PL247903B1

PL247903B1 - Układ elektrod do mierzenia pH tkanek zwierzęcych, sonda zawierająca taki układ oraz zestaw zawierający wymienioną sondę

Info

Publication number: PL247903B1
Application number: PL441669A
Authority: PL
Inventors: Grzegorz Suwalski; Łukasz GÓRSKI; Łukasz Górski; Przemysław FURDAL; Przemysław Furdal; Elżbieta Malinowska
Original assignee: Heart Guard Spolka Z Ograniczona Odpowiedzialnoscia
Priority date: 2022-07-07
Filing date: 2022-07-07
Publication date: 2025-09-15
Also published as: AU2023304140A1; US20250302343A1; PL441669A1; CA3261159A1; WO2024010477A1; KR20250036856A; EP4551102A1; CN119816242A; JP2025521939A

Abstract

Przedmiotem zgłoszenia jest układ elektrod (1) do pomiaru pH tkanek zwierzęcych zawierający elektrodę wskaźnikową (2) i elektrodę odniesienia (3). Elektroda odniesienia (3) jest w pełni monolityczna i zawiera stalowy drut z naniesioną warstwą polimeru przewodzącego oraz z membraną zawierającą ciecz jonową oraz poliuretan. Ponadto, przedmiotem zgłoszenia jest sonda do ciągłego pomiaru w czasie rzeczywistym pH tkanek zwierzęcych zawierająca korpus (12) w postaci kapsuły mocującej, w której umieszczony jest układ elektrod (1) według zgłoszenia, układ podciśnienia (13), czujnik temperatury (14). Układ podciśnienia (13) przeznaczony jest do mocowania sondy do powierzchni tkanki i zawiera przewód podciśnieniowy (13a) oraz powierzchnię podciśnieniową (13b), zaś czujnikiem temperatury (14) jest czujnik kontaktowy przeznaczony do zastosowania na powierzchnię tkanki. Przedmiotem zgłoszenia jest także zestaw do pomiaru pH zawierający sondę według zgłoszenia, urządzenie wyświetlające oraz roztwór kalibracyjny.

Description

Opis wynalazku

Przedmiotem wynalazku jest układ elektrod do mierzenia pH tkanek zwierzęcych. Ponadto, przedmiotem wynalazku jest sonda do ciągłego pomiaru w czasie rzeczywistym pH tkanek zwierzęcych zawierająca wymieniony układ elektrod oraz zestaw zawierający wymienioną sondę.

Monitorowanie pH tkanek pozwala podejmować właściwe decyzje terapeutyczne w wielu procedurach medycznych. W szczególności dotyczy to kardiochirurgii, chirurgii naczyniowej czy transplantologii.

Podczas takich procedur może dochodzić do kwasicy tkanek, tj. obniżenia pH poniżej wartości fizjologicznej (np. dla mięśnia serca jest to wartość pH poniżej ok. 6,8) z uwagi na ich niedokrwienie. W następstwie takiego niedokrwienia może dochodzić do nieodwracalnego ich zniszczenia i martwicy.

Kwasica tkanki jest parametrem wskazującym na przewagę groźnego metabolizmu beztlenowego w komórkach, ponieważ produktem tego procesu jest w dużym stopniu kwas mlekowy, którego koncentracja w tkance prowadzi do obniżenia pH. Kwasica ta jest udowodnionym silnym markerem podwyższonego ryzyka śmiertelności około-zabiegowej i groźnych powikłań u pacjentów poddawanych procedurom medycznym. W przypadku operacji kardiochirurgicznych może dochodzić do kwasicy mięśnia serca. Przeprowadzenie większości operacji kardiochirurgicznych wymaga zatrzymania czynności serca. Dopiero wówczas możliwe jest jego otwarcie i wykonanie zaplanowanych czynności chirurgicznych, takich jak np. wymiana zastawki serca. Dodatkowo zatrzymanie czynności serca zapewnia nieruchome pole operacyjne, co jest niezbędne do przeprowadzenia niektórych operacji na jego powierzchni. Czasowe wykluczenie serca z naturalnego krążenia pacjenta skutkuje także zatrzymaniem przepływu krwi przez tętnice wieńcowe, co w konsekwencji aktywuje metabolizm beztlenowy, powodując lokalne zakwaszenie mięśnia serca. To zakwaszenie można monitorować za pomocą odczynu pH tkanki mięśnia serca. W warunkach operacyjnych, w celu uniknięcia włączenia się patologicznego metabolizmu beztlenowego, podaje się bezpośrednio do tętnic wieńcowych roztwór kardioplegiczny, który ochładza serce, zatrzymuje jego czynność elektryczną i mechaniczną, oraz drastycznie spowalnia metabolizm komórek serca, co zapobiega czasowo ich umieraniu. Sytuacja, w której w czasie procedury kardiochirurgicznej protekcja serca za pomocą roztworu kardioplegicznego jest nieskuteczna, prowadzi do powrotu metabolizmu komórek serca przy jednoczesnym braku podaży tlenu. Niedostateczna protekcja serca, prowadząca do kwasicy i jego śródoperacyjne uszkodzenie jest jedną z głównych przyczyn śmiertelności oraz wystąpienia powikłań po operacjach kardiochirurgicznych.

Monitorowanie wartości pH jest również istotne w przypadku innych tkanek, przede wszystkim mięśniowych. Monitorowanie pH tkanki mięśniowej u pacjentów z ostrym niedokrwieniem kończyn dolnych lub górnych, na przykład w przypadku wystąpienia ostrego rozwarstwienia aorty, pozwala identyfikować zakwaszenie niedokrwionej tkanki i podejmować decyzje terapeutyczne (ponowny zabieg, inny zabieg lub w przypadkach nieodwracalnych, konieczność amputacji). Monitorowanie poziomu pH może więc natychmiast pozwolić na ocenę, czy dochodzi do poprawy ukrwienia tkanki i ustępowania kwasicy na skutek prowadzonej operacji wytworzenia nowego systemu zasilania danych grup tkanek czy części ciała w krew, albo na skutek operacji replantacji (ponowne przyszycie amputowanej części ciała).

Monitorowanie poziomu pH ma także znaczenie w transplantologii. Skuteczność transplantacji narządów zależy od ich właściwej protekcji (odpowiednie zatrzymanie metabolizmu) w czasie transportu. Nieskuteczna protekcja skutkuje wczesną niewydolnością przeszczepionego narządu i objawia się występowaniem jego kwasicy. Znane są układy elektrod do mierzenia pH tkanek zwierzęcych.

W dokumencie EP1503661 ujawniono układ monitorujący pH tkanki. Układ zawiera pierwszą elektrodę umieszczaną na przedniej ścianie serca oraz drugą elektrodę umieszczaną na tylnej ścianie serca. Stosuje się znaną i komercyjnie dostępną elektrodę chlorosrebrową. Układ umieszcza się w sondzie i dostarcza do wnętrza monitorowanej tkanki za pomocą cewnika lub endoskopu. Elektrody mocowane są do wnętrza tkanki z wykorzystaniem nici.

Dokument FR2744804 ujawnia sondę do pomiaru różnicy potencjałów między dwoma miejscami pomiaru odpowiadającymi tkance organu ludzkiego lub zwierzęcego. Sonda zawiera dwie elektrody. Jedna z elektrod ma postać igły, która jest wbijana w tkankę. Druga elektroda (elektroda odniesienia) jest pokryta elastycznie odkształcaInym porowatym materiałem, ma kształt płytki i jest mocowana do powierzchni tkanki za pomocą nici.

Dokument US10321861 ujawnia sposób diagnozowania z wykorzystaniem czujnika pH, który umożliwia oszacowanie kondycji tkanki miękkiej, np. mięśniowej, tłuszczowej, kompozycji komórek, kultury tkankowej i kultury komórek in vitro. Ponadto czujnik pH może zostać użyty do diagnozy medycznej organów, np. serca, płuc i nerek. Czujnik zawiera znaną i komercyjnie dostępną elektrodę chlorosrebrową jako elektrodę pomiarową/odniesienia.

Dokument US8095196 ujawnia sondę do pomiarów pH in-situ w środowisku ludzkich tkanek, np. w układzie sercowo-naczyniowym. Sonda ta zawiera igłę, umieszczaną w środowisku tkanek i kabel optyczny. Pomiar pH opiera się na pomiarze zmian wzbudzenia światła, co przekazywane jest przez kabel optyczny.

W związku z tym istnieje potrzeba zapewnienia układu elektrod, który pozwoli na monitorowanie w czasie rzeczywistym pH tkanek zwierzęcych z wykorzystaniem pomiaru siły elektromotorycznej, przy czym układ będzie spełniał wymogi biokompatybilności, wytrzymałości mechanicznej oraz będzie niezależny od stężenia chlorków w monitorowanej tkance.

Ponadto, istnieje potrzeba zapewnienia sondy do monitorowania w czasie rzeczywistym pH tkanek zwierzęcych, przy czym mierzone jest pH precyzyjnie określonego obszaru, zaś sama sonda mocowana jest do powierzchni tkanki w sposób bezinwazyjny, tj. bez dodatkowego przerywania jej ciągłości.

Ponadto, istnieje także potrzeba zapewnienia zestawu zawierającego sondę do monitorowania w czasie rzeczywistym pH tkanek zwierzęcych, monitor oraz roztwór kalibracyjny, przy czym zestaw umożliwia wskazanie bezwzględnej wartości pH monitorowanej tkanki.

Powyższe cele zostały osiągnięte przez układ elektrod według zastrzeżenia 1, sondę według zastrzeżenia 16 oraz zestaw według zastrzeżenia 25. Korzystnie warianty wykonania stanowią przedmiot zastrzeżeń zależnych.

