DE102016004338B4

DE102016004338B4 - Verwendung eines Gassensor für Anästhesiegasse

Info

Publication number: DE102016004338B4
Application number: DE102016004338.5A
Authority: DE
Inventors: Wolfgang Bäther; Livio Fornasiero; Ernst-Günter Scharmer; Günter STEPPAN; Christoph Marquardt
Original assignee: Draegerwerk AG and Co KGaA
Current assignee: Draegerwerk AG and Co KGaA
Priority date: 2016-04-13
Filing date: 2016-04-13
Publication date: 2019-03-21
Anticipated expiration: 2036-04-14
Also published as: US10688269B2; DE102016004338A1; US20170296771A1

Abstract

Verwendung eines Gassensors nach Art eines CCFET - Sensors zur quantitativen Bestimmung zumindest eines Anästhesiegases aus der Gruppe Desfluran, Sevofluran, Isofluran, Enfluran oder Halothan wobei der Gassensor eine Drain 2 und eine Source 3 mit dazwischenliegendem Kanalbereich 4 aufweist, wobei der Kanalbereich 4 mit einer Gate-Elektrode 8 räumlich in Verbindung steht und zumindest Drain 2, Source 3 und Kanalbereich 4 innerhalb eines Substrates 1 angeordnet sind, wobei die Gate-Elektrode 8 elektrisch leitend mit einer Sensor-Elektrode 9 verbunden ist und sich zwischen Sensor-Elektrode 9 und Rezeptorschicht 6 ein Luftspalt aufspannt, und Sensor-Elektrode 9 und Rezeptorschicht 6 anderweitig durch eine Isolationsschicht 10 getrennt sind, wobei der Luftspalt von einem Analytgas durchströmt wird, wobei das Analytgas ein Anästhesiegas ist und die Rezeptorschicht positive Ladungsschwerpunkte enthält.

