PT1099115E - Sensor de co2 - Google Patents

Description

1 DESCRIÇÃO "SENSOR DE C02" A invenção refere-se a um sensor para a pressão parcial de dióxido de carbono (pC02) em particular in vivo ou ex vivo, por exemplo dentro ou sobre as superfícies dos tecidos corporais ou órgãos, no sangue ou no fluxo de ar dos pulmões e a um método de medição da pC02. A isquemia, diminuição localizada no fluxo sanguíneo, é a causa de morte mais comum no mundo ocidental. Assim, por exemplo o enfarte do miocárdio, o enfarte cerebral e outras condições caraterizadas pela hipoperfusão a um ou mais órgãos são os principais fatores de mortalidade. A reperfusão, uma reversão da isquemia, é frequentemente possível se uma isquemia for detetada a tempo. Assim, a deteção precoce de isquemia seguida de tratamento químico adequado (por exemplo com um agente tal como estreptoquinase, uroquinase ou t-PA, que serve para lisar trombos ou embolias) , ou uma intervenção cirúrgica podem salvar o órgão afetado, assim como a vida do paciente.

Enquanto o coração pode ser monitorizado continuamente para isquemias utilizando um eletrocardiógrafo (ECG), outros órgãos podem tornar-se gravemente isquémicos e incorrer em danos irreversíveis, antes de qualquer sintoma ser detetado. Na verdade, muitos órgãos são "silenciosos", quando se trata de isquemia. 0 fenómeno de enfarte do miocárdio silencioso é agora bem reconhecido. Além disso, o fígado e o rim podem estar severamente isquémicos sem apresentarem sintomas de alerta antes do dano no órgão ser irreversível. 2 É conhecido que existe uma correlação distinta entre pC02 dentro ou na superficie de um órgão e a presença de uma isquemia nesse órgão. Durante a acidose metabólica do tecido, formam-se por exemplo durante o metabolismo anaeróbico que ocorre numa isquemia em qualquer órgão ou tecido grandes quantidades de dióxido de carbono. 0 CO2 é em termos práticos livremente permeável na membrana da célula e uma vez que na isquemia o fluxo sanguineo para transportar o C02 para o exterior está ausente ou restrito, irá ocorrer uma acumulação de CO2 no tecido isquémico e a pCC>2 dentro ou sobre o tecido isquémico irá aumentar. Geralmente, num corpo saudável, a pC02 máxima no sangue (sangue venoso) é 7-10 kPa e a pCC>2 máxima num tecido saudável (aeróbico) é superior em cerca de 1-6 kPa, embora o máximo possa variar de órgão para órgão, por exemplo 8-12 kPa para o rim, 7-11 kPa para o figado, 8-12 kPa para a serosa intestinal e 12-19 kPa para a mucosa intestinal.

No caso do fornecimento de oxigénio cair abaixo do nivel critico de entrega de oxigénio, os valores de pCC>2 medidos no tecido podem subir de 3 a 10 vezes e os niveis elevados de pCC>2 dão uma indicação clara de metabolismo anaeróbico e portanto, se for adequado, de isquemia.

Os sensores para PCO2 estão disponíveis: no entanto estes são geralmente volumosos, muitas vezes envolvem elétrodos de vidro relativamente complexos, frequentemente não fornecem leituras reproduzíveis estáveis (isto é, sofrem problemas de desvio) e são suficientemente caros para se reutilizarem e por isso a necessidade de serem esterilizados repetidamente. DE-A-2911343 e US 4, 324, 256 divulgam um dispositivo de elétrodo para medição de pCCh transcutânea com um elétrodo 3 medidor sensível a pH em contato com um eletrólito de bicarbonato. GB 1314877 e GB 1368870 divulgam sensores de dióxido de carbono de acordo com o preâmbulo da reivindicação 1.

Existe portanto uma necessidade de sensores simples, pequenos e de preferência descartáveis, que possam ser usados geralmente para determinar a pC02, por exemplo com o objetivo de detetar isquemias.

Foi agora desenvolvido um sensor simples particularmente adequado para medição de pC02, especialmente como parte de uma técnica de monitorização para isquemias.

Vista a partir de um aspeto, portanto, a invenção fornece um sensor de dióxido de carbono que compreende uma câmara fechada, tendo como uma porção de parede uma membrana permeável ao dióxido de carbono, substancialmente à prova de água e que contém dois elétrodos, a referida câmara contendo um líquido capaz de simultaneamente entrar em contato com a referida membrana e ambos os referidos elétrodos, em que o referido líquido é capaz de alterar a condutividade durante a reação com o dióxido de carbono e não tem eletrólitos, caraterizado por a referida câmara compreender um substrato de um material não condutivo formado para fornecer uma superfície de uma zona estanque de líquidos onde ou em redor da qual os referidos elétrodos são colocados ou depositados, a referida zona estanque de líquidos incluindo nichos dentro dos quais os elétrodos são colocados por forma a garantir que a profundidade do líquido é maior junto aos elétrodos do que na zona de intervenção onde o líquido entra em contato com a membrana. 4

Uma resistência elétrica superior relativamente à resistência nos elétrodos pode ser conseguida restringindo a área de corte transversal do caminho elétrico através do liquido entre os elétrodos numa zona onde o liquido está em contato com a membrana, por exemplo diminuindo a profundidade do liquido para uma parte do caminho entre os elétrodos, e/ou garantindo uma área de contato relativamente grande entre cada elétrodo e o liquido. 0 liquido pode ter uma osmolalidade não maior do que a 37°C de uma solução de cloreto de sódio aquosa de 5 mM, de preferência não mais do que uma solução de cloreto de sódio de 500 μΜ, especialmente não mais do que uma solução de 10-5 a 10-6 M HC1.

Uma forma de realização preferida da invenção compreende meios para aplicar um potencial elétrico alternado aos referidos elétrodos pelo que para provocar uma corrente alternada no referido liquido, e meios para gerar um sinal indicativo da condutância do referido liquido, em que o referido liquido é reativo com o dióxido de carbono para alterar a sua condutância e onde o referido potencial elétrico tem uma frequência de 20 a 10000 Hz, preferencialmente de 100 a 4000 Hz.

Preferencialmente o liquido em contato com os elétrodos é aquoso e especialmente de forma preferencial é água, substancialmente livre de eletrólitos tal como definido acima. Outros solventes que reagem com o C02 para aumentar ou diminuir a sua condutância, por exemplo através da produção ou neutralização de iões, podem ser utilizados da mesma forma. Na prática, no entanto, foi descoberto que a água destilada ou desionizada com ou sem a adição de um ácido forte (por exemplo, HC1) a uma concentração de 0.1 a 100 μΜ, preferencialmente 0.5 a 50 μΜ, mais especialmente 5 cerca de 1 μΜ, funciona particularmente bem. A função desta pequena adição de ácido é geralmente a de manter o pH do liquido a 6 ou inferior para evitar contribuições significativas para a condutância por iões de hidroxilo e manter a linearidade das medições de pC02.

