Использование барьерной контактной среды для хемо-хемооптических датчиков в чрескожных применениях
Группа изобретений относится к медицинской технике. Блок хемооптического датчика для чрескожного измерения концентрации газа содержит по меньшей мере один чувствительный слой, выполненный облучаемым заданным излучением; и по меньшей мере один газопроницаемый слой, прилегающий к одной стороне упомянутого по меньшей мере одного чувствительного слоя, выполненный с возможностью пропускать газ, концентрация которого подлежит измерению, через газопроницаемый слой к чувствительному слою. Упомянутый блок хемооптического датчика содержит контактную среду и выполнен с возможностью работать с контактной средой между газопроницаемым слоем и кожей. Контактная среда содержит барьерный слой, который является газопроницаемым и непроницаемым для воды и ионов. Блок хемооптического датчика выполнен с возможностью измерять оптический отклик упомянутого по меньшей мере одного чувствительного слоя, оптический отклик которого зависит от концентрации газа. Раскрыта система контроля и вентиляции пациента, включающая блок хемооптического датчика. Технический результат состоит в обеспечении неинвазивного измерения концентрации газа в крови без потери чувствительности. 2 н. и 12 з.п. ф-лы, 1 ил.
ОБЛАСТЬ ИЗОБРЕТЕНИЯ
Настоящее изобретение относится к блоку хемооптического датчика для чрескожного измерения концентрации газа, содержащему: по меньшей мере один чувствительный слой, выполненный облучаемым заданным излучением; и по меньшей мере один газопроницаемый слой, прилегающий к одной стороне упомянутого по меньшей мере одного чувствительного слоя, выполненный с возможностью пропускать газ, концентрация которого подлежит измерению, через газопроницаемый слой к чувствительному слою; причем упомянутый блок хемооптического датчика выполнен с возможностью работать с контактной средой между газопроницаемым слоем и кожей, причем упомянутая контактная среда содержит барьерный слой, который является газопроницаемым и непроницаемым для воды и ионов; и причем блок хемооптического датчика выполнен с возможностью измерять оптический отклик упомянутого по меньшей мере одного чувствительного слоя, оптический отклик которого зависит от концентрации газа. Настоящее изобретение также относится к системе, содержащей такой хемооптический датчик, а также к способу кондиционирования блока хемооптичекого датчика для измерения концентрации газа и, следовательно, получаемому кондиционированному датчику.
ПРЕДПОСЫЛКИ ИЗОБРЕТЕНИЯ
Тучные пациенты с нейромышечным заболеванием, хроническим обструктивным заболеванием легких (ХОЗЛ) и недостаточной вентиляцией часто страдают от хронической дыхательной недостаточности. Упомянутые пациенты нуждаются в регулярном лечении своей дыхательной недостаточности на дому. Пациенты с гипоксемией лечатся кислородной терапией (по большей части, без поддержки вентилятора), тогда как лечение инвазивной вентиляцией (ИВ) и неинвазивной вентиляцией (НИВ) с помощью воздуха окружающей среды способствует приведению высокого уровня диоксида углерода (CO2) в крови у пациентов, страдающих газовым ацидозом, обратно к приемлемому уровню. Эффективность вентиляции проверяется путем измерения предельного допустимого содержания и динамики уровней артериального кислорода и диоксида углерода в ходе ночной НИВ.
Измерения содержания газа в артериальной крови составляют золотой стандарт. Перед началом лечения вентиляцией на дому пациенты остаются в больнице для оптимизации настроек вентилятора и контроля показателей по содержанию газа в артериальной крови. В зависимости от серьезности и стабильности заболевания пациентам приходится более или менее регулярно возвращаться в больницу для проверок. Дыхательная медсестра также может посещать пациента на дому для проверки вентилятора и для установки оборудования, которое облегчает неинвазивный контроль парциальных давлений газа в крови. На дому уровни газа в крови контролируются обычно ночью, и данные хранятся вместе с вентилятором и данными по дыханию для последующего анализа в больнице.
Уровень техники при неинвазивном контроле оксигенации крови определяется измерением артериального насыщения кислородом, которое связано с парциальным давлением кислорода через кривую диссоциации кислорода. Пульсовая оксиметрия (SpO2) представляет собой оптический способ неинвазивного контроля артериального насыщения кислородом у пациента и становится одной из наиболее часто используемых технологий в клинической практике. Пульсовая оксиметрия является приемлемой недорогой технологией и легка в использовании. Она представляет собой предпочтительный способ контроля оксигенации крови на дому.
Уровень техники в неинвазивном контроле парциального давления CO2 определяется капнографией или чрескожным контролем CO2 (PtcCO2). Для интубированных пациентов со здоровыми легкими конечное значение CO2 (etCO2) в конце спокойного выдоха, полученного путем капнографии, дает хорошие показатели по артериальному значению CO2. Однако, в случае неинвазивной вентиляции, когда обычно имеют место утечки воздуха между маской и лицом, и пациенты имеют серьезные респираторные заболевания, капнография часто бывает ненадежным способом. В большинстве больниц используется сочетание капнографии для контроля тенденции и анализа образца артериальной крови, с получением случайного точного значения.
Чрескожный контроль CO2 не прерывается утечками воздуха и респираторными заболеваниями, но требует наличия квалифицированного персонала для получения надежных значений и показывает некоторую неточность из-за изменения в свойствах кожи у взрослых. На дому контроль газа CO2 в крови используются менее часто, чем оксиметрия, несмотря на его высокую уместность для пациентов, принимающих вентиляцию.
Все существующие чрескожные датчики CO2 основаны на сорокалетней концепции (i) термостатически контролируемого нагревателя для повышения перфузии крови и газопроницаемости кожи; (ii) текучего слоя между кожей и датчиком мембраны; (iii) газопроницаемой мембраны, покрывающей датчик; (iv) раствора электролита между мембраной и датчиком; (v) датчика, содержащего электрохимический pH-датчик и электрод сравнения, и (v) алгоритма для компенсации в случае температурных эффектов и метаболизма кожи.
В EP 1 965 198 Al описано устройство для определения CO2 в газообразных или жидких образцах, содержащих полимерную матрицу и индикатор, заделанный в полимерную матрицу, причем индикатор содержит pH-чувствительный краситель и катионный комплекс металла, причем анион pH-чувствительного красителя и катион металла образуют соль, которая является растворимой в полимерной матрице.
Дополнительный пример хемооптического датчика из уровня техники для чрескожного применения описан на Фиг. 1, где поверх оптически прозрачного несущего материала осаждены два слоя «кремнийорганических каучукоподобных» газопроницаемых материалов. Первый слой - чувствительный слой содержит смесь двух люминесцентных красителей в реагенте для переноса липофильной фазы в гидрофобном полимере, а именно, референсный краситель, имеющий длительный люминесцентный срок службы, и pH-чувствительный индикаторный краситель, имеющий короткий люминесцентный срок службы. Второй мембранный слой содержит частицы светоотражающего материала (TiO2) и предотвращает перенос ионов к и от чувствительного слоя. Газ CO2 обычно диффундирует через упомянутую мембрану в первый (чувствительный) слой и изменяет pH, что, в свою очередь модифицирует люминесценцию, исходящую от индикаторного красителя. Путем использования референсной технологии с двойным сроком службы, которая позволяет эффективно измерять отклик по времени возбуждения модулированного света, может быть рассчитано процентное содержание газообразного CO2.
Агент для переноса липофильной фазы также служит в качестве химического буферного материала для обеспечения воды для производства угольной кислоты. Однако, осмотический дисбаланс на участке применения датчика, например, в зоне контакта с контактной средой, может вызвать молекулярные нарушения, такие как перенос воды в датчике или из датчика, что может привести к нежелательным изменениям чувствительности датчика, а значит потребует калибровки или перекалибровки датчика.
Вследствие этого, возникает необходимость в разработке усовершенствованного хемооптического датчика для чрескожных применений, в котором отсутствуют какие-либо изменения чувствительности, вызванные возникновением молекулярных нарушений.