Przedmiotem wynalazku jest układ elektrod do pomiaru pH tkanek zwierzęcych zawierający elektrodę wskaźnikową oraz elektrodę odniesienia, charakteryzujący się tym, że elektrodę wskaźnikową stanowi stalowy drut z naniesioną warstwą substancji czułej na zmianę pH, elektrodę odniesienia stanowi stalowy drut z naniesioną warstwą polimeru przewodzącego, na którym naniesiona jest membrana polimerowa, która składa się z homogenicznej mieszaniny cieczy jonowej i poliuretanu.

Korzystnie, przedmiotem jest układ elektrod według wynalazku charakteryzujący się tym, że elektroda wskaźnikowa jest elektrodą z antymonu albo tlenku rutenu (IV).

Korzystnie, przedmiotem jest układ elektrod według wynalazku charakteryzujący się tym, że elektroda wskaźnikowa stanowi stalowy drut z naniesioną warstwą antymonu za pomocą techniki galwanostatycznej.

Korzystnie, przedmiotem jest układ elektrod według wynalazku charakteryzujący się tym, że polimer przewodzący w elektrodzie odniesienia jest wybrany spośród PEDOT: PSS [poli(3,4-etylenodioksytiofen)-poli(styrenosulfonian)], polipirolu lub polianiliny.

Korzystnie, przedmiotem jest układ elektrod według wynalazku charakteryzujący się tym, że polimerem przewodzącym w elektrodzie odniesienia jest PEDOT: PSS [poli(3,4-etylenodioksytiofen)poli(styrenosulfonian)].

Korzystnie, przedmiotem jest układ elektrod według wynalazku charakteryzujący się tym, że polimer przewodzący w elektrodzie odniesienia naniesiony jest na stalowy drut za pomocą elektropolimeryzacji lub gotowej zawiesiny z polimerem przewodzącym.

Korzystnie, przedmiotem jest układ elektrod według wynalazku charakteryzujący się tym, że membrana polimerowa zawiera od 1% do 5% cieczy jonowej w poliuretanie.

Korzystnie, przedmiotem jest układ elektrod według wynalazku charakteryzujący się tym, że membrana polimerowa zawiera 2% cieczy jonowej w poliuretanie.

Korzystnie, przedmiotem jest układ elektrod według wynalazku charakteryzujący się tym, że ciecz jonowa w membranie polimerowej jest wybrana spośród grupy zawierającej bis(trifluorometylosulfonylo)imid 1-etylo-3-metyloimidazoliowy, heksafluorofosforan 1-butylo-3-metyloimidazoliowy, octan 1-butylo-3-metyloimidazoliowy, chlorek 1-butylo-3-metyloimidazoliowy, octan choliny i/albo fosforan choliny.

Korzystnie, przedmiotem jest układ elektrod według wynalazku charakteryzujący się tym, że ciecz jonowa w membranie polimerowej to bis(trifluorometylosulfonylo)imid 1-etylo-3-metyloimidazoliowy.

Korzystnie, przedmiotem jest układ elektrod według wynalazku charakteryzujący się tym, że membrana elektrody odniesienia składa się z 4 mg bis(trifluorometylosulfonylo)imidu 1-etylo-3-metyloimidazoliowego i 196 mg poliuretanu.

Korzystnie, przedmiotem jest układ elektrod według wynalazku charakteryzujący się tym, że membrana elektrody odniesienia zawiera poliuretan plastyfikowany albo poliuretan nieplastyfikowany.

Korzystnie, przedmiotem jest układ elektrod według wynalazku charakteryzujący się tym, że elektroda odniesienia i elektroda wskaźnikowa mają postać drutu lub igły.

Korzystnie, przedmiotem jest układ elektrod według wynalazku charakteryzujący się tym, że elektroda odniesienia i elektroda wskaźnikowa mają średnicę w zakresie od 0,2 do 1,5 mm.

Korzystnie, przedmiotem jest układ elektrod według wynalazku charakteryzujący się tym, że elektroda odniesienia i elektroda wskaźnikowa mają średnicę wynoszącą 0,5 mm.

Przedmiotem wynalazku jest również sonda do ciągłego pomiaru w czasie rzeczywistym pH tkanek zwierzęcych zawierająca korpus, w którym umieszczony jest układ elektrod według wynalazku, zawierający elektrodę wskaźnikową oraz elektrodę odniesienia, przy czym sonda charakteryzuje się tym, że elektrodę wskaźnikową stanowi stalowy drut z naniesioną warstwą substancji czułej na zmianę pH, elektrodę odniesienia stanowi stalowy drut z naniesioną warstwą polimeru przewodzącego, na którym naniesiona jest membrana polimerowa, która składa się z homogenicznej mieszaniny cieczy jonowej i poliuretanu, przy czym korpus zawiera układ podciśnienia, zawierający przewód podciśnieniowy oraz powierzchnię podciśnieniową do mocowania sondy za pomocą podciśnienia do powierzchni tkanki oraz czujnik temperatury, przystosowany do kontaktowego pomiaru temperatury na powierzchni tkanki.

Korzystnie, przedmiotem jest sonda według wynalazku charakteryzująca się tym, że czujnik temperatury jest przystosowany do pomiaru temperatury na zewnętrznej powierzchni tkanki.

Korzystnie, przedmiotem jest sonda według wynalazku charakteryzująca się tym, że sonda na swoim obwodzie w miejscu przywierania do tkanki zawiera obwiednię przyssawki.

Korzystnie, sonda zawiera przewód sygnałowy do odbierania sygnału elektrycznego z elektrody wskaźnikowej, elektrody odniesienia i czujnika temperatury oraz przesyłania odebranego sygnału do urządzenia wyświetlającego wynik pomiaru pH, zwłaszcza monitora.

Korzystnie, przedmiotem jest sonda według wynalazku charakteryzująca się tym, że korpus sondy wykonany jest z materiału wybranego spośród silikonów medycznych, terpolimeru akrylonitrylobutadieno-styrenowego (ABS), HDPE, LDPE, polipropylenu, PETG, poliwęglanu, poliestru, kompozytu akrylowego z polichlorku winylu, POM, kopolimeru acetalowego, PET-P, poli(tetrafluoroetylenu), kopolimeru etylenu z chlorotrifluoroetylenem, (PBT-P), poliamidu, PEEK, polietylenów (w tym LDPE, HDPE i UHMW), homopolimeru polipropylenu, PPSU, PSU, polifenylosulfonu, ich kompozytów oraz mieszanin.

Korzystnie, przedmiotem jest sonda według wynalazku charakteryzująca się tym, że korpus sondy wykonany jest z terpolimeru akrylonitrylo-butadieno-styrenowego.

Korzystnie, przedmiotem jest sonda według wynalazku charakteryzująca się tym, że sonda posiada część dolną korpusu oraz część górną korpusu, przy czym część dolna korpusu zawiera przelot oraz tor kablowy dla czujnika temperatury, przelot oraz tor kablowy dla elektrody wskaźnikowej, i przelot oraz tor kablowy dla elektrody odniesienia, wyprowadzenie przewodu sygnałowego i wypusty zatrzasków, zaś część górna korpusu zawiera docisk przewodu sygnałowego i wpusty zatrzasków, przy czym wypusty zatrzasków części dolnej oraz wpusty zatrzasków części górnej stanowią mechanizm zatrzaskowy

Korzystnie, przedmiotem jest sonda według wynalazku charakteryzująca się tym, że posiada zaokrąglone naroża.

Przedmiotem wynalazku jest także zestaw do pomiaru pH zawierający sondę do ciągłego pomiaru w czasie rzeczywistym pH tkanek zwierzęcych zawierającą korpus, w którym umieszczony jest układ elektrod zawierający elektrodę wskaźnikową oraz elektrodę odniesienia, przy czym zestaw charakteryzuje się tym, że elektrodę wskaźnikową stanowi stalowy drut z naniesioną warstwą substancji czułej na zmianę pH, elektrodę odniesienia stanowi stalowy drut z naniesioną warstwą polimeru przewodzącego, na którym naniesiona jest membrana polimerowa, która składa się z homogenicznej mieszaniny cieczy jonowej i poliuretanu, przy czym korpus zawiera układ podciśnienia, zawierający przewód podciśnieniowy oraz powierzchnię podciśnieniową do podciśnieniowego mocowania sondy do powierzchni tkanki, oraz czujnik temperatury, przystosowany do kontaktowego pomiaru temperatury na powierzchni tkanki, oraz urządzenie wyświetlające i roztwór kalibracyjny.

Dzięki wynalazkowi możliwe jest precyzyjne monitorowanie w czasie rzeczywistym pH konkretnego miejsca tkanki zwierzęcej, uwzględniając także wpływ temperatury, przy czym pomiar jest niezależny od stężenia chlorków w badanym miejscu. W wielu dotychczasowych rozwiązaniach jako elektrodę wskaźnikową stosowano elektrodę szklaną, jednak jej niska odporność mechaniczna zwiększa ryzyko uszkodzenia elektrody podczas pomiaru. Natomiast stosowana często w roli elektrody odniesienia elektroda chlorosrebrowa bez własnego elektrolitu (tzw. elektroda pseudoodniesienia) jest czuła na jony chlorkowe, których stężenie może zmieniać się podczas pomiaru (np. roztwór kardioplegiczny zawiera KCI). Wadą dotychczas stosowanych elektrod chlorosrebrowych jest także zakłócający wpły w jonów chlorkowych, obecnych i stale zmieniających swoje lokalne stężenie w tkankach, na pomiar pH. Wynalazek umożliwia również mocowanie sondy do tkanki bezinwazyjnie, tj. bez dodatkowego jej uszkadzania, eliminując mechaniczne sposoby mocowania (np. za pomocą nici). Tym samym umożliwia łatwe i szybkie umieszczenie sondy (na tkance) i precyzyjny pomiar pH, oraz eliminuje ryzyko krwawienia. Dzięki wynalazkowi, pomiar pH odbywa się każdorazowo na z góry ustalonej głębokości tkanki.

