den Prinzipien
der vorliegenden Erfindung konstruiert ist. Das Sensorsystem 119 umfasst
einen Sensor 120 mit einer Vielzahl von elektrisch leitfähigen Fasern 122.
Wie am besten in 11 gezeigt wird, sind die Fasern 122 mit
einem sensitiven Material 126 ummantelt (d. h. bedeckt
oder umgeben). Eine Isolierschicht 128 (z. B. eine Umhüllung) umgibt
oder umschließt
die Vielzahl von Fasern 122, um eine äußere Begrenzung um die Fasern 122 herum
zu bilden.
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Die
Fasern 122 des Sensors 120 sind in einer blattartigen
Konfiguration angeordnet. Zum Beispiel bilden, wie in 10 dargestellt,
die Fasern 122 ein Gewebe mit einer Gitternetzwebung. In
alternativen Ausführungsformen
kann das Blatt jedoch durch eine Matte aus willkürlich angeordneten Fasern gebildet
werden, oder die Fasern können
in einer Webart oder einem Muster angeordnet sein. Die Fasern 122 sind
elektrisch leitfähig.
Zum Beispiel bestehen die Fasern 122 in einer Ausführungsform
aus karbonisiertem Nylon.
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In
einer nicht einschränkenden
Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung, sind die Fasern in der Form eines karbonisierten
Nylongewebes angeordnet. Ein beispielhafter Gewebetyp wird von Sefar America,
Inc. unter dem Handelsnamen "Carbotex" verkauft (z. B.
Artikelnummern C382/137 und C3130/49). Diese besonderen illustrativen
Gewebe umfassen Monofilfasern mit einem Durchmesser von ungefähr 45 Mikron.
Diese nicht einschränkenden Gewebe
umfassen ebenfalls Gitternetze mit Öffnungsgrößen von jeweils 130 Mikron
und 82 Mikron, sowie einer Dicke von etwa 92 Mikron. Vorzugsweise sind
die Monofiloberflächen
gleichmäßig karbonisiert bis
zu einer Tiefe von einigen Mikron mit minimalen Unstetigkeiten,
was die Oberfläche
insbesondere geeignet für
die Bildung des Substrats für
drahtgebundene Enzymbiosensoren macht. Vorzugsweise haben die Fasern
Durchmesser von weniger als 90 Mikron. Noch bevorzugter haben die
Fasern Durchmesser von weniger als 60 Mikron. Am meisten werden Durchmesser
der Fasern von nicht mehr als 45 Mikron bevorzugt.
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Unter
nochmaliger Bezugnahme auf 10 ist
der Sensor 120 elektrisch mit einem Steuergerät 146 verbunden.
Das Steuergerät 146 ist
auch elektrisch mit einer Referenzelektrode 148 verbunden. Das
Steuergerät 146 und
die Referenzelektrode 148 arbeiten in einer ähnlichen
Weise wie die Referenzelektrode und das Steuergerät, die zuvor
in Bezug auf die Ausführungsform
von 5 beschrieben wurden.
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Die
Isolierschicht 128 des Sensors 120 erfüllt dieselbe
Funktion wie die Isolierschicht 28, die zuvor in Bezug
auf den Sensor 20 von 1–3 beschrieben
wurde. In ähnlicher
Weise erfüllt
die sensitive Schicht 126 des Sensors 120 vorzugsweise
dieselben Funktionen wie die sensitive Schicht 126 des Sensors 20 von 1–3.
Dementsprechend finden die Beschreibungen in Bezug auf die Isolierschicht 28 und
das sensitive Material 26 auch auf die Isolierschicht 128 und
das sensitive Material 126 Anwendung.
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Die
Isolierschicht 128 definiert vorzugsweise eine Öffnung,
um einer Substanz, die erfasst werden soll, zu erlauben, zu dem
sensitiven Material 126 hin transportiert oder auf andere
Art befördert
zu werden. Zum Beispiel kann der Sensor 120 ein distales
Ende 130 umfassen, das quer geschnitten ist. An dem distalen
Ende 130 definiert die Isolierschicht 128 eine Öffnung 132 (in 11 gezeigt),
durch welche die Substanz, die erfasst werden soll, transportiert
werden kann. Zum Beispiel ist die Öffnung 132 so konfiguriert,
um einem Analyt wie etwa Laktat oder Glukose zu erlauben, in das
sensitive Material 126, das die Fasern 122 umgibt,
hinein zu diffundieren.