Os sensores da invenção são fornecidos ou são conetáveis a uma fonte de energia elétrica, disposta para aplicar um potencial elétrico alternado entre os elétrodos com uma frequência de 20 a 10000 Hz, preferencialmente de 50 a 4000 Hz, mais especialmente 100 a 1200 Hz. Em frequências abaixo de 20 Hz, a sensibilidade da determinação de pC02 é menor devido a eletropolarização e além disso o tempo de resposta do instrumento torna-se excessivamente lento, enquanto que em frequências acima de 10 kHz a sensibilidade é novamente menor devido a efeitos de capacitância dispersos.

Para uma precisão particularmente elevada, o potencial ou corrente entre os elétrodos (e, portanto, a resistência ou condutância do liquido entre os elétrodos) é determinado através da utilização de um amplificador de bloqueio definido para a mesma frequência como a do gerador de tensão.

Além disso é preferível incorporar no sensor, ou num sistema detetor de sensor melhorado, um filtro passa-alto passivo (por exemplo um condensador e uma resistência) para retirar a corrente com uma frequência inferior a 20 Hz, de preferência inferior a 150 Hz. A fonte de alimentação pode ser uma fonte de alimentação AC ou alternativamente uma fonte DC em conjunto com um oscilador, i.e. uma combinação que conjuntamente constitui uma fonte de alimentação AC. 6 A alimentação é preferencialmente tal que a máxima densidade de corrente através do liquido nos elétrodos não é mais do que 50 A/m2, de preferência não mais do que 30 A/m2, mais preferencialmente não mais do que 20 A/m2, em particular não mais do que 10 A/m2, e mais preferencialmente cerca de 1 A/m2 ou inferior. Valores mais elevados de densidade de corrente de 20 A/m2 ou superior só deverão ser usados nas frequências mais altas, por exemplo 1-10 kHz. A menor densidade de corrente máxima é determinada pelos limites de deteção, mas valores até 10"8 A/m2 são utilizáveis. No entanto, a menor densidade de corrente máxima geralmente será de pelo menos 0.1 μΑ/m2.

Operando em tais frequências de tensão e densidades de corrente, e através de construção adequada, os sensores da invenção podem, ao contrário dos dispositivos da técnica anterior, determinar a condutância/resistência do liquido para dentro do qual o C02 migra sem qualquer perda de precisão significativa decorrente da eletropolarização dos elétrodos.

Os efeitos de eletropolarização são consideravelmente reduzidos aumentando a área de superfície dos elétrodos em contato com o liquido, por exemplo localizando os elétrodos em poços dispostos longe do plano da membrana ou utilizando superfícies de elétrodo não planares, por exemplo superfícies duras ou texturizadas. Em geral, portanto, é desejável ter uma área de superfície de contato membrana:líquido tão grande quanto possível, e uma profundidade de líquido tão superficial quanto possível sobre a sua maior área de contato possível com a membrana. Desta forma o tempo de resposta é reduzido, a eletropolarização é reduzida, podem ser utilizadas frequências mais baixas e os efeitos de capacitância dispersos são consideravelmente reduzidos. 7 A resistência do liquido na membrana e entre os elétrodos pode ser aumentada através da utilização de meios para definir canais de liquido através da membrana entre os elétrodos, por exemplo dispondo a membrana através ou ao lado de uma porção de parede de uma câmara isoladora na qual esses canais são formados, por exemplo através de corrosão.

Da mesma forma, um espaçador poroso pode ser disposto entre a membrana e a parede da câmara para definir a profundidade do liquido.

Na verdade, tais espaçadores são importantes para usar onde, sob as condições de pressão sentidas durante a utilização, a membrana é suficientemente flexivel e a profundidade do liquido atrás da membrana suficientemente pequena, para a condutância medida variar com a pressão. No entanto, onde uma membrana não permeável a CO2 flexivel é utilizada, a omissão do espaçador ou a utilização de um espaçador com abertura, que permite que a membrana se deforme sob pressão, leva a um dispositivo em que a determinação da condutância pode ser utilizada como um meio de medição da pressão, por exemplo, in vivo.

Deste modo, uma forma de realização que não seja reivindicada fornece um sensor de pressão compreendendo um primeiro elétrodo, um segundo elétrodo, uma membrana flexivel, de preferência uma membrana impermeável ao gás e um liquido eletricamente condutor em contato com os referidos elétrodos e a referida membrana, a sua condutância sendo alterada pela deformação induzida pela pressão da referida membrana. Um tal sensor de pressão pode ser construído e operado conforme os mesmos princípios dos sensores de pC02 da invenção. A fonte de alimentação e os circuitos do detetor podem, se desejado, ser incluídos no sensor da invenção. Neste caso, se for desejado que o sensor seja livre de fios (isto é, fios condutores), de preferência também será fornecido com meios que permitem que o sinal seja detetado remotamente, por exemplo um transmissor, por exemplo, um transmissor de RF. Desta forma o sensor pode ser implantado, por exemplo, num paciente em risco.

Os sensores de acordo com a invenção são prontamente produzidos com um tamanho e configuração particularmente adequados para a medição de pC02 (ou pressão) na superfície ou dentro de um órgão, canal ou tecido, por exemplo o cérebro, coração, fígado, rim, intestino ou músculo. Isto é particularmente interessante, pois permite o funcionamento do órgão, canal ou tecido a ser monitorizado, por exemplo, durante e após o transplante, nos cuidados intensivos, seguimento de lesões, etc e permite assim a deteção precoce de isquemias.

Vista a partir de outro aspeto a invenção fornece um método de determinação de pC02, por exemplo para detetar ou monitorizar isquemias num corpo humano ou num animal vascularizado não humano (por exemplo um mamífero, ave ou réptil), o referido método compreendendo a determinação de uma pressão parcial de dióxido de carbono num local no referido corpo utilizando um sensor de acordo com a invenção, por meio da qual se detetam isquemias no referido corpo. A pressão parcial, determinada segundo o método da invenção pode ser um valor quantificado ou pode ser simplesmente uma indicação de que pC02 está acima ou abaixo de um ou mais valores de limiar indicativos de isquemia ou de não isquemia, valores que podem ser variados de acordo com a localização do local de medição de pC02. 9 0 método da invenção irá geralmente envolver a determinação de pCC>2 no sangue, ou num órgão, canal ou tecido, ou no fluxo de ar proveniente dos pulmões. Neste último caso, o sensor de pCC>2 pode ser inserido no corpo ou pode alternativamente estar num tubo, uma extremidade do qual é inserida no corpo, ou seja, nas vias respiratórias. 0 método da invenção pode envolver uma única medição de pCC>2, ou mais preferivelmente pode ser utilizado para monitorização continua ou repetida, especialmente de um paciente em risco, por exemplo um paciente em cuidados intensivos, submetido ou em recuperação de uma operação de transplante de órgão ou tecido, diagnosticado como tendo angina instável, recuperando de uma operação de bypass de artéria coronária, sofrendo um trauma (por exemplo do músculo esquelético) , ou sofrer de hipovolemia (por exemplo, choque).