ЗАДАЧИ И СУЩНОСТЬ ИЗОБРЕТЕНИЯ
Настоящее изобретение удовлетворяет этим потребностям и предусматривает средства и способы для эффективного измерения концентрации газа, в частности, CO2 в осмотически разбалансированной окружающей среде, такой как кожа. Вышеуказанная задача, в частности, выполняется блоком хемооптического датчика для чрескожного измерения концентрации газа, содержащим: по меньшей мере один чувствительный слой, выполненный облучаемым заданным излучением; и по меньшей мере один газопроницаемый слой, прилежащий к одной стороне упомянутого по меньшей мере одного чувствительного слоя, выполненный с возможностью пропускать газ, концентрация которого подлежит измерению через газопроницаемый слой, к чувствительному слою; причем упомянутый блок хемооптического датчика выполнен с возможностью работать с контактной средой между газопроницаемым слоем и кожей, причем упомянутая контактная среда содержит барьерный слой, который является газопроницаемым и непроницаемым для воды и ионов; и причем блок хемооптического датчика выполнен с возможностью измерять оптический отклик упомянутого по меньшей мере одного чувствительного слоя, оптический отклик которого зависит от концентрации газа. Авторы изобретения обеспечивают неожиданное решение, в котором использование контактной среды, содержащей барьерный слой, который является газопроницаемым и непроницаемым для воды и ионов, эффективно снижает или ослабляет молекулярные помехи, таки как перенос воды или ионов в или из блока хемооптического датчика и между блоком хемооптического датчика и контактной средой, вследствие чего в ходе измерения газа, например, в ходе измерения CO2, никаких изменений чувствительности не происходит. Таким образом, когда блок хемооптического датчика согласно настоящему изобретению прикреплен к коже человека через контактную среду, которая размещена между упомянутым по меньшей мере одним газопроницаемым слоем и кожей, газы, присутствующие в коже, например, O2 или CO2, пропускаются через газопроницаемый слой в чувствительный слой до тех пор, пока парциальное давление газа в коже является более высоким, чем парциальное давление газа в блоке хемооптического датчика. Благодаря наличию барьерного слоя, который может содержать гидрофобные жидкости, может быть обеспечена осмотически инертная окружающая среда, которая делает возможным эффективное обнаружение концентрации O2 или CO2, без необходимости в каких-либо дополнительных этапах калибровки и не опасаясь возникновения нарастающего искажения или неприменимости измеренных значений вследствие влияния притока воды к чувствительному слою.
В предпочтительном варианте осуществления настоящего изобретения контактная среда является биосовместимой и, необязательно, также теплопроводной.
В дополнительном предпочтительном варианте осуществления настоящего изобретения барьерный слой, как было указано выше, содержит гидрофобное соединение.
В другом предпочтительном варианте осуществления упомянутое гидрофобное соединение представляет собой гидрофобную жидкость.
В еще одном предпочтительном варианте осуществления настоящего изобретения упомянутое гидрофобное соединение или гидрофобная жидкость представляет собой углеводород-, фтор- или кремнийсодержащее масло, кремнийорганическое соединение, или мягкий каучук или гель.
В особо предпочтительном варианте осуществления настоящего изобретения упомянутая гидрофобная жидкость представляет собой пищевое масло или низкоплавкий пищевой воск, предпочтительно, масло какао, производное неочищенного масла, такое как парафиновое масло или мягкий парафиновый воск, кремнийорганическое масло или кремнийорганический воск или перфторированное масло.
В еще одном предпочтительном варианте осуществления упомянутый по меньшей мере один газопроницаемый слой и/или упомянутый по меньшей мере один чувствительный слой содержит кремнийорганический каучук.
В дополнительном предпочтительном варианте осуществления настоящего изобретения упомянутый барьерный слой присутствует в упомянутом блоке хемооптического датчика при такой толщине, что оптический отклик стабилен, когда хемооптический датчик находится в контакте с упомянутой контактной средой, имеющей постоянную концентрацию газа.
В другом предпочтительном варианте осуществления настоящего изобретения упомянутый чувствительный слой содержит люминесцентный материал и упомянутый газопроницаемый слой выполнен с возможностью предотвращать прохождение света через этот газопроницаемый слой.
Является особо предпочтительным, чтобы хемооптический датчик представлял собой блок чрескожного датчика для измерения концентрации газа в крови, предпочтительно, концентрации газов O2 и/или CO2, более предпочтительно, концентрации газа CO2.
В еще одном предпочтительном варианте осуществления настоящего изобретения блок хемооптического датчика, как упомянуто выше в настоящем документе, дополнительно содержит:
по меньшей мере один источник света, выполненный с возможностью облучать чувствительный слой, и, необязательно, световодную структуру, соединенную с источником света; и
по меньшей мере одно устройство обнаружения, выполненное с возможностью обнаруживать оптический отклик чувствительного слоя, и, необязательно, световодную структуру, соединенную с устройством обнаружения,
причем по меньшей мере одно из источника света, световодной структуры и/или устройства обнаружения предпочтительно является разъемно соединенным с блоком хемооптического датчика.
В дополнительном аспекте настоящее изобретение относится к системе контроля пациента и/или вентиляции пациента, содержащей блок хемооптического датчика, как было определено выше в настоящем документе, вентиляционное устройство и/или устройство контроля.
В дополнительном аспекте настоящее изобретение относится к способу кондиционирования блока хемооптического датчика для чрескожного измерения концентрации газа, содержащего: по меньшей мере один чувствительный слой, выполненный облучаемым заданным излучением; и по меньшей мере один газопроницаемый слой, прилегающий к одной стороне упомянутого по меньшей мере одного чувствительного слоя, выполненный с возможностью пропускать газ, концентрация которого подлежит измерению, через газопроницаемый слой к чувствительному слою; причем упомянутый блок хемооптического датчика выполнен с возможностью работать с контактной средой между газопроницаемым слоем и кожей, причем упомянутая контактная среда содержит барьерный слой, который является газопроницаемым и непроницаемым для воды и ионов; и причем блок хемооптического датчика выполнен с возможностью измерять оптический отклик упомянутого по меньшей мере одного чувствительного слоя, оптический отклик которого зависит от концентрации газа,
причем способ содержит приведение в контакт упомянутого блока хемооптического датчика с контактной средой, содержащей барьерный слой, который является газопроницаемым и непроницаемым для воды и ионов. В предпочтительном варианте осуществления упомянутая контактная среда представляет собой контактную среду, как определено выше в настоящем документе.
В еще одном аспекте настоящее изобретение относится к кондиционированному блоку хемооптического датчика для чрескожного измерения концентрации газа, получаемому способом кондиционирования, как было определено выше в настоящем документе.
КРАТКОЕ ОПИСАНИЕ ЧЕРТЕЖЕЙ
Фиг. 1 показывает принципы хемооптического датчика для чрескожного применения. На Фигуре изображен хемооптический датчик, содержащий опорный слой с оптически прозрачным носителем, чувствительный слой, содержащий кремнийорганическую мембрану, референсный краситель и индикаторный краситель, который является прозрачным для газа и pH-чувствительным, а также слой, содержащий TiO2 в кремнийорганической мембране, прозрачной для газа и отражающей для света. Хемооптический датчик может быть, например, возбужден при 470 нм (СИД с сине-зеленым свечением), и люминесценция может быть обнаружена по индикатору и референсным красителям в диапазоне 500-700 нм (красный). Референсный краситель обладает медленным откликом, а люминофоры могут быть, например, упакованы в сферы, для их защиты от O2. Индикаторный краситель обладает быстрым откликом, и он является в первую очередь чувствительным к H+(pH), что приводит к снижению амплитуды и окрашиванию в желтый цвет при освещении белым светом вследствие снижения pH, вызванного повышением содержания CO2. Частота модуляции интенсивности света освещения выбрана так, чтобы было получено смещение фазы около 45°.
ПОДРОБНОЕ ОПИСАНИЕ ВАРИАНТОВ ОСУЩЕСТВЛЕНИЯ
Настоящее изобретение относится к блоку хемооптического датчика для чрескожного измерения концентрации газа.
Хотя настоящее изобретение будет описано применительно к конкретным вариантам осуществления, данное описание не следует рассматривать в ограничивающем смысле.
Перед подробным описанием примерных вариантов осуществления настоящего изобретения, приведем определения, важные для понимания настоящего изобретения.
В соответствии с настоящей спецификацией и в прилагаемой формуле изобретения, единичные формы также включают в себя соответствующие множественные, пока из контекста не будет четко указано иное.
В контексте настоящего изобретения термины «около» и «приблизительно» означают интервал точности, который специалистам в данной области техники следует понимать как еще обеспечивающие технический эффект признака в данном вопросе. Термин «обычно» указывает на отклонение от указанного численного значения ±20%, предпочтительно ±15%, более предпочтительно, ±10%, и даже более предпочтительно, ±5%.
Следует понимать, что термин «содержащий» не является ограничивающим. В целях настоящего изобретения термин «состоящий» рассматривается как предпочтительный вариант осуществления термина «состоящий из». Если в дальнейшем будет задана группа, содержащая по меньшей мере определенное количество вариантов осуществления, это также означает охватывание группы, которая предпочтительно состоит только из этих вариантов осуществления.
Кроме того, термины «первый», «второй», «третий» или «(a)», «(b)», «(c)», «(d)» и т.п., и т.п. в описании и в формуле изобретения используются для проведения различия между сходными элементами и не обязательно для описания последовательного или хронологического порядка. Следует понимать, что термины, используемые указанным образом, являются взаимозаменяемыми при подходящих обстоятельствах, и что варианты осуществления изобретения, описанного в настоящей работе, пригодны для эксплуатации в последовательностях, отличных от описанных или проиллюстрированных в настоящем документе.
