NO329905B1 - CO2-sensor - Google Patents

Description

Oppfinnelsen angår en sensor for partialtrykk av karbondioksid (pC02) spesielt in vivo eller ex vivo for eksempel i eller på overflatene av kroppsvev eller organer, i blod eller i luftstrømmen fra lungene, samt en fremgangsmåte for måling av pC02.

Iskemi, lokalisert minskning av blodstrømning, er den mest utbredte dødsårsak i den vestlige verden. Således er for eksempel myokardinfarkt, hjerneinfarkt og andre tilstander som kjennetegnes av hypoperfusjon til ett eller flere organer, viktige faktorer når det gjelder dødelighet.

Reperfusjon, det omvendte av iskemi, er ofte mulig dersom en iskemi blir detektert i tide. Således kan tidlig deteksjon av iskemi, etterfulgt av en riktig kjemisk behandling (for eksempel med et middel slik som streptokinase, urokinase eller t-PA, som tjener til å oppløse tromber eller emboli) eller kirurgisk inngrep, redde det påvirkede organet, samt pasientens liv.

Selv om hjertet kan overvåkes kontinuerlig med hensyn på iskemier ved bruk av en elektrokardiograf (ECG), kan andre organer bli alvorlig iskemiske, og pådra seg uopprettelig skade, før et eventuelt symptom blir detektert. Mange organer er faktisk "tause" når det dreier seg om iskemi. Fenomenet med stille myokardinfarkt er nå godt kjent. Dessuten kan lever og nyre være alvorlig iskemiske, uten noen advarende symptomer, før organødeleggelsen er uopprettelig.

Det er kjent at det foreligger en klar korrelasjon mellom pCC>2i eller på et organs overflate og nærværet av en iskemi i dette organet. Under vevs-metabolisk asidose, for eksempel under den anaerobe metabolisme som forekommer ved en iskemi i et organ eller vev, dannes det store mengder med karbondioksid. C02 er i praksis fritt gjennomtrengelig gjennom celle-membraner, og siden blodstrømning for bort-transport av CO2er fraværende eller begrenset i iskemien, vil det foregå oppbygning av CO2i det iskemiske vevet, og pC02 i eller på det iskemiske vevet vil øke. I en frisk kropp er vanligvis maksimal pC02i blodet (veneblod) 7-10 kPa, og maksimalPCO2i sundt (aerobisk) vev er omkring 1-6 kPa høyere, selv om maksimalverdiene kan variere fra organ til organ, for eksempel 8-12 kPa for nyre, 7-11 kPa for lever, 8-12 kPa for serøs tarmhinne og 12-19 kPa for tarmslimhinne. Når oksygenforsyningen synker under det kritiske nivå for oksygenlevéranse, kan pC02-verdier som måles i vevet, stige med en faktor på 3 til 10, og de forhøyede pCOz-nivåene gir en klar indikasjon på anaerob metabolisme, og følgelig iskemi i noen tilfeller.

Sensorer for pC02er tilgjengelige. Disse er imidlertid vanligvis store, de omfatter ofte relativt komplekse glasselektroder, de gir rutinemessig ikke stabile reproduserbare avlesninger (d.v.s. de lider av drift-problemer), og de er såpass dyre at man kan forsvare gjenbruk, og således oppstår et behov for gjentatt sterilisering.

DE-A-2911343 og US 4,324,256 omhandler en elektrodeanordning for transkutan PC02-måling med en pH-følsom måleelektrode i kontakt med en bikarbonat-elektrolytt.

Det foreligger således et behov for enkle, små og fortrinnsvis kastbare sensorer som kan benyttes generelt for bestemmelse av pCC>2, for eksempel for å detektere iskemier.

Vi har nå utviklet en enkel sensor som er spesielt egnet for pCOrmåling, særlig som del av en teknikk for overvåkning etter iskemier.

I ett aspekt tilveiebringer derfor oppfinnelsen en karbondioksid-sensor som omfatter et lukket kammer som har som en veggdel en hovedsakelig vanntett og karbondioksid-permeabel membran, og som inneholder to elektroder, hvor kammeret inneholder en film av hovedsakelig elektrolyttfri væske med evne til samtidig kontakt med membranen og begge elektrodene.

Med "hovedsakelig elektrolyttfri" menes at væsken har en osmolalitet som ikke er høyere enn osmolaliteten ved 37°C for en vandig 5 mM natriumklorid-løsning, fortrinnsvis ikke høyere enn osmolaliteten for en 500 \ iM natriumklorid løsn ing, og mer spesielt, ikke høyere enn osmolaliteten for en HCI-løsning på 10"5 til 10"6M.

I et alternativt aspekt tilveiebringer oppfinnelsen en karbondioksid-sensor som omfatter en første elektrode, en andre elektrode, en karbondioksid-permeabel membran, en væske i elektrisk kontakt med den første og andre elektroden og membranen, en anordning for å påtrykke et elektrisk vekselpotensial på den første og andre elektroden, for å bevirke en vekselstrøm i væsken, og anordninger for å generere et signal som indikerer væskens konduktans, hvor væsken kan reagere med karbondioksid og endre sin konduktans, og hvor det elektriske potensialet har en frekvens på 20 til 10000 Hz, fortrinnsvis 100 til 4000 Hz.

I et ytterligere aspekt tilveiebringer oppfinnelsen en karbondioksid-sensor som omfatter en første elektrode, en andre elektrode, en karbondioksid-permeabel membran, en væske i elektrisk kontakt med den første og andre elektroden og membranen, og vegganordninger som sammen med membranen og elektrodene definerer et kammer som omgir væsken, slik at i den elektriske banen gjennom væsken mellom elektrodene er væskens elektriske resistans ved hver av elektrodene mindre enn i en del av væsken som er i kontakt med membranen. Denne økte elektriske resistans i forhold til resistansen ved elektrodene, kan oppnås ved å begrense tverrsnittsarealet av den elektriske banen gjennom væsken mellom elektrodene i en sone hvor væsken er i kontakt med membranen, for eksempel ved å minske væskedybden på en del av banen mellom elektrodene, og/eller ved å sikre et relativt stort kontaktareal mellom hver elektrode og væsken.

Fortrinnsvis er væsken i kontakt med elektrodene vandig, og det er spesielt å foretrekke at væsken er vann, hovedsakelig elektrolytt-fritt slik som definert ovenfor. Andre løsemidler som reagerer med C02slik at deres konduktans øker eller avtar, for eksempel ved produksjon eller nøytralisering av ioner, kan også benyttes. I praksis har man imidlertid funnet at deionisert eller destillert vann, med eller uten tilsetning av en sterk syre (for eksempel HCI) til en konsentrasjon på 0,1 til 100 uM, fortrinnsvis 0,5 til 50 uM, og mer spesielt omkring 1 \ iM, fungerer særlig godt. Funksjonen av denne lille tilsetningen av syre er vanligvis å opprettholde væskens pH på 6 eller derunder, for å unngå betydelige bidrag til konduktansen fra hydroksyl-ioner, og å opprettholde lineariteten for pCCVmålingene.