Os valores de comparação ou limiar de pCC>2, que podem ser utilizados no método da invenção podem ser valores detetados anteriormente numa monitorização continua ou repetida de um local do corpo particular utilizando o sensor ou podem ser valores detetados para locais comparáveis do corpo saudável, por exemplo não isquémico, de um sujeito comparável (por exemplo, um sujeito da mesma espécie e sexo e idade e peso semelhantes).

Os principais componentes do sensor são uma câmara de elétrodo, uma membrana permeável a CO2 formando pelo menos parte da parede da câmara do elétrodo, primeiro e segundo elétrodos tendo superfícies dentro da referida câmara (ou fornecendo superfícies internas à referida câmara) e um liquido (geralmente água substancialmente livre de eletrólitos) na câmara do elétrodo em contato com a membrana e o primeiro e o segundo elétrodos. 0 sensor 10 inclui ou é conetável a uma fonte de alimentação AC, a meios de determinação de condutância (ou resistência), meios de geração de sinal (que podem fazer parte dos meios de determinação), e opcionalmente meios de transmissão de sinal. Além disso, o sensor opcionalmente inclui meios de acoplagem de superfície através dos quais pode ser mantido em contato com uma superfície do corpo (por exemplo uma superfície de órgão, tecido ou canal ) ou meios de perfuração de superfície através dos quais pode ser introduzido numa superfície do corpo (por exemplo uma superfície de órgão, tecido ou canal).

Numa forma de realização do sensor da invenção, um primeiro dos dois elétrodos tem uma porção cilíndrica oca e o segundo é disposto dentro do cilindro oco do primeiro, preferencialmente no seu eixo ou próximo dele. O próprio segundo elétrodo de preferência tem uma porção cilíndrica sólida disposta dentro da porção cilíndrica oca do primeiro elétrodo. Onde o primeiro elétrodo tem uma porção cilíndrica oca, este pode se desejado formar uma parede de uma câmara de elétrodo fechada contendo líquido e o segundo elétrodo e ter pelo menos uma porção de parede fornecida pela membrana permeável a C02; no entanto, é preferível que o sensor tenha uma câmara de elétrodo fechada tendo uma parede cilíndrica adicional envolvendo, e preferencialmente de forma coaxial, os dois elétrodos.

As partes cilíndricas dos dois elétrodos preferencialmente são axialmente coincidentes na extremidade virada para a membrana. Podem contatar a membrana se ela não for condutora, mas preferencialmente estão ligeiramente deslocadas dela, por exemplo através da utilização de um espaçador que possa servir para limitar ou evitar a deformação da membrana. 11 0 primeiro elétrodo preferencialmente tem um diâmetro exterior da porção cilíndrica de 0.8 a 2 mm, mais preferencialmente 1.2 a 1.6 mm. 0 segundo elétrodo preferencialmente tem um diâmetro exterior da porção cilíndrica de 0.2 a 0.6 mm, mais preferencialmente de 0.3 a 0.5 mm. A câmara de preferência é cilíndrica e oca com um comprimento interior de 0.5 a 20 mm, mais preferencialmente de 5 a 12 mm, e um diâmetro interior de 0.8 a 2.5 mm, mais preferencialmente de 1.4 a 2.0 mm. A membrana é preferencialmente disposta substancialmente de forma perpendicular ao eixo do elétrodo e espaçada das extremidades cilíndricas dos elétrodos, por exemplo por 0.05 a 0.5 mm, preferencialmente por 0.1 a 0.2 mm. A pelicula liquida preferencialmente cobre a membrana a uma profundidade de 0,0005 a 2 mm, mais preferencialmente 0.001 a 0.5 mm, quando a membrana é horizontal.

Onde o sensor deverá ser utilizado em localizações onde não pode ser mantido com a membrana de forma horizontal, a profundidade interior da câmara preferencialmente é mantida pequena. Desta forma a pelicula liquida irá encher ou quase inteiramente encher a câmara e portanto entrar em contato com a membrana e os dois elétrodos independentemente da posição em que o sensor é mantido. 0 sensor da invenção irá de preferência incluir condutores elétricos dos dois elétrodos acopláveis direta ou indiretamente a um aplicador de tensão ou corrente e meios de medição. Além disso onde o sensor é construído sem a película líquida, a câmara será fornecida com meios para inserção do líquido, por exemplo uma porta de entrada selável ou um substrato perfurável autoselável, tal como uma rolha de borracha. O sensor, com exceção da membrana, 12 que deve estar exposta pelo menos em parte, pode se desejado ser envolvido por um material de proteção biotolerável, por exemplo um invólucro ou um revestimento de pelicula, preferencialmente de um material não condutor. Da mesma forma, onde o sensor é intencionado para monitorização continua de pCCu sanguíneo, a sua superfície pode ser revestida com um anticoagulante, por exemplo heparina. Um revestimento anticoagulante pode também ser uma vantagem onde o sensor é inserido num órgão e pode induzir a coagulação.