В случае, когда термины «первый», «второй», «третий» или «(a)», «(b)», «(c)», «(d)», «i», «ii», и т.п. относятся к этапам способа или применения, или испытания, где отсутствует время или когерентность временного интервала между этапами, т.е., этапы могут быть осуществлены одновременно, или между такими этапами могут иметь место интервалы времени, составляющие секунды, минуты, часы, дни, недели, месяцы или даже годы, до тех пор, пока иное не будет указано в заявке, как изложено выше или ниже в настоящем документе.
Следует понимать, что данное изобретение не ограничено конкретной методологией, протоколами, реагентами, и т.п., описанными в настоящем документе, поскольку они могут меняться. Также следует понимать, что терминология, используемая в настоящем документе, приведена лишь в целях описания конкретных вариантов осуществления, и не предназначена для ограничения объема настоящего изобретения, который будет ограничен только прилагаемой формулой изобретения. Пока не будет определено иное, все технические и научные термины, используемые в настоящем документе, имеют те же значения, что и обычно понимаемые обычным специалистом в данной области техники.
Как было изложено выше, настоящее изобретение относится в одном аспекте к блоку хемооптического датчика для чрескожного измерения концентрации газа, содержащему: по меньшей мере один чувствительный слой, выполненный облучаемым заданным излучением; и по меньшей мере один газопроницаемый слой, прилегающий к одной стороне упомянутого по меньшей мере одного чувствительного слоя, и выполненный с возможностью пропускать газ, концентрация которого подлежит измерению, через газопроницаемый слой к чувствительному слою; причем упомянутый блок хемооптического датчика выполнен с возможностью работы с контактной средой между газопроницаемым слоем и кожей, причем упомянутая контактная среда содержит барьерный слой, который является газопроницаемым и непроницаемым для воды и ионов; и причем блок хемооптического датчика выполнен с возможностью измерять оптический отклик упомянутого по меньшей мере одного чувствительного слоя, оптический отклик которого зависит от концентрации газа.
Термин «концентрация газа» относится к количеству газа, поступающему на хемооптический датчик благодаря диффузии от зон или секторов, подлежащих измерению. Под термином «газ» можно понимать любой газообразный материал. Является предпочтительным, чтобы газ был получен биологическим путем или представлял собой биологически активный или уместный газ. Примерами таких газов являются O2, CO2, CO, N2, NH3, NO, H2S. Является предпочтительным, чтобы газ, концентрацию которого следует измерить, представлял собой O2 и/или CO2. Является особо предпочтительным, чтобы газ, концентрацию которого следует измерить, представлял собой CO2.
Термин «чувствительный слой», как использовано в настоящем документе, относится к слою, который может быть облучен или возбужден, и который может впоследствии генерировать свет с различной длиной волны благодаря возбуждению оптически активного материала, например, люминесценции, такой как флуоресценция, в качестве оптического отклика, причем интенсивность сгенерированного света зависит от концентрации молекул газа, присутствующего в или растворенного в чувствительном слое. Измерение оптического отклика, например, люминесценции, такой как флуоресценция, с определенной интенсивностью и длиной волны, позволяет рассчитать концентрацию газа в чувствительном слое, например, диффундирующего или диффундированного в чувствительный слой из более глубоких слоев, таких как кожа. Данное измерение может дополнительно позволить рассчитать концентрации такого газа в секторе, подлежащем измерению, например, в секторе кожи, на котором размещен хемооптический датчик.
Чувствительный слой может быть составлен из материала наполнителя, проницаемого для молекул газа. Примером такого материала наполнителя является материал кремнийорганического каучука. В предпочтительном варианте осуществления чувствительный слой, таким образом, может содержать кремнийорганический каучук, или в основном состоять из материала кремнийорганического каучука. Чувствительный слой может дополнительно содержать такие соединения, как вода или химические буферные соединения. Чувствительный слой, соответственно, может быть буферизирован при конкретном pH или содержать определенное количество протонов и/или гидолксид-ионов, например, иметь определенный pH, который может быть изменен вследствие диффузии газов, в частности, CO2 в чувствительный слой. Предпочтительно, CO2 может диффундировать в чувствительный слой и изменяет pH в упомянутом чувствительном слое за счет взаимодействия с водой, повышая, таким образом, концентрацию протонов и, таким образом, изменяя pH.
Термин «облученный при заранее заданном излучении» как используется в настоящем документе, означает, что чувствительный слой может быть облучен или возбужден излучением с подходящей длиной волны, в частности, длиной волны, способной генерировать оптический отклик чувствительного слоя. Например, может быть осуществлено облучение видимым светом, инфракрасным излучением и/или ультрафиолетовым излучением. Предпочтительными примерами заранее заданного излучения является свет сине-зеленого видимого спектра, например, с длиной волны около 400-500 нм, например, 440 нм, 450 нм, 460 нм, 470 нм, 480 нм, 490 нм, и т.п. Излучение, т.е. длина волны излучения, а также его интенсивность, могут быть, как правило, сделаны зависимыми или подходящими для оптически активного материала в чувствительном слое. Для конкретного пригодного оптически активного материала могут быть использованы соответствующие длины волны возбуждения.
В контексте блока хемооптического датчика чувствительный слой выполнен с возможностью измерять оптический отклик упомянутого по меньшей мере одного чувствительного слоя, оптический отклик которого зависит от концентрации газа.
В предпочтительном варианте осуществления чувствительный слой содержит в качестве оптически активного материала люминесцентный материал. «Люминесцентный материал» может содержать один или более одного красителя. Краситель может быть чувствительным к газу, подлежащему измерению, например, к CO2. Чувствительность может быть косвенной, например, может быть обеспечена через чувствительность к pH, на который, в свою очередь, может повлиять газ, например, CO2, который диффундирует в чувствительный слой. В качестве альтернативы, сам газ может оказывать прямое влияние на чувствительность красителя. В конкретном предпочтительном варианте осуществления люминесцентный материал содержит два красителя. Например, люминесцентный материал может содержать газочувствительный краситель, который работает как индикаторный краситель, и газонечувствительный краситель, который работает как референсный краситель. В дополнительных вариантах осуществления два красителя, как было упомянуто выше, могут иметь различное время затухания люминесценции. Например, газочувствительный краситель может обладать быстрым временем затухания люминесценции, тогда как газонечувствительный краситель может обладать медленным временем затухания люминесценции. Примеры подходящих референсных красителей, которые инертны к газу, и которые демонстрируют длительное время затухания люминесценции, включают в себя: (1) комплексы переходных металлов с рутением (II), рением (I), или осмием и иридием в качестве центрального атома, и дииминовые лиганды; (2) фосфоресцентные порфирины с платиной, палладием, лютецием или оловом в качестве центрального атома; (3) фосфоресцентные комплексы редкоземельных элементов, например, европия, диспрозия или тербия; и (4) фосфоресцентные кристаллы, такие как рубин, Cr-YAG, александрит, или фосфоресцентные смешанные оксиды, такие как фторогерамнат магния. Примеры подходящих индикаторных красителей, чувствительных к газу, и которые демонстрируют короткий период затухания, включают в себя 8-гидроксипирен-1,3,6-трисульфоноввую кислоту, соль тринатрия (HPTS), флуоресцеин, родамин B, родамин B-октадециловый сложный эфир, гексадецил-акридиновый оранжевый, гидроксиметилкумарин, родамин, B-октадециловый сложный эфир, родамин B, нафтофлуоресцин, сульфородамин 101, эозин, тионин и нильский голубой. В дополнительных конкретных вариантах осуществления настоящее изобретение относится к сочетаниям референсных красителей и индикаторных красителей, включая все сочетания вышеуказанных обозначенных примерных индикаторных красителей и референсных красителей. Предпочтительные примеры сочетаний референсных красителей и индикаторных красителей, подлежащих использованию в блоке хемооптического датчика согласно изобретению, включают в себя (референсный краситель/индикаторный краситель): рутений(II)-(трис-4,7-дифенил-1,10-фенантролин)/HPTS; рутений(II)-(трис-4,7-дифенил-l,10-фенантролин)/флуоресцин; рутений(II)-(трис-4,7-дифенил-1,10-фенантролин)/родамин B; рутений(II)-(трис-4,7-дифенил-l,10-фенантролин)/родамин B-октадециловый сложный эфир; рутений(II)-(трис-4,7-дифенил-1,10-фенантролин)/гексадецил-акридиновый оранжевый; европий (III)-трис-теонил-трифторoметилацетонат/гидроксиметилкумарин; платина (II) -тетрафенилпрорфирин/родамин B-октадециловый сложный эфир; платина (II)-тетрафенилпорфирин/родамин B; платина (II)-тетрафенилпорфирин/нафтофлуоресцин; платина (II)-тетрафенилпорфирин/сульфородамин 101; платина (Il)-октаэтилпорфирин/эозин; платина (II)-октаэтилпорфирин/тионин; платина (Il)-октаэтилкетопорфирин/нильский голубой; Cr (III)-YAG/нильский голубой; и Cr (III)-YAG/нафтофлуоресцин.