Sensorene ifølge oppfinnelsen er utstyrt med, eller kan koples til, en elektrisk kraftkilde anordnet for å påtrykke et elektrisk vekselpotensiale over elektrodene, med en frekvens på 20 til 10000 Hz, fortrinnsvis 50 til 4000 Hz, mer spesielt 100 til 1200 Hz. Ved frekvenser under 20 Hz er pC02-bestemmelsens følsomhet lavere på grunn av elektropolarisering, og dessuten blir instrumentets responstid overdrevent langsom, mens ved frekvenser over 10 kHz blir følsomheten igjen mindre, på grunn av virkningene av strøkapasitanser.

For å oppnå spesielt høy nøyaktighet bestemmes potensialet over eller strømmen gjennom elektrodene (og følgelig væskens resistans eller konduktans mellom elektrodene) ved bruk av en låsedetektor som er innstilt på samme frekvens som spenningsgeneratorens frekvens.

Dessuten er det å foretrekke at man innlemmer i sensoren, eller i et sensor-pluss-detektor-system, et passivt høypassfilter (for eksempel en kondensator og en motstand) for å filtrere bort strøm med frekvens lavere enn 20 Hz, fortrinnsvis lavere enn 150 Hz.

Kraftkilden kan være en vekselstrøm-kraftkilde, eller alternativt en likestrømskilde sammen med en oscillator, d.v.s. en kombinasjon som til sammen utgjør en vekselstrøm-kraftkilde.

Kraftforsyningen er fortrinnsvis slik at den maksimale strømtetthet gjennom væsken ved elektrodene ikke er høyere enn 50 A/m<2>, fortrinnsvis ikke høyere enn 30 A/m<2>, mer å foretrekke ikke høyere enn 20 A/m<2>, og spesielt ikke høyere enn 10 A/m<2>og mest å foretrekke omkring 1 A/m<2>eller lavere. Høyere strømtetthets-verdier på 20 A/m<2>eller mer, bør bare benyttes ved høyere frekvenser, for eksempel 1-10 kHz. Den laveste maksimale strømtetthet bestemmes av deteksjonsgrensene, men verdier ned til 10'e A/m<2>kan benyttes. Den laveste maksimale strømtetthet vil imidlertid vanligvis være minst 0,1 pA/m<2>.

Ved å operere med slike strømtettheter og spenningsfrekvenser, og ved passende konstruksjon, kan sensorene ifølge oppfinnelsen, i motsetning til de tidligere kjente anordninger, bestemme konduktansen/resistansen for væsken som CO2migrerer inn i, uten noe betydelig tap av nøyaktighet som resultat av elektrodenes elektropolarisering.

Elektropolariserings-effekter reduseres betraktelig ved å øke overfiatearealet for elektrodene som er i kontakt med væsken, for eksempel ved å plassere elektrodene i brønner som er anbrakt bort fra membranplanet, eller ved å benytte ikke-planare elektrodeoverflater, for eksempel grove eller teksturene overflater. Generelt er det derfor ønskelig å ha et så stort som mulig overflateareal for elektrode/væske-kontakt, så stort som mulig overflateareal for membran/væske-kontakt, og så grunn som mulig væskedybde over så mye som mulig av væskens kontaktareal med membranen. På denne måten reduseres responstiden, elektropolariseringen reduseres, lavere frekvenser kan benyttes, og strøkapasitans-virkninger reduseres betraktelig.

Væskens resistans ved membranen og mellom elektrodene kan økes ved bruk av anordninger for å definere væskekanaler over membranen mellom elektrodene, for eksempel ved å anbringe membranen over eller inntil en isolerende kammer-veggdel hvor slike kanaler blir dannet, for eksempel ved etsing. På samme måte kan et porøst avstandslag anbringes mellom membranen og kammerveggen, for å definere væskedybden.

Det er faktisk viktig å benytte slike avstandslag der hvor membranen, under de trykkforhold som oppleves i bruk, er tilstrekkelig fleksibel og væskedybden bak membranen er tilstrekkelig liten, til at den målte konduktansen vil variere med trykk. Der hvor en fleksibel, ikke-COrpermeabel membran benyttes, fører imidlertid utelatelse av avstandslaget, eller bruk av et avstandslag med åpninger, som tillater at membranen kan deformeres under trykk, til en anordning hvor bestemmelse av konduktans kan brukes som et middel for måling av trykk, for eksempel in vivo.

Således, i et ytterligere aspekt tilveiebringer oppfinnelsen en trykksensor som omfatter en første elektrode, en andre elektrode, en fleksibel membran, fortrinnsvis en gass-impermeabel membran, og en elektrisk ledende væske i kontakt med elektrodene og membranen, hvor væskens konduktans forandres ved trykk-indusert deformasjon av membranen. En slik trykksensor kan konstrueres og drives etter de samme prinsipper som oppfinnelsens pCOz-sensorer.

Kraftkilden og detektorkretsene kan om ønskelig inkluderes i sensoren ifølge oppfinnelsen. Hvis det i dette tilfellet er ønskelig at sensoren er uten tråder (d.v.s. ledninger), vil den fortrinnsvis også være utstyrt med midler som muliggjør at signalet kan fjern-detekteres, for eksempel en sender, som kan være en RF-sender. På denne måten kan sensoren implanteres, for eksempel i en risiko-pasient.

Sensorene ifølge oppfinnelsen fremstilles enkelt med en størrelse og konfigurasjon som er spesielt egnet for måling av pC02(eller trykk) på overflaten av, eller i, et organ, en kanal eller i vev, for eksempel hjerne, hjerte, lever, nyre, tarm eller muskel. Dette er av spesiell interesse, siden det tillater at organets, kanalens eller vevets funksjon overvåkes, for eksempel under og etter transplantasjon, ved intensiv-pleie, etter en skade o.s.v., og tillater således tidlig deteksjon av iskemier.

I et annet aspekt tilveiebringer oppfinnelsen en fremgangsmåte for bestemmelse av pC02, for eksempel for å detektere eller overvåke iskemier, i et menneskelegeme eller i et ikke-menneskelig, åreforsynt dyrelegeme (for eksempel et pattedyr, en fugl eller et reptil), hvilken fremgangsmåte omfatter bestemmelse av et partialtrykk for karbondioksid på et sted i legemet ved bruk av en sensor i henhold til oppfinnelsen, for derved å detektere iskemier i legemet. Partialtrykket som bestemmes i henhold til oppfinnelsens fremgangsmåte, kan være en kvantifisert verdi, eller den kan ganske enkelt være en indikasjon om at pC02ligger over eller under en eller flere terskelverdier som indikerer iskemi eller ikke-iskemi, og disse verdiene kan varieres i henhold til plasseringen av målestedet for pC02.