Description

Diese vorliegende Erfindung beschreibt die Verwendung eines Gassensors zur Detektion von Anästhesiegasen. Desweiteren werden ein Gassensor zur Detektion von Gasen und Dämpfen in Luft, insbesondere von Anästhesiegasen, sowie ein Verfahren zur Detektion und zum Monitoren solcher Gase offenbart.
Handelsübliche Anästhesiegeräte stellen eine genau definierte Narkosegas-Konzentration in der Atemluft eines Patienten zur Verfügung. Bekannte Narkosegase sind z.B. Sevofluran, Desfluran, Isofluran, Enfluran und Halothan. Als Trägergase werden Sauerstoff, Lachgas bzw. Druckluft verwendet. Das Anästhesiegerät ist in der Regel als Kreisatemsystem ausgebildet, dessen Leitungselemente zu einem Kreis geschlossen sind, so dass die ausgeatmeten Narkosegase bzw. - dämpfe enthaltende Luft nach Passieren eines CO₂-Absorbers und entsprechender Ventile wieder eingeatmet wird. Bevorzugt ist i.d.R. die Verwendung eines halb-geschlossenen Kreisatemsystems, so dass der den effektiven Verbrauch übersteigende Gaszufluss über ein Überdruckventil entweichen kann. Zur Ausschaltung des Bewusstseins und der Schmerzempfindung des Patienten ist eine bestimmte Anästhesiegaskonzentration einzustellen, die von einem Anästhesiegas-Sensor festgestellt und überwacht wird. Über einen Anästhesiemittelverdunster wird Narkosegas entsprechend in den Kreislauf dosiert.
Es sind Anästhesiegas-Sensoren vorgeschlagen worden, die auf sehr unterschiedlichen Messprinzipien basieren. Der Anästhesiegasmonitor der DE 6600383 U basiert z.B. auf der Änderung der Elastizität eines Silicongummibandes, hervorgerufen durch die Wechselwirkung mit dem Anästhesiegas. Andere Verfahren beruhen auf spektroskopischen oder spektrometrischen Methoden unter Einsatz von Massenspektrometern, Infrarot- oder Raman-Spektroskopen, Photoakustik und piezoelektrischen Kristallsystemen, wobei die Infrarot-Spektroskopie besondere wirtschaftliche Bedeutung erlangt hat. Den spektroskopischen Gasmesstechnologien gemeinsam sind jedoch relativ hohe Kosten für die Analysengeräte.
Die Anästhesiegase sind, i.d.R. chemisch inert, zumindest reaktionsträge. Aus diesem Grund sind chemische Sensoren wenig geeignet. Verbrauchende Sensoren haben den Nachteil einer kurzen Lebensdauer, insbesondere bei relativ hohen Konzentrationen (z.B. im Vol.-%-Bereich, wie z.B. bei Anästhesiegasen.
Von Interesse sind Gassensoren mit Rezeptoroberflächen, an denen sich die Austrittsarbeit eines Analyten in Abhängigkeit von der Analytkonzentration ändert. Chemische Reaktionen finden dabei in der Regel nicht statt.
Ein chemisch sensitiver Feldeffekttransistor ist eine spezielle Form eines Feldeffekttransistors, der als Sensor für Chemikalien eingesetzt wird. Der Aufbau eines solchen Sensors entspricht im Wesentlichen dem eines Feldeffekttransistors mit isoliertem Gate (IGFET), zu dem auch der bekannte MOSFET gehört, bei dem die leitfähige (meist metallische) Gate-Elektrode entfernt und durch eine Rezeptorschicht ersetzt wird. Die zu detektierenden Substanzen können sich an der Rezeptorschicht bevorzugt anlagern. Dadurch kann es zu einer konzentrationsabhängigen Änderung des elektrischen Potentials an der Grenzfläche kommen, die analog zum angelegten Potential bei konventionellen FETs, die elektrische Leitfähigkeit des unter der Isolierschicht liegenden halbleitenden Kanal ändert.
Je nach Funktionalisierung der Rezeptorschicht kann ein solcher Sensor verwendet werden, um Atome, Moleküle und Ionen in Flüssigkeiten und in den Gasen zu ermitteln. Solche Sensoren für die Gas-Analytik wurden zuerst von Lundström in den 70er Jahren vorgestellt (I. Lundström, S. Shivaraman, C. Svensson and L. Lundkvist, A hydrogen-sensitive MOS field effect transistor, Appl. Phys. Lett. 26, 55 (1975)). In diesen Studien wurde ein MOSFET mit einer „Palladium-Gate“-Elektrode zum Detektieren von Wasserstoff eingesetzt. Wasserstoff wird atomar von der Palladium-Rezeptorschicht aufgenommen und es bildet sich eine Dipolschicht in der Rezeptorschicht aus, die im Gleichgewicht mit dem auf der Oberfläche chemisorbierten Gas ist.