Wynalazek zostanie teraz opisany w odniesieniu do figur rysunku, na których:

Fig. 1a-d przedstawia wyniki badania odporności mechanicznej elektrody wskaźnikowej wykonanej ze stali chirurgicznej pokrytej warstwą antymonu; Fig. 1a przedstawia odpowiedź dynamiczną elektrod przed wbiciem w próbkę tkanki, Fig. 1b przedstawia odpowiedź dynamiczną elektrod po wbiciu w próbkę tkanki, Fig. 1c przedstawia krzywe kalibracji elektrod przed wbiciem w próbkę tkanki, Fig. 1d przedstawia krzywe kalibracji elektrod po wbiciu w próbkę tkanki.

Fig. 2 przedstawia zmiany potencjału układu elektrod według wynalazku ilustrowane grafikami z kolejnych etapów dyfuzji kwasu w bloku żelatynowym.

Fig. 3 przedstawia przebieg zmian potencjału zarejestrowany dla ogniwa składającego się z antymonowej elektrody wskaźnikowej i elektrody odniesienia z membraną polimerową zawierającą ciecz jonową bis(trifluorometylosulfonylo)imid 1-etylo-3-metyloimidazoliowy.

Fig. 4 przedstawia schematycznie układ elektrod według wynalazku.

Fig. 5 przedstawia schematycznie sondę pH według wynalazku.

Fig. 6 przedstawia schematycznie sondę pH według wynalazku w widoku „z góry”.

Fig. 7 przedstawia sondę pH według wynalazku w stanie rozłożonym z podziałem na część dolną korpusu oraz na część górną korpusu.

Fig. 8 przedstawia sondę pH według wynalazku w stanie złożonym.

Fig. 9 przedstawia schemat sposobu protekcji a następnie detekcji zakwaszenia w mięśniu serca ludzkiego.

Fig. 10 przedstawia schematycznie sondę pH według wynalazku przymocowaną do powierzchni serca.

UKŁAD ELEKTROD 1

Układ elektrod 1 do mierzenia pH tkanek zwierzęcych według wynalazku zawiera:

a) elektrodę wskaźnikową 2 oraz

b) elektrodę odniesienia 3.

a) Elektroda wskaźnikowa 2

Elektroda wskaźnikowa 2 stanowi drut ze stali nierdzewnej z osadzonym antymonem albo tlenkiem rutenu(IV). Korzystnie elektroda wskaźnikowa 2 jest elektrodą wykonaną ze stali nierdzewnej, np. stali chirurgicznej SS 316L, z osadzonym antymonem.

Osadzanie antymonu albo tlenku rutenu(IV) na elektrodzie wskaźnikowej 2 może być przeprowadzone za pomocą techniki galwanostatycznej albo za pomocą techniki galwanodynamicznej. Korzystnie, osadzanie przeprowadzane jest za pomocą techniki galwanostatycznej.

Drut stalowy w elektrodzie wskaźnikowej 2 może mieć średnicę z zakresu od 0,2 do 1,5 mm. Korzystnie średnica wynosi 0,5 mm, co zapewnia dobry kompromis między wytrzymałością mechaniczną i niewielką inwazyjnością po wbiciu w tkankę.

Elektroda wskaźnikowa 2 ma postać drutu albo igły.

Elektroda wskaźnikowa 2 (tj. jej część aktywna - część, która dokonuje pomiaru) ma długość w zakresie od 0,1 do 0,9 cm. Korzystnie, długość jest w zakresie od 0,5 do 0,6 cm. Związane jest to z głębokością wprowadzenia elektrod w tkankę, np. tkankę mięśnia serca. Wprowadzając elektrody 2 na taką głębokość uzyskuje się optymalny pomiar pH, w szczególności pomiar pH mięśnia serca. Długość elektrody 2 powiązana jest z oczekiwaną głębokością wprowadzenia jej do tkanki i może się zmieniać w zależności od badanej tkanki.

Wytwarzanie elektrod wskaźnikowych 2

Elektrodę wskaźnikową 2 z antymonu wykonano zgodnie z następującą procedurą.

Przygotowano roztwór do osadzania antymonu zawierający:

— winian antymonu potasu K2Sb2(C4H2Oe)2-3 H2O (1,002 g);

— KCI (0,134 g);

— HCI stęż. - wkraplano mieszając do roztworzenia się osadu (ok. 5 ml);

— H2O (20 ml).

Drut (średnica 0,5 mm, długość 6 cm) ze stali nierdzewnej (stal chirurgiczna SS 316L) odtłuszczono acetonem. Przed osadzaniem antymonu, przygotowywano stal poprzez trawienie elektrochemiczne w roztworze 38 g/l NaOH (proces galwanostatyczny, prąd anodowy 0,0216 A przez 120 s) i trawienie w 10% roztworze H2SO4 (15 minut). Na takim podłożu osadzano warstwy antymonu. Stosowano następujące parametry osadzania elektrochemicznego: osadzanie galwanostatyczne: prąd katodowy 0,00152 A, czas osadzania 120 s lub 240 s.

Osadzanie w czasie 120 s dawało bardzo dobrze przylegającą warstwę antymonu, natomiast przy dłuższym czasie osadzania warstwa antymonu była zbyt gruba i miała słabą adhezję do stali. Wszystkie elektrody 2 charakteryzowały się nachyleniem krzywych kalibracji w zakresie 45-47 mV/pH w zakresie pH 4-8. Obserwowano powtarzalność potencjału elektrod 2 wytworzonych w takich samych warunkach w zakresie 5 mV. Widoczne były oscylacje potencjału w zakresie poniżej 1 mV.

Elektrodę wskaźnikową 2 z tlenku rutenu(IV) wykonano zgodnie z następującą procedurą.

Fragmenty drutu (średnica 0,5 mm, długość 6 cm) ze stali nierdzewnej (stal chirurgiczna SS 316L) odtłuszczono acetonem. Przed osadzaniem rutenu, przygotowywano stal przez trawienie elektrochemiczne w roztworze 38 g/l NaOH (proces galwanostatyczny, prąd anodowy 0,0216 A przez 120 s) i trawienie w 10% roztworze H2SO4 (15 minut). Na takim podłożu osadzano warstwy RuO2. Stosowano następujące sposoby osadzania:

— woltamperometria cykliczna (CV): potencjał od -0,7 V do 0,5 V, 0,05 V/s, 15 cykli;

— osadzanie potencjostatyczne: potencjał -0,6 V, 180 s;

— osadzanie galwanostatyczne: prąd katodowy 0,01 A, 300 s.

Dodatkowo na części elektrod 2, przed osadzaniem rutenu, przygotowano warstwę adhezyjną niklu: roztwór 4,8 g NiCl2-6H2O, 1,66 ml HCI, 20 ml wody. Osadzano ją galwanostatycznie (prąd katodowy 0,016 lub 0,01 A, 300 s).

Osadzanie techniką CV nie zapewniło oczekiwanych rezultatów, zaś osadzanie potencjostatyczne i galwanostatyczne dało pozytywne wyniki. Elektrody 2 charakteryzują się nachyleniem krzywych kalibracji w zakresie 52-56 mV/pH w zakresie pH 4-8. Dla elektrod 2 z warstwą osadzaną galwanostatycznie obserwowano lepszą zbieżność potencjałów między poszczególnymi egzemplarzami (rozrzut potencjałów ok. 8 mV).

Elektrody 2 z warstwą adhezyjną niklu wykazują dryft potencjału po ok. 4-5 minutach od zanurzenia w roztworze. Elektrody 2 bez tej warstwy charakteryzują się stabilnym potencjałem.

Badanie odporności mechanicznej elektrody 2 z antymonu

Cztery elektrody 2 skalibrowano na pH w zakresie 7,4-6,4 z zastosowaniem roztworów PBS (co 0,2 jednostki pH). Następnie każdą elektrodę 2 wbito pięciokrotnie w próbkę tkanki zwierzęcej, którą stanowiła pierś kurczaka, na głębokość ok. 5 mm. Elektrody 2 opłukano wodą destylowaną z tryskawki i ponownie skalibrowano w taki sam sposób. Wykresy przedstawiają odpowiedź dynamiczną (Fig. 1a oraz Fig. 1b) oraz krzywe kalibracji (Fig. 1c oraz Fig. 1d) dla elektrod 2 pH z drutu stalowego pokrytego warstwą antymonu, przed (Fig. 1a, Fig. 1c) i po (Fig. 1b, Fig. 1 d) pięciokrotnym wbiciu elektrod w próbkę tkanki piersi kurczaka. Zarówno czułość pomiaru pH, jak i jego odwracalność nie uległy istotnej zmianie. Porównanie wyników pokazuje, że badane elektrody 2 nie ulegają uszkodzeniu przy wbiciu w mięso, co modeluje ich wbicie np. w tkankę serca. (Fig. 1 a-d).