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Es
ist klar, dass alternative Sensoren Zutrittsöffnungen haben können, die
an einer Reihe von verschiedenen Stellen angeordnet sind. Zum Beispiel
veranschaulicht 12 einen alternativen Sensor 220 mit
einer Öffnung 234,
welche quer durch einen gesamten mittleren Bereich des Sensors 220 geschnitten
ist. Vorzugsweise ist eine äußere Begrenzung
des Sensors 220 versiegelt. Elektrisch leitfähige Fasern 222,
die mit sensitivem Material ummantelt sind, sind in einer isolierenden
Umhüllung 228 eingeschlossen.
Die Öffnung 234 durch
die Umhüllung 228 erlaubt
es Bereichen der Fasern 222, die zur Mitte des Sensors 220 benachbart
sind, einem Fluid ausgesetzt zu werden, welches einen Analyt enthält, der erfasst
werden soll.
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13 veranschaulicht
einen weiteren Sensor 320, der in Übereinstimmung mit den Prinzipien der
vorliegenden Erfindung konstruiert ist. Ein Sensor 320 umfasst
eine Vielzahl von elektrisch leitfähigen Fasern 322,
die innerhalb einer isolierenden Umhüllung 328 angeordnet
sind. Die Fasern 322 sind vorzugsweise mit einem sensitiven
Material ummantelt. Das sensitive Material ist durch eine Vielzahl
von Öffnungen 334,
die durch die isolierende Umhüllung 328 hindurch
vorgesehen sind, einem Fluid ausgesetzt, welches einen Analyt enthält, der
erfasst werden soll.
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Um
den Sensor von 10 und 11 herzustellen,
wird eine sensitive Chemikalie an einem Bereich eines Gewebes von
elektrisch leitfähigen
Fasern aufgebracht, so dass das Gewebe innerhalb des Bereiches vorzugsweise
im Wesentlichen in allen Aspekten gleichmäßig ummantelt ist. Als Nächstes kann
das Gewebe auf eine Trägerfolie
wie etwa Mylar oder ein anderes geeignetes Substrat unter Verwendung
einer Elastomer-/Klebstoffschicht, die sich mit dem Substrat verbindet
und das Gewebe verkapselt, laminiert werden. Vorzugsweise wird zumindest
ein Bereich des Gewebes an einer Stelle, die entfernt von jener
Stelle ist, die mit der sensitiven Chemikalie bedeckt ist, freigelassen,
um eine elektrische Kontaktfläche
für die
Sensorausgabe zu schaffen. Das Sensorprofil (d. h. die äußere Form
des Sensors) wird dann aus dem Gewebe geschlitzt oder auf andere
Weise geschnitten (z. B. gestanzt), und zwar so, dass zumindest
eine Schnittebene vorhanden ist, die durch den Abschnitt des Gewebes
schneidet, der mit der sensitiven Chemikalie ummantelt ist. Die
daraus resultierenden geschnittenen Enden des ummantelten Gewebes bilden
die Oberflächen
der Arbeitselektroden und sind in ihrer Funktion analog zu dem geschnittenen
distalen Ende des Kohlenstofffaserbündels, das in Bezug auf 1–5 beschrieben wurde.
Für einige
Anwendungen kann die hintere Oberfläche der Trägerfolie mit Silberchlorid
ummantelt werden, um eine Referenzelektrode zu schaffen. Alternativ
kann die Referenzelektrode eine separate an der Haut befestigte
Elektrode umfassen.
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Drahtgebundene
Enzymsensoren, die Fasergewebesubstrat verwenden, können verschiedene
medizinische Anwendungen haben. Wenn sie als Laktatsensoren verwendet
werden, können
zum Beispiel Sensoren wie etwa jene, die in den 10–13 dargestellt
sind, verwendet werden, um Perfusionswerte in chirurgischen Verfahren
zu bestimmen. Zum Beispiel können
solche Sensoren in Kombination mit Produkten wie etwa "chirurgische Tampons" verwendet werden.
Chirurgische Tampons sind weiche, sterile Kissen aus Textilgewebe,
die hinter den Retraktorklingen von chirurgischen Instrumenten angeordnet
sind. Solche Instrumente, manchmal auch als "Spreizvorrichtungen" bezeichnet, werden verwendet, um überstehendes
Gewebe aus der Sichtlinie eines Chirurgen weg zu halten. Druck,
der durch die Retraktorklingen gegen das Gewebe ausgeübt wird,
verhindert eine ausreichende Perfusion des unmittelbaren Kontaktbereiches,
was oft zu Zellnekrosen führt.