На основе сочетания двух красителей в слое датчика может быть выполнено измерение согласно референсному принципу двойного срока службы, например, как выведено из US 66 O2 716 B1 или из работы Косинкова, «Новые pH-чувствительные сенсорные материалы; люминесцентные оптоволоконные двойные сенсоры для не инвазивного и одновременного измерения pH и pO2 (растворенного кислорода) в биологических системах», 2007, тезисы PhD, Университет Регенсбурга. В частности, исходя из различных периодов затухания индикатора и референсного красителя, может быть выявлена интенсивность возбуждения, которая может быть промодулирована при фиксированной частоте и фазовом угле сигнала люминесценции, которая не зависит от амплитуд, и преобразована в относительную интенсивность газочувствительного красителя (индикаторного красителя), из которого впоследствии может быть определена концентрация газа.
Следовательно, чувствительный слой может быть по меньшей мере проницаемым для молекул газа, таких как O2 и/или CO2, который может поступать из более глубокого слоя, такого как газопроницаемый слой. Обычно чувствительный слой также может быть проницаемым для молекул воды, которые могут диффундировать в или из более глубоких слоев, т.е. слоев, расположенных ниже чувствительного слоя согласно осмотическому давлению в соответствующей области хемооптического датчика по настоящему изобретению.
В определенных конкретных вариантах осуществления чувствительный слой может содержать люминесцентный материал, который пригоден для измерения концентрации различных газов, или который пригоден для измерения концентрации более одного газа одновременно, например, концентрации двух газов в одно и то же время. Например, чувствительный слой может содержать два вида люминесцентного материала, выполненного с возможностью измерять, соответственного, другой газ. Предпочтительно, один подслой, область или один вид материала может быть выполнен с возможностью обнаруживать кислород, а второй подслой, область или вид материала выполнен с возможностью обнаруживать CO2. Дополнительные подробности по многопараметрическим датчикам и дополнительным возможностям их реализации могут быть известны специалистам в данной области техники или могут быть получены из соответствующих литературных источников, таких как WO O2/056023 или Schaferling, «Art of Fluorescence Imaging with Chemical Sensor», 2012, Angewandte Chemie International Edition, 51(15), 3532-3554.
Чувствительный слой может быть обеспечен в виде одиночного слоя. В альтернативных вариантах осуществления может быть обеспечено более, чем один чувствительный слой. Такой второй или дополнительный чувствительный слой может обладать теми же свойствами или другими свойствами, нежели первый чувствительный слой. Например, второй или дополнительный чувствительный слой может содержать другой люминесцентный материал, например, другие красители, или он может быть обеспечен в другой химической окружающей среде, такой как другой буферный раствор, или в среде, имеющей другой pH, нежели первый чувствительный слой. В дополнительных вариантах осуществления второй или последующий чувствительный слой может быть выполнен с возможностью измерять другой газ, нежели первый чувствительный слой, например, O2 вместо CO2, который может быть измерен в первом чувствительном слое.
Блок хемооптического датчика может быть дополнительно выполнен с возможностью измерять оптический отклик упомянутого по меньшей мере одного чувствительного слоя. Важно отметить, что предполагается, что полученный оптический отклик зависит от концентрации газа, подлежащего измерению. Такая усовершенствованная конструкция может содержать обеспечение подходящих способов обнаружения или устройств, позволяющих принимать, обнаруживать и/или анализировать один или более оптических откликов, исходящих из чувствительного слоя. Обнаружение может быть выполнено или реализовано согласно любым подходящим способам обнаружения или на основе любых подходящих устройств обнаружения, или устройств, содержащих подходящие компоненты, позволяющие выполнять этапы или подэтапы обнаружения.
Термин «газопроницаемый слой», как используется в настоящем документе, относится к структуре, которая является проницаемой для молекул газа. Обычно газопроницаемый слой обеспечен в качестве мембранной структуры, которая выполнена с возможностью пропускать газ к вышележащему чувствительному слою. В конкретном варианте осуществления газопроницаемый слой является проницаемым для таких молекул газа, как O2 и/или CO2. Обычно газопроницаемый слой также может быть проницаемым для молекул воды, которые могут диффундировать в или из слоев, расположенных выше или ниже газопроницаемого слоя, например, согласно осмотическому давлению в области хемооптического датчика по настоящему изобретению. Такой процесс диффузии или переноса молекул воды может быть выполнен, например, на основе воды в газовой фазе.
Мембрана газопроницаемого слоя может быть составлена из подходящего газо- и водопроницаемого материала. Например, мембрана может представлять собой кремнийорганическую мембрану или может содержать кремнийорганическое соединение. В качестве альтернативы, мембрана может быть составлена или содержать такие материалы, как ПТФЭ (тефлон) или его производные. В дополнительных альтернативных вариантах осуществления мембрана может быть составлена из или содержать металлическую сетку, пористые гидрофобные полимеры, например, на основе полипропилена и этилена, пористые гидрофобные оксиды кремния, такие как аэрогели, или перфторoматериалы, такие как нафион. Дополнительный подходящий материал может быть известен специалистам в данной области техники, и они также могут быть предусмотрены в контексте настоящего изобретения.
Газопроницаемый слой может быть дополнительно составлен из материала наполнителя, который является проницаемым для молекул газа. Примером такого материала наполнителя является материал кремнийорганического каучука. В предпочтительном варианте осуществления газопроницаемый слой, таким образом, может содержать кремнийорганический каучук или в основном состоять из материала кремнийорганического каучука.
В дополнительных предпочтительных вариантах осуществления настоящего изобретения газопроницаемый слой может быть дополнительно выполнен с возможностью предотвращать прохождение света через газопроницаемый слой. Термин «предотвращение прохождения света через газопроницаемый слой», в частности, означает, что газопроницаемый слой выполнен с возможностью отражать или рассеивать свет, передаваемый через упомянутый по меньшей мере один чувствительный слой, и/или для блокирования возможных световых помех за пределами предполагаемого для использования диапазона датчика. Отражение или рассеивание света газопроницаемым слоем может быть достигнуто путем использования любого подходящего светоотражающего материала, такого как металлы, например, алюминий, или оксиды металлов. Особо предпочтительным является использование соединений титана, например, соединений, содержащих TiO2. В конкретных вариантах осуществления может быть выполнено полное отражение или рассеивание света, т.е. для всех длин волн, или оно может быть конкретным для определенных длин волн или диапазонов длин волн. Например, свет определенной длины волны или диапазона длин волн, в частности, длины волны возбуждения для люминесцентного материала в чувствительном слое может быть отражен или рассеян, тогда как свет другой длины волны, которая не является возбуждающей для люминесцентного материала в чувствительном слое, может не быть отражен. В дополнительных вариантах осуществления отражение или рассеивание света может зависеть от конкретных параметров, например, температуры, pH, наличия молекул газа, наличия полярных соединений, и т.п. на газопроницаемом слое. Кроме того, газопроницаемый слой может блокировать возможные помехи, вызванные флуоресцентными молекулами, например, за пределами предполагаемого для использования диапазона датчика. В предпочтительном варианте осуществления блокирование помех, вызванных флуоресцентными молекулами, может представлять собой блокирование флуоресценции за пределами диапазона около 400-700 нм. Такая блокирующая активность может быть реализована за счет обеспечения светопоглощающих материалов, которые работают за пределами предусмотренного диапазона чувствительности.