Fremgangsmåten ifølge oppfinnelsen vil generelt innebære bestemmelse av pC02i blod, på eller i et organ, en kanal eller i vev, eller i luftstrømmen fra lungene. I sistnevnte tilfelle kan pCC>2-sensoren innføres i kroppen, eller den kan alternativt være i en slange, hvor en ende av slangen innføres i kroppen, d.v.s. i luftveiene.

Fremgangsmåten ifølge oppfinnelsen kan innebære en eneste måling avPCO2, eller, med å foretrekke, den kan benyttes for kontinuerlig eller gjentatt overvåkning, særlig av en risiko-pasient, for eksempel en pasient i intensivpleie, som gjennomgår eller er i ferd med å komme seg etter en transplantasjons-operasjon av et organ eller et vev, som er vurdert il å ha ustabil angina, som er i ferd med å komme seg etter en koronararterie-bypassoperasjon, som lider av trauma (for eksempel i skjelettmuskel), eller som lider av hypovolemi (for eksempel sjokk).

Sammenligningen eller terskelverdier for pC02som benyttes i fremgangsmåten ifølge oppfinnelsen, kan være verdier som er detektert tidligere i en kontinuerlig eller gjentatt overvåkning av et spesielt kroppssted ved bruk av sensoren, eller de kan være verdier detektert for sammenlignbare kroppssteder i en frisk, d.v.s. ikke-iskemisk, kropp hos et sammenlignbart subjekt (for eksempel et subjekt av samme art og kjønn, og tilsvarende alder og vekt).

Sensorens viktigste komponenter er et elektrodekammer, en C02-permeabel membran som danner i det minste en del av elektrodekammerets vegg, første og andre elektroder med overflater i kammeret, eller som tilveiebringer innvendige overflater for kammeret, og en væske (vanligvis hovedsakelig elektrolytt-fritt vann) i elektrodekammeret i kontakt med membranen og den første og den andre elektroden. Sensoren innbefatter, eller kan koples til, en vekselstrøms-kraftforsyning, en bestemmelsesanordning for konduktans (eller resistans), en signalgenereringsanordning (som kan være en del av bestemmelsesanordningen), og eventuelt en signaloverføringsanordning. Dessuten innbefatter sensoren eventuelt en overflate-festeanordning som den kan holdes i kontakt med en kroppsoverflate med (for eksempel med overflaten av et organ, av vev eller av en kanal) eller en overflate-gjennomboringsanordning ved bruk av hvilken sensoren kan innføres gjennom en kroppsoverflate (for eksempel overflaten på et organ, vev eller en kanal).

I en utførelsesform av sensoren ifølge oppfinnelsen, har en første av de to elektrodene en hul, sylindrisk del, og den andre er anbrakt i den første hule sylinder, fortrinnsvis i eller nær dens akse. Den andre elektroden har fortrinnsvis selv en fast, sylindrisk del anbrakt i den første elektrodens hule, sylindriske del. Der hvor den første elektroden har en hul, sylindrisk del, kan denne, om ønskelig, danne en vegg i et lukket elektrodekammer som inneholder væske og den andre elektroden, og som har i det minste en veggdel tilveiebrakt ved hjelp av den C02-permeable membranen; det er imidlertid foretrukket at sensoren har et lukket elektrodekammer med en ytterligere, sylindrisk vegg, som omgir, og fortrinnsvis er koaksial med de to elektrodene.

De to elektrodenes sylindriske deler grenser fortrinnsvis aksialt opp til hverandre, og ved enden som vender mot membranen. De kan komme nær membranen hvis den er ikke-ledende, men de er fortrinnsvis litt forskjøvet bort fra den, for eksempel ved bruk av et avstandslag som kan tjene til å begrense eller forhindre deformasjon av membranen.

Den første elektroden har fortrinnsvis en ytre diameter for den sylindriske delen på 0,8 til 2 mm, mer å foretrekke 1,2 til 1,6 mm. Den andre elektroden har fortrinnsvis en ytre diameter for den sylindriske delen på 0.2 til 0,6 mm, mer å foretrekke 0,3 til 0,5 mm. Kammeret er fortrinnsvis hulsylindrisk med indre lengde på 0,5 til 20 mm, mer å foretrekke 5 til 12 mm, og en indre diameter på 0,8 til 2,5 mm, mer å foretrekke 1,4 til 2,0 mm.

Membranen er fortrinnsvis anbrakt hovedsakelig perpendikulært på elektrodens akse, og i avstand fra elektrodenes sylindriske ender, for eksempel i avstand 0,05 til 0,5 mm, fortrinnsvis 0,1 til 0,2 mm.

Væskefilmen dekker fortrinnsvis membranen i en dybde på 0,005 til 2 mm, mer å foretrekke 0,001 til 0,5 mm, når membranen er horisontal.

Der hvor sensoren skal benyttes på steder der den ikke kan holdes med membranen horisontal, holdes kammerets indre dybde fortrinnsvis liten. På denne måten vil væskefilmen fylle, eller fylle nesten fullstendig, kammeret, og derved komme i kontakt med membranen og begge elektroder, uansett hvilken stilling sensoren holdes i.

Sensoren ifølge oppfinnelsen vil fortrinnsvis innbefatte elektriske ledninger fra de to elektrodene, og disse kan festes direkte eller indirekte til en påtrykkings-og måleanordning for spenning eller strøm. Dessuten, der hvor sensoren er konstruert uten væskefilmen, vil kammeret være forsynt med anordninger for innføring av væsken, for eksempel en tettbar innløpspost eller et gjennomborbart, selvtettende substrat slik som en gummi-stopper. Sensoren kan, med unntak av membranen som må være i det minste delvis eksponert, om ønskelig være omgitt av et beskyttende, biotolerabelt materiale, for eksempel en kappe eller et filmbelegg, fortrinnsvis av et ikke-ledende materiale, der hvor sensoren er ment for kontinuerlig overvåkning av blodets pC02, kan sensorens overflate på samme måte være belagt med en antikoagulant, for eksempel heparin. Et antikoagulant-belegg kan også være fordelaktig når sensoren blir innført i et organ og kan medvirke til levring.

Der hvor sensoren er konstruert med væskefilmen på plass, er elektrodene fortrinnsvis av et tregt (inert) materiale, slik at væskens resistivitet ikke vil forandre seg i betydelig grad ved lagring. Egnede materialer innbefatter platina (særlig sort platina), rustfritt stål, sølv, aluminium og karbon, særfig platina og rustfritt stål (spesielt ikke-magnetisk, rustfritt stål når sensoren skal brukes i pålagte magnet-felt, for eksempel i apparater for magnetisk resonans-avbildning). Generelt foretrekkes inerte elektroder som ikke genererer ioner i oppløsning. Den ytre elektrodens tykkelse og den indre elektrodens diameter vil i stor grad avhenge av styrken av det anvendte elektrodematerialet. Begge elektroder er fortrinnsvis av samme materiale, for å unngå et likespenningspotensial mellom elektrodene.