Onde o sensor é construído com a pelicula liquida no lugar, os elétrodos são preferencialmente de um material inerte tal que a resistividade do liquido não mudará significativamente com o armazenamento. Materiais adequados incluem a platina (especialmente a platina preta), aço inoxidável, prata, aluminio e carbono, particularmente a platina e o aço inoxidável (especialmente o aço inoxidável não magnético onde o sensor deve ser usado em campos magnéticos impostos, por exemplo no aparelho de imagiologia de ressonância magnética). Em geral os elétrodos inertes que não geram iões solventes são preferidos. A espessura do elétrodo exterior e o diâmetro do elétrodo interior em grande medida irá depender da força do material de elétrodo utilizado. Os dois elétrodos são preferencialmente do mesmo material para evitar um potencial DC entre os elétrodos. 0 liquido no sensor pode ser qualquer liquido capaz de mudar a condutividade na reação com o dióxido de carbono (por exemplo em caso de dissolução deste), por exemplo um solvente prótico polar capaz de dissolver o dióxido de carbono e portanto, de produzir iões. A água é preferida, porém alcanóis inferiores poderão ser utilizados. 0 liquido, no entanto, está preferencialmente tão livre quanto possível de espécies iónicas dissolvidas, sendo 13 portanto puro, por exemplo a água duplamente destilada é a mais preferida. Tal como indicado acima, no entanto, para tais solventes puros convém adicionar uma pequena quantidade de um ácido forte, por exemplo para manter um pH de 6 ou inferior. A quantidade de liquido utilizada deverá preferencialmente ser mantida como a menor possível, pois desta forma o sensor responde mais rapidamente a alterações externas de pCC>2 · No entanto a quantidade utilizada deve preferencialmente ser pré-selecionada, ou seja, para que um grupo de sensores semelhantes contenha cada um deles a mesma quantidade de líquido. No sensor conforme fabricado, qualquer gás dentro da câmara deverá de preferência ser essencialmente livre de CO2, por exemplo o líquido poderá ter um espaço livre cheio de azoto. Antes da utilização, o sensor terá de ser preferencialmente esterilizado e embalado num recipiente hermético, por exemplo uma folha, para garantir que não ocorre nenhuma exposição acidental a níveis elevados de C02. Também a atmosfera dentro do recipiente de preferência deverá ser saturada com vapor de água para evitar a evaporação. A membrana pode ser qualquer material que seja permeável ao CO2, e essencialmente impermeável ao solvente do liquido, qualquer eletrólito e à água. Podem ser utilizados Teflon®, borracha de silício, polisiloxano ou outras películas isoladoras de polímero, por exemplo em espessuras de 0.5 a 250 ym. Quanto mais espessa for a membrana, em geral mais lento será o tempo de resposta do sensor. No entanto, quanto mais fina a membrana maior o risco de não uniformidades ou de perfuração ou outros danos. Em geral, as membranas devem ser mais finas para medição de pC02 no sangue ou no fluxo de ar. As membranas mais espessas reduzem os efeitos de capacitância dos iões nos órgãos. Em qualquer uma das formas de realização da invenção, uma segunda (ou mais) membrana permeável ao CO2 é 14 preferencialmente montada de forma adjacente à membrana que entra em contato com o líquido no sensor. Entre as duas membranas pode haver um intervalo de ar (ou de outro gás) opcionalmente incluindo um separador permeável ao qás ou mais preferencialmente um gel, especialmente um que contenha um agente sequestrante (por exemplo um agente quelante) que serve para ligar os aniões ou catiões que entram no espaço através da membrana exterior ou através dos seus furos ou defeitos. (Desta forma o desvio em medições de longo prazo em órgãos ou tecidos pode ser reduzido ou evitado). Uma tal construção de membrana dupla também evita os efeitos da capacitância dos iões nos órgãos e reduz o risco de perfuração acidental da membrana interior e como resultado as membranas mais finas podem ser utilizadas para medição de pCC>2 em órgãos. Convenientemente no entanto, a membrana terá cerca de 0.5 a 10 ym, preferencialmente cerca de 1 ym para medição de pC02 sanguíneo ou do fluxo de ar e de 1 a 50 ym, preferencialmente 2 a 40 ym para medições de pC02 de órgãos. Deverá ser apreciado que , para a deteção de isquemia, um tempo de resposta tão longo como 10 minutos pode ser aceitável.

As paredes da câmara do sensor da invenção podem ser de qualquer material adequado, por exemplo plástico. De preferência, o material deve ser capaz de resistir a condições normalmente utilizadas na esterilização, por exemplo esterilização de radiação (por exemplo utilizando radiação-γ) ou esterilização térmica (por exemplo utilizando temperaturas de cerca de 121°C, tal como usadas na esterilização de autoclave). No caso de esterilização térmica, o líquido será geralmente será enchido de forma esterilizada no sensor após a esterilização. As paredes da câmara e a membrana podem ser do mesmo material, por exemplo fabricadas em Teflon® para se ter paredes auto- 15 suportadas e uma membrana de extremidade permeável ao gás mais fina.

Numa forma de realização preferida adicional, o sensor da invenção compreende uma membrana permeável a C02 que fornece uma face de uma câmara contendo líquido na qual o líquido contendo volume é definido pela membrana, um primeiro elétrodo, um segundo elétrodo e meios de parede isoladora, os meios de parede, elétrodos e membrana definindo (i) uma pequena área em corte transversal do líquido (ao longo da direção do fluxo de corrente) numa porção de contato de membrana do líquido, (ii) uma grande porção de contato com a membrana de grande área de superfície do líquido e (iii) porções de contato elétrodo:líquido relativamente grandes. Isto pode ser conseguido colocando os elétrodos em poços num isolador (que poderá ou não ser fornecido com canais entre poços) com uma porção isoladora central que está mais estreitamente adjacente à membrana tal que a resistência do líquido é maior numa porção adjacente à membrana do caminho do fluxo elétrico do que nas porções adjacentes do elétrodo. Para esta finalidade, os elétrodos podem convenientemente ser formados como camadas dentro de uma construção em sanduíche elétrodo:isolador ou como fios ou depósitos colocados em sulcos ou recortes num substrato de um isolador. 0 dispositivo sensor da invenção pode portanto ser feito suficientemente pequeno para inserção num tubo respiratório, na vasculatura ou dentro ou sobre a superfície de um órgão, tecido ou canal; é barato e simples e pode ter uma aplicação de uso único (isto é, pode ser descartável), ou alternativamente pode ser esterilizado e reutilizado. 0 tempo de resposta a alterações de pC02 é rápido (por exemplo 10 minutos, preferivelmente de 5 16 minutos, ou mais preferivelmente de 30 segundos, ou menos) e os problemas de desvio encontrados com elétrodos de gás sanguíneo convencional são evitados. O dispositivo é portanto adequado para o ambiente clinico.

Onde o sensor deve ser reutilizado, a membrana e os elétrodos são preferencialmente separáveis para permitir a substituição do liquido. Assim por exemplo a membrana pode ser substituível, por exemplo tomando a forma de um disco disposto entre o corpo e uma tampa de extremidade acoplável de forma selável e removível da câmara. Na presente forma de realização, entre utilizações, a tampa de extremidade e a membrana serão removidas, o solvente substituído e o disco da tampa de extremidade e membrana (tanto como dois componentes ou uma unidade integral) substituídos. Durante ou após este procedimento, o sensor irá ser esterilizado. Mais preferencialmente no entanto o sensor será um dispositivo de uso único, descartável.