Газопроницаемый слой может быть обеспечен в виде одиночного слоя. В альтернативных вариантах осуществления может быть обеспечено более одного газопроницаемого слоя. Такой второй или дополнительный газопроницаемый слой может обладать теми же свойствами, или другими свойствами, чем первый газопроницаемый слой. Например, второй или дополнительный газопроницаемый слой может обладать свойством отражения света с другой длиной волны. В дополнительных вариантах осуществления второй или дополнительный газопроницаемый слой может обладать свойством проницаемости для других молекул, чем первый газопроницаемый слой. Например, через первый и второй или последующий газопроницаемый слой могут проходить другие газы или другие соединения. В дополнительных конкретных вариантах осуществления изобретения хемооптический датчик может дополнительно содержать по меньшей мере один оптически прозрачный слой, прилегающий к упомянутому по меньшей мере одному чувствительному слою. Оптически прозрачный слой предпочтительно может быть расположен поверх чувствительного слоя, который в свою очередь расположен поверх газопроницаемого слой, как определено выше в настоящем документе. Прозрачный слой, таким образом, может покрывать чувствительный слой и защищать его от прямого контакта с окружающей атмосферой. Таким образом, упомянутый по меньшей мере один чувствительный слой может быть ограничен газопроницаемым слоем с одной стороны и оптически прозрачным слоем с другой стороны. Термин «оптически прозрачный слой», как используется в настоящем документе, относится к несущей подложке, которая по меньшей мере частично является прозрачной для излучения. В некоторых вариантах осуществления оптически прозрачный слой может быть прозрачным для всего подходящего спектра электромагнитных волн, например, инфракрасного излучения, видимого света и ультрафиолетового излучения. В других вариантах осуществления оптически прозрачный слой может быть прозрачным только для конкретных длин волн или диапазонов длин волн. Оптически прозрачный слой, например, может быть прозрачным для заранее заданного излучения, как было описано выше, или длины волн (длин волн) возбуждения или диапазона (диапазонов) длин волн для люминесцентного материала (материалов) в чувствительном слое, тогда как свет другой длины волны, которая не является возбуждающей для люминесцентного материала в чувствительном слое, может не пропускаться. В дополнение, оптически прозрачный слой может быть прозрачным для света оптического отклика, сгенерированного в чувствительном слое. Такой свет может быть обеспечен при конкретной длине волны или диапазоне длин волн, которые реально могут быть пропущены через оптически прозрачный слой, в то время как может быть пропущен свет других длин волн. В конкретном варианте осуществления оптически прозрачный слой может быть прозрачным только для длины волны (длин волн) возбуждения или диапазонов длин волн для люминесцентного материала в чувствительном слое и для длины волны (длин волн) или диапазона длины волны (длин волн), сгенерированного в качестве оптического отклика упомянутым люминесцентным материалом в чувствительном слое. Оптически прозрачный слой может состоять из любого подходящего прозрачного материала, известного для специалистов в данной области техники. Оптически прозрачный слой может состоять, например, из прозрачного материала, такого как стекло, поликарбонат, ПЭТ, кремнийорганического каучука или ПММА (плексигласа).
В дополнительных вариантах осуществления оптически прозрачный слой может быть непроницаемым для газа, например, для O2 и/или CO2.
В центральном аспекте настоящее изобретение обеспечивает блок хемооптического датчика, как определено в настоящем документе, который выполнен с возможностью работать с контактной средой между газопроницаемым слоем и кожей. Термин «контактная среда», как используется в настоящем документе, относится к среде, которая может быть обеспечена на границе между блоком хемооптического датчика и слоем поверхности, на котором должно быть выполнено измерение газа, т.е. на коже. Предпочтительно, чтобы контактная среда помещалась по меньшей мере между газопроницаемым слоем, как определено выше в настоящем документе, и слоем поверхности, на котором должно быть выполнено измерение газа, т.е., кожей человека или животного. Контактная среда может представлять собой гель или жидкость, которая, как правило, позволяет переносить молекулы газа от более глубокого слоя, например, кожи, к блоку хемооптического датчика согласно настоящему изобретению. Таким образом, в особо предпочтительном варианте осуществления контактная среда является по меньшей мере газопроницаемой. Газопроницаемость может представлять собой общую проницаемость для любого газообразного материала. В качестве альтернативы, контактная среда может обладать специфической проницаемостью для определенных молекул газа, например, для O2, CO2, CO, N2 или NH3. Особо предпочтительной является проницаемость для O2 и/или CO2. Наиболее предпочтительной является проницаемость для CO2. В конкретных вариантах осуществления контактная среда может быть избирательно проницаемой для определенных газов и непроницаемой для других газов. Является предпочтительным, чтобы контактная среда была избирательно проницаемой для по меньшей мере O2 и/или CO2. Наиболее предпочтительной является избирательная проницаемость для CO2.
Кроме того, контактная среда может позволить поддерживать стабильным содержание воды или содержание влаги в слое поверхности, на котором должно быть выполнено измерение газа, или для контроля содержания воды или содержание влаги в слое поверхности, на котором должно быть выполнено измерение газа, например, на коже человека или животного.
Предпочтительно, контактная среда может содержать барьерный слой, который является газопроницаемым и который, в то же время, является непроницаемым для жидкой воды и ионов. Контактная среда может, соответственно, обеспечивать такой барьерный слой, который может быть помещен между кожей и хемооптическим датчиком и может, посредством этого, предотвратить перенос жидкой воды от кожи или самой контактной среды к хемооптическому датчику, или от упомянутого датчика к контактной среде или коже. Обычно барьерный слой может не содержать жидкую воду или какой-либо водный раствор.
Барьерный слой может быть обеспечен в виде структуры одиночного слоя, или в виде многослойной структуры. В случае многослойной структуры, могут присутствовать 2, 3, 4, 5, 6 или более слоев, которые могут быть идентичными, либо различными, например, в отношении их химических составляющих, их толщины, их газопроницаемости или их проницаемости для воды. Например, в случае использования 2 или 3 слоев, предусмотрено, чтобы по меньшей мере один из этих слоев являлся непроницаемым для воды и ионов. Дополнительный слой может обладать пониженной проницаемостью для воды и ионов, или может быть обеспечен по структурным причинам и следовательно может быть проницаемым для воды и ионов. Контактная среда в дополнительных вариантах осуществления характеризуется как биологически совместимая. Термин «биосовместимый», как используется в настоящем документе, означает, что контактная среда не вызывает токсическую, иммунологическую и/или аллергическую реакцию на поверхности кожи человека или животного, на которую она нанесена, или на тело человека, на которое она нанесена, или любую другую, с биологической или медицинской точки зрения вредную или опасную реакцию, например, реакцию, являющуюся канцерогенной.
В дополнение, контактная среда может быть теплопроводной. Теплопроводность может быть использована для уменьшения термических изменений в блоке хемооптического датчика, т.е. для минимизации разности температур между хемооптическим датчиком и поверхностью кожи, лежащей под контактной средой. Посредством этого может быть достигнута постоянная температура на блоке хемооптического датчика, позволяя, таким образом, осуществлять точное измерение концентрации газа.
В варианте осуществления настоящее изобретение обеспечивает блок хемооптического датчика, как определено в настоящем документе, который обеспечен вместе с контактной средой, содержащей упомянутый барьерный слой, как определено в настоящем документе выше или ниже. Обеспечение может представлять собой, например, упаковывание, хранение, поддержание, подвешивание хемооптического датчика вместе с контактной средой.
В особо предпочтительном варианте осуществления контактная среда и/или кондиционирующая текучая среда содержит по меньшей мере гидрофобное соединение. «Гидрофобное соединение», как используется в настоящем документе, означает любое соединение, которое отталкивает воду или водные растворы, содержащие воду и растворенные частицы, такие как ионы. Гидрофобное соединение может представлять собой любое гидрофобное соединение, известное специалистам в данной области техники, включая производные неочищенного масла, алифатические углеводороды, масла, жиры, материалы на основе кремния, материалы на основе фтора, такие как фторoуглероды, и т.п.
В предпочтительном варианте осуществления гидрофобное соединение представляет собой гидрофобную жидкость. Такая гидрофобная жидкость может представлять собой, например, масло. Предпочтительными примерами масел являются углеводородсодержащие масла, кремнийсодержащее масла или фторсодержащие масла, например, фтороуглеродные масла.
Особо предпочтительным является использование пищевых масел или восков. Примерами пищевых масел, предусмотренных настоящим изобретением, являются масло семян хлопчатника, льняное масло, рыжиковое масло, кукурузное масло, рапсовое масло, маковое масло, арахисовое масло, соевое масло, ореховое масло, масло грецкого ореха, миндальное масло, аргановое масло, оливковое масло, сафлоровое масло, подсолнечное масло, кунжутное масло, кокосовое масло/воск, сливочное масло, масло какао, лярдовое или горчичное масло. Также является предпочтительным использование непищевых восков и масел, полученных из неочищенное нефти или животных жиров. Примером такого соединения является ланолин. Также предусматривается использование низкоплавких восков или жиров. Предпочтительным является использование низкоплавких пищевых восков. Примеры таких восков включают в себя сливочное масло или масло какао. Особо предпочтительным является использование подсолнечного масла.
В дополнительных вариантах осуществления гидрофобное соединение в контактной средой представляет собой диорганосиликон. Примеры подходящих кремнийорганических соединений содержат такие группы, как силанолы, силоксиды или силиловые эфиры. Дополнительно предусматривается использование силоксанов, в частности, нелетучих силоксанов. Также в рамках объема настоящего изобретения используют летучие силоксаны. В случае использования таких летучих силоксанов, время применения может быть ограничено согласно скорости испарения соединения. В дополнительных вариантах осуществления может быть использована смесь летучих и нелетучих силоксанов. Подходящие силоксаны могут представлять собой метилфенилсилоксан или диметилсилоксан. Дополнительные примеры подходящих силоксанов включают в себя гексаметилциклотрисилоксан, октаметилциклотетрасилоксан, октаметилтрисилоксан, декаметилциклопентасилоксан, декамеилтетрасилоксан, додекаметилциклогексасилоксан. Также предусмотрено использование кремнийорганических соединений, предназначенных для косметики, например, белсиловые кремнийорганические соединения, изготовленные компанией Wacker. Использование любых дополнительных подходящих силоксанов или кремнийорганических соединений, которые могли бы быть известны специалистам в данной области техники, также предусматривается в контексте настоящего изобретения.