Væsken i sensoren kan være en hvilken som helst væske som er i stand tii å forandre ledningsevne ved reaksjon med (for eksempel etter oppløsning i væsken av) karbondioksid, for eksempel et polart, portisk løsningsmiddel som er i stand til å oppløse karbondioksid og derved frembringe ioner. Vann er å foretrekke, men lavere alkanoler kan brukes. Væsken er imidlertid fortrinnsvis så fri som mulig fra oppløste, ioniske grupper, og således er rent vann, for eksempel dobbeltdestillert vann, mest å foretrekke. Som indikert ovenfor, er det imidlertid ønskelig å tilføre til slike rene løsemidler en liten mengde sterk syre, for eksempel for å opprettholde en pH på 6 eller lavere. Væskemengden som benyttes, bør fortrinnsvis holdes så liten som mulig, siden sensoren på denne måten kan reagere raskere på ytre forandringer i pC02. Mengden som benyttes, bør fortrinnsvis være valgt på forhånd, d.v.s. at slik at en gruppe av like sensorer hver vil inneholde samme væskemengde. I sensoren, slik den er fremstilt, bør en hvilken som helst gass i kammeret fortrinnsvis være hovedsakelig uten CO2, for eksempel kan væsken ha et nitrogenfylt rom over seg. Før bruk vil sensoren fortrinnsvis ha blitt sterilisert og pakket i en lufttett beholder, for eksempel folie-beholder, for å sikre at det ikke opptrer noen tilfeldig eksponering for økte C02-nivåer. Også atmosfæren inne i beholderen bør fortrinnsvis være mettet med vanndamp, for å forhindre fordampning.

Membranen kan være et hvilket som helst materiale som er gjennomtrengelig for C02, og hovedsakelig ugjennomtrengelig for løsemiddelet i væsken, en hvilken som helst elektrolytt og vann. Teflon®, silikongummi, polysiloksan eller andre, isolerende polymerfilmer kan brukes, for eksempel med tykkelser 0,5 til 250^m. Jo tykkere membranen er, jo langsommere vil vanligvis sensorens responstid være. Jo tynnere membranen er, jo større vil imidlertid risikoen være for ikke-uniformitet eller for perforering eller annen skade. Generelt bør membraner være tynnere for pCOrmåling i blod eller i luftstrømmen. De tykkere membranene reduserer kapasitans-virkninger fra ioner i organer. I alle utførelsesformer av oppfinnelsen er fortrinnsvis en andre (eller ytterligere) CO2-permeabel membran montert tilstøtende til membranen som er i kontakt med væsken i sensoren. Mellom de to membranene kan det være et luftgap (eller et gap med en annen gass) (eventuelt innbefattende et gasspermeabelt avstandslag), eller mer å foretrekke en gel, spesielt en gel som inneholder et isoleringsmiddel (sequestering agent)( for eksempel et chelateringsmiddel) som tjener til å binde anioner eller kationer som går inn i gapet gjennom den ytre membranen eller gjennom huller eller defekter i den (på denne måten kan man redusere eller unngå drift i langtidsmålinger på organer eller vev). En slik dobbelt membrankonstruksjon unngår også kapasitans-virkningene av ioner i organer, og reduserer risikoen for tilfeldig perforering av den indre membranen, og som resultat av dette kan tynnere membraner benyttes for pC02-måling i organer. Membranen vil imidlertid passende være omkring 0,5 til 10 um, fortrinnsvis omkring 1um for pC02-måling i blod eller luftstrømning, og 1 til 50 um, fortrinnsvis 2 til 40 um for målinger av pC02i organer. Man vil forstå at for å detektere iskemi kan en responstid så lang som 10 minutter være akseptabel.

Veggene i kammeret i sensorene ifølge oppfinnelsen kan være av et hvilket som heist passende materiale, for eksempel plast. Fortrinnsvis bør materialet være i stand til å tåle forhold slik som normalt benyttes ved sterilisering, for eksempel strålings-sterilisering (for eksempel ved bruk av gammastråling), eller termisk sterilisering (for eksempel ved bruk av temperaturer på omkring 121°C, slik som ved autoklav-sterilisering). I tilfellet med termisk sterilisering, vil væsken vanligvis bli steril-fylt i sensoren etter steriliseringen. Kammerets vegger og membranen kan være av samme materiale, for eksempel Teflon<®>, maskineri til å ha selvbærende vegger og en tynnere, gasspermeabel endemembran.

I en videre foretrukket utførelsesfonm omfatter sensoren ifølge oppfinnelsen en C02-permeabel membran som tilveiebringer en flate i et væskeinnholdende kammer hvor det væskeinneholdende volumet defineres av membranen, en første elektrode, en andre elektrode og isolerende vegganordninger, idet vegganordningene, elektrodene og membranen definerer (i) et lite tverrsnittsareal for væsken (på tvers av strømretningen) ved en membran-berørende del av væsken, (ii) en membran-berørende del av væsken med stort overflateareal og (iii) relativt store elektrode-væske-berøringsdeler. Dette kan oppnås ved å plassere elektrodene i brønner i en isolator, som kan være, eller ikke trenger å være forsynt med kanaler mellom brønnene, med en sentral isolatordel som ligger tettere inntil membranen, slik at væske-resistansen er høyere i en membran-tilstøtende del av den elektriske strømbanen enn i de elektrode-tilstøtende delene. For dette formål kan elektrodene passende være formet som lag i en elektrode/isolator-konstruksjon av sandwich-type, eller som tråder eller avsetninger plassert i spor eller hakk i et isolatorsubstrat.

Sensoranordningen ifølge oppfinnelsen kan således gjøres liten nok for innføring i en åndedretts-slange, i blodårer eller i eller på overflaten av et organ, vev eller en kanal; den er billig og enkel, og kan ha engangs-anvendelse (d.v.s. den kan være kastbar), eller den kan alternativt steriliseres og brukes på nytt. Responstiden for pCCVforandringer er rask (for eksempel 10 minutter, fortrinnsvis 5 minutter, eller mer å foretrekke, 30 sekunder eller mindre), og problemer med drift som man møter med konvensjonelle blodgass-elektroder, unngås. Anordningen er således velegnet for klinisk miljø.

Der hvor sensoren skal brukes på nytt, er membranen og elektrodene fortrinnsvis separerbare for å tillate utskifting av væsken. Således kan for eksempel membranen være utskiftbar, og for eksempel anta form av en skive anbrakt mellom kroppen og en tettende påsettbar og fjernbar endehette for kammeret. I denne utførelsesformen vil endehetten og membranen bli fjernet mellom anvendelsene, løsningsmiddelet vil bli utskiftet, og endehetten og membranskiven (enten som to komponenter eller en integrert enhet) vil bli utskiftet. Under eller etter denne prosedyren vil sensoren bli sterilisert. Mer å foretrekke vil imidlertid sensoren være en engangsanordning som kan kastes.

