专利名称：带有阻抗传感器的伤口敷料的制作方法带有阻抗传感器的伤口敷料本发明涉及传感器。具体地，本发明涉及用于确定伤口状态的传感器。能够监测伤口状态例如检查伤口的愈合速率和/或确定伤口敷料或治疗是否得到最佳布置是有用的。已经建议用于监测伤口的传感器监测多种参数包括PH、温度、组织闭合、感染、愈合的生物标记物、酶和湿度。实践中由于难以创造可以留在伤口上或在伤口敷料中而不引起对愈合过程干扰的由无毒性、可灭菌材料制成的经济的传感器，在临床中对于活的患者几乎什么都还没有证明。测量在伤口到敷料界面处或在伤口敷料中的湿度是重要的。这是因为在伤口中维持恰当水平的湿度对于防止伤口变得过湿或过干可以是重要的。在多数伤口中最佳愈合只发生在湿润(moist)条件下。湿(wet)的伤口浸软并且组织进一步破坏。如果其是大的区域干的伤口不能很好愈合或者它们愈合但是常常粘附到伤口敷料从而在去除敷料时引起疼痛和损伤。伤口监测通常是困难的，因为其可能需要去除伤口敷料，去除伤口敷料会影响愈合。伤口监测传感器是可用的，但是这些可能是有问题的，因为这种传感器可能使用干扰或刺激伤口的材料。已经建议采用绝缘材料上的图案形式的阵列传感器。然而，实践中，这些封闭伤口并且引起皮肤浸软。同样，一些类型的传感器粘附到伤口，当将它们去除时会导致伤口损伤。一些传感器通过干扰湿度控制也干扰伤口的愈合，而一些在伤口环境中只具有有限的寿命并且被渗出物、血液或其他伤口物质影响。同样，已经证明迄今为止难以提供这样的用于临床领域的湿度传感器，其可以将存在于伤口敷料中的湿度量化为湿度量度诸如干(dry)-湿润(moist)-湿(wet)，从而允许临床医生在不除去敷料的情况下对更换敷料作出决定。EP 0，403，608 A描述了用于伤口敷料的传感器，所述传感器包括温度敏感变色材料。因为血流的改变和伤口感染可以改变温度，所以如果可以找到稳定并且无毒的材料并使其成形以致保持与皮肤接触这可以具有一些实用性。DE 4014572 Al描述了用于感应绷带中血流的湿度系统。这将用于探测湿度的直流电阻测量与用于探测血液特征颜色的光学传感器结合。然而，直流测量可以引起电极的电化学和溶解从而引起伤口附近新化学品的形成，或者释放电极的组分，从而引入可能的毒性作用并从其自然条件改变伤口愈合环境。同样，伤口渗出物离子含量和离子迁移的变化使得直流电阻非常可变。例如在仍然湿润的稠渗出液中可以出现非常高的直流电阻其将不触发阈值湿度。JP 2002-224093描述了用于尿布中湿度探测的印制(printed)传感器。所描述的传感器通过该传感器自身固有电容的变化探测湿度。它被这样构造以致该传感器电极的静电场在出现水分的情况下改变从而引入阻抗的局部变化，阻抗的局部变化是对该传感器电容的基本变化。在感应电极之间总是存在完全绝缘层从而提供固定的干电容和已知的静电场。虽然引入的阻抗变化相对小并且不是定量的但是给阵列中的每个传感器设置阈值允许探测未定量水平湿度的扩散。此设备探测跨越传感器阵列的“湿”或“不湿”模式。JP四57沈描述了在固定层中捕获尿液并指示出现水分的湿度传感器。它不适于接触伤口因为它被设计成在处于吸水层中的由不透水外部屏障保护的电极间捕获液体。据说这用于尿布因为它将总是捕获液体并因此该设备将总是显示何时排尿已经发生即使它稍早于该设备被读取。不产生尿布中湿度的定量或随时间的监测。JP 2004 85277A描述了这样的湿度传感器，所述湿度传感器只适用于在敷料或绷带的外层使用并且需要由其中带有洞的不透湿材料覆盖。所述不透湿材料被设计成保护传感器电极间的有效电容器，所述有效电容器在水分进入所述洞或设备中的透水层时将改变电容。该设备将不能用于伤口敷料因为保护传感器的不透湿屏障将捕获伤口渗出液并且引起皮肤的浸软。同样地此设备探测湿或干，但是不具有探测湿度的不同量的能力。W02004/049937和W029092616A描述了可以用于电刺激伤口组织或测量伤口组织阻抗的矩形电极阵列。