Eine deutlich höhere Rezeptorvielfalt und eine höhere Genauigkeit ist mit Sensoren möglich, bei denen Rezeptorschicht und FET durch einen Luftspalt getrennt sind und eine Referenzelektrode eingesetzt wird, wie dies in der US 4411741 A und der EP 2006668 A1 offenbart ist. In der DE 4333875 C2 wird ein entsprechender Sensor beschrieben, bei dem Luftspalt und Feldeffekttransistor räumlich voneinander durch eine gasempfindliche Schicht getrennt sind. Derartige Sensoren werden als Suspended Gate-Sensoren (SGFET) bezeichnet. Die bei den oben beschriebenen SGFET verwendeten Rezeptorschichten bestehen im Wesentlichen aus dotierten Metallen bzw. deren Verbindungen. In der DE 102011075396 A1 werden MOFs (metal organic frameworks) als Rezeptor vorgeschlagen. Die EP 2006668 A1 schlägt als Beschichtung eine monomolekulare Schicht, die ein Silan mit organischen Restgruppen enthält, vor.
Ist der SGFET-Gas-Sensor in der Variante CCFET (Capacitively Coupled Field Effect Transistor) in einen Standard-MOSFET integriert, basiert das Funktionsprinzip auf der Messung der Änderung der Austrittsarbeit eines spezifischen Analytmoleküls. Die Reaktion der Rezeptorschicht wird über den Luftspalt kapazitiv auf einen darunter angeordneten MOSFET gekoppelt, dessen Kanalleitfähigkeit entsprechend moduliert wird. Ein CCFET-Gas-Sensor besteht somit im Prinzip aus einem aktiven MOSFET und einem passiven Chip, dem Suspended Gate, welcher als Träger der Rezeptorschicht auf den MOSFET montiert ist. Durch die Wahl der Rezeptorschicht wird festgelegt, für welches Analytmolekül im Gas der CCFET-Sensor empfindlich ist.
Es ist Aufgabe der vorliegenden Erfindung, durch Auswahl einer geeigneten Rezeptorschicht einen CCFET-Sensor zur Detektion von Anästhesiegasen bereitzustellen, der einfach in der Handhabung, kostengünstig und zuverlässig ist.
Diese Aufgabe wird durch den Gegenstand der unabhängigen Patentansprüche gelöst. Vorteilhafte Ausgestaltungen der Erfindung sind in den Unteransprüchen oder nachfolgend beschrieben.
Der erfindungsgemäße CCFET-Sensor zeigt folgenden Aufbau:
Der Sensor umfasst zumindest zwei Bauteile: Das erste Bauteil umfasst Substrat, Isolator, Sensor-Elektrode und Gate-Elektrode, das zweite Bauteil Trägerelement mit darauf angeordneter Trägerschicht und wiederum auf der Trägerschicht angeordneter Rezeptorschicht. Zwischen erstem und zweitem Bauteil spannt sich ein Luftspalt auf. Sensor-Elektrode und Rezeptorschicht stehen sich durch den Luftspalt getrennt gegenüber. Der grundsätzliche Aufbau des Sensors ist bekannt. Das analytspezifische zweite Bauteil wird auf das erste Bauteil aufgesetzt.
Der erfindungsgemäße Sensor ist für Anästhesiegase einsetzbar, welche permanente Dipole aufweisen. Geeignete Anästhesiegase weisen zumindest eine Trifluormethyl-Gruppe auf und sind z.B. Sevofluran (1,1,1,3,3,3-Hexafluor-2-(fluormethoxy)propan), Isofluran ((RS)-Difluormethoxy-1-chlor-2,2,2-trifluorethan), Enfluran ((RS)-2-Chlor-1-difluormethoxy-1,1,2-trifluorethan), Desfluran ((RS)-2-(Difluormethoxy)-1,1,1,2-tetrafluorethan) und Halothan (2-Brom-2-chlor-1,1,1-trifluorethan). Die negativen Partialladungen liegen bei den Fluor- und insbesondere bei den Sauerstoffatomen (wenn vorhanden), die positiven Partialladungen liegen auf den Kohlenstoffatomen. Bei Trifluormethyl-Gruppen ist die negative Ladung in einem relativ großen Bereich verteilt, so dass diese Gruppen als weiche Lewis-Basen angesehen werden können. Diese Gruppen wechselwirken nach dem HSAB-Prinzip („hard and soft acids and bases“ nach Pearson) bevorzugt mit weichen Lewis-Säuren. Nach der vorliegenden Erfindung werden weiche Lewis-Säuren in die Rezeptorschicht eingebunden.