Osiągnięcie optymalnej adhezji warstwy antymonowej i jej wytrzymałości mechanicznej na ścieranie

Celem poprawy przylegania warstwy antymonu do drutu stalowego, badano osadzanie przy mniejszej gęstości prądu. W tym celu, fragmenty drutu (średnica 0,5 mm, długość 6 cm) ze stali chirurgicznej SS 316L odtłuszczono i przygotowano przez trawienie elektrochemiczne według powyższej ujawnionej procedury. Zastosowane parametry osadzania elektrochemicznego dobrano tak, aby zachować wielkość ładunku elektrycznego stosowaną we wcześniej opisanych procesach osadzania przy mniejszej gęstości prądu. Parametry elektrochemiczne: osadzanie galwanostatyczne: prąd katodowy 0,00076 A, czas osadzania 240 s.

Otrzymane elektrody 2 charakteryzowały się nachyleniem krzywych kalibracji w zakresie 46-47 mV/pH i pH 7,4-6,4; obserwowano jednak pewną histerezę odpowiedzi w zależności od kierunku zmian pH. Również przyleganie warstwy antymonu było słabsze niż w przypadku elektrod otrzymywanych przy większej gęstości prądu. W związku z tym za optymalne należy uznać wcześniej opracowane parametry osadzania antymonu.

Optymalna budowa elektrody wskaźnikowej 2

Drut ze stali chirurgicznej SS 316 o długości 5 mm i średnicy 0,5 mm (część aktywna), odtłuszczony poprzez przemycie acetonem i trawienie elektrochemiczne w roztworze 38 g/l NaOH (proces galwanostatyczny, prąd anodowy 0,00432 A przez 120 s).

Osadzanie antymonu wykonano z roztworu:

— winian antymonu potasu K2Sb2(C4H2O6)2-3 H2O (1,002 g);

— KCI (0,134 g);

— HCI stęż. (ok. 5 ml);

— H2O (20 ml).

Parametry elektrochemiczne procesu osadzania: prąd katodowy 0,000304 A, czas osadzania 120 s.

Wnioski

W trakcie badań stwierdzono, że elektroda wskaźnikowa 2 z tlenku rutenu wykazuje dobrą czułość na pH, jednakże warstwa RuO2 słabo przylega do stali nierdzewnej. Podjęto próby poprawy adhezji poprzez zastosowanie warstwy adhezyjnej w postaci galwanicznie nanoszonego niklu. Nie przyniosło to pożądanego rezultatu. Również dalsze próby optymalizacji procesu osadzania, czyli zmiana stosowanej techniki osadzania (osadzenie galwanostatyczne i galwanodynamiczne), gęstości prądu oraz składu roztworu galwanicznego, nie przyniosły pożądanych rezultatów.

Elektroda wskaźnikowa 2 z antymonu nie powodowała problemów z adhezją warstwy pH-czułej do stali nierdzewnej. Osadzanie antymonu prowadzono zarówno techniką galwanostatyczną jak i galwanodynamiczną, jednakże korzystniejszym parametrami elektrochemicznymi charakteryzowały się elektrody 2 wytwarzane galwanostatycznie. Stąd jako elektroda wskaźnikowa 2 optymalna jest elektroda wykonana z drutu 3a stalowego, na którym osadzono antymon za pomocą techniki galwanostatycznej.

b) Elektroda odniesienia

Elektroda odniesienia 3 jest elektrodą w pełni monolityczną (z ang. all solid state). Elektroda odniesienia 3 stanowi stalowy drut 3a ze stali nierdzewnej, np. stali chirurgicznej SS 316L, z naniesioną warstwą polimeru przewodzącego 3b oraz z membraną 3c zawierającą ciecz jonową oraz poliuretan.

Polimer przewodzący 3b w elektrodzie odniesienia 3 może być wybrany spośród PEDOT: PSS [poli(3,4-etylenodioksytiofen)-poli(styrenosulfonian)], polipirolu lub polianiliny. Korzystnie, polimerem przewodzącym 3b w elektrodzie odniesienia 3 jest PEDOT: PSS [poli(3,4-etylenodioksytiofen)-poli(styrenosulfonian)].

Korzystnie, polimer przewodzący 3b w elektrodzie odniesienia 3 nanosi się na stalowy drut 3a za pomocą elektropolimeryzacji lub gotowej zawiesiny z polimerem przewodzącym 3b. Bardziej korzystnie, polimer przewodzący 3b w elektrodzie odniesienia 3 nanosi się na stalowy drut 3a za pomocą elektropolimeryzacji. Korzystnie, membrana 3c elektrody odniesienia 3 zawiera od 1% do 5% cieczy jonowej w poliuretanie. Bardziej korzystnie, membrana 3c elektrody odniesienia 3 zawiera 2% cieczy jonowej w poliuretanie.

Korzystnie, ciecz jonowa w membranie 3c elektrody odniesienia 3 jest wybrana spośród grupy zawierającej bis(trifluorometylosulfonylo)imid 1-etylo-3-metyloimidazoliowy, heksafluorofosforan 1-butylo-3-metyloimidazoliowy, octan 1-butylo-3-metyloimidazoliowy, chlorek 1-butylo-3-metyloimidazoliowy, octan choliny i/albo fosforan choliny. Bardziej korzystnie, ciecz jonowa w membranie 3c elektrody odniesienia 3 to bis(trifluorometylosulfonylo)imid 1-etylo-3-metyloimidazoliowy. Korzystnie, membrana 3c elektrody odniesienia 3 składa się z 4 mg bis(trifluorometylosulfonylo)imidu 1-etylo-3-metyloimidazoliowego i 196 mg poliuretanu rozpuszczonych w 1,5 ml THF.

Membrana 3c elektrody odniesienia 3 zawiera poliuretan plastyfikowany albo poliuretan nieplastyfikowany. Korzystnie, poliuretan jest nieplastyfikowany.

Elektroda odniesienia 3 ma postać drutu albo igły.

Elektroda odniesienia 3 ma długość w zakresie od 0,1 do 0,9 cm (jej część aktywna). Korzystnie, długość jest w zakresie od 0,5 do 0,6 cm. Związane jest to z głębokością wprowadzenia elektrod 3 w tkankę, np. tkankę mięśnia serca. Wprowadzając elektrody 3 na taką głębokość uzyskuje się optymalny pomiar pH, w szczególności pomiar pH mięśnia serca. Długość elektrody 3 powiązana jest z oczekiwaną głębokością wprowadzenia jej do tkanki i może być odpowiednio dostosowana w zależności od badanej tkanki.

Wytwarzanie elektrod odniesienia 3

Elektrodę odniesienia 3 z PEDOT: PSS wykonano zgodnie z następującą procedurą. Fragmenty drutu 3a (średnica 0,5 mm, długość 6 cm) ze stali chirurgicznej SS 316L odtłuszczono acetonem i naniesiono na nie warstwę polimeru przewodzącego 3b PEDOT:PSS w postaci komercyjnej zawiesiny (2,8% wag. dyspersja w wodzie, Sigma Aldrich, USA, nr produktu: 560596). Po wyschnięciu (30 minut) na elektrodę 3 naniesiono dwukrotnie, poprzez zanurzenia (ang. „dip coating”) (z przerwą 15 minut), membranę 3c o składzie: 15 mg cieczy jonowej, 92,5 mg PU, 92,5 mg eteru o-nitrofenylooktylowego (plastyfikator) rozpuszczone w 1,5 ml THF. Po wyschnięciu elektrody 3 zakondycjonowano przez 16 godzin w roztworze 10^-3 M NaCI. Tak wykonane elektrody 3 charakteryzowały się średnim dryftem potencjału ok. 1 mV/godzinę przy pomiarze 12-godzinnym.

Osiągnięcie optymalnej adhezji membrany 3c i jej wytrzymałości mechanicznej na ścieranie, czyli zmniejszenie ryzyka pozostawania w tkance serca

I. Usunięcie plastyfikatora:

W celu poprawy odporności mechanicznej elektrod odniesienia 3 wykonano membrany 3c z matrycy poliuretanowej, bez plastyfikatora. Poprzednio stosowano matrycę PU/plastyfikator (eter o-nitrofenylooktylowy) w stosunku masowym 1:1, jednak takie membrany 3c wykazywały tendencję do odklejania się od drutu 3a stalowego oraz do sklejania się ze sobą podczas przechowywania.

Dodatkowo, dla lepszej adhezji, drut 3a stalowy odtłuszczono acetonem i czyszczono elektrochemicznie - trawienie elektrochemiczne w roztworze 38 g/l NaOH, prąd anodowy 0,0216 A przez 120 s i trawienie w 10% roztworze H2SO4 przez 15 minut.

Na tak przygotowane podłoże naniesiono warstwę polimeru przewodzącego 3b PEDOT:PSS w postaci zawiesiny. Po wyschnięciu (30 minut) na elektrodę naniesiono dwukrotnie (z przerwą 15 minut) membranę 3c o składzie: 4 mg cieczy jonowej i 196 mg PU, rozpuszczone w 1,5 ml THF. Po wyschnięciu elektrody 3 zakondycjonowano przez 16 godzin w roztworze PBS, pH 7,4.

Adhezja membrany 3c do podłoża stalowego i właściwości mechaniczne takich elektrod były znacznie poprawione. Nie obserwowano odklejania się membran 3c od drutu 3a (co uniemożliwiało działanie elektrod) ani sklejania się elektrod 3 ze sobą podczas przechowywania (co przy próbach ich rozdzielania prowadziło do uszkodzenia membran 3c).