测量电极由阻挡层诸如干透的非传导水凝胶彼此隔开。在使用中， 刺激电极的传导部分经由暴露的传导电极上的水凝胶片(patch)直接与伤口组织接触。因此，它们被设计成与组织电相连而不测量伤口上方或电极之间局部位点的湿度。实践中，使得所述电极干在愈合组织中并且粘住愈合的细胞层。去除该设备与伤口敷料将去除愈合的皮肤。将水凝胶应用于电极几乎不减轻该问题因为这也将在愈合过程期间干透。FR 2682487描述了这样的单片电极，所述单片电极实际上是可以应用于活组织用于递送电压或电流从而刺激该组织的传导网孔(mesh)。它专门为用于使心脏去纤颤的相对高的电压和电流设计并且预定为直接放置在心脏组织上。这种传导网孔将与组织、血液和水分都随机接触并且与活的组织接触，将具有根据在所述组织附近或所述组织上移动的蛋白和细胞变化的随机自阻抗。因此它不适于只监测伤口敷料中的湿度并且不可能非常适于将电治疗递送到正在愈合的伤口。如果在局部区域上需要局部阻抗测量，该传感器的构造使其不适于用作“成对电极”。US 4，611，604描述了在心脏起搏器中用作返回或被动电极的电极。该电极是覆盖有多孔材料的金属并且具有高的双层电容。该电极的多孔层覆盖层(coating)是传导性的并且是氮化物、碳化物或一些这样的相等物。因此，多孔层是电极的部分并且与它电相连。US 4，603，704描述了这种高双层电容系统在用于电压刺激的单独电极中的进一步发展。US 4，573，480描述了用于在心脏起搏器中使用的另一种电极布置。此具有给予它柔性但不可以让体液进入的孔隙度。这在绝缘环境中是有用的但是不适于作为湿度传感器的覆盖层。其他已经将电极形状与绝缘覆盖层结合，所述绝缘覆盖层包括诸如在US 5，466，252中的柔性外层。此类型的设备对于用于心脏刺激的可植入、绝缘电极也是有用的，但是对于在伤口敷料中的局部湿度监测没有用。W0099644A2描述了交流阻抗和频率选择在量化伤口敷料内或伤口界面处的湿度水平中的用途。可以随时间定量地监测湿度水平。这允许随时间监测渗出物流动以及监测在不同位置的敷料表现和水化。尽管已知多种组织传感器和电极，在可以接触不论是健康的、损伤的或患病的皮肤的监视设备中必须小心，从而(a)所述设备不引起更多的局部组织损伤并且(b)所述设备正确地监测在医疗上或护理上所关心的参数。发明概述根据本发明的第一方面，提供伤口传感器，所述伤口传感器包括至少一个电极和接近至少部分所述电极的不粘附多孔层。本发明提供这样的湿度传感器，所述湿度传感器能够在伤口敷料中给伤口表面处或所述伤口敷料内的湿度水平评级而不干扰愈合过程。所述传感器在愈合期间能够长时间放置在所述敷料中。本文中使用的不粘附被定义为适应于抵抗对伤口或愈合组织的粘附。所述多孔层可以是医用表面、材料或覆盖层，诸如生物相容的和/或非刺激性表面、材料或覆盖层。所述传感器可以包括两个或更多个电极。所述至少一个电极可以放置在基底上。 所述基底可以是不粘附基底。所述基底可以是电绝缘基底。所述基底可以适应于保证正在愈合伤口的最小封闭，允许水分从伤口转移至其周围。所述不粘附多孔层可以邻近至少部分所述电极。可以这样布置所述传感器以致， 在使用中，所述不粘附多孔层被设置在相对基底而言所述电极的对侧面上。所述不粘附多孔层可以包含硅酮，例如不粘附多孔硅酮覆盖层。所述硅酮覆盖层可以有利地抵抗伤口粘附。所述不粘附多孔层可以包括纤维素材料，诸如编结的(knitted)的粘胶或醋酸盐不粘附伤口接触材料。所述不粘附多孔层的厚度范围可以是从μ m到毫米并且优选在50 500 μ m的范围内。所述不粘附多孔层可以具有μ m到mm的孔径，并且有利地是20 500 μ m。所述不粘附多孔层可以引入可以认为是小体积电化学室的元件，其中流入伤口渗出物，使其与伤口表面分开从而准确测量它的电性质。