For in wVo-måling av pC02(bortsett fra in v/Vo-måling av blodgass) er det til nå ikke utviklet noen kommersielt bredt tilgjengelig teknikk. Flere teknikker er forsøkt i dyreeksperimenter (ISFET-elektroder, infrarød absorpsjon og annet), men alle disse teknikkene har sine mangler. (ISFET-elektroder er benyttet i mennesker, men uten tilfredsstillende resultater). Blant svakhetene er størrelse, drift og høye fremstillingskostnader. I motsetning til dette er sensorene ifølge oppfinnelsen billige å fremstille, de vil ha minimal drift, og med riktig kvalitet på deionisert vann trenger det ikke å bli nødvendig med kalibrering. Ved å benytte et lite vannvolum og fortrinnsvis karbonisk anhydrase, vil de være hurtige nok for måling av slutt-ekspiratorisk pC02. Sensorene kan være små, og kan anbringes i hovedstrømmen i en åndedrettsslange. Følgelig vil det ikke være noe behov for å suge ut gass fra ventilatorslangene, slik det nå gjøres med de fleste teknikker. Dette er en avgjort fordel, spesielt ved overvåkning av barn, som har små åndedrettsvolumer. Således har sensorene ifølge oppfinnelsen potensial til å være anvendbare for in vitro, in vivo og slutt-ekspiratoriske målinger av pC02. De kan både benyttes for ventilatorisk overvåkning, intravaskulær pC02-måling og for deteksjon av iskemi på organ-nivå.

I tillegg til in vivo og ex wVo-anvendelser kan sensorene ifølge oppfinnelsen benyttes i andre situasjoner hvor det er ønskelig med pC02-måling, spesielt anvendelser som ikke er tilknyttet levende testobjekter, for eksempel in vitro-målinger av pC02i gasser eller væsker, for eksempel drikkevarer eller utstrømmende gasser. I ytterligere aspekter tilveiebringer oppfinnelsen en fremgangsmåte for bestemmelse av pC02eller trykk i slike in Wfro-anvendelser, ved bruk av sensorer i henhold til oppfinnelsen.

Det er spesielt å foretrekke at sensorene ifølge oppfinnelsen påføres på overflaten av et vev, en kanal eller et organ av interesse, for å bestemme pC02for dette vevet, denne kanalen eller dette organet. Dette er mulig siden C02diffunderer ut av vev, kanaler og organer slik som hjerte, lever, nyre, hjerne, tarm og muskel. For disse formål er det ønskelig at sensoren innbefatter overflate-festeanordninger (for eksempel en fleksibel eller perforert flens som kan sys fast til organ-, vevs- eller kanal-overflaten; en fleksibel, vevs-adhesiv bæreflens; et justerbart klips; en fleksibel mottaker etc), i denne utførelsesformen er elektrodekammeret fortrinnsvis skiveformet, med den C02-permeable membranen på en av skivens overflater. Slike pC02-sensorer er i seg selv nye, og utgjør et ytterligere aspekt ved oppfinnelsen. I dette aspektet tilveiebringer oppfinnelsen en pC02-sensor med et skiveformet elektrodekammer, hvor en av kammerets flater er forsynt i det minste delvis med en CCVpermeabel membran, og sensoren omfatter videre overflate-festeanordninger.

Der hvor sensoren alternativt skal innføres gjennom en kroppsflate (for eksempel en organ-, vevs- eller kanal-overflate) vil den på passende måte være forsynt med overflate-gjennomborings-anordninger, for eksempel med elektrodekammeret i akselen i en langstrakt sensor med skarp ende. Slike sensorer er også nye, og utgjør et ytterligere aspekt ved oppfinnelsen. I dette aspektet tilveiebringer oppfinnelsen en pCOrsensor med et langstrakt legemsparti med en skarp kroppsflate-gjennomborende anordning i en første ende, og inneholdende, i avstand fra den første enden, et elektrodekammer hvor minst en del av en eksponert vegg i dette er forsynt med en C02-permeabel membran.

Sensorene ifølge oppfinnelsen er relativt billige, og derfor kan de, ulikt tidligere kjente sensorer, være anordninger for engangsbruk. Dessuten kan elektrodekammeret gjøres ekstremt lite uten vanskelighet (i motsetning til de tidligere kjente sensorene som inneholder glasselektroder, hvor miniatyrisering oppstiller uoverstigelige impedansproblemer).

Mekanismen som pC02bestemmes ved hjelp av når man benytter sensoranordningen ifølge oppfinnelsen, er enkel. I et rent protisk løsemiddel, for eksempel vann, er den elektriske resistansen høy på grunn av knappheten på

ioner. Tillegg av C02resulterer i dannelse (med vann) av H+<->og HCOV ioner, og

således en reduksjon av den elektriske resistansen. Siden den eneste faktor som er ansvarlig for reduksjon av resistans i sensoren, er C02som går gjennom membranen, gjør forandringen i resistans at pC02kan bli målt. (I trykksensorene ifølge oppfinnelsen oppstår på den annen side forandringen i resistans fra forandringen i den elektriske banens tverrsnittsareal gjennom væsken på grunn av trykkindusert deformasjon av membranen).

Fra likevektskonstanten for likevekten H20 + C02til H+ + HCO"3er COz-konsentrasjonen lik apC02hvor a ved 25°C er 0,310). Den elektriske ledningsevnen for protoner er Gh+= 349,8 S.cm<2>/mol, ledningsevnen for hydroksyler er Goh- = 198,3 S.cm<2>/mol og for bikarbonat er den Ghco3- = 44,5 S.cm<2>/mol. Konsentrasjonene av H+ og OH" varierer inverst, og konsentrasjonene av H+ og HCO'3er direkte proporsjonale med pC02. Løsningens totale konduktans er således effektivt proporsjonal med pC02, siden bidraget fra OH' er minimalt. Ledningsevnen for løsningen, Gsolutiongis således ved

GsOLUTION<=>ØH+IH^Gh*<+>9h-[OH"]GoH-<+>ØHCO-3[HC03-]Ghco3-

hvor 9h-, 9oh- og 9hco3- er aktivitetskoeffisientene for de tre ionetypene.

Tabell 1 nedenfor viser på eksempels form målte pC02og pH-verdier og tilsvarende, beregnede verdier for H+<->, OH<*>og HC03-konsentrasjoner som viser økningen av H+ og HCO3" ved økende pC02..

Den elektriske ledningsevnen måles i løsningsmiddel-filmen i sensoren ifølge oppfinnelsen. Dette kan gjøres ved å påtrykke en konstant spenning (eller strøm) på elektrodene, og måle strøm- (eller spennings-) forandringene som tilsvarer forandringer i ledningsevne når C02går inn i løsningsmiddelet gjennom membranen. Fortrinnsvis påtrykkes imidlertid en vekselspenning av sinusbølge-type med konstant toppverdi, og spenningsfallet over de to elektrodene måles. Løsningens konduktivitet er da lik strømmen som føres gjennom elektroden dividert på spenningsfallet over de to elektrodene.