Harte Lewis-Säuren sind charakterisiert durch eine kleine räumliche Ausdehnung, eine hohe positive Ladung, und sie besitzen in der Regel keine nichtbindenden Valenzelektronen. Beispiele für harte Lewis-Säuren sind H⁺, Li⁺, Na⁺, K⁺, Be²⁺, Mg²⁺, Ca²⁺, B³⁺, Al³⁺, Sc³⁺, C⁴⁺, Si⁴⁺, Ti⁴⁺. Weiche Lewis-Säuren sind charakterisiert durch eine große räumliche Ausdehnung, durch eine kleine positive Ladung bzw. durch Polarisierbarkeit und durch freie Valenzelektronen. Beispiele für weiche Lewis-Säuren sind Ti⁺, Ni²⁺, Pd²⁺, Pt²⁺, Cu⁺, Cu²⁺, Ag⁺, Au⁺, Zn²⁺, Cd²⁺, Hg²⁺, In³⁺, TI³⁺, Ge²⁺, Sn²⁺, Pb²⁺. Diese können z.B. durch p-Dotierung in einen Halbleiter implementiert werden.
Als besonders vorteilhaft zur Detektion von Anästhesiegasen hat sich die Verwendung von Rezeptorschichten aus Titannitrid (TiN mit Ti in der Oxidationsstufe 3) mit Ti⁺-Anteil als Dotierung oder Rezeptorschichten aus Kupferphthalocyanin mit Cu²⁺-Anteil als Beschichtung oder deren Kombination erwiesen.
Die erfindungsgemäß eingesetzten Anästhesiegase haben mehrere negative Partialladungen innerhalb eines Moleküls und können somit wie mehrzähnige Liganden wirken. Mehrere schwache Wechselwirkungsbereiche ergeben eine ausreichend starke Wechselwirkung. D.h. selbst bei einer relativ großen Entfernung des Anästhesiegasmoleküls von der Oberfläche liegt in der Summe eine Wechselwirkung vor, die das Molekül ausreichend lange an oder nahe der Oberfläche verbleiben lässt.
Allein die Adsorption der Analytmoleküle an der Oberfläche reicht aber i.d.R. noch nicht aus, um das Potential zwischen Sensor-Elektrode und Rezeptorschicht zu ändern. Die Summendipole der adsorbierten Moleküle sind bevorzugt anisotrop, d.h. alle sind möglichst gleichgerichtet. Dann bauen sich ausreichend große elektrische Doppelschichten auf. Mehrzähnige Analyte sind besonders geeignet, um eine anisotrope Ausrichtung zu erhalten. Das Molekül wird an mehreren Stellen festgehalten und so durch supramolekulare Wechselwirkungen positioniert.
Ein Vorteil der erfindungsgemäßen Sensoren ist, dass diese keine verbrauchenden Sensoren sind. Das Messprinzip beruht auf (anisotroper) Adsorption und Desorption, chemische Reaktionen laufen nicht ab. Dies hat auch den Vorteil weitgehender Matrixunabhängigkeit, d.h. z.B. von der Sauerstoffkonzentration. Ein weiterer Vorteil ist die schnelle Ansprechzeit im wenige-Sekunden-Bereich sowie die kurze Erholzeit (ebenfalls im Sekundenbereich). Beides hängt mit der relativ großen Entfernung von Analyt und Rezeptor (hier die Lewissäure) zusammen: Moleküle können leicht adsorbieren, aber auch schnell wieder desorbieren. Weiterhin weisen die Sensoren eine hohe overflow-Unabhängigkeit auf. Adsorbierte Moleküle können auch bei relativ niedrigen Temperaturen relativ leicht die Oberfläche wieder verlassen. Dies führt zu kurzen Erholzeiten.
Die Sensoren weisen eine nichtlineare Kalibrierkurve auf. Danach ist die Auflösung bei kleineren Konzentrationen höher als bei größeren Konzentrationen. Um eine bessere Messbereichsdynamik zu erhalten, werden vorzugsweise zwei unterschiedlich empfindliche Sensoren, z.B. einmal die Titannitrid-Schicht mit Ti⁺-Anteil und dann die Kupferphthalocyanin-Schicht mit Cu²⁺-Anteil, parallel verwendet, d.h. zwei unterschiedliche Sensoren werden von demselben Gasstrom durchströmt.
Die Größe des Messeffektes, hier die Änderung der Austrittsarbeit, hängt neben der Menge der an der Oberfläche adsorbierten Analytmoleküle insbesondere von ihrem permanenten Dipolmoment und dessen Winkel zur Senkrechten der Elektrodenoberflächen ab. Je größer der permanente Dipol und je kleiner der Winkel zur Senkrechten ist, umso größer ist der Messeffekt.
Der erfindungsgemäße Sensor kann Anästhesiegaskonzentrationen im Volumen-%-Bereich und darunter quantitativ messen, z.B.