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14 veranschaulicht
schematisch ein Erfassungssystem, das so konfiguriert ist, um einem
Art zu erlauben, den Laktatspiegel in Gewebe zu überwachen, das durch eine Retraktorklinge 400 komprimiert
wird. Ein Sensor 402 (z. B. ein Sensor, der ähnlich wie
die Sensoren 120, 220 oder 320 von 10–13 konfiguriert
ist) ist benachbart zu der Retraktorklinge 400 angeordnet.
Der Sensor umfasst vorzugsweise einen drahtgebundenen Enzymsensor, der
ein sensitives Material umfasst, das in der Lage ist, Laktat zu
oxidieren oder zu reduzieren. In einer bestimmten Ausführungsform
kann der Sensor 402 eine Redoxverbindung und ein Redoxenzym
einschließen,
das eine Oxidation oder Reduktion von Laktat katalysiert (z. B.
Laktatoxidase oder Laktatdehydrogenase). Der Sensor 402 ist
vorzugsweise zwischen der Retraktorklinge 400 und einem
Gewebekissen 404 befestigt. Bei der Verwendung diffundiert Blut
aus dem Gewebe, das durch die Retraktorklinge 400 komprimiert
wird, durch das Kissen 404, um den Sensor 402 zu
erreichen. Ein Potential wird vorzugsweise zwischen einer Referenzelektrode 406 (z.
B. einer an der Haut befestigten Elektrode) und dem Sensor 402 angelegt.
Wenn das Potential angelegt ist, fließt ein elektrischer Strom durch
die Blutprobe zwischen der Referenzelektrode 406 und den
freiliegenden Arbeitselektroden des Sensors 402. Der Strom
ist das Ergebnis der Elektrolyse des Laktats in der Probe. Diese
elektrochemische Reaktion erfolgt über die Redoxverbindung in
dem sensitiven Material an den Arbeitselektroden des Sensors 402 und
das optionale Redoxenzym in dem sensitiven Material. Ein Steuergerät 408 ist
vorgesehen, um den bei einem gegebenen Potential erzeugten Stromfluss
zu messen. Durch Messung des Stromflusses kann das Steuergerät 408 eine
Laktatkonzentration in der Prüfprobe
berechnen. In der Folge kann ein Chirurg durch Verwendung des Erfassungssystems 401 in Kombination
mit der Retraktorklinge 400 den Laktatspiegel in dem durch
die Retraktorklinge 400 komprimierten Gewebe ständig überwachen.
Wenn der Laktatspiegel zu steigen beginnt, kann der Chirurg die Retraktorklinge 400 entfernen,
bevor das Gewebe auf Dauer geschädigt
wird.
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In
den in den 10–13 gezeigten
Ausführungsformen
können
alle Fasern des Sensors elektrisch leitfähig sein. Alternativ kann es
wünschenswert
sein, leitfähige
und nicht leitfähige
Fasern abwechselnd vorzusehen, oder spezifische Bereiche aus leitfähigen Fasern
und andere Bereiche aus nicht leitfähigen Fasern vorzusehen. In
noch weiteren Ausführungsformen
können
in einer Richtung ausgerichtete Fasern leitfähig sein, während in einer dazu senkrechten
Richtung ausgerichtete Fasern nicht leitfähig sein können. Durch Variieren der relativen
Anordnung der leitfähigen
und nicht leitfähigen Fasern
können
die Betriebseigenschaften der Sensoren abgestimmt und auf andere
Weise modifiziert werden.
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Mit
Bezug auf die vorangehende Beschreibung ist erkennbar, dass Änderungen
im Detail, insbesondere im Hinblick auf die verwendeten Konstruktionsmaterialen
und die Gestalt, Größe und Anordnung
der Teile, vorgenommen werden können, ohne
vom Schutzbereich der vorliegenden Erfindung abzuweichen. Auch ist
anzumerken, dass die in den Zeichnungen dieser Beschreibung abgebildeten Sensoren
nur in schematischer Weise gezeigt wurden und nicht maßstabgetreu
gezeichnet sind. Daher sind die Beschreibung und die abgebildeten
Aspekte nur als beispielhaft zu verstehen, wobei der tatsächliche
Schutzbereich der Erfindung durch die allgemeine Bedeutung der folgenden
Ansprüche
angezeigt wird.