En utførelsesform av oppfinnelsen skal nå beskrives nærmere med henvisning til de vedføyde tegningene, hvor: Fig.1 er et skjematisk tverrsnittsriss over en sensor i henhold til oppfinnelsen; Fig. 2 er et kretsdiagram for målekretsen for sensoren i figur 1; Fig. 3 er et plott av målt utgangsspenning for sensoren i figur 1 mot pC02;

Fig. 4 er et plott av målt konduktans for sensoren i figur 1 mot pCCtø

Fig. 5 er et plott av målte og teoretiske verdier for konduktans mot pC02; Fig. 6A og 6B er skjematiske, utspilte sideriss og tverrsnitts-sideriss av en andre pC02-sensor i henhold til oppfinnelsen; Fig. 7A og 7B er skjematiske og utspilte sideriss og tverrsnitts-sideriss av en tredje pC02-sensor i henhold til oppfinnelsen; Fig. 8 er et skjematisk riss av en pCCVsensor i henhold til oppfinnelsen, i en form som er egnet for innføring gjennom en organ-overflate; Fig. 9 er en skjematisk plan over elektronikken for å drive en pC02-sensor i henhold til oppfinnelsen; Fig. 10A til 10C viser en fjerde pCXVsensor i henhold til oppfinnelsen, i side-tverrsnitt (figur 10A), plant snitt ovenfra (figur 10B) og plant snitt nedenfra (figur 10C); Fig. 11 viser en femte pCCVsensor i henhold til oppfinnelsen, i sidesnitt; Fig. 12 viser skjematisk et arrangement for avfølingselektronikken for en

sensor i henhold til oppfinnelsen,

Fig. 13 er et kretsdiagram som viser en utførelsesform av

avfølingselektronikken i figur 12; og

Fig. 14A og 14B er et snitt og et perspektivriss av en sjette pCCVsensor i henhold til oppfinnelsen.

Med henvisning til figur 1 vises en sensor 1 som omfatter en sylindrisk kappe 2 av rustfritt stål med ytre diameter på 2,0 mm og 100 mm pål mm, og lengde 3 mm. Kappen 2 er avtettet i nedre ende med en teflon-membran 3, og i øvre ende med en hette 4. Inne i kappen 2 er det anbrakt to elektroder 5 og 6 (for eksempel karbonelektroder) og en isolert elektrodeholder 7. Den indre elektroden 6 har en ytre diameter på 0,4 mm, mens den ytre, hule, sylindriske elektroden 5 har en veggtykkelse på 0,01 mm og en ytre diameter på 1,4 mm. Elektrode-holderen 7 har seksjoner som er innbyrdes isolert av isolatoren 10, holder de to elektrodene og er forbundet med ledninger 8 som går gjennom hetten 4 til en (ikke vist) anordning for påtrykning og måling av strøm/spenning.

En tynn film 9 av dobbeltdestillert vann dekker membranen 3, med dybde 0,001 mm. Dette kan oppnås ved å anbringe et porøst avstandslag av kuprofan (en dialyse-membran (eller mer å foretrekke, et plast-nett) med tykkelse 1 nm, på innsiden av den dekkende membranen.

Med henvisning til figur 2 vises en pCO^målekrets for bruk sammen med sensoren i figur 1. En vekselstrøm med frekvens 1 kHz påtrykkes på elektrodene 5 og 6 når sensoren 1 blir dyppet i test-substansen (bruk av en vekselstrøm gjør at elektrolyse unngås).

Sensoren i figur 1 ble uttestet in vitro med bruk av vann med forskjellige pCCVverdier (bestemt med en blodgass-maskin av type ABL-system 625), frembrakt ved å boble 100 % C02gass gjennom dobbeltdestillert vann i forskjellige tidsrom helt til de ønskede pC02-verdiene ble oppnådd.

Målinger ble utført ved å benytte en låsedetektor (SR 850) kombinert med kretsen i figur 2. Det første trinnet i denne kretsen inneholder et høypassfilter (150 Hz) for å fjerne likespenningssignaler. Det andre trinnet er en vekselstrøms-forsterkning for å øke oppløsningen av målingene i henhold til formelen:

Inngangsspenningen fra signalgeneratoren var 6 mV, og verdiene av motstandene R-i, R2. og R3var henholdsvis 1 MQ, 50 kQ og 10 kQ.

Utgangsspenningen ble målt med forskjellige pC02-verdier i området 6 til 31,5, kPa (se tabell 1 ovenfor). Målingen ble gjentatt 6 ganger for hver verdi, for å sikre reproduserbarhet. Under målingen varierte strømtettheten fra 1 til 17 uA/cm2, som ligger innenfor grensene for elektrodelinearitet. De målte utgangsspenningene, plottet mot pC02, vises i figur 3.

Konduktansen som funksjon av pC02ble beregnet ved å dividere strømmen gjennom elektroden på spenningsfallet over elektrodene, og vises i figur 4. Teoretiske (<*>) og midlere, målte (•) verdier for konduktans ble sammenlignet ved å benytte ligningen for verdien av Gsoiuson. gitt ovenfor (se figur 5). Slik det fremgår, var korrelasjonen god.

En ytterligere utførelsesform av sensorene ifølge oppfinnelsen vises i figur 6A og 6B blant de vedføyde tegningene. I denne utførelsesformen er det dannet et substrat 11 av et ikke ledende materiale (for eksempel silisium, eller mer å foretrekke, glass, for eksempel maskineri eller etset) for å tilveiebringe en overflate for en væskeomgivende sone 12 som første og andre elektrode 13 og 14 blir lagt eller avsatt på eller omkring, for eksempel som tråder, eller som trykte eller damppålagte ledere. Det er ønskelig at den væskeomgivende sonen har fordypninger som elektrodene er plassert i, for å sikre at væskedybden er større på disse stedene enn i mellomområdet. Elektrodene er elektrisk forbundet med en (ikke vist) kraftkilde med ledninger 15 og 16, som kan være dekket av en (ikke vist) isolator for å sikre at strømmen i den væskeomgivende sonen går mellom elektrodene og gjennom væsken 17, istedenfor mellom ledningene til elektrodene. Elektrodene er ønskelig 1 til 3 mm brede parallelt med overflaten av substratet 11, og kan for eksempel være dannet av platina, for eksempel sort platina, eller sølv eller aluminium. Substratet kan ha en hvilken som helst passende dybde, for eksempel 3 til 50 mm. Gapet mellom elektrodene, som er vist å være konsentriske, er fortrinnsvis minst 0,5 mm, for eksempel 0,5 til 3 mm. Over substratets overflate er det plassert et porøst avstandslag 18, for eksempel en kuprofan-membran (eller mer å foretrekke, et plast-nett), som kan ha en dimensjon i um-området, for eksempel en tykkelse på 1 um. Denne støter fortrinnsvis mot substratets overflate mellom elektrodene, og eventuelt mot substratets overflate utenfor den ytre elektroden 13. Dette avstandslaget tjener både til å inneholde væsken 17 og til å opprettholde en fast væskedybde mellom substratets overflate og en C02-permeabel membran 19 som er anbrakt over avstandslaget. Omkring sin periferi er membranen 19 tettet (ikke vist) direkte eller indirekte mot substratet 11 for å definere et væske-omgivende kammer. Membranen 19 er passende av teflon eller polysiloksan, og er passende 0,5 til 250 um tykk, fortrinnsvis 1 til 50 um tykk.