Sevofluran 0,1 - 8 vol-%;

Isofluran 0,2 - 2 vol-%,

Enfluran 0,2 - 5 vol-%,

Desfluran 2 -18 vol-% und

Halothan 0,3 - 1,5 vol-%.

und wird nicht, wie z.B. bei halbleiterbasierten Widerstands-Sensoren, durch variierende Sauerstoffkonzentrationen beeinflusst, hat einen sehr geringen Stromverbrauch und kann auch nach Einwirken sehr hoher Analytkonzentrationen (z.B. nach einem Filterwechsel) schnell wieder regeneriert werden.
Kombiniert man verschiedene CCFET-Sensoren miteinander in einem Array und verrechnet die jeweiligen Messergebnisse, so können die jeweiligen Analyten auch identifiziert werden, insofern man alle relevanten und möglichen Inhaltsstoffe kennt und dies in der Kalibrierung des Sensor-Arrays berücksichtigt hat. Hiermit ist es z.B. möglich zu identifizieren, ob das gewünschte Anästhesiegas gerade auch tatsächlich eingesetzt wird. Eine solche Detektion gewährt zusätzliche Sicherheit.
Ist für den Filter kein Indikator im Einsatz, der das voraussichtliche Ende der Filterwirkung („end-of-service-life“-Indikator) anzeigt, können im medizinischen Umfeld potentiell vorhandene flüchtige Stoffe bei Filterdurchbruch den Sensor beaufschlagen. Solche unerwünschten Gase können zum Beispiel sein: Formaldehyd, Methanol, Ethanol, Isopropanol, m-Xylol, Methylmethacrylat, Wasserstoffperoxid, Ethylenoxid, Kohlenstoffdioxid und Lachgas. Als Diffusionsschutz, damit diese Gase bei Nichtbetrieb den Sensor nicht kontaminieren, kann ein Rückschlagventil im Atemkreislauf vorgesehen werden.
Ergänzend oder alternativ kann der CCFET-Sensor vor Betrieb thermisch gereinigt werden. Dazu genügt ein Aufheizen der Rezeptorschicht auf mindestens 70°C über wenige Minuten (z.B. 1 bis 5 Min). Liegen schwerflüchtige Begleitstoffe vor, ist ein Ausheizen unter erniedrigtem Druck (z.B. bei unter 500 mbar, vorzugsweise unter 100 mbar), wie in der DE 102014000343 A1 beschrieben, hilfreich.
Die erfindungsgemäßen Sensoren können auch als Teil einer Filtererschöpfungsanzeige eingesetzt werden, womit eine optische und/oder akustische Anzeige verbunden werden kann, die anzeigt, wann die Filterkapazität erschöpft ist und der Filter ausgetauscht werden muss.
Die Erfindung wird weiterhin durch nachfolgende Figuren beispielhaft erläutert. Es zeigen:

1 den konzeptionellen Aufbau eines Narkosegerätes in der Form eines Kreisatemsystems;
2 schematisch den Aufbau bekannter SG-FET Sensoren;
3 schematisch den Aufbau der erfindungsgemäßen CCFET - Sensoren;
4 die Ladungsverteilung von Halothan;
5 Bildung einer elektrischen Doppelschicht durch gleichgesinnt-gerichtete Adsorption von Halothan in einem CCFET Sensor;
6 Wechselwirkung von Sevofluran mit einer positive Ladungsschwerpunkte aufweisenden Oberfläche (mit Vergrößerung der Molekülstruktur);
7 Ansprechzeit und Erholzeit eines 0,5 Vol.%-Isofluran-Signals an einer Titannitrid-Schicht
8 Signale verschiedener Sevofluran-Konzentrationen an einer Titannitrid-Schicht
9 Kalibierkurve von Sevofluran für einen CCFET-Sensor mit Titannitrid-Schicht
10 Aufbau einer Filtererschöpfungsanzeige mit CCFET-Sensor
11 Detektion eines Filterdurchbruchs mit einem CCFET-Sensor.

In der 1 ist das Prinzip eines Kreisatemsystems mit Narkosegerät dargestellt, wobei die wesentlichen Bestandteile die Richtungsventile (Inspirationsventil 25, Expirationsventil 22, der CO_2-Absorber 26, der Atembeutel 27, das Auslassventil 21, das als Überdruckventil ausgebildet ist, Faltschläuche und das Y-Stück 23 sind. Soweit keine gebäudeinterne Gasabzugsanlage vorhanden ist, wird i.d.R. ein Gasauslassfilter 20 eingesetzt, der zumindest das Anästhesiegas bindet. Dazu kommen der Anästhesiemittelverdunster 28. Über ein gasflaschenbasiertes Hochdrucksystem werden die Trägergase 30, z.B. Lachgas, Sauerstoff und/oder Druckluft) zur Verfügung gestellt. Mit Hilfe von Flowmetern (29) wird das jeweilige Trägergasgemisch in Abhängigkeit von der entsprechenden Anästhesieaufgabe des Patienten eingestellt. Das Trägergasgemisch (30) wird durch den Anästhesiemittelverdunster (28) geleitet und so mit einem Narkosegas vermischt. Die Verdunster sind kalibriert (z.B. Temperatur, flow- und/oder druckkompensiert) und codiert für ein bestimmtes Anästhetikum. Die hier relevante Konzentration zur Narkotisierung eines Probanden ist die sogenannte minimale alveoläre Konzentration (MAC).
Dabei ist 1 MAC die alveoläre Konzentration eines eingeatmeten Anästhesiegases in Volumen-%, das bei Abwesenheit anderer Anästhetika und im Äquilibrium, 50% der Patienten davon abhält, auf einen normalen chirurgischen Reiz mit Bewegung zu reagieren (DIN EN ISO 21647). Die adäquate Narkosetiefe liegt bei 1,2 bis 1,4 MAC. Dies führt letztendlich zu Anästhesiegaskonzentrationen von 1 bis 18 Volumen-%. Der Patient 24 atmet über das Y-Stück 23 und das Inspirationsventil 25 das jeweilige Trägergas 30 plus Narkosegasgemisch 28 ein. Beim darauffolgenden Ausatmen gelangt die Ausatemluft über das Expirationsventil 22 in den Kreislauf und schließlich in den CO₂-Adsorber 26. Dort reagiert das Kohlendioxid (CO₂) mit z.B. Calciumhydroxid zu Calciumcarbonat und Wasser und wird somit dem Gaskreislauf entzogen. Das vorhandene Anästhesiegasgemisch (Trägergas und Anästhesiegas/e) verlässt das Kreissystem über das Überdruckventil 21 und gelangt nach Durchströmen des Filters 20 in den Operationsraum bzw. über, eine Anästhesiegasfortleitung in die Abluft (nicht gezeigt). Anästhesiegas-Sensoren können sowohl innerhalb des Kreisatemsystems, z.B. im Y-Stück 23, aber auch außerhalb, z.B. nach dem Gasauslassfilter, installiert sein. Über das Auslassventil 21 gelangt überschüssige Atemluft und damit auch die Anästhesiegase ins Freie und damit in den Operationssaal. Um dies zu verhindern, wird zum Beispiel ein Aktivkohlefilter 20 zur Absorption der Anästhetikadämpfe verwendet. Der Filter ist ein Verbrauchsteil. Ist das Filter beladen, muss es ausgetauscht werden. Der Sensor der das Durchbrechen des Filters 20 anzeigen soll, wird stromabwärts direkt nach dem Filter 20 eingebaut.
Suspended Gate-Sensoren (SG-FET) nach dem Stand der Technik sind in 2 dargestellt. Dabei trägt das Substrat 1 eine Transistorwanne mit Drain 2 und Source 3 und einem Kanalbereich 4. Der Deckel 5 mit der Rezeptorschicht 6 ist durch einen Luftspalt 7 von der Transistorwanne getrennt. Kapazitativ sind die Oberfläche der Rezeptorschicht 6 und der Kanalbereich 4 miteinander gekoppelt. Über den Luftspalt 7 gelangt die zu untersuchende Luft an die Rezeptoroberfläche. Durch die Gasadsorption/Oberflächenreaktion der Analytmoleküle an der Rezeptorschicht 6 tritt in Abhängigkeit von ihrer Konzentration eine reversible Änderung der Austrittsarbeit auf. Diese Potentialdifferenz koppelt kapazitiv über den Luftspalt an die Kanaloberfläche und induziert Ladungen in die FET-Struktur.
Der Aufbau der erfindungsgemäßen CCFET-Sensoren (Capacitive-Coupled Field-Effect Transistor) wird schematisch anhand 3 erläutert. Der Kanalbereich 4 ist mit einer Gate-Elektrode 8 abgedeckt und innerhalb des Substrates 1 angeordnet. Die Gate-Elektrode 8 ist über eine elektrisch leitende Verbindung mit der Sensor-Elektrode 9 verbunden. Sensor-Elektrode 9 und Rezeptorschicht 6 sind durch die Isolationsschicht 10 getrennt. Zwischen Sensor-Elektrode 9 und Rezeptorschicht 6 liegt der Luftspalt, der von dem Analytgas durchströmt wird.
Das Substrat 1 besteht aus reinem, undotierten Silizium (intrinsischem Silizium) oder leicht dotiertem Silizium. Darin eingebettet ist ein Transistor aus elektrisch isolierter n-dotierter Wanne (Substrat 11), in der die aus p-dotiertem Silizium bestehende Drain 2 und Source 3 angeordnet sind, die damit leitend ausgebildet sind. In dem Substrat 11 bildet sich zwischen Drain 2 und Source 3 ein Kanalbereich 4 aus, der wiederum ein p-dotiertes Gate 8 trägt. Dieses ist wiederum elektrisch mit einer Sensorelektrode 9 aus Edelmetall (z.B. Platin oder Palladium) verbunden, die in einer Isolatorschicht 10 eingebunden ist. Oberhalb der Sensorelektrode 9 ist eine Trägerschicht 5 dicht mit der Isolatorschicht 10 verbunden. Die Trägerschicht 5 trägt eine gassensitive Rezeptorschicht 6 derart, dass sich zwischen Rezeptorschicht 6 und Sensorelektrode 9 ein Luftspalt 7 bildet. Dabei beträgt der Abstand zwischen der Rezeptorschicht 6 und der Sensorelektrode 9 weniger als 50 µm, bevorzugt zwischen 5 und 20 µm und besonders bevorzugt zwischen 10 und 12 µm.