重要地具有不粘附多孔层的无菌传感器在伤口敷料的有效期内可以留在原位同时最小化对伤口愈合的任何有害影响。所述不粘附多孔层可以包括单层。所述单层可以覆盖电极。所述单层可以覆盖电极，而不直接与电极物理相连。所述单层可以是单层织物。所述单层可以由一种或多种材料制造。可以这样布置所述传感器以致，在使用中，所述不粘附多孔层朝向伤口定位和/ 或所述基底离开伤口定位。所述电极可以包括用于进行电测量的感应表面。所述感应表面可以邻近所述不粘附多孔层。所述至少一个电极可以包括用于将电信号传送到控制器或从控制器传送电信号的信号传送部分。所述传感器可以包括用于与控制器连接的至少一个接触点。所述电极可以包含生物相容材料。所述电极包含银和/或含银的化合物，诸如氯化银。所述电极可以是银/氯化银电极。所述电极可以包含金属和/或含金属的化合物诸如金、钼和/或其化合物和/或碳质材料，诸如石墨。所述电极可以至少部分由导电墨形成。所述电极可以包括导线。所述电极可以延长。通过具有细的、延长的电极，被电极覆盖的表面区域可以最小化，从而减小对伤口敷料正常功能和/或伤口愈合的干扰。所述电极可以与导线连接。所述连接可以包括导电的环氧树脂和/或焊料，可以将其布置成在使用中不与伤口接触。所述传感器可以进一步包含电绝缘层。可以将至少部分的电极设置在基底和绝缘层之间。可以将所述电极的至少部分的信号传送部分设置在基底和绝缘层之间。所述绝缘层可以在所述电极的信号传送部分周围粘合到所述基底和/或与所述基底压在一起和/或与所述基底整合。可以这样布置所述绝缘层以致所述感应表面不被所述绝缘层覆盖。所述基底和/或绝缘层可以包括批准可用于伤口接触的生物相容的、柔性聚合物膜。所述基底和/或绝缘层可以包括聚烯烃膜，诸如聚乙烯膜。聚乙烯膜可以是低密度聚乙烯膜。所述基底和/或绝缘层可以至少部分涂有粘合剂，所述粘合剂可以是丙烯酸粘合齐U。合适基底和/或绝缘层材料的实例是kapa(RTM)Bioflex (RTM) RX607P。所述基底可以包括粘合在一起的两层聚烯烃膜。所述基底的厚度可以是0. 075mm 1mm。可以将所述传感器布置成与伤口敷料一起使用和/或是部分伤口敷料。可以这样布置所述传感器以致，在使用中，所述基底面朝伤口敷料，同时不粘附多孔层和所述电极暴露的感应表面面朝伤口。可以将所述感应表面布置成对伤口进行电刺激。根据本发明的第二方面，提供包含所述第一方面的传感器的伤口敷料。可以将所述传感器布置成这样以致所述基底朝向伤口敷料定位而不粘附多孔层定位在离开伤口敷料处。可以将所述伤口敷料布置成这样以致，在使用中，不粘附多孔层和电极暴露的感应表面朝向伤口。根据本发明的第三方面，提供包含所述第一方面的传感器和控制器的系统。可以将所述控制器布置成用于确定阻抗并且优选地，布置成使用所述传感器进行交流阻抗谱。所述控制器可以包括处理器和/或存储器。所述控制器可以适应于储存查阅表，从而根据阻抗的确定确定伤口状态。可以将所述控制器布置成显示伤口敷料的状态。可以将所述控制器布置成使用一个或多个交流阻抗测量值的实部和/或虚部确定伤口状态。可以将所述控制器布置成基于交流阻抗测量值确定伤口渗出物的粘度和/或确定伤口是否变得感染。例如，在正在干燥的伤口中阻抗的电抗分量的某些方面在存在粘性渗出液的情况下可以改变。可以将所述控制器布置成将电信号施加于所述电极从而对伤口进行电刺激。可以将所述控制器布置成施用μ A mA级别的电流。可以将所述控制器布置成施用5 200mV的电压。可以将所述控制器布置成施用0. 1 IOOkHz的频率。典型地伤口传感器/敷料在原位保留一至七天。取决于需要的信息可以每天、每两小时或连续进行测量。根据本发明的第四方面，提供确定伤口状态的方法，所述方法包括提供第一方面的传感器以及使用所述传感器确定阻抗。所述方法可以包括使用交流阻抗谱确定阻抗。所述方法可以包括使用所述传感器确定实部和/或虚数阻抗组分。