En ytterligere utførelsesform av sensoren ifølge oppfinnelsen vises i figur 7A og 7B, hvor første og andre elektroder 20 og 21 er plassert i et substrat (for eksempel av glass, silisium eller teflon) 22, for eksempel i kanaler som er etset eller utfrest i substratet, eller i en sandwich-lignende struktur. Elektrodene er parallelle, fortrinnsvis omkring 1 mm lange, og fortrinnsvis anbrakt minst 1 mm fra hverandre, for eksempel 1 til 3 mm. Substratet mellom elektrodene er fortrinnsvis hevet i forhold til elektrodene, og er passende enten i plan med, eller litt lavere enn overflaten av substratet bortenfor elektrodene. Over substratet og elektrodene er det anbrakt et porøst avstandslag 23, for eksempel en kurofan-membran med tykkelse 1 um (eller mer å foretrekke, et plastnett), og over avstandslaget er det anbrakt tettende en COrpermeabel membran 24, for eksempel en teflon-membran ved tykkelse 1 um. Kammeret som defineres av den C02-permeable membranen, substratet og elektrodene, fylles med hovedsakelig elektrolytt-fritt vann, justert til 1 pH som ligger litt under 7 ved å tilsette HCI.

For å fremringe en trykksensor i henhold til oppfinnelsen, kan avstandslaget 23 utelates, eller det kan forsynes med en åpning over partiet av substratet mellom elektrodene, og den gasspermeable membranen 24 kan erstattes med en gass-impermeabel membran. I denne utførelsesformen er substratets overflate mellom elektrodene fortrinnsvis 0,5 til 2 um unna den gass-impermeable membranens indre overflate.

I figur 8 vises en gjennomborende sensor for en kroppsoverflate (for eksempel en organ-overflate) i henhold til oppfinnelsen. Sensoren omfatter et promt, langstrakt hovedlegeme 25 av et plastmateriale, som i en ende har en skarp, gjennomborende del 26, og har koplet til den andre enden tråder (ledninger) 27 som fører til en ikke vist kraftkilde. I et sentralt parti av hovedlegemet er det anbrakt to elektroder 28,29 som er elektrisk koplet til trådene 27 og dekket av et (ikke vist) avstandslag og av en COz-permeabel membran 30 (vist fjernet). Montasjen med elektrode/avstandslag/membran kan typisk være konstruert slik som beskrevet ovenfor i forhold til figur 7.

Hovedlegemet er vanligvis omkring 2 til 6 mm langt, og en, eller oftere en gruppe (array) av slike sensorer kan plasseres inn i overflaten av et organ under kirurgi, med ledningene stikkende ut samlet gjennom et kirurgisk innsnitt i huden, vanligvis i eller tett inntil den post-operative dreneringskanalen. Når overvåkning av pasienten skal opphøre, kan sensorene ganske enkelt trekkes tilbake ved å dra forsiktig i ledningene 27 utenfor kroppen.

Figur 9 er en skjematisk representasjon av elektronikk som er egnet for å fungere med sensorene ifølge oppfinnelsen. En vekselstrøm genereres av sinusgeneratoren 91, og mates til en av pCO^sensorelektrodene 32 og til en faseskifter 33. Signalet fra den andre pCO^elektroden 32 føres til en forsterker 34 med lav støy, og derfra til en fasedetektor 35, hvor signalets fase blir sammenlignet med fasen for et referansesignal som genereres av faseskifteren 33. Ute av fase-komponenter, d.v.s. uønskede komponenter, av det forsterkede signalet blir avvist, og den gjenværende del av det forsterkede signalet mates til signalfilteret 36 for å fjerne lavfrekvente komponenter. Det filtrerte signalet er proporsjonalt med pC02(eller konduktans), og føres videre for registrering eller videre manipulering, for eksempel ved hjelp av en strimmelskriver, en datamaskin eller en datalogger.

pC02-sensoren som vises i figur 10A-1OC, omfatter en stramt strukket, C02-permeabel membran 37 og to elektroder 38 som er forbundet med den ytre avfølingselektronikken (ikke vist) med tråder 39. Membranen 37 er montert mot et gitter 40 som det er definert mange hull i, og C02som går gjennom membranen 37, kan vandre gjennom disse. Vannet i hullene i gitteret 40 påvirker ikke målingene av konduktivitet. Gitteret 40 gir mekanisk støtte for membranen 37, for å hindre trykkforandringer i vannet i sensoren mens passasje av C02tillates gjennom membranen.

Sensoren er forsynt med et dekkparti 41 som har definert i seg to påfyllingshull 42 som dobbeltdestillert vann kan helles gjennom for å fylle vannkamrene 43 over hver elektrode 38. Mellom vannkamrene 43, og definert mellom dekkpartiet 41 og gitteret 40, er et bro-kammer 44 som fylles med vann når vannkamrene er fylt, og tilveiebringer et område med relativt lite volum/stort overflateareal for absorpsjon av CO2som går gjennom membranen 37. Tilveiebringelsen av bro-kammeret 44 gir en følsom sensor fordi vannet i bro-kammeret 44 danner den ledende banen mellom elektrodene 38 ved bruk av sensoren, og dette områdets relativt lille volum og store overflateareal sikrer en relativt stor økning i ledningsevne med C02som kommer gjennom membranen 37.

Den viktigste fordelen ved arrangementet som vises i figur 10A-10C, er imidlertid at overflatearealet av vannet i kontakt med elektrodene er relativt høyt for å redusere elektropolarisasjons-virkninger.

Det skal bemerkes at vannkamrene 43 strekker seg over bro-kammerets 44 horisontale nivå. Dette sikrer at eventuelle luftbobler i vannet gjenholdes i vannkamrene 43, og ikke påvirker ledningsevnen i vannet i bro-kammeret 44.

pCOrsensoren som vises i figur 11, er sammensatt av silisiumlag bundet sammen med silisiumdioksid, og har sølv/aluminium-elektroder 38. Strukturen av denne sensoren er lik strukturen av sensoren i figur 10A til 10C, og de samme henvisningstall er benyttet for tilsvarende deler.

Figur 12 viser et skjematisk diagram over en forbedring i sensorelektronikken for pC02-sensoren ifølge oppfinnelsen. Man har lagt merke til at pCCVsensoren generer en liten likespenning på grunn av elektrolytiske effekter mellom elektrodene og ionene i vannet. Forforsterkning av signalet gjennom pCCVsensoren kan imidlertid øke likestrømmen gjennom sensoren i slik grad at elektrodene kan degraderes, og dette kan resultere i drift for sensoren.