II. Grubsza warstwa membrany 3c:

Elektrody odniesienia 3 były pokrywane membraną polimerową 3c poprzez zanurzenie drutu 3a zmodyfikowanego warstwą polimeru przewodzącego 3b w roztworze składników membrany 3c (technika powlekania zanurzeniowego, ang. dip-coating). Podczas testów takich elektrod 3 stwierdzono, że często dochodzi do uszkodzeń takiej membrany 3c, co skutkowało dużym dryftem potencjału. W celu poprawy odporności mechanicznej elektrod odniesienia 3 przygotowano elektrody 3 o grubszej membranie 3c. Drut 3a stalowy odtłuszczono acetonem i czyszczono elektrochemicznie w roztworze NaOH. Na tak przygotowane podłoże naniesiono elektrochemicznie warstwę polimeru przewodzącego 3b PEDOTPSS. Następnie na elektrodę 3 naniesiono czterokrotnie (z przerwą 15 minut) membranę 3c o składzie: 4 mg cieczy jonowej i 196 mg PU, rozpuszczone w 1,5 ml THF. Po wyschnięciu elektrody 3 zakondycjonowano przez 16 godzin w roztworze PBS, pH 7,4. Następnie badano stabilność potencjału tych elektrod 3 w tym samym roztworze przez 8 godzin. Dla tak przygotowanych elektrod 3 średni dryft w tym czasie wyniósł 0,64 mV/h. Biorąc pod uwagę teoretyczną wartość nachylenia krzywej kalibracji na pH (59,2 mV/jedn. pH) oraz przewidywany maksymalny czas zastosowania urządzenia (ok. 2-4 h), zmierzony dryft potencjału elektrody odniesienia 3 należy uznać za niewielki i nie wpływający na pomiar pH.

Osiągnięcie powtarzalności wytwarzania z zachowaniem zbieżności potencjałów między poszczególnymi układami

Tę cechę osiągnięto poprzez zmianę techniki nanoszenia polimeru przewodzącego 3b. Warstwę polimeru przewodzącego 3b (PEDOT/PSS) naniesiono techniką elektropolimeryzacji (dotychczas nanoszono z zawiesiny, co stanowiło przeszkodę dla zapewnienia powtarzalności).

Elektropolimeryzację prowadzono na oczyszczonych drutach 3a ze stali nierdzewnej w wodnym roztworze zawierającym 0,1 M NaPSS oraz 0,01 M EDOT. Osadzanie galwanostatyczne, prąd anodowy

0,0785 miliampera przez 714 s. Tak przygotowane elektrody zakondycjonowano w PBS, pH 7,4 przez 8 godzin.

Elektrody 3 poddano testom stabilności potencjału elektrod odniesienia 3 w roztworach PBS o pH w zakresie 7,4 do 6,4 i ponownie do 7,4 (zmiana co 0,2 jednostki pH). Stwierdzono lepszą zbieżność potencjałów między poszczególnymi egzemplarzami, potencjały elektrod 3 zawierały się w zakresie 15 mV. Co ważne, potencjał elektrod 3 utrzymał się w tym samym zakresie po wprowadzeniu ich w próbkę tkanki piersi kurczaka, co symuluje przewidywane zastosowanie urządzenia.

Osiągnięcie stabilności potencjału z dryftem potencjału do 1,5 mV/h w czasie 8 godzin.

Wykonane w powyższy sposób elektrody 3 zbadano w kierunku stabilności potencjału. Wykonano doświadczenia na buforach w okresie 2 i 8 godzin. Wykonane elektrody 3 charakteryzowały się średnim dryftem potencjału ok. 1,5 mV/godzinę przy pomiarze 8-godzinnym.

Utrzymanie zdolności pomiarowej mimo uszkodzenia membrany 3c

Następnie przeprowadzono pomiar potencjału w roztworach PBS pH 7,4 i 6,4 przed i po uszkodzeniu mechanicznym membrany 3c. Membranę 3c uszkadzano na dwa sposoby: najpierw przez mocne ściśnięcie elektrody 3 (ok. 3 mm od jej końca) pęsetą z ryflowanymi końcówkami, a następnie poprzez trzykrotne zadrapanie membrany 3c ostrzem.

Testowane elektrody 3 zachowały znacznie lepszą stabilność potencjału w porównaniu z wcześniej testowanymi elektrodami z warstwą polimeru przewodzącego 3b nanoszonego z zawiesiny. Te elektrody 3 są bardziej odporne mechanicznie dzięki lepszemu przyleganiu do podłoża warstwy polimeru przewodzącego 3b nanoszonego przez elektropolimeryzację.

Minimalna skuteczna ilość cieczy jonowej jako zapewnienie większej biozgodności, redukcji działania toksycznego na komórki serca

Badano wpływ ilości cieczy jonowej w membranie polimerowej 3c. W tym celu przygotowano membrany 3c zawierające 1%, 2%, 3% lub 5% cieczy jonowej w matrycy składającej się w pozostałej części z poliuretanu. Badania przeprowadzono w klasycznych makroelektrodach (Electrode Body ISE, Merck, nr kat. 45137), co daje większą powtarzalność wyników. Wyniki przeprowadzonych testów wskazały na niewielkie różnice w stabilności potencjałów badanych elektrod 3, w związku z czym zdecydowano się uznać za optymalny skład z najmniejszą ilością cieczy jonowej - 2%, z uwagi na najniższy koszt oraz największe prawdopodobieństwo biozgodności i ryzyko negatywnego oddziaływania na komórki serca.

Osiągnięcie biozgodności z zachowaniem zdolności pomiarowej przez dobór cieczy jonowej

Przeprowadzono ocenę cytotoksyczności ostrej komponentów elektrody odniesienia 3. Uzyskane wyniki wskazały, że elektrody 3 zawierające ciecze jonowe wybrane spośród grupy: bis(trifluorometylosulfonylo)imid 1-etylo-3-metyloimidazoliowy, heksafluorofosforan 1-butylo-3-metyloimidazoliowy, octan 1-butylo-3-metyloimidazoliowy, chlorek 1-butylo-3-metyloimidazoliowy, octan choliny, fosforan choliny nie wykazują istotnej toksyczności.

Ze względu na najlepsze właściwości potencjometryczne (dobra stabilność potencjału w roztworach testowych PBS o pH w zakresie 7,4 do 6,4 oraz przy stałym pH 7,4 przez 8 h) oraz najniższą cytotoksyczność określono bis(trifluorometylosulfonylo)imid 1-etylo-3-metyloimidazoliowy jako ciecz jonową dla elektrody odniesienia 3.

Testy biokompatybilności w oparciu o cytotoksyczność prowadzono zgodnie z procedurami zawartymi w normach ISO 10993-5:2009 (E) i ISO 10993-12:2021 (E).

Optymalna budowa elektrody odniesienia 3

Drut 3a ze stali chirurgicznej SS 316 o długości 5 mm i średnicy 0,5 mm (część aktywna), odtłuszczony poprzez przemycie acetonem i trawienie elektrochemiczne w roztworze 38 g/L NaOH (proces galwanostatyczny, prąd anodowy 0,00432 A przez 120 s). Osadzanie warstwy przejściowej PEDOT:PSS - wodny roztwór zawierający 0,1 M NaPSS oraz 0,01 M EDOT. Osadzanie galwanostatyczne, prąd anodowy 0,0157 mA przez 700 s. Następnie na elektrodę nanoszona jest czterokrotnie (przez zanurzenie) membrana 3c o składzie: 4 mg cieczy jonowej (bis(trifluorometylosulfonylo)imid 1-etylo-3-metyloimidazoliowy) i 196 mg PU, rozpuszczone w 1,5 ml THF. Po wyschnięciu THF elektrody zakondycjonowano przez 16 godzin w roztworze PBS, pH 7,4.

Wnioski

W trakcie badań stwierdzono, że najdogodniejszym wyborem będzie elektroda odniesienia 3 zawierająca membranę polimerową 3c zawierającą ciecz jonową, która tworzy homogeniczny roztwór z matrycą polimerową.

Jako matrycę polimerową zidentyfikowano poliuretan. Poliuretan charakteryzował się lepszą adhezją do podłoży stałych oraz biozgodnością, niż znane dotychczas matryce (np. plastyfikowany poli(chlorek winylu)).

Zbadano również możliwość wykorzystania membran 3c bez dodatku plastyfikatora. Nieoczekiwanie okazało się, że dla membran 3c bez plastyfikatora stabilność potencjału była zadowalająca, w związku z tym korzystny wariant wynalazku obejmuje zastosowanie nieplastyfikowanej membrany 3c wykonanej z poliuretanu.

Zbadano także możliwość wykorzystania w elektrodzie odniesienia 3 warstwy pośredniej między membraną 3c a przetwornikiem (drutem 3a stalowym), w postaci warstwy polimeru przewodzącego 3b. Nieoczekiwanie okazało się, że wprowadzenie między membranę 3c zawierającą ciecz jonową a drut 3a stalowy warstwy polimeru przewodzącego 3b PEDOT:PSS zapewnia doskonałe wyniki pracy elektrody 3. Zastosowano zarówno elektropolimeryzację polimeru, jak i naniesienie jego komercyjnie dostępnej zawiesiny. Lepszą stabilność potencjału zaobserwowano dla elektrod 3 z warstwą przejściową polimeru przewodzącego 3b naniesioną przez elektropolimeryzację.

Stwierdzono także, że istotnym parametrem jest ilość cieczy jonowej wprowadzonej do membrany polimerowej 3c elektrody odniesienia 3. Większa ilość tego związku poprawia stabilność potencjału elektrody 3, jednak zmniejsza to biozgodność. Badaniami objęto membrany 3c zawierające 1%, 2%, 3% lub 5% cieczy jonowej w membranie 3c poliuretanowej. Stwierdzono, że zawartość 2% cieczy jonowej w membranie 3c w wystarczający sposób stabilizuje potencjał elektrody 3, dlatego tę ilość określono jako optymalną.