Liegt an Gate 8 eine im Vergleich zur Source 3 negative Spannung an, so engt das entstehende elektrische Feld die Beweglichkeit der zwischen Drain 2 und Source 3 fließenden Elektronen ein: der Kanal 4 wird enger und damit der Widerstand größer. Dieser Feldeffekttransistor kann als Sensor genutzt werden, wenn eine zu messende Größe - und hier interessiert die Konzentration eines Stoffes in dem Luftspalt - einen Steuerungsparameter des Transistors beeinflusst. Dieser Steuerungsparameter ist das Potential zwischen der Sensorelektrode 9 und der Rezeptorschicht 6.
Gelangen zu detektierende Moleküle durch Diffusion in den Luftspalt 7, so wechselwirken sie mit den Oberflächen 6 und 9. Die Rezeptorschicht 6 soll idealerweise viel stärker mit den Stoffmolekülen wechselwirken, so dass sich eine Anreicherung der Stoffmoleküle an der Oberfläche 6 ergibt. Dies wird erreicht, indem man insbesondere Coulombsche Wechselwirkungskräfte, also Kräfte zwischen positiven und negativen Partialladungen, ausnutzt.
Die Ladungsverteilung von Halothan ist in 4 dargestellt. Die Fluoratome tragen den größten Teil der negativen Ladung, während das C-Atom der Trifluormethylgruppe den positiven Ladungsschwerpunkt trägt. Die CHBrCl-Gruppe ist relativ dazu neutral.
Die in 5 im Luftspalt 7 vorhandenen Analytmoleküle verteilen sich zwischen der Gasphase und den beiden Oberflächen 6 und 9. Gelingt es, durch richtige Ausgestaltung der Oberfläche 6 die Analytmoleküle so an die Oberfläche zu binden, dass sie sich gleichgerichtet anordnen, in dem Halothan-Beispiel also alle Trifluormethylgruppen von der Sensor-Elektrode 9 wegzeigen, dann bildet sich eine elektrische Doppelschicht (ähnlich der Helmholtzschen Doppelschicht bei elektrochemischen Sensoren) aus. Diese Situation kann als Reihenschaltung zweier Kondensatoren C_L und C_DS betrachtet werden. C_L beschreibt die Kapazität über die Luftschicht und C_DS die Kapazität der Analytbedeckung und der Rezeptorschicht 6. Eine Gesamtkapazität C_ges läßt sich nach: $C_{ges} = C_{DS} * C_{L} / (C_{DS} + C_{L})$
berechnen. Für die Sensorempfindlichkeit wichtig ist eine möglichst geringe C_ges. Da C_L durch den Abstand von Sensor-Elektrode 9 und Analyt-Doppelschicht relativ klein ist, muss C_DS möglichst groß gewählt werden.
C_DS wird dann groß, wenn (nach C_DS = ε_o * ε_r * A/d; mit ε_o als elektrische Feldkonstante des Vakuums, ε_r als relative Permittivität und A als Elektrodenoberfläche; alle drei Parameter sind hier konstant) der Abstand d zwischen Analyt-Doppelschicht und Rezeptorschicht 6 möglichst klein wird. Minimale Abstände d werden dann erreicht, wenn Analytmoleküle direkt an der Rezeptorschicht 6 adsorbieren. Dann liegt d im Angström-Bereich.
Neben einem möglichst kleinen Abstand d ist insbesondere die gleichsinnige, gerichtete Anordnung der Analytmoleküle wichtig, damit sich die elektrische Doppelschicht ausbilden kann. Hierfür können geeignete Oberflächen sorgen.
Die hier relevanten Analyt-Oberflächen-Wechselwirkungen sind elektrostatische Wechselwirkungen. Die hier betrachteten Anästhetika wirken aufgrund ihrer hohen Elektronendichte als Lewis-Basen. Dies impliziert für eine effektive Wechselwirkung das Vorhandensein von Lewis-Säuren an der Oberfläche der Elektrode (z.B. 6). Eine geeignete Lewis-Säure ist zum Beispiel das Ti⁺-Kation (entsteht z.B. durch einen Defekt in einer Titannitrid-Schicht) oder auch das Cu²⁺-Kation in Cu-Phthalocyanin-Oberflächen.
Ein Sensor entsprechend der 3, mit Titannitrid als Rezeptorschicht 6, reagiert zum Beispiel mit Sevofluran mit einer Ansprechzeit von t₉₀ = 7 Sekunden sowie einer Erholzeit von t₁₀ = 9 Sekunden. Dies ist in 7 dargestellt. Die Ansprech- und Erholzeiten der anderen Anästhetika liegen in gleichen Größenordnungen.
In 8 sind die Sensorantworten auf verschiedene Konzentrationen in einem Bereich von 0,05 Volumen-% bis 8 Volumen-% Sevofluran dargestellt.
Die dazugehörige Kalibrierkurve ist in 9 dargestellt. Sie folgt der LangmuirFunktion S = K*q_max*c / (1+K*c). K ist eine analytspezifische Konstante und q_max ist ein Maß für die vollständige Bedeckung der Sensoroberfläche. Auch alle anderen Anästhesiegase folgen der Langmuirfunktion, allerdings mit Unterschieden bei K und q_max.
In 10 ist der konzeptionelle Aufbau einer Filtererschöpfungsanzeige dargestellt. Die überschüssige Kreissystemluft wird durch den Filter geleitet. Dabei werden die Anästhesiegase absorbiert. Zu Beginn der Filterbeaufschlagung (mehrere Stunden) detektiert der Sensor nur die leichtflüchtigen, den Filter durchströmenden Trägergasbestandteile wie Sauerstoff und ggfs. Lachgas sowie Stickstoff und Luftfeuchte. Ist die Aufnahmekapazität des Filters erschöpft, steigt die Konzentration an Anästhesiegasen direkt hinter dem Filter, der Filter bricht durch und das Anästhesiegas wird aufgrund der Ausbildung einer Doppelschicht identifiziert. Die Kennziffer 31 stellt die elektronischen Warnungsmelder dar, die 32 steht für das Rückschlagventil, Bezugsziffer 33 steht für den Kreissystemauslass, die 34 steht für den CCFET-Sensor und Kennziffer 35 steht für die gefilterte Luft.
In 11 ist eine typische Durchbruchskurve eines Anästhesiefilters dargestellt. Die Bezugsziffer 36 steht für den Filterdurchbruch.