I det grunnleggende arrangement som vises i figur 2, fungerer kondensatoren C1 slik at den blokkerer likestrøm som går gjennom sensoren og forforsterkningstrinnet, for å hindre at det oppstår problemer med drift. Kondensatoren resulterer imidlertid i et ekstra fasetillegg til vekselsignalet, og dette kan forårsake feil i deteksjonssignalet som måles av låsedetektoren. Videre er det vanskelig å inkorporere en stor kondensator i en ASIC-krets (Application Spesific Integrated Circuit, anvendelsesspesifikk, integrert krets). Figur 12 viser skjematisk et alternativ til kondensator-arrangementet i figur 2, i form av en servomekanisme. I henhold til dette arrangementet tilbakekoples utgangssignalet fra forforsterkeren til dens inngang via et lavpassfilter. Således tilbakekoples bare likestrømskomponenter av utgangssignalet, og de kansellerer en eventuell likestrøm som trekkes gjennom pCOrsensoren. På denne måten sikres det at det ikke forekommer noen likestrøm gjennom pC02-sensoren som vil degradere elektrodene. Figur 13 viser et kretsdiagram over et arrangement for implementering av den ovenfor beskrevne lavpassfilter-tilbakekoplingen. Vekselreferansespenningen innmates ved kontakt TP5, og utgangspenningen til låsedetektoren utmates ved kontakt TP4. pCCVsensoren representeres som komponent CN2, og er i serie mellom kretsens inngang og utgang med en lastmotstand R2. En operasjons-forsterker X1-A er koplet med sin inverterende inngang og utgang i parallell over lastmotstanden R2.

Likespenningskomponenten av operasjonsforsterkerens utgangsspenntng Voutføres ved hjelp av en lavpassfilteranordning (R6, X1-B, C2, R5) med en avskjæringsfrekvens på 1 Hz, til operasjonsforsterkerens X1-A ikke-inverterende inngang. Når utgangsspenningen Voutinnbefatter en likespenningskomponent, forårsaker således positiv tilbakekopling via lavpassfilteret at utgangsspenningen Voutstiger. Dette øker spenningen over lastmotstand R2, hvilket gjør at spenningen på operasjonsforsterkerens X1-A inverterende inngang stiger for å kompensere for den økte utgangsspenningen. Man vil derfor se at dette arrangementet alltid gjør at spenningene på operasjonsforsterkerens X1-A innganger vil tendere til å være like, og for frekvenser under 1 Hz blir utgangspenningen Voutfra operasjonsforsterkeren X1-A lik spenningen på operasjonsforsterkerens inverterende inngang. Spenningen over tilbakekoplingsmotstanden R2 er derfor 0 for frekvenser under 1 Hz, og ingen likestrøm trekkes da fra inngangen. Følgelig vil alle vekselstrømmer gå gjennom uten noe faseforskyvning, mens frekvenser under 1 Hz vil bli dempet tii praktisk talt nult-nivå.

Arrangementet som vises i figur 13 har den fordel at det ikke behøver noen stor kondensator, og det kan derfor enkelt dannes som en del av en ASIC. I foretrukne utførelsesformer omfatter derfor sensoren en tilbakekoplingsanordning for å tilbakekople lavfrekvente komponenter, for eksempel likespennings-komponenter av utgangspenningen fra sensoren, for hovedsakelig å kansellere lavfrekvent strøm, for eksempel likestrøm, gjennom sensoren.

Sensoren som vist i figur 14A og figur 14B har sylindrisk konfigurasjon, men fungerer etter de samme prinsipper som er beskrevet i forhold til de andre utførelsesformene av pCOz-sensoren. Sensoren har en plastkjerne 45 montert til to ringelektroder 46 som er koplet til ytre avfølingskretser (ikke vist) via ledninger 47. Ledningene 47 er skjermet for å forhindre krysstale.

En ytre sylinder 48 har definert i seg en rekke hull, og fungerer på samme måte som gitteret 40 som vises i figur 10A-10C, for å støtte den gasspermeable membranen 49. Ringer 50 holder membranen 49, sylinderen 48 og plastkjemen 45 i stilling i sensoren. Slik det vises i figur 14B, er sensoren ment å bli opptatt i et kateter, slik at den kan innføres overflatisk i et organ av interesse. For å gjøre kateteret biokompatibelt, kan det belegges med polyetylen.

Målefilmen med deionisert vann befinner seg mellom plastkjernen 45 og membranen 49.

Claims (8)

1. Karbondioksid-sensor (1), omfattende et lukket kammer som har som en veggdel en hovedsakelig vanntett, karbondioksid-permeabel membran (3; 19; 24;

30; 37; 49) og inneholder to elektroder (5, 6; 13,14; 20,21; 28, 29; 32; 38; 46), hvor kammeret inneholder en film (9; 17) av væske som er i stand til samtidig å berøre membranen og begge elektroder, karakterisert vedat væsken er hovedsakelig elektrolytt-fri.

2. Sensor ifølge krav 1, karakterisert vedat den videre omfatteren anordning (31) for å påtrykke et elektrisk vekselpotensial på elektrodene (5,6; 13,14; 20,21; 28,29;

32; 38; 46), for derved å bevirke en vekselstrøm i væsken, og anordninger (33-36) for å generere et signal som indikerer væskens konduktans, hvor væsken er reaktiv med karbondioksid for å endre sin konduktans, og hvor det elektriske potensialet har en frekvens på 20 til 10000 Hz.

3. Sensor ifølge krav 1 eller 2, karakterisert vedat kammeret er innrettet slik at i den elektriske banen mellom elektrodene (5, 6; 13,14; 20,21; 28, 29; 32; 38; 46), gjennom væsken er væskens elektriske resistans ved hver av elektrodene lavere enn i en del av væsken som er i kontakt med membranen (3; 19; 24; 30; 37; 49).

4. Sensor ifølge et av kravene 1 til 4, karakterisert vedat kammeret er skiveformet med en flate som i det minste delvis utgjøres av membranen (19; 37), og at sensoren videre omfatter overflate-festeanordninger.

5. Sensor ifølge et av kravene 1 til 3, karakterisert vedat den har et langstrakt hovedlegeme (25) med skarpe kroppsflate-gjennomboringsanordninger (26) i en første ende, og inneholder, i avstand fra den første enden, det nevnte kammeret hvorav minst en del av en eksponert vegg er forsynt med membranen (30).

6. Sensor ifølge et av kravene 1 til 3, karakterisert vedat kammeret er sylindrisk, med en yttervegg som i det minste delvis utgjøres av membranen (49), og at sensoren fortrinnsvis er utstyrt med et kateter for feste til et organ.

7. Fremgangsmåte for bestemmelse av pC02i en menneskekropp eller i en blodåreforsynt, ikke-menneskelig dyrekropp, karakterisert vedat fremgangsmåten omfatter bestemmelse av et partialtrykk av karbondioksid på et sted i kroppen ved bruk av en sensor (1) i henhold til et av kravene 1 til 6.

8. Fremgangsmåte for bestemmelse av pC02eller trykk in vHro,karakterisert vedat det benyttes en sensor i henhold til et av kravene 1 til 6.