Para a medição in vivo de pC02 (exceto para medições de gás sanguíneo in vivo) ainda não se desenvolveu nenhuma técnica comercial amplamente disponível. Várias técnicas têm sido tentadas em experiências com animais (elétrodos ISFET, absorção de infravermelhos e outros), mas todas elas têm deficiências. (Os elétrodos ISFET têm sido utilizados em seres humanos, mas sem resultados satisfatórios) . Entre os pontos fracos estão o tamanho, desvio e elevado custo de fabrico. Em contraste, os sensores da invenção têm uma produção barata, terão um desvio mínimo e com uma boa qualidade de água desionizada, a calibração poderá não ser necessária. Utilizando um pequeno volume de água e preferencialmente anidrase carbónica, eles serão suficientemente rápidos para medir pC02 expiratória. Os sensores podem ser pequenos e podem ser dispostos no fluxo principal num tubo de respiração. Consequentemente, não 17 haverá nenhuma necessidade de sucção de gás a partir dos tubos do ventilador, tal como agora é feito com a maioria das técnicas. Esta é uma vantagem definitiva, especialmente no acompanhamento de crianças cujos volumes respiratórios são pequenos. Assim, os sensores da invenção têm o potencial de ser aplicáveis para medições in vitro, in vivo e expiratórias de pC02. Podem ambos ser usados para monitorização ventilatória, medição de pC02 intravascular e para deteção de isquemia ao nivel do órgão.

Para além das utilizações in vivo e ex vivo, os sensores da invenção podem ser usados em outras situações onde se deseja a medição de pC02, em especial utilizações não associadas com sujeitos de teste animados, por exemplo em medições in vitro de pC02 em gases ou liquidos, por exemplo bebidas ou gases efluentes. Em mais aspetos a invenção fornece um método de determinação de pC02 ou pressão em tais utilizações in vitro utilizando sensores de acordo com a invenção. É especialmente preferido que os sensores da invenção sejam aplicados sobre a superfície de um tecido, canal ou órgão de interesse para determinar pC02 para esse tecido, canal ou órgão. Isto é exequível uma vez que o C02 se difunde para fora dos tecidos, canais e órgãos como o coração, fígado, rim, cérebro, intestino e músculo. Para estes fins é desejável que o sensor inclua meios de acoplagem de superfície (por exemplo uma flange flexível ou perfurada, que possa ser suturada à superfície do órgão, tecido ou canal; uma flange de transporte de tecido adesivo flexível; um clip ajustável; uma barbela flexível, etc). Na presente forma de realização, a câmara de elétrodo é preferencialmente em forma de disco com a membrana permeável a C02 numa das faces do disco. Tais sensores de 18 pC02 são em si novidade e formam um outro aspeto da invenção. Vista a partir deste aspeto a invenção fornece um sensor de pC02 tendo uma câmara de elétrodo em forma de disco, uma face da qual é fornecida pelo menos em parte por uma membrana permeável a C02, o referido sensor compreendendo adicionalmente meios de acoplagem de superficie.

Onde alternativamente o sensor deve ser inserido através de uma superfície do corpo (por exemplo uma superfície de um órgão, tecido ou canal), ele será convenientemente fornecido com meios de perfuração de superfície, por exemplo tendo a câmara de elétrodo no eixo de um sensor alongado pontiagudo. Tais sensores também são novidade e formam um outro aspeto da invenção. Vista a partir deste aspeto a invenção fornece um sensor de pC02, tendo uma porção de corpo alongada com meios de perfuração de superfície do corpo afiados numa sua primeira extremidade e contendo de forma espaçada da referida primeira extremidade uma câmara de elétrodo com pelo menos uma porção de uma parede exposta a qual é fornecida por uma membrana permeável a C02 ·

Os sensores da invenção são relativamente baratos e por isso, ao contrário de sensores de técnica anterior, podem ser dispositivos de utilização única. Além disso, a câmara de elétrodo pode ser feita muito pequena sem dificuldade (contrariamente ao elétrodo de vidro de técnica anterior contendo sensores para os quais a miniaturização coloca problemas de impedância insuperáveis). 0 mecanismo através do qual o pC02 é determinado utilizando o dispositivo sensor da invenção é linear. Num solvente prótico puro, por exemplo água, a resistência elétrica é elevada devido à exiguidade das espécies iónicas. A adição 19 de CO2 resulta na formação (com água) de iões H+ e HCO‘3 e portanto numa redução da resistência elétrica. Uma vez que o único fator responsável pela redução na resistência do sensor é o CO2 passar através da membrana, a alteração na resistência permite que o pC02 seja medido. (No sensor de pressão da invenção por outro lado a alteração da resistência surge a partir da mudança na área em corte transversal do caminho elétrico através do liquido devido à deformação induzida por pressão da membrana). A partir da constante de equilíbrio para o equilíbrio H20 + CO2 para H+ + HCO”3, a concentração de CO2 é igual a cxpCCb (onde a a 25°C é 0.310) . A condutividade elétrica para os protões é GH+ = 349.8 S.cm2/mol, para os hidroxilos é G0h_ = 198.3 S.cm2/mol e para o bicarbonato é GHco3- = 44.5 S.cm2/mol. As concentrações de H+ e OH” variam inversamente, e as concentrações de H+ e HCO3- são diretamente proporcionais a pC02. A condutância total da solução é portanto efetivamente proporcional a PCO2 uma vez que a contribuição de OH” é minima. A condutividade da solução Gsoiuçao é portanto dada por

Gsolução = QH+[H+]Gh+ + Θοη-[ΟΗ ] Goh- + 0HCO-3 [ HCO3-] GHC03_ onde ΘΗ-, Θ0Η- e 0Hco3_ são os coeficientes de atividade para as três espécies iónicas. A Tabela 1 abaixo mostra, a titulo de exemplo, valores de PCO2 e pH medidos e os valores calculados correspondentes para concentrações de H+, OH” e HCO3” mostrando o aumento de H+ e HCO3” com o aumento de pC02. 20 Número da amostra pC02(kPa) pH [H+] [OH] [HC03-] 1 6.38 5.141 7.23E-06 1.38E-09 7.23E-06 2 9.64 5.060 8.71E-06 1.15E-09 8.71E-06 3 15.37 4.891 1.29E-05 7.78E-10 1.29E-05 4 25.88 4.760 1.74E-05 5.75E-10 1.74E-05 5 31.48 4.664 2.17E-05 4.61E-10 2.17E-05 (pC02 e pH medidos com um analisador comum de gás sanguíneo, ABL® System 625 a 37°C) A condutividade elétrica é medida na pelicula solvente no sensor da invenção. Isto pode ser feito aplicando uma tensão (ou corrente) constante nos elétrodos e medindo as alterações de corrente (ou tensão), que correspondem a alterações na condutividade à medida que o C02 entra no solvente através da membrana. Preferivelmente, no entanto, é aplicada uma tensão alternada de função de onda sinusoidal com um valor de pico constante e a queda de tensão sobre os dois elétrodos é medida. A condutividade da solução é então igual à corrente que atravessou o elétrodo dividida pela queda de tensão sobre os dois elétrodos.