W celu poprawy biozgodności elektrod 3 wykonano membrany 3c zawierające: bis(trifluorometylosulfonylo)imid 1-etylo-3-metyloimidazoliowy, heksafluorofosforan 1-butylo-3-metyloimidazoliowy, octan 1-butylo-3-metyloimidazoliowy, chlorek 1-butylo-3-metyloimidazoliowy, octan choliny lub fosforan choliny. Spośród nich bis(trifluorometylosulfonylo)imid 1-etylo-3-metyloimidazoliowy oraz octan 1-butylo-3-metyloimidazoliowy najlepiej stabilizowały potencjał elektrody odniesienia 3. W wyniku badań biozgodności stwierdzono, że optymalnym wyborem będzie bis(trifluorometylosulfonylo)imid 1-etylo-3-metyloimidazoliowy.

c) Budowa układu elektrod 1

W celu wykazania efektu działania układu elektrod 1 według wynalazku przeprowadzono eksperymenty z blokiem żelatynowym. Przygotowano roztwór żelatyny do pomiarów zmian potencjału: 5 g żelatyny, 0,9 g NaCI, 5 cm³ nasyconego roztworu błękitu bromotymolowego, 100 cm³ wody. Roztwór doprowadzono do pH 7,2 z zastosowaniem NaOH. Całość podgrzano w łaźni wodnej do rozpuszczenia żelatyny. Roztwór wlano do pierścieni szklanych o średnicy 24 mm i wstawiono do stężenia do lodówki.

W pomiarach stosowano elektrody 2 antymonowe otrzymane przy czasie osadzania 120 s oraz elektrody odniesienia 3 z membraną 3c o składzie: 15 mg cieczy jonowej, 92,5 mg PU. Elektrody wbito w blok od góry, na głębokość ok. 5 mm. Blok umieszczono na szalce Petriego, do której wlano 0,1 M roztwór H3PO4. Dyfuzję kwasu w bloku obserwowano dzięki zmianie barwy błękitu bromotymolowego z zielonej na żółtą (na Fig. 2 widoczne poprzez stopniowe zaciemnianie bloku). Przebieg zmian potencjału przedstawia wykres zamieszczony na Fig. 3. Wzrost siły elektromotorycznej zarejestrowanej dla ogniwa składającego się z antymonowej elektrody wskaźnikowej 2 i elektrody odniesienia 3 z membraną polimerową 3c zawierającą ciecz jonową bis(trifluorometylosulfonylo)imid 1-etylo-3-metyloimidazoliowy świadczy o prawidłowym działaniu układu elektrod 1.

Eksperyment potwierdził, że układ elektrod 1 według wynalazku posiada właściwości odpowiednie do pomiaru siły elektromotorycznej próbek, a tym samym do określania wartości pH. Układ elektrod 1 do mierzenia pH tkanek zwierzęcych według wariantu wykonania wynalazku przedstawionego na Fig. 4 zawiera elektrodę wskaźnikową 2 oraz elektrodę odniesienia 3. Elektroda odniesienia 3 jest w pełni monolityczna (ang. all solid state) i zawiera stalowy drut 3a z naniesioną warstwą polimeru przewodzącego 3b oraz z membraną 3c, zawierającą ciecz jonową oraz poliuretan.

W korzystnym wariancie wykonania układ elektrod 1 zawiera elektrodę wskaźnikową 2 oraz elektrodę odniesienia 3. Elektroda wskaźnikowa 2 stanowi drut ze stali chirurgicznej SS 316L z osadzoną warstwą antymonu. Elektroda wskaźnikowa 2 ma średnicę 0,5 mm i ma postać igły. Warstwa antymonu osadzana jest za pomocą techniki galwanostatycznej. Elektroda odniesienia 3 stanowi drut 3a ze stali chirurgicznej SS 316L z osadzoną warstwą polimeru przewodzącego 3b, którym jest PEDOT: PSS [Poli(3,4-etylenodioksytiofen)-poli(styrenosulfonian)] oraz z membraną 3c, zawierającą ciecz jonową bis(trifluorometylosulfonylo)imid 1-etylo-3-metyloimidazoliowy (4 mg) oraz poliuretan (196 mg). Poliuretan jest poliuretanem nieplastyfikowanym. Elektroda odniesienia 3 ma średnicę 0,5 mm i ma postać igły. Warstwa polimeru przewodzącego 3b oraz membrany 3c z cieczą jonową osadzana jest za pomocą techniki elektropolimeryzacji.

Poniżej opisano inne możliwe przykłady wykonania wynalazku.

W przykładzie wykonania elektroda wskaźnikowa 2 może stanowić elektrodę z tlenku rutenu (IV).

W przykładzie wykonania polimer przewodzący 3b w elektrodzie odniesienia 3 naniesiony jest na stalowy drut 3a za pomocą gotowej zawiesiny z polimerem przewodzącym 3b.

W przykładzie wykonania, elektroda wskaźnikowa 2 oraz elektroda odniesienia 3 mogą być pokryte substancją zapobiegającą oblepianiu elektrod przez płytki krwi, korzystnie taką substancją może być Nafion®.

W przykładzie wykonania membrana 3c elektrody odniesienia 3 zawiera od 1% do 5% cieczy jonowej w poliuretanie.

W przykładzie wykonania membrana 3c elektrody odniesienia 3 zawiera 2% cieczy jonowej w poliuretanie.

W przykładzie wykonania ciecz jonowa w membranie 3c elektrody odniesienia 3 jest wybrana spośród grupy zawierającej bis(trifluorometylosulfonylo)imid 1-etylo-3-metyloimidazoliowy, heksafluorofosforan 1-butylo-3-metyloimidazoliowy, octan 1-butylo-3-metyloimidazoliowy, chlorek 1-butylo-3-metyloimidazoliowy, octan choliny i/albo fosforan choliny.

W przykładzie wykonania membrana 3c elektrody odniesienia 3 zawiera poliuretan nieplastyfikowany.

W przykładzie wykonania elektroda odniesienia 3 i elektroda wskaźnikowa 2 mają postać drutu, co oznacza, że koniec elektrod przeznaczony do wprowadzana w tkankę jest tępo, nieostro zakończony.

W innym przykładzie wykonania elektroda odniesienia 3 i elektroda wskaźnikowa 2 mają postać igły, co oznacza, że koniec elektrod przeznaczony do wprowadzana w tkankę jest ostro zakończony.

Na Fig. 5 przedstawiono sondę 11 według wynalazku do ciągłego pomiaru w czasie rzeczywistym pH tkanek zwierzęcych. Sonda 11 zawiera korpus 12 w postaci kapsuły mocującej, w którym umieszczony jest układ elektrod 1, układ podciśnienia 13, czujnik temperatury 14 oraz przewód sygnałowy 16. Układ elektrod 1 zawiera elektrodę wskaźnikową 2 oraz elektrodę odniesienia 3, która jest w pełni monolityczna i zawiera stalowy drut 3a z naniesioną warstwą polimeru przewodzącego 3b oraz z membraną 3c, zawierającą ciecz jonową oraz poliuretan. Układ podciśnienia 13 przeznaczony jest do mocowania sondy 11 do powierzchni tkanki i zawiera przewód podciśnieniowy 13a oraz powierzchnię podciśnieniową 13b. Czujnikiem temperatury 14 jest czujnik kontaktowy przeznaczony do zastosowania na zewnętrzną powierzchnię tkanki.

W przykładzie wykonania, układ elektrod 1 zawarty w sondzie 11 według wynalazku zawiera elektrodę wskaźnikową 2 oraz elektrodę odniesienia 3. Elektroda wskaźnikowa 2 stanowi drut ze stali chirurgicznej SS 316L z osadzoną warstwą antymonu. Elektroda wskaźnikowa 2 ma średnicę 0,5 mm i ma postać igły. Warstwa antymonu osadzana jest za pomocą techniki galwanostatycznej. Elektroda odniesienia 3 stanowi drut 3a ze stali chirurgicznej SS 316L z osadzoną warstwą polimeru przewodzącego 3b, którym jest PEDOT: PSS [poli(3,4-etylenodioksytiofen)-poli(styrenosulfonian)] oraz z membraną 3c, zawierającą ciecz jonową bis(trifluorometylosulfonylo)imid 1-etylo-3-metyloimidazoliowy (4 mg) oraz poliuretan (196 mg). Poliuretan jest poliuretanem nieplastyfikowanym. Elektroda odniesienia 3 ma średnicę 0,5 mm i ma postać igły. Warstwa polimeru przewodzącego 3b oraz membrany 3c z cieczą jonową osadzana jest za pomocą techniki elektropolimeryzacji. W przykładzie wykonania, czujnikiem temperatury 14 jest czujnik temperatury PT-1000.

W przykładzie wykonania, sonda 11 na swoim obwodzie w miejscu przywierania do tkanki zawiera obwiednię przyssawki 15.

W przykładzie wykonania, korpus 12 sondy 11 wykonany jest z medycznego materiału biokompatybilnego, wybranego spośród silikonów medycznych, terpolimeru akrylonitrylo-butadieno-styrenowego (ABS), HDPE, LDPE, polipropylenu, PETG, poliwęglanu, poliestru, Kydex, POM, kopolimeru acetalowego, Delrin®, PET-P, Fluorosint®, Halar®, Hydex (PBT-P), Kynar, Noryl, Nylon, PEEK, polietylenów (w tym LDPE, HDPE i UHMW), homopolimeru polipropylenu, PPSU, PSU, Radel® A, Radel® R, Rulon

641, ich kompozytów oraz mieszanin. Korzystnie korpus 12 sondy 11 wykonany jest z terpolimeru akrylonitrylo-butadieno-styrenowego (ABS).