В дополнительных вариантах осуществления гидрофобное соединение представляет собой силоксановое масло, например, диорганополисилоксан. Предпочтительным примером силоксанового масла является полидиметилсилоксан, полиметилфенилсилоксан или любое его производное. В конкретных вариантах осуществления нелетучий полидиметилсилоксан может быть использован в сочетании с летучим силоксаном, предпочтительно, содержащимся в рамках комбинации по меньшей мере одного из следующих соединений: гексаметилциклотрисилоксана, октаметилциклотетрасилоксана, октаметилтрисилоксана, декаметилциклопентасилоксана, декаметилтетрасилоксана или додекаметилциклогексасилоксана.
В дополнительных предпочтительных вариантах осуществления гидрофобное соединение представляет собой мягкий кремнийорганический каучук или гель. Термин «мягкий кремнийорганический каучук или гель», как используется в настоящем документе, относится к эластомерному кремнийорганическому полимеру, содержащему кремний, углерод, водород и кислород, и значению твердости по Шору (значение жесткости) менее 40. Кремнийорганические каучуки могут быть получены согласно любой подходящий методологии, известной специалистам в данной области техники. В дополнительных предпочтительных вариантах осуществления гидрофобное соединение представляет собой масло перфторoалкана. Примеры подходящего масла перфтороалкана включают в себя перфторооктилбромид, перфтородекалин, перфторотрибутиламин, перфторo-t-бутилгексан и FC-75.
Кроме того, гидрофобное соединение может представлять собой мягкий перфторокаучук, такой как FFKM. Также предусматривается использование тефлона, т.е. FEP.
Дополнительно предусмотрена возможность использования любого сочетания вышеупомянутых соединений или категорий соединений, или наличие любого сочетания этих соединений, как описано выше в настоящем документе, применительно к контактной среде.
Особо предпочтительным является использование перфторированных масел, либо в одиночку, либо в сочетании с любыми другими упомянутыми соединениями или категориями соединений. Также предпочтительным является использование кремнийорганических масел, парафинов неочищенной нефти и пищевых масел, либо в одиночку, либо в сочетании с любыми другими упомянутыми соединениями или категориями соединений.
Контактная среда, как определено в настоящем документе, таким образом, успешно обеспечивает функциональность средства балансирования между блоком хемооптического датчика и нижележащей поверхностью, например поверхностью кожи, облегчая газообмен и предотвращая химические или осмотические молекулярные перестройки в блоке хемооптического датчика. При обеспечении гидрофобного соединения в качестве барьерного слоя в контактной среде, осмотическая среда внутри и снаружи блока хемооптического датчика (по меньшей мере в отношении поверхности, подлежащей анализу, т.е. ниже блока хемооптического датчика), становится неискаженной. Соответственно, можно обнаруживать концентрацию газа в коже без ущерба для чувствительности способа вследствие переноса воды в блоке датчика или за пределами датчика. Это успешно способствует исключению этапов калибровки или перекалибровки в ходе использования блока хемооптического датчика.
Вышеупомянутое первое гидрофобное соединение может быть обеспечено в контактной среде в любой подходящий концентрации. Например, пищевое масло, такое как оливковое масло или любое другое из упомянутых масел, каучуков или гидрофобных соединений может быть обеспечено в количестве 10%, 15%, 20%, 25%, 30%, 35%, 36%, 37%, 38%, 39%, 40%, 45%, 50%, 55%, 60%, 65%, 70%, 75%, 80%, 85% по объему от контактной среды.
В дополнительном предпочтительном варианте осуществления барьерный слой может быть обеспечен при любой подходящей толщине. Например, слой может иметь толщину около 3-15 нм, например, около 5 нм. Является предпочтительным, чтобы барьерный слой представлял собой тонкий слой с толщиной на нижнем пределе.
В конкретном варианте осуществления барьерный слой может присутствовать в упомянутой контактной среде при такой толщине, что оптический отклик блока хемооптического датчика, когда он находится в контакте с упомянутой контактной средой, стабилен, когда упомянутый блок хемооптического датчика применяется на коже. Барьерный слой, содержащий гидрофобное соединение, как определено в настоящем документе, таким образом, успешно обеспечивает функциональность средства балансирования между блоком хемооптического датчика, контактной средой и нижележащей поверхностью, например поверхностью кожи, облегчая газообмен и предотвращая химические или осмотические перестройки из-за молекулярных перестроек, таких как движение воды из блока хемооптического датчика и/или в или из слоя поверхности, подлежащей анализу, т.е. поверхности кожи. Таким образом, становится возможным обнаружение концентрации газа в коже, без ущерба для чувствительности способа вследствие молекулярных перестроек в блоке хемооптического датчика. В результате, обнаруживаемый оптический отклик принимается стабильным образом, и он не меняется вследствие молекулярных перестроек, таких как перенос воды, и т.п. Стабильность отклика, например, можно быть протестирована устройством, как было описано в настоящем документе. В дополнительных вариантах осуществления стабильность может быть протестирована путем отбора проб из шихты и путем испытания в лабораторных условиях. Такое испытание может, например, содержать выдерживание датчика при фиксированной концентрации CO2, вызываемой в контактной среде, например, как было описано в настоящем документе.
В дополнительном варианте осуществления хемооптический датчик согласно настоящему изобретению содержит или включает в себя контактную среду, как определено выше в настоящем документе, или состоит из комбинации элементов хемооптического датчика, упомянутого в настоящем документе выше, например, по меньшей мере одного чувствительного слоя и по меньшей мере одного газопроницаемого слоя, а также контактной среды, как определено выше в настоящем документе.
Хемооптический датчик согласно настоящему изобретению подходит для чрескожного измерения. Блок хемооптического датчика в конкретных вариантах осуществления также может быть использован в различных измерительных целях, например, в контексте микробиологических или биотехнологических процессов производства. Является предпочтительным, чтобы блок хемооптического датчика представлял собой блок чрескожного датчика. Термин «блок чрескожного датчика», как используется в настоящем документе, означает, что датчик нанесен или может быть нанесен на кожу. Следовательно, датчик пригоден для измерения концентрации газов в крови пациента через кожу пациента, причем газ в крови может диффундировать через кожу в блок хемооптического датчика, проходя через контактную среду, как определено выше в настоящем документе. Термин «газ в крови», как используется в настоящем документе, относится к газообразным материалам, присутствующим в крови и способным выходить из тела, которые могут быть измерены, например, поверх кожи. Измерение проводится так, чтобы было получено химически точное отражение содержание газа в крови. Предпочтительные концентрации газа в крови, подлежащие измерению, представляют собой концентрации O2 или CO2. Особо предпочтительным является измерение концентрации CO2.
В другом варианте осуществления настоящего изобретения блок хемооптического датчика, как определено выше в настоящем документе, может содержать дополнительные компоненты или быть скомбинированным с дополнительными компонентами.
Например, хемооптический датчик может быть скомбинирован с или содержать по меньшей мере один источник света, который выполнен с возможностью облучать чувствительный слой, как определено выше в настоящем документе. Источник света может обеспечивать излучение при заранее заданной длине волны, предпочтительно свет при длине волны возбуждения или при диапазоне длин волн, подходящем для красителя или красителей, присутствующих в чувствительном слое. Источник света может иметь любую подходящую форму, обеспечивать любую подходящую интенсивность и обеспечивать любую подходящую длину волны (длины волны). Источник света может предпочтительно представлять собой светоизлучающий диод (СИД).
В дополнительном необязательном варианте осуществления источник света может быть дополнительно скомбинирован со световодной структурой. Световодная структура может быть размещена, например, выше чувствительного слоя/оптически прозрачного слоя хемооптического датчика и может быть соединена с источником света, внешним по отношению к блоку хемооптического датчика, например, как определено выше. Свет из внешнего источника света может быть введен в световодную структуру, которая выполнена с возможностью направлять упомянутый свет к упомянутому по меньшей мере одному чувствительному слою. Световодная структура может содержать любой подходящий световодный материал. Предпочтительно, оптические волокна могут быть использованы в качестве световодного материала, который может быть обеспечен в форме световодных структур. Оптические волокна, таким образом, могут быть обеспечены в качестве одиночных волокон или в качестве пучков волокон. Источник света, будучи соединенным со световодной структурой, может, таким образом, быть использован для облучения чувствительного слоя блока хемооптического датчика согласно настоящему изобретению, хотя он расположен снаружи. В дополнительных вариантах осуществления источник света может быть соединен с более чем одним блоком хемооптического датчика через световодные структуры, поступающие на отдельные блоки датчика.