Claims

Verwendung eines Gassensors nach Art eines CCFET - Sensors zur quantitativen Bestimmung zumindest eines Anästhesiegases aus der Gruppe Desfluran, Sevofluran, Isofluran, Enfluran oder Halothan wobei der Gassensor eine Drain 2 und eine Source 3 mit dazwischenliegendem Kanalbereich 4 aufweist, wobei der Kanalbereich 4 mit einer Gate-Elektrode 8 räumlich in Verbindung steht und zumindest Drain 2, Source 3 und Kanalbereich 4 innerhalb eines Substrates 1 angeordnet sind, wobei die Gate-Elektrode 8 elektrisch leitend mit einer Sensor-Elektrode 9 verbunden ist und sich zwischen Sensor-Elektrode 9 und Rezeptorschicht 6 ein Luftspalt aufspannt, und Sensor-Elektrode 9 und Rezeptorschicht 6 anderweitig durch eine Isolationsschicht 10 getrennt sind, wobei der Luftspalt von einem Analytgas durchströmt wird, wobei das Analytgas ein Anästhesiegas ist und die Rezeptorschicht positive Ladungsschwerpunkte enthält.
Verwendung nach Anspruch 1, wobei die Rezeptorschicht des Gassensors elektrisch leitend ausgebildet ist und reine oder Gemische von weichen Lewis-Säuren enthält, insbesondere Ti⁺, Ni²⁺, Pd²⁺, Pt²⁺, Cu⁺, Cu²⁺, Ag⁺, Au⁺, Zn²⁺, Cd²⁺, Hg²⁺, In³⁺, TI³⁺, Ge²⁺, Sn²⁺ und/oder Pb²⁺.
Verwendung nach Anspruch 1, wobei die Rezeptorschicht Titannitrid und Titan⁺-Kationen aufweist oder daraus besteht.
Verwendung nach Anspruch 1, wobei die Rezeptorschicht Kupferphthalocyanin aufweist oder daraus besteht.
Verwendung eines Gassensor entsprechend zumindest einem der Ansprüche 1 bis 4, wobei die Verwendung in einem Atemkreislauf-System erfolgt, welches eine Quelle für ein Trägergas und ein Anästhesiegas aufweist.
Verwendung nach Anspruch 5, wobei der Gassensor innerhalb des Atemkreislauf-Systems eines Anästhesiegerätes angeordnet ist, um die Konzentration des Anästhesiegase quantitativ zu bestimmen, wie das Anästhesiegas dem Patienten zugeführt wird.
Verwendung nach Anspruch 5, wobei der Atemkreislauf einen Ausgang aufweist zum Austritt von zumindest Trägergas und Anästhesiegas, wobei das Anästhesiegas am Ausgang durch einen Anästhesiegas-Filter geleitet wird und stromabwärts vom Anästhesiegas-Filter der Gassensor angeordnet ist.
Verwendung nach Anspruch 6, wobei bei Erreichen eines definierten Schwellenwertes eine optische und/oder akustische Information kommuniziert wird, die anzeigt, dass der Anästhesiegas-Filter auszutauschen ist, und die Information vorzugsweise drahtlos auf einen Empfänger übertragen wird.
Verwendung nach Anspruch 7 oder 8, wobei der Gassensor zwischen Anästhesiegas-Filter und einem Rückschlagventil angeordnet ist.
Verwendung nach zumindest einem der Ansprüche 5 bis 9, wobei mehrere Gassensoren mit unterschiedlicher Rezeptorschicht nach einem der Ansprüche 1 bis 5 vorgesehen und so angeordnet sind, dass diese in Parallel-Schaltung vom Anästhesiegas durchströmt werden.
Verwendung nach zumindest einem der Ansprüche 5 bis 10, wobei der Gassensor ein Heizelement aufweist oder von diesem umgeben ist, um zumindest die Rezeptorschicht 6 und ggf. zumindest auch die Sensor-Elektrode 8 vor einer Messung oder zur Regeneration zwischen zwei Messungen zu erhitzen, vorzugsweise für eine Zeit Δt_H von 10 Sekunden bis 10 Minuten auf eine Temperatur T von 60°C und 120°C.