W przykładzie wykonania, sonda 11 ma obły kształt. Obły kształt sondy 11 zapewnia bezpieczeństwo dla tkanki poddawanej pomiarowi pH jak i dla tkanek otaczających. Brak ostrych krawędzi uniemożliwia przypadkowe rozcięcie tkanki, przerwanie jej powierzchni lub inne jej uszkodzenie.

W przykładzie wykonania, wysokość sondy 11 wynosi 6 mm. Wysokość jest rozumiana jako odległość pomiędzy krawędzią wyznaczającą powierzchnię ssącą (powierzchnia dolna części dolnej korpusu 12) a krawędzią wyznaczającą powierzchnię górną części górnej korpusu 12. Uzasadnieniem takich wymiarów sondy 11 (w przypadku kardiochirurgii) jest to, że optymalnym miejscem aplikacji sondy 11 w przypadku operacji kardiochirurgicznej jest ściana dolna serca, u zbiegu unaczynienia tętniczego prawej i lewej tętnicy wieńcowej. Ten region serca w czasie operacji opiera się o worek osierdziowy od strony tylnej lub od strony przepony. Zatem sonda 11 jest niejako przyciskana przez serce jego własnym ciężarem. Znaczna wysokość sondy 11 powodowałaby odgniatanie się serca, brak możliwości manipulowania sercem w czasie operacji, a także zwiększałaby ryzyko perforacji serca lub tkanek otaczających. Wysokość sondy 11 wynosząca 6 mm (lub około 6 mm) nie powoduje istotnego wpuklenia zatrzymanego serca (poddanego działaniu kardioplegii) w przypadku, gdy sonda 11 opiera się o worek osierdziowy od strony przepony. A w przypadku opierania się sondy 11 o wolną, tylną ścianę worka osierdziowego taka wysokość sondy 11 powoduje swobodne, bezpieczne jego odkształcenie.

Na Fig. 6 przedstawiono sondę 11 według wynalazku do ciągłego pomiaru w czasie rzeczywistym pH tkanek zwierzęcych. Na Fig. 6 uwidoczniono przewód sygnałowy 16 oraz przewód podciśnieniowy 13a. Przewód sygnałowy 16 łączy elektrodę wskaźnikową 2 i elektrodę odniesienia 3 z urządzeniem wyświetlającym 17 wynik pomiaru, np. kardiomonitorem. Urządzenie wyświetlające 17 jednocześnie pełni funkcję konwertera wartości różnicy potencjałów zmierzonej przez układ elektrod 1 według wynalazku na wartości w skali pH. Przewód sygnałowy 16 połączony jest dodatkowo z czujnikiem temperatury 14 (niewidoczny na Fig. 6). Korzystnie, przewód sygnałowy 16 jest przewodem czterożyłowym. Łączenie elementów elektrycznych odbywa się w sposób znany w dziedzinie, tj. za pomocą wsuwek, zacisków, łączników itd. Elektroda wskaźnikowa 2, elektroda odniesienia 3 i czujnik do pomiaru temperatury 14 PT-1000 połączone są ze sobą w sposób zgodny z wiedzą obowiązującą w dziedzinie.

Na Fig. 7 przedstawiono sondę 11 według wynalazku w stanie rozłożonym z podziałem na część dolną korpusu 12a oraz na część górną korpusu 12b. W przykładzie wykonania, część dolna korpusu 12a zawiera przelot 18a oraz tor kablowy 19a dla czujnika temperatury 14, przelot 18b oraz tor kablowy 19b dla elektrody wskaźnikowej 2 i przelot 18c oraz tor kablowy 19c dla elektrody odniesienia 3, wyprowadzenie 20 przewodu sygnałowego 16 i wypusty zatrzasków 21. Część górna korpusu 12b zawiera docisk 22 przewodu i wpusty zatrzasków 23. Wypusty zatrzasków 21 części dolnej 12a i wpusty zatrzasku 23 części górnej 12b tworzą mechanizm zatrzaskowy. Mechanizm zatrzaskowy działa więc tak, że po złożeniu części dolnej 12a i górnej 12b i dociśnięciu obu części do siebie, wypusty zatrzasków 21 części dolnej 12a i wpusty zatrzasków 23 części górnej 12b blokują się. Mechanizm zatrzaskowy umożliwia złożenie części dolnej korpusu 12a oraz części górnej korpusu 12b bez konieczności użycia dodatkowego spoiwa.

Fig. 8 przedstawia sondę 11 według wynalazku w stanie złożonym. Na Fig. 8 uwidoczniono część dolną korpusu 12a, część górną korpusu 12b, przewód sygnałowy 16 oraz przewód podciśnieniowy 13a.

W czasie operacji kardiochirurgicznej z wykorzystaniem opisanej sondy 11 serce jest zatrzymywane za pomocą roztworu kardioplegicznego podawanego do naczyń wieńcowych. Na etapie podawania roztworu kardioplegicznego do naczyń wieńcowych dochodzi do zatrzymania czynności elektrycznej i mechanicznej serca. W tym etapie sonda 11 jest aplikowana na dolnej ścianie serca, w regionie stanowiącym zakończenie dorzecza prawej i lewej tętnicy wieńcowej. Sonda 11 rozpoczyna pomiar odczynu pH tkanki serca, podczas gdy część chirurgiczna zabiegu jest prowadzona według planu operacji. W przypadku obniżenia się odczynu pH poniżej wartości alarmowej (pH = 6,8) lub gwałtownego znacznego spadku, zespół przeprowadzający operację wykonuje czynności eliminujące zagrożenie kwasicą mięśnia serca. Czynności te obejmują przykładowo podanie kolejnej dawki roztworu kardioplegicznego, uzyskanie pełnego zatrzymania napływu krwi do naczyń wieńcowych, obniżenie temperatury serca czy podanie roztworu kardioplegii alternatywną drogą. Na etapie zakończenia działań chirurgicznych wyma gających warunków zatrzymanego serca, tuż przed procedurą przywrócenia przepływu krwi przez tętnice wieńcowe i oczekiwanego powrotu czynności elektrycznej i mechanicznej serca, sonda 11 zostanie odczepiona od serca.

Na Fig. 10 przedstawiono schematycznie sondę 11 według wynalazku zamocowaną na powierzchni serca w trakcie monitorowania wartości pH tkanki.

W przykładzie wykonania, sonda 11 jest zamocowana na ścianie dolnej serca, w okolicy gałęzi tylnej zstępującej, u zbiegu ukrwienia prawej i lewej tętnicy wieńcowej. Sonda pH 11 jest mocowana do powierzchni serca za pomocą mechanizmu podciśnienia o wartości między minus 100 a minus 400 mmHg. Podciśnienie jest wytwarzane przez ssak elektryczny i doprowadzane przez przewód podciśnieniowy 13a. Pomiar pH jest przekazywany przez przewód sygnałowy 16 do urządzenia wyświetlającego 17, np. kardiomonitora.

Sonda 11 według wynalazku może znajdować zastosowanie do monitorowania występowania kwasicy tkanek, takich jak mięśniowa, łączna, tkanek narządów miąższowych, skór (także w procesie monitorowania gojenia ran), a także części ciała lub narządów poddawanych replantacji lub transplantacji.

Kalibrację sondy 11 prowadzi się tak, że sondę 11 podłącza się za pomocą przewodu sygnałowego 16 do urządzenia wyświetlającego 17 wynik pomiaru, np. kardiomonitora. Następnie sondę 11 (po zdjęciu osłony chroniącej układ elektrod 1) zanurza się w zbiorniku z roztworem kalibracyjnym 24, który jest elektrolitem, korzystnie w buforze fosforanowym o pH bliskim fizjologicznemu pH tkanki, tj. pH=7. Kalibracja jest prowadzona automatycznie przez kardiomonitor. Czas trwania kalibracji, czyli kondycjonowania elektrod, może być dostosowywany w zależności od potrzeb, korzystnie wynosi 1 h. Następnie sondę 11 wyjmuje się ze zbiornika z elektrolitem i urządzenie jest gotowe do aplikacji na tkankę. Zbiornik z elektrolitem jest usuwany.

Sondę 11 według wynalazku można więc stosować w przypadku wielu procedur medycznych, w szczególności chirurgicznych. Przykładowo, sondę 11 można stosować w kardiochirurgii (np. monitorowanie pH tkanki serca), chirurgii naczyniowej (np. monitorowanie pH tkanki mięśniowej u pacjentów z ostrym niedokrwieniem kończyn dolnych lub górnych, w przypadku wystąpienia ostrego rozwarstwienia aorty) czy transplantologii (np. monitorowanie pH ma organów, w szczególności serca, przeznaczonych do transplantacji pod kątem ich właściwej protekcji, tj. odpowiedniego zatrzymania metabolizmu w czasie transportu).

Wszystkie przykłady wykonania układu elektrod 1 oraz sondy 11 odnoszą się także do zestawu 111 do pomiaru pH zawierającego sondę 11 wraz z układem elektrod 1, urządzenie wyświetlające 17 oraz roztwór kalibracyjny 24, opisane w powyższym opisie.

Sonda 11 według wynalazku może zostać zastosowana do monitorowania pH tkanek ssaków, w szczególności należących do grupy naczelnych, do której również należy człowiek. Stąd sonda 11 według wynalazku może zostać zastosowana do pomiaru pH tkanki zwierzęcej, w szczególności ludzkiej. Tkanka ludzka jest tu korzystnym przykładem.

Układ elektrod 1 według wynalazku jako taki służy do pomiaru siły elektromotorycznej, a w następstwie pH, może więc zostać zastosowany również między innymi do pomiaru wszystkich próbek charakteryzujących się niewielką objętością/rozmiarami. W szczególności możliwy jest pomiar próbek żywnościowych czy próbek cieczy, np. wody wodociągowej.