Хемооптический датчик может быть дополнительно скомбинирован с устройством обнаружения. Такое устройство обнаружения, например фоточувствительное устройство, может быть способно воспринимать оптический отклик, исходящий из чувствительного слоя, и может быть выполнено с возможностью генерировать сигналы, например, электрические сигналы, соответствующие воспринимаемому оптическому отклику. Сигналы могут быть дополнительно переданы на внешний прибор для последующего анализа. Устройство обнаружения может быть настроено для оптического отклика, ожидаемого от чувствительного слоя, например, обеспеченного красителем или сочетанием красителей, как описано выше в настоящем документе.
Устройство обнаружения может быть дополнительно скомбинировано через световодную структуру с блоком хемооптического датчика, как определено в настоящем документе. В конкретных вариантах осуществления одна и та же световодная структура, которая обеспечивает свет от источника света к чувствительному слою, может быть использована для сбора оптического отклика чувствительного слоя и для направления упомянутого оптического отклика, например, флуоресцентного света, через то же самое или другое оптическое волокно на устройство обнаружения или прибор, внешний по отношению к блоку хемооптического датчика, для анализа. Используя световодные структуры, таким образом, можно подключить вход и/или выход световодной структуры, который или которые связаны с блоком хемооптического датчика. В данном варианте осуществления нет никакой необходимости в соединении дополнительного блока с блоком хемооптического датчика, вмещающим в себя источник света и упомянутое по меньшей мере одно устройство обнаружения.
Таким образом, в конкретных вариантах осуществления свет может быть передан в чувствительный слой, а люминесценция, например флуоресцентный свет, может быть собрана посредством той же поверхности чувствительного слоя. В качестве альтернативы, световодная структура, соединенная, например, через оптические волокна с источником света, который может быть внешним по отношению к блоку хемооптического датчика, может быть использована для направления света, исходящего из внешнего источника света и передаваемого через по меньшей мере одно оптическое волокно к упомянутому по меньшей мере одному чувствительному слою. По меньшей мере одно устройство обнаружения, например, фоточувствительное устройство, может быть затем введено в комплект для восприятия оптического отклика и может быть выполнено с возможностью генерировать, например, электрические сигналы, соответствующие воспринятому оптическому отклику. Упомянутые сигналы могут быть переданы на внешнее устройство для анализа. В качестве альтернативы, блок хемооптического датчика может быть выполнен с возможностью осуществлять упомянутый анализ и выводить результаты анализа на некоторое внешнее устройство.
Предпочтительно, по меньшей мере один источник света и по меньшей мере одно устройство обнаружения могут образовывать блок. Этот блок в дополнительном предпочтительном варианте осуществления может быть разъемно соединен с блоком хемооптического датчика, например, посредством кожуха или структуры. Следовательно, определенные части блока хемооптического датчика, например, чувствительный слой, газопроницаемый слой или кожух и/или опорная структура блока хемооптического датчика могут быть одноразовыми, тогда как другие части оптического датчика, такие как источник света и устройство обнаружения или световодные структуры могут быть использованы многократно. Это снижает затраты, поскольку дорогостоящие детали, такие как источники света и/или устройства обнаружения и/или электронные устройства, не требуется заменять, и они могут быть использованы многократно.
В конкретном варианте осуществления блок хемооптического датчика может быть состоящим из двух устройств или двух частей: одноразовой или патронной части и не одноразовой части или части многократного использования. В частности, одноразовая или патронная часть может работать как пассивное устройство и вообще не включать в себя никакой дорогостоящей электроники. Следовательно, эта часть может быть изготовлена с низкими трудозатратами, чем снижается ее стоимость, тогда как вторая, не одноразовая часть может включать себя электронику или оптические элементы и быть используемой многократно. Следовательно, ее также можно использовать вместе с различными одноразовыми деталями, например, позволяющими измерение концентраций различных газов (например, O2 и CO2). Таким образом, может быть обеспечена повышенная гибкость блока хемооптического датчика.
Другим примером дополнительного компонента, который может быть скомбинирован с хемооптическим датчиком, как описано выше, является по меньшей мере один нагревательный элемент. Дополнительно или альтернативно, хемооптический датчик может содержать по меньшей мере один датчик температуры. Если, например, блок хемооптического датчика прикреплен к коже человека, нагревательный элемент может быть выполнен с возможностью усиливать перфузию крови и газопроницаемость кожи, повышая посредством этого чувствительность и точность блока хемооптического датчика, в частности, при его чрескожном применении. Нагревательный элемент может присутствовать в любой подходящий форме, например, мог бы присутствовать в форме диода, или может содержать тонкую фольгу для минимизации оптических расстояний и термической массы. Альтернативно, нагревательный элемент может представлять собой резистивный нагреватель или диод, вследствие чего нагревательный элемент также может быть использован в качестве датчика температуры, т.е. нагревательный элемент и датчик температуры образованы одним и тем же устройством. Это может успешно уменьшить затраты и пространство, требуемое для размещения нагревателя и датчика температуры. В дополнительных вариантах осуществления датчик температуры может быть реализован в виде отдельного элемента для восприятия температуры блока хемооптического датчика, например, для предотвращения повреждений или ожогов кожи. В ходе работы температура нагревательного элемента и контактной среды, а так же чувствительного слоя могут быть повышены посредством нагревательного элемента до температуры в диапазоне 42-45°C. Этот температурный диапазон может усилить капиллярный поток крови в коже и привести уровни газа в капиллярной крови близко к уровням газа в артериальной крови. Таким образом, в ходе эксплуатации датчика температуру можно измерять по меньшей мере одним датчиком температуры, как определено выше, включенным в нагревательный элемент и/или в контактный элемент, и/или отдельно обеспеченным датчиком температуры. Температуру можно контролировать, например, достигая четко определенного режима измерений и предотвращая возникновение ожога кожи.
В дополнительных конкретных вариантах осуществления датчики температуры и/или нагревательные элементы могут быть обеспечены в виде не одноразовых частей или частей многократного использования из блока хемооптического датчика. Датчики температуры и/или нагревательные элементы, таким образом, могут быть разъемно соединены с другими элементами блока хемооптического датчика, как определено выше в настоящем документе.
В другом аспекте настоящее изобретение относится к системе контроля пациента и/или вентиляции пациента, содержащей блок хемооптического датчика, как определено выше в настоящем документе, вентиляционное устройство и/или устройство контроля.
Устройство контроля, например, может включать в себя оптоэлектронные устройства для снабжения блока хемооптического датчика светом через оптические волокна и для приема люминесцентного света от чувствительного слоя. Устройство контроля может дополнительно содержать средство для определения/расчета концентрации газа, исходя из полученного оптического отклика, например, интенсивности люминесцентного света, генерируемого в чувствительном слое. Устройство контроля может дополнительно содержать контроллер нагревателя для контроля температуры нагревательного элемента. Контроллер нагревателя может быть выполнен с возможностью регистрировать температуру нагревательного элемента, используя датчик температуры, включенный в блок хемооптического датчика, и регулировать, например, ток, текущий через резистивный нагреватель, включенный в нагревательный элемент или контактный элемент, исходя из зарегистрированной температуры. Устройство контроля может дополнительно содержать средство для связи с вентиляционным устройством. Упомянутое средство связи может включать в себя по меньшей мере одну технологию связи, например, проводную (кабель), беспроводную (блютус, инфракрасные частоты, радиочастоты), и т.п. В предпочтительном варианте осуществления устройство контроля содержит средство для расчета/обнаружения концентрации газа, в частности, O2 и наиболее предпочтительно, CO2, исходя и измеренного/воспринятого оптического отклика чувствительного слоя, например, исходя из воспринятой интенсивности или времени затухания люминесцентного света. Анализирующее устройство, например устройство контроля, может быть основано на работе алгоритма, который также может быть выполнен с возможностью компенсировать, среди прочего, температурные эффекты для расчета/обнаружения концентрации газа, который можно использовать.
Вентиляционное устройство может включать в себя все функции, связанные с типичным вентиляционным устройством для инвазивной или не инвазивной вентиляции пациента с нарушением дыханием. Вентиляционное устройство может содержать, например, средство отображения и устройство хранения для отображения и хранения информации/данных, принятых из устройства контроля. В частности, средство отображения вентиляционного устройства может быть выполнено с возможностью отображать концентрацию газа, например, O2 или CO2, обнаруженную устройством контроля, и может дополнительно хранить информацию о концентрации газа за заранее заданный период времени, например, для последующей оценки врачом или для адаптации по замкнутому циклу настроек вентиляции. В другом варианте осуществления вентиляционным устройством можно управлять, исходя из измеренных/обнаруженных концентраций газа.