Uma forma de realização da invenção irá agora ser descrita com maior detalhe tendo como referência os desenhos acompanhantes, em que: A Figura 1 é uma vista em corte transversal esquemática de um sensor que está fora do âmbito das reivindicações e foi incluido para efeitos de explicação; A Figura 2 é um diagrama de circuito para o circuito de medição do sensor da Figura 1; A Figura 3 é uma parcela da tensão de sarda medida para o sensor da Figura 1 contra pC02; 21 A Figura 4 é uma parcela da condutância medida para o sensor da Figura 1 contra pC02; A Figura 5 é uma parcela dos valores medidos e teóricos para a condutância contra PCO2;

As Figuras 6A e 6B são vistas laterais esquemáticas expandidas e em corte transversal de um sensor de pC02 de acordo com a invenção;

As Figuras 7A e 7B são vistas laterais esquemáticas expandidas e em corte transversal de um sensor de pC02 de acordo com a invenção; A Figura 8 é uma vista esquemática de um sensor de pC02 de acordo com a invenção numa forma adequada para inserção através da superfície de um órgão; A Figura 9 é um plano esquemático da eletrónica para operar um sensor de pC02 de acordo com a invenção;

As Figuras 10A a 10C mostram um sensor de pC02 de acordo com a invenção em vista de corte lateral (Figura 10A) , vista de cima em corte planar (Figura 10B) e vista de baixo em corte planar (Figura 10C); A Figura 11 mostra um sensor de pC02 de acordo com a invenção em vista de corte lateral; A Figura 12 mostra esquematicamente uma disposição da electrónica do sensor para um sensor de acordo com a invenção; A Figura 13 é um diagrama de circuito mostrando uma forma de realização da eletrónica do sensor da Figura 12; e 22

As Figuras 14A e 14B são uma vista em corte e uma vista em perspetiva de um sensor de pCC>2 de acordo com a invenção.

Com referência à Figura 1 é mostrado um sensor 1 compreendendo um invólucro cilíndrico 2 de aço inoxidável, tendo um diâmetro exterior de 2.0 mm e um diâmetro interior de 1 mm e um comprimento de 3 mm. O invólucro 2 é selado na extremidade inferior pela membrana de Teflon® 3 e na extremidade superior pela tampa 4. Dentro do invólucro 2 são dispostos dois elétrodos 5 e 6 (por exemplo elétrodos de carbono) e um suporte de elétrodo isolado 7. O elétrodo interior 6 tem um diâmetro exterior de 0.4 mm, enquanto o elétrodo cilíndrico oco exterior 5 tem uma espessura de parede de 0.01 mm e um diâmetro exterior de 1.4 mm. O suporte de elétrodo 7 tem seções, mutuamente isoladas com o isolador 10, segurando os dois elétrodos e está ligado aos condutores 8 que atravessam a tampa 4 para um dispositivo de medição e aplicação de corrente/tensão (não mostrado). A cobrir a membrana 3 existe uma fina película 9 de água duplamente destilada, com 0.001 mm de profundidade. Isto pode ser conseguido através da disposição de um espaçador poroso de 1 ym de cuprofano (uma membrana de diálise) (ou mais preferivelmente uma rede plástica) no interior da membrana de cobertura.

Com referência à Figura 2 é mostrado um circuito de medição de pC02 para utilização com o sensor da Figura 1. Uma corrente AC de frequência 1 kHz é aplicada aos elétrodos 5 e 6 quando o sensor 1 é mergulhado na substância de teste (a utilização de uma corrente AC evita a eletrólise). O sensor da Figura 1 foi testado in vitro utilizando água com diferentes valores de pC02 (tal como determinado com uma máquina de gás sanguíneo ABL System 625) produzida pelo 23 borbulhamento de 100% de gás C02 por diversas vezes em água duplamente destilada, até os valores desejados de pC02 terem sido alcançados.

As medições foram realizadas utilizando um amplificador de bloqueio (SR 850) combinado com o circuito da Figura 2. O primeiro andar deste circuito contém um filtro passa-alto (150 Hz) para remover sinais DC. O segundo andar é uma amplificação AC para aumentar a resolução das medições de acordo com a fórmula: amplificação = R2vR3 + 1 A tensão de entrada do gerador de sinal foi de 6 mV e os valores das resistências Ri, R2 e R3 foram respetivamente 1 ΜΩ, 50 kQ e 10 kQ. A tensão de sarda foi medida a diferentes valores de pC02 na gama de 6 a 31.5 kPa (ver a Tabela 1 acima) . A medição foi repetida seis vezes em cada valor para garantir a reprodutibilidade. Durante a medição, a densidade de corrente variou de 1 a 17 μΑ/cm2 que está dentro dos limites de linearidade do elétrodo. As tensões de sarda medidas colocadas contra pC02 são mostradas na Figura 3. A condutância em função de pC02 foi calculada dividindo a corrente através do elétrodo pela queda de tensão sobre os elétrodos e é mostrada na Figura 4. Aplicando a equação para o valor de GSoiução dado acima, os valores teórico (*) e médio (·) de condutância medidos quando comparados (ver Figura 5). Como pode ser visto, a correlação foi boa.

Uma forma de realização adicional do sensor da invenção é mostrada na Figuras 6A e 6B dos desenhos acompanhantes. Na presente forma de realização, um substrato 11 de um 24 material não condutor (por exemplo silício ou mais preferivelmente vidro) é formado (por exemplo maquinado ou gravado) para fornecer uma superfície de uma zona estanque de líquido 12 sobre ou em redor da qual o primeiro e segundo elétrodos 13 e 14 são colocados ou depositados, por exemplo como fios ou condutores impressos depositados em vapor. Desejavelmente a zona estanque de líquidos tem nichos dentro dos quais os elétrodos são colocados por forma a assegurar que a profundidade do líquido é maior nessas localizações do que na área de intervenção. Os elétrodos são eletricamente conetados a uma fonte de alimentação (não mostrada) através dos condutores 15 e 16, que podem ser cobertos por um isolador (não mostrado) para garantir que o fluxo de corrente na zona estanque de líquidos está entre os elétrodos e através do líquido 17 e não entre os condutores para os elétrodos. Os elétrodos são desejavelmente 1 a 3 mm em largura paralelos à superfície do substrato 11 e podem por exemplo ser formados a partir de platina, por exemplo platina preta, ou prata ou alumínio. 0 substrato pode ser de qualquer profundidade apropriada, por exemplo 3 a 50 mm. Sobre a superfície de substrato é colocada uma camada espaçadora porosa 18, por exemplo uma membrana de cuprofano (ou mais preferivelmente uma rede plástica) que pode ter uma dimensão na gama do mícron, por exemplo uma espessura de 1 pm. Esta preferencialmente destaca-se da superfície do substrato entre os elétrodos e opcionalmente a superfície do substrato fora do elétrodo exterior 13. Este espaçador serve tanto para conter o líquido 17 como para manter uma profundidade fixa de líquido entre a superfície do substrato e uma membrana 19 permeável ao C02 que é disposta sobre o espaçador. Em redor da sua periferia, a membrana 19 é selada (não mostrado) direta ou indiretamente ao substrato 11 para definir uma câmara estanque de líquidos. A membrana 19 é convenientemente de Teflon ou 25 polisiloxano e apropriadamente tem 0.5 a 250 ym de espessura, preferencialmente 1 a 50 ym de espessura.