Ponadto, należy rozumieć, że wskazane i opisane powyżej zastosowania wynalazku są podane jedynie celem przykładu. Wszystkie przykłady wykonania i ich warianty podane są tu jedynie w charakterze nieograniczających wskazań dotyczących wynalazku i nie mogą w żaden sposób ograniczać zakresu ochrony, który jest określony poprzez zastrzeżenia patentowe. Należy rozumieć, że każde rozwiązania techniczne zastosowane w układzie elektrod 1 według wynalazku i/albo w sondzie 11 według wynalazku mogą zostać zrealizowane za pomocą równoważnych technologii, nie wykraczając przy tym poza zakres ochrony.

Dodatkowo, zastosowanie liczby pojedynczej w odniesieniu do poszczególnych elementów wynalazku obejmuje również ich liczbę mnogą oraz odwrotnie, chyba że z kontekstu wynika inaczej.

Claims

1. Układ elektrod (1) do pomiaru pH tkanek zwierzęcych zawierający elektrodę wskaźnikową (2) oraz elektrodę odniesienia (3), znamienny tym, że elektrodę wskaźnikową (2) stanowi stalowy drut z naniesioną warstwą substancji czułej na zmianę pH, elektrodę odniesienia (3) stanowi stalowy drut (3a) z naniesioną warstwą polimeru przewodzącego (3b), na którym naniesiona jest membrana polimerowa (3c) składająca się z homogenicznej mieszaniny cieczy jonowej i poliuretanu.

2. Układ elektrod według zastrz. 1, znamienny tym, że elektroda wskaźnikowa (2) jest elektrodą z antymonu albo tlenku rutenu (IV).

3. Układ elektrod według zastrz. 1 albo 2, znamienny tym, że elektrodę wskaźnikową (2) stanowi stalowy drut z naniesioną warstwą antymonu za pomocą techniki galwanostatycznej.

4. Układ elektrod według dowolnego z poprzednich zastrzeżeń, znamienny tym, że polimer przewodzący (3b) w elektrodzie odniesienia (3) jest wybrany spośród PEDOT: PSS [poli(3,4-etylenodioksytiofen)-poli(styrenosulfonian)], polipirolu lub polianiliny.

5. Układ elektrod według zastrz. 4, znamienny tym, że polimerem przewodzącym (3b) w elektrodzie odniesienia (3) jest PEDOT: PSS [poli(3,4-etylenodioksytiofen)-poli(styrenosulfonian)].

6. Układ elektrod według dowolnego z poprzednich zastrzeżeń, znamienny tym, że polimer przewodzący (3b) w elektrodzie odniesienia (3) naniesiony jest na stalowy drut (3a) za pomocą elektropolimeryzacji lub gotowej zawiesiny z polimerem przewodzącym (3b).

7. Układ elektrod według dowolnego z poprzednich zastrzeżeń, znamienny tym, że membrana polimerowa (3c) zawiera od 1% do 5% cieczy jonowej w poliuretanie.

8. Układ elektrod według zastrz. 7, znamienny tym, że membrana polimerowa (3c) zawiera 2% cieczy jonowej w poliuretanie.

9. Układ elektrod według dowolnego z poprzednich zastrzeżeń, znamienny tym, że ciecz jonowa w membranie polimerowej (3c) jest wybrana spośród grupy zawierającej bis(trifluorometylosulfonylo)imid 1-etylo-3-metyloimidazoliowy, heksafluorofosforan 1-butylo-3-metyloimidazoliowy, octan 1-butylo-3-metyloimidazoliowy, chlorek 1-butylo-3-metyloimidazoliowy, octan choliny i/albo fosforan choliny.

10. Układ elektrod według zastrz. 9, znamienny tym, że ciecz jonowa w membranie polimerowej (3c) to bis(trifluorometylosulfonylo)imid 1-etylo-3-metyloimidazoliowy.

11. Układ elektrod według zastrz. 9 albo 10, znamienny tym, że membrana polimerowa (3c) składa się z 4 mg bis(trifluorometylosulfonylo)imidu 1-etylo-3-metyloimidazoliowego i 196 mg poliuretanu.

12. Układ elektrod według dowolnego z poprzednich zastrzeżeń, znamienny tym, że elektroda odniesienia (3) i elektroda wskaźnikowa (2) mają postać drutu lub igły.

13. Układ elektrod według dowolnego z poprzednich zastrzeżeń, znamienny tym, że elektroda odniesienia (3) i elektroda wskaźnikowa (2) mają średnicę w zakresie od 0,2 do 1,5 mm.

14. Układ elektrod według zastrz. 13, znamienny tym, że elektroda odniesienia (3) i elektroda wskaźnikowa (2) mają średnicę wynoszącą 0,5 mm.

15. Sonda (11) do ciągłego pomiaru w czasie rzeczywistym pH tkanek zwierzęcych zawierająca korpus (12), w którym umieszczony jest układ elektrod (1) zawierający elektrodę wskaźnikową (2) oraz elektrodę odniesienia (3), znamienna tym, że elektrodę wskaźnikową (2) stanowi stalowy drut z naniesioną warstwą substancji czułej na zmianę pH, elektrodę odniesienia (3) stanowi stalowy drut (3a) z naniesioną warstwą polimeru przewodzącego (3b), na którym naniesiona jest membrana polimerowa (3c) składająca się z homogenicznej mieszaniny cieczy jonowej i poliuretanu, przy czym korpus (12) zawiera układ podciśnienia (13), zawierający przewód podciśnieniowy (13a) oraz powierzchnię podciśnieniową (13b) do mocowania sondy (11) za pomocą podciśnienia do powierzchni tkanki oraz czujnik temperatury (14), przystosowany do kontaktowego pomiaru temperatury na powierzchni tkanki.

16. Sonda (11) według zastrz. 16, znamienna tym, że czujnik temperatury (14) jest przystosowany do pomiaru temperatury na zewnętrznej powierzchni tkanki.

17. Sonda (11) według zastrz. 15 albo 16, znamienna tym, że sonda (11) na swoim obwodzie w miejscu przywierania do tkanki zawiera obwiednię przyssawki (15).

18. Sonda (11) według dowolnego z zastrz. 15 do 17, znamienna tym, że zawiera przewód sygnałowy (16) do odbierania sygnału elektrycznego z elektrody wskaźnikowej (2), elektrody odniesienia (3) i czujnika temperatury (14) oraz przesyłania odebranego sygnału do urządzenia wyświetlającego (17) wynik pomiaru pH.

19. Sonda (11) według dowolnego z zastrz. 15 do 18, znamienna tym, że korpus (12) sondy (11) wykonany jest z materiału wybranego spośród silikonów medycznych, terpolimeru akrylonitrylo-butadieno-styrenowego (ABS), HDPE, LDPE, polipropylenu, PETG, poliwęglanu, poliestru, kompozytu akrylowego z polichlorku winylu, POM, kopolimeru acetalowego, PET-P, poli(tetrafluoroetylenu), kopolimeru etylenu z chlorotrifluoroetylenem, (PBT-P), poliamidu, PEEK, polietylenów (w tym LDPE, HDPE i UHMW), homopolimeru polipropylenu, PPSU, PSU, polifenylosulfonu, ich kompozytów oraz mieszanin.

20. Sonda (11) według zastrz. 19, znamienna tym, że korpus (12) sondy (11) wykonany jest z terpolimeru akrylonitrylo-butadieno-styrenowego.

21. Sonda (11) według dowolnego z zastrz. 15 do 20, znamienna tym, że sonda (11) posiada część dolną korpusu (12a) oraz część górną korpusu (12b), przy czym część dolna korpusu (12a) zawiera przelot (18a) oraz tor kablowy (19a) dla czujnika temperatury (14), przelot (18b) oraz tor kablowy (19b) dla elektrody wskaźnikowej (2) i przelot (18c) oraz tor kablowy (19c) dla elektrody odniesienia (3), wyprowadzenie (20) przewodu sygnałowego (16) i wypusty zatrzasków (21), zaś część górna korpusu (12b) zawiera docisk (22) przewodu sygnałowego (16) i wpusty zatrzasków (23), przy czym wypusty zatrzasków (21) części dolnej (12a) oraz wpusty zatrzasków (23) części górnej (12b) stanowią mechanizm zatrzaskowy.

22. Sonda (11) według dowolnego z zastrz. 15 do 21, znamienna tym, że posiada zaokrąglone naroża.

23. Zestaw (111) do pomiaru pH zawierający sondę (11) do ciągłego pomiaru w czasie rzeczywistym pH tkanek zwierzęcych zawierającą korpus (12), w którym umieszczony jest układ elektrod (1) zawierający elektrodę wskaźnikową (2) oraz elektrodę odniesienia (3), znamienny tym, że elektrodę wskaźnikową (2) stanowi stalowy drut z naniesioną warstwą substancji czułej na zmianę pH, elektrodę odniesienia (3) stanowi stalowy drut (3a) z naniesioną warstwą polimeru przewodzącego (3b), na którym naniesiona jest membrana polimerowa (3c) składająca się z homogenicznej mieszaniny cieczy jonowej i poliuretanu, przy czym korpus (12) zawiera układ podciśnienia (13), zawierający przewód podciśnieniowy (13a) oraz powierzchnię podciśnieniową (13b) do podciśnieniowego mocowania sondy (11) do powierzchni tkanki oraz czujnik temperatury (14), przystosowany do kontaktowego pomiaru temperatury na powierzchni tkanki oraz urządzenie wyświetlające (17) oraz roztwór kalibracyjny (24).