В конкретных вариантах осуществления блок хемооптического датчика может быть функционально связан с устройством контроля и/или с вентиляционным устройством, как определено выше в настоящем документе, причем устройство контроля может быть выполнено с возможностью по меньшей мере одного из анализа оптического отклика чувствительного слоя, управления нагревательным элементом и/или датчиком температуры или отображения обнаруженной концентрации газов, и т.п. Устройство контроля или вентиляционное устройство может дополнительно включать в себя средство для хранения контролируемых данных, например, в качестве функции времени. Эти данные можно сделать доступными в дальнейшем для анализа, выполняемого врачом, например, путем их передачи на компьютерную систему больницы, или на ручной диагностический прибор врача.
В еще одном аспекте настоящее изобретение относится к способу для кондиционирования блока хемооптического датчика для чрескожного измерения концентрации газа, содержащего: по меньшей мере один чувствительный слой, выполненный облучаемым заданным излучением; и по меньшей мере один газопроницаемый слой, прилегающий к одной стороне упомянутого по меньшей мере одного чувствительного слоя, выполненный с возможностью пропускать газ, концентрация которого подлежит измерению, через газопроницаемый слой к чувствительному слою; причем упомянутый блок хемооптического датчика выполнен с возможностью работать с контактной средой между газопроницаемым слоем и кожей, причем упомянутая контактная среда содержит барьерный слой, который является газопроницаемым и непроницаемым для воды и ионов; и причем блок хемооптического датчика выполнен с возможностью измерять оптический отклик упомянутого по меньшей мере одного чувствительного слоя, оптический отклик которого зависит от концентрации газа, причем способ содержит приведение в контакт упомянутого блока хемооптического датчика с контактной средой, содержащей барьерный слой, который является газопроницаемым и непроницаемым для воды и ионов. Является предпочтительным, чтобы контактная среда представляла собой контактную среду, как определено выше в настоящем документе, т.е. контактную среду, содержащую барьерный слой, такой как барьерный слой, содержащий гидрофобное соединение.
Термин «приведение в контакт», как использовано в контексте способа, описанного выше, относится к применению упомянутой контактной среды непосредственно на хемооптическом блоке, например, путем ее помещения на блок датчика. Также предусмотрено обеспечение контактной среды в форме клея или клееподнобной структуры, которая может приклеиваться или прилипать к блоку датчика.
В дополнительном аспекте настоящее изобретение относится к блоку хемооптического датчика, получаемому способом кондиционирования блока хемооптического датчика, как определено выше в настоящем документе. Следовательно, полученный блок хемооптического датчика можно рассматривать кондиционированный и, таким образом, непосредственно применимым для чрескожных измерений без предварительной калибровки. Такой блок хемооптического датчика может быть дополнительно скомбинирован с дополнительными компонентами, такими как источник света или устройство обнаружения, как описано выше в настоящем документе, или он может быть обеспечен в форме системы контроля пациента, как определено выше в настоящем документе. В дополнительных конкретных вариантах осуществления хемооптический датчик может быть обеспечен как таковой или может быть обеспечен с или содержать контактную среду, как определено выше в настоящем документе, или хемооптический датчик может быть обеспечен кондиционированной текучей средой, как определено выше в настоящем документе.
Следующий пример и Фигуры приведены в иллюстративных целях. Таким образом, следует понимать, что пример и Фигуры не следует рассматривать как ограничивающие. Специалисты в данной области техники очевидно будут в состоянии предусмотреть дополнительные модификации принципов, изложенных в настоящем документе.
ПРИМЕРЫ
Пример 1 - Эффект перфторoоктилбромида, изученного в ситуации чрескожного применения
В эксперименте изучен эффект перфторооктилбромида в чрескожном измерении. Специальный зонд датчика, содержащий пятно PreSens, и промышленный радиометр TOSCA с чрескожным зондом PtcCO2/SpO2 для сравнения оба размещают на подмышке исследуемого пациента. Оба датчика нагревают до 45°C, и 3 мл перфторoоктилбромида помещают между датчиком и кожей. Перед измерениями пятно PreSens предварительно кондиционируют в физиологическом соляном растворе (9 г/л NaCl).
Перфторооктилбромид будет препятствовать просачиванию воды из кожи на датчик, тогда как увлажняющее действие перфторооктилбромида будет удерживать воду в коже. Отклик стабилизируется до намного более низкого, но в известной степени постоянного накожного уровня pCO2, по сравнению с датчиком сравнения.
Фактическое снижение чувствительности не является четко определенным, поскольку оно будет зависеть, например, от объема перфторооктилбромида между пятном датчика и кожей.
1. Блок хемооптического датчика для чрескожного измерения концентрации газа, содержащий:
по меньшей мере один чувствительный слой, выполненный облучаемым заданным излучением; и
по меньшей мере один газопроницаемый слой, прилегающий к одной стороне упомянутого по меньшей мере одного чувствительного слоя, выполненный с возможностью пропускать газ, концентрация которого подлежит измерению, через газопроницаемый слой к чувствительному слою;
причем упомянутый блок хемооптического датчика содержит контактную среду и выполнен с возможностью работать с контактной средой между газопроницаемым слоем и кожей, причем упомянутая контактная среда содержит барьерный слой, который является газопроницаемым и непроницаемым для воды и ионов; и причем блок хемооптического датчика выполнен с возможностью измерять оптический отклик упомянутого по меньшей мере одного чувствительного слоя, оптический отклик которого зависит от концентрации газа.
2. Блок хемооптического датчика по п. 1, причем упомянутая контактная среда является биосовместимой и, необязательно, также теплопроводной.
3. Блок хемооптического датчика по п. 1 или 2, причем упомянутый барьерный слой содержит гидрофобное соединение.
4. Блок хемооптического датчика по п. 3, причем упомянутое гидрофобное соединение представляет собой гидрофобную жидкость.
5. Блок хемооптического датчика по п. 3, причем упомянутое гидрофобное соединение или гидрофобная жидкость представляет собой углеводород-, фтор- или кремнийсодержащее масло, кремнийорганическое соединение или мягкий каучук или гель.
6. Блок хемооптического датчика по п. 4, причем упомянутое гидрофобное соединение или гидрофобная жидкость представляет собой углеводород-, фтор- или кремнийсодержащее масло, кремнийорганическое соединение или мягкий каучук, или гель.
7. Блок хемооптического датчика по п. 5, причем упомянутая гидрофобная жидкость представляет собой пищевое масло, низкоплавкий пищевой воск, предпочтительно масло какао, производное неочищенного масла, такое как парафиновое масло или мягкий парафиновый воск, кремнийорганическое масло, кремнийорганический воск или перфторированное масло.
8. Блок хемооптического датчика по п. 6, причем упомянутая гидрофобная жидкость представляет собой пищевое масло, низкоплавкий пищевой воск, предпочтительно масло какао, производное неочищенного масла, такое как парафиновое масло или мягкий парафиновый воск, кремнийорганическое масло, кремнийорганический воск или перфторированное масло.
9. Блок хемооптического датчика по любому из пп. 1, 2, 4-8, причем упомянутый по меньшей мере один газопроницаемый слой и/или упомянутый по меньшей мере один чувствительный слой содержит кремнийорганический каучук.
10. Блок хемооптического датчика по п. 3, причем упомянутый по меньшей мере один газопроницаемый слой и/или упомянутый по меньшей мере один чувствительный слой содержит кремнийорганический каучук.
11. Блок хемооптического датчика по любому из пп. 1, 2, 4-8, 10, причем упомянутый чувствительный слой содержит люминесцентный материал, и причем упомянутый газопроницаемый слой выполнен с возможностью предотвращать прохождение света через этот газопроницаемый слой.
12. Блок хемооптического датчика по любому из пп. 1, 2, 4-8, 10, причем упомянутый хемооптический датчик представляет собой блок чрескожного датчика для измерения концентрации газа в крови, предпочтительно концентрации газов O2 и/или CO2, более предпочтительно,концентрации газа CO2.
13. Блок хемооптического датчика по любому из пп. 1, 2, 4-8, 10, дополнительно содержащий:
по меньшей мере один источник света, выполненный с возможностью облучать чувствительный слой и, необязательно, световодную структуру, соединенную с источником света; и по меньшей мере одно устройство обнаружения, выполненное с возможностью обнаруживать оптический отклик чувствительного слоя, и, необязательно, световодную структуру, соединенную с устройством обнаружения, причем по меньшей мере одно из источника света, световодной структуры и/или устройства обнаружения предпочтительно является разъемно соединенным с блоком хемооптического датчика.
14. Система контроля и вентиляции пациента, содержащая блок хемооптического датчика по пп. 1-13, вентиляционное устройство и устройство контроля,
причем блок хемооптического датчика соединен с устройством контроля и с вентиляционным устройством, причем устройство контроля содержит оптоэлектронные устройства для снабжения блока хемооптического датчика светом через оптические волокна и для приема люминесцентного света от чувствительного слоя и средство для определения/расчета концентрации газа исходя из полученного оптического отклика, причем устройство контроля содержит средство для связи с вентиляционным устройством и управления вентиляционным устройством исходя из измеренных концентраций газа.