Ainda mais uma forma de realização do sensor da invenção é mostrada nas figuras 7A e 7B onde o primeiro e segundo elétrodos 20 e 21 são colocados num substrato (por exemplo de vidro, silicio ou teflon) 22, por exemplo em canais gravados ou maquinados nele ou numa estrutura do tipo sanduíche. Os elétrodos são paralelos, de preferência com cerca de 1 mm de comprimento e preferivelmente espaçados entre si por pelo menos 1 mm, por exemplo 1 a 3 mm. O substrato entre os elétrodos é preferencialmente levantado em relação aos elétrodos e convenientemente é nivelado ou um pouco menor do que a superfície do substrato para além dos elétrodos. Sobre o substrato e os elétrodos é disposto um espaçador poroso 23, por exemplo uma membrana de cuprofano de 1 ym de espessura (ou mais preferivelmente uma rede de plástico) e sobre o espaçador é disposta de forma selável uma membrana 24 permeável ao CO2, por exemplo uma membrana de Teflon com 1 ym de espessura. A câmara definida pela membrana permeável ao CO2, o substrato e os elétrodos é enchida com água substancialmente livre de eletrólitos ajustada a um pH levemente inferior a 7 por adição de HC1.

Para produzir um sensor de pressão de acordo com a invenção o espaçador 23 pode ser omitido ou pode ser fornecido com uma abertura sobre a porção do substrato entre os elétrodos e a membrana permeável ao gás 24 substituída por uma membrana impermeável ao gás. Na presente forma de realização, a superfície do substrato entre os elétrodos é preferivelmente de 0.5 a 2 ym para longe da superfície interior da membrana impermeável ao gás.

Na Figura 8, é mostrado um sensor de perfuração da superfície do corpo (por exemplo a superfície de um órgão) 26 de acordo com a invenção. 0 sensor compreende um membro de corpo alongado e curvo 25 de um material plástico tendo numa extremidade uma porção de perfuração acentuada 26 e tendo conetados na outra extremidade fios (condutores) 27 ligados a uma fonte de alimentação (não mostrada) . Numa porção central do membro de corpo são dispostos dois elétrodos 28, 29 que são eletricamente conetados aos fios 27 e cobertos por um espaçador (não mostrado) e por uma membrana 30 permeável ao C02 (mostrado removido). O conjunto elétrodo/espaçador/membrana normalmente pode ser construído tal como descrito acima em relação à Figura 7. O membro de corpo tem normalmente cerca de 2 a 6 mm de comprimento, e um ou mais, geralmente uma matriz de tais sensores, pode ser colocada na superfície de um órgão durante a cirurgia com os condutores emergindo juntos através de uma incisão cirúrgica na pele, geralmente dentro ou de forma adjacente ao canal de drenagem pós-operatória. Quando a monitorização do paciente deve cessar, os sensores podem simplesmente ser retirados puxando delicadamente os fios 27 para fora do corpo. A Figura 9 é uma representação esquemática da eletrónica adequada para o funcionamento dos sensores da invenção. Uma corrente AC é gerada pelo gerador sinusoidal 31 e alimentada a um dos elétrodos do sensor de pC02 32 e a um deslocador de fase 33. O sinal do outro elétrodo de pC02 32 é passado por um amplificador de baixo ruido 34 e de lá para um detetor de fase 35 onde a sua fase é comparada com a de um sinal de referência gerado pelo deslocador de fase 33. Os componentes fora de fase, ou seja, componentes indesejáveis do sinal amplificado são rejeitados e a parte restante do sinal amplificado é alimentada ao filtro de sinal 36 para remover componentes de baixa frequência. O sinal filtrado é proporcional a pC02 (ou condutância) e é 27 passado para gravação ou manipulação adicional, por exemplo por um gravador de gráficos, um computador ou um registador de dados. 0 sensor de pC02 mostrado nas Figuras 10A-10C compreende uma membrana permeável ao C02 firmemente esticada 37 e dois elétrodos 38 gue são conetados à eletrónica de sensor exterior (não mostrada) através dos fios 39. A membrana 37 é montada contra uma grade 40 na qual está definida uma pluralidade de orifícios através dos quais o C02 que passa a membrana 37 pode viajar. A água nos orifícios da grade 40 não afeta as medições de condutividade. A grade 40 fornece suporte mecânico para a membrana 37 evitar alterações de pressão de água no sensor, permitindo ao mesmo tempo a passagem de C02 por ela. O sensor é fornecido com uma porção de cobertura 41 que tem nela definidos dois orifícios de enchimento 42 através dos quais pode ser passada água duplamente destilada para encher as câmaras de água 43 acima de cada elétrodo 38. Entre as câmaras de água 43 e definida entre a porção de cobertura 41 e a grade 40 está uma câmara de ponte 44 que enche de água quando as câmaras de água estão cheias e fornece uma região de área relativa de baixo volume/alta superfície para absorção de C02 passando através da membrana 37. O aprovisionamento da câmara de ponte 44 permite um sensor sensível porque a água na câmara de ponte 44 forma o caminho condutivo entre os elétrodos 38 na utilização do sensor, e os relativos baixo volume e elevada área de superfície desta região garantem um aumento relativamente grande na condutividade com o C02 passando através da membrana 37.

No entanto, a grande vantagem da disposição mostrada nas Figuras 10A-10C é que a área de superfície da água em 28 contato com os elétrodos é relativamente alta para reduzir os efeitos de eletropolarização.

Deverá ser notado que as câmaras de água 43 se estendem acima do nivel horizontal da câmara de ponte 44. Isto garante que quaisquer bolhas de ar na água são retidas nas câmaras de água 43 e não afetam a condutividade da água na câmara de ponte 44. 0 sensor de pC02 mostrado na Figura 11 é composto por camadas de silicio coladas conjuntamente com dióxido de silicio e tem elétrodos de prata/alumínio 38. A estrutura deste sensor é semelhante à do sensor das Figuras 10A a 10C e os numerais de referência similares têm sido utilizados para as partes correspondentes. A Figura 12 mostra um diagrama esquemático de uma melhoria na eletrónica do sensor para o sensor de pC02 de acordo com a invenção. Foi verificado que o sensor de pC02 gera uma pequena tensão DC devido a efeitos eletroliticos entre os elétrodos e os iões na água. No entanto, a pré-amplificação do sinal através do sensor de pC02 pode aumentar a corrente DC através do sensor de tal forma que os elétrodos podem degradar-se resultando no desvio do sensor.

Na disposição básica mostrada na Figura 2, o condensador Cl atua para bloquear a corrente DC que passa através do sensor e do estágio de pré-amplificação, para evitar problemas decorrentes do desvio. No entanto, o condensador resulta numa adição de fase extra para o sinal AC que pode causar erros no sinal de deteção medido pelo amplificador de bloqueio. Além disso, um grande condensador é dificil de incorporar num circuito integrado de aplicação especifica (Circuito Integrado de Aplicação Especifica - Application Specific Integrated Circuit (ASIC)). 29 A Figura 12 mostra esquematicamente uma alternativa à disposição do condensador da Figura 2 na forma de um servomecanismo. De acordo com esta disposição, a saida do pré-amplificador é reenviada para a sua entrada através de um filtro passa-baixo. Assim, somente os componentes DC da saida são realimentados e cancelam qualquer corrente DC atraida através do sensor de pC02. Desta forma, assegura-se que não há nenhuma corrente DC através do sensor de pC02 que iria degradar os elétrodos. A Figura 13 mostra um diagrama de circuito de uma disposição para implementar a realimentação do filtro passa-baixo descrito acima. A tensão alternada de referência é colocada na entrada no conector TP5 e a tensão de saida do amplificador de bloqueio é colocada na saida no conetor TP4. 0 sensor de pC02 é representado como o componente CN2 e está em série entre a entrada e a saida do circuito com um resistência de carga R2. Um ampop Xl-A é conetado com a sua entrada e saida invertidas em paralelo através da resistência de carga R2. A componente DC da tensão de saida do ampop V0ut é passada por meio de uma disposição de filtro passa-baixo (R6, Xl-B, C2, R5) com uma frequência de corte de 1 Hz para a entrada não invertida do ampop Xl-A. Assim, quando a tensão de saida V0ut inclui uma realimentação positiva da componente DC através do filtro passa-baixo faz com que a tensão de saida V0ut suba. Isto aumenta a tensão sobre a resistência de carga R2 que faz com que a tensão na entrada invertida do ampop Xl-A suba para compensar a tensão de saida aumentada. Será visto, portanto, que esta disposição faz sempre com que as tensões nas entradas do ampop Xl-A tendam a ser iguais e para frequências abaixo de 1 Hz a tensão de saída Vout do op-amp Xl-A seja igual à tensão na entrada invertida do ampop. A tensão sobre a resistência de 30 realimentaçao R2 é portanto zero, para as frequências abaixo de 1 Hz e nenhuma corrente DC é extraída a partir da entrada. Consequentemente, todas as correntes AC passarão sem qualquer mudança de fase, enquanto que as frequências abaixo de 1 Hz irão ser atenuadas para praticamente o nivel zero. A disposição mostrada na Figura 13 tem a vantagem de que não requer um condensador grande e pode portanto ser formado facilmente como parte de um ASIC. Em formas de realização preferidas, deste modo, o sensor compreende uma disposição de realimentação para realimentar a baixa frequência, por exemplo DC, componentes da tensão de saida do sensor substancialmente para cancelar a corrente de baixa frequência, por exemplo DC, através do sensor. O sensor mostrado nas Figuras 14A e 14B tem uma configuração cilíndrica, mas opera sobre os mesmos princípios descritos em relação às outras formas de realização do sensor de pC02. O sensor tem um núcleo de plástico 45 que monta dois elétrodos de anel 46 que estão conetados ao circuito de sensor exterior (não mostrado) através dos fios 47. Os fios 47 são blindados para evitar cross-talk.

Um cilindro exterior 48 tem nele definida uma pluralidade de orifícios e age da mesma forma como a grade 40 mostrada na Figuras 10A-10C para suportar a membrana permeável ao gás 49. Os anéis 50 mantêm a membrana 49, o cilindro 48 e o núcleo de plástico 45 na sua posição no sensor. Tal como mostrado na Figura 14B o sensor destina-se a ser recebido num catéter para que possa ser inserido superficialmente num órgão de interesse. A fim de tornar o catéter biocompatível, este pode ser revestido com polietileno. 31 A película de medição de água desionizada situa-se entre o núcleo de plástico 45 e a membrana 49.

Lisboa, 24 de Julho de 2012

Claims (3)

1 REIVINDICAÇÕES 1. Um sensor de dióxido de carbono compreendendo uma câmara fechada tendo como uma sua porção de parede uma membrana estanque permeável ao dióxido de carbono (19; 24; 30; 37; 49) e contendo dois elétrodos (13, 14; 20, 21; 28, 29; 32; 38; 46), a referida câmara contendo um liquido (17) capaz de simultaneamente entrar em contato com a referida membrana e ambos os referidos elétrodos, em que o referido liquido (17) é capaz de alterar a condutividade na reação com dióxido de carbono e é livre de eletrólitos, caraterizado por a referida câmara compreender um substrato (11) de um material não condutivo formado para fornecer uma superfície de uma zona estanque de liquido (12) sobre ou em redor da qual os referidos elétrodos (13, 14; 20, 21; 28, 29; 32; 38; 46) são colocados ou depositados, a referida zona estanque de liquido (12) incluindo nichos (43) dentro dos quais os elétrodos (13, 14; 20, 21; 28, 29; 32; 38; 46) são colocados por forma a garantir que a profundidade do liquido é maior nos elétrodos (13, 14; 20, 21; 28, 2 9; 32; 38; 4 6) do que na área de intervenção (44) onde o liquido entra em contato com a membrana (19; 24; 30; 37; 49).

2. Um método de determinação de pCC>2 num corpo humano ou num corpo de um animal não humano vascularizado, o referido método compreendendo a determinação de uma pressão parcial de dióxido de carbono num local no referido corpo utilizando um sensor (1) de acordo com a reivindicação 1. 2

3. Um método de determinação de pCCj ou pressão in vitro caraterizado por ser utilizado um sensor de acordo com a reivindicação 1. Lisboa, 24 de Julho de 2012