所述方法可以包括使用确定的阻抗，并且优选地使用至少一个交流阻抗测量值的确定的实部和/或虚部，从而确定伤口状态，诸如出现的湿度水平和/或来自伤口的渗出液的粘度和/或伤口是否变得感染。本发明是这样的以致所述传感器在愈合期间可以保留在原位。可以遵循伤口的持续时间或时间相关的愈合。例如，因为伤口界面处的湿度是重要的，所述传感器和阻抗方法可以作为一次性测量使用从而检查湿度状态(或需要更换敷料)或可以使用所述系统从而间断地或连续地跟踪当其愈合时伤口的湿度进程。因此可以进行与湿度变化率诸如每天的湿度变化相关的具体干预，其只有通过能够长期保留在愈合区域而不扰乱愈合过程的传感器才可能。可以根据伤口类型以最佳实践进行特异性的此类干预，即与褥疮相比下肢静脉性溃疡的理想的湿度/愈合特征可以是不同的。所述方法可以包括将所述传感器这样放置在伤口上以致所述不粘附多孔层朝向伤口，以致所述不粘附多孔层定位于电极和伤口之间。可以将所述控制器布置成在选定的频率或在频率范围中测量交流阻抗。可以将所述控制器布置成测量电性质诸如交流阻抗或施加对伤口的电刺激。根据第五方面，提供制造传感器的方法，所述方法包括提供至少一个电极和邻近至少部分所述电极的不粘附多孔层。所述方法可以包括提供至少邻近电极的感应表面的不粘附多孔层。所述电极可以是第一方面的电极。可以将电极设置在基底上。可以将至少部分的电极定位于基底和绝缘层之间。所述方法可以包括将绝缘层和/或至少部分的电极和/或基底附着到不粘附多孔层。不粘附多孔层可以被粘合附着。可以使用医疗设备粘合剂粘合附着所述不粘附多孔层，所述粘合剂可以包括丙烯酸酯粘合剂诸如氰基丙烯酸酯粘合剂，例如，包含氰基丙烯酸乙酯的粘合剂。所述多孔层的粘合可以由非连续粘合剂层优选地由粘合点(spot)提供。所述方法可以包括在至少部分的基底上提供成图案的(patterned)墨层；并且处理成图案的墨(ink)从而形成至少一个电极。所述墨(ink)可以包含至少一种金属物质和或金属盐。所述墨可以包含银、金、钼和/或碳，诸如石墨，和/或其化合物。所述墨可以是银/氯化银墨。所述处理可以包括固化墨。所述处理可以包括在阈值温度以上将所述墨加热阈值时间从而形成至少一个电极。固化的其他方法可以适于其他墨和聚合物诸如UV固化。可以通过丝网印刷施加墨图案。可以通过凹版印刷、反转(reverse)凹版印刷、刮墨刀(doctor blade)、喷墨打印和/或柔性版(flexographic)印刷施加墨图案。所述方法可以包括将绝缘层施用于至少部分的电极和/或基底。所述方法可以包括使部分的电极不被绝缘层覆盖。未覆盖的电极部分可以包括感应表面。可以通过粘接施用所述绝缘层。可以使用丙烯酸粘合剂施用所述绝缘层。所述方法可以包括除去多余的基底和/或绝缘层。以此，传感器可以提供最小表面积以致使对伤口愈合过程的干扰最小化并且使妨碍伤口液诸如渗出物和/或血液从伤口流到伤口敷料或外表面的屏障最小化。附图简述现在将根据附图仅通过示例方式描述本发明的不同方面，其中图1是伤口传感器的示意图；图2是图1的传感器的分解图；图3是作为制备图1的传感器的方法的部分，施用绝缘覆盖的示意图；图4是图1的传感器的电极布置的示意图；图5是修剪掉多余材料后的部分装配的图1的传感器的示意图；图6是示意图，其显示作为图1的传感器的制造的部分的不粘附多孔层的附着；图7显示附着到控制器的图1的传感器，以及图8显示在两个愈合阶段敷以本发明的伤口敷料的伤口。附图详述图1显示传感器15，传感器15在由电绝缘材料制成的基底15上包含两个电极 IOaUOb,电极10a、10b由单层不粘附多孔材料25覆盖。电极10a、IOb是丝网印刷的银/ 氯化银电极，其具有天然的抗菌功能并且可以阻止蛋白粘附和微生物生长。图2至5更详细地显示电极10a、10b。每个具有感应表面30a、30b，信号传送部分 35a,35b以及被布置成与控制器连接的接触点40a、40b。感应表面30a、30b被布置成用于获得电测量，同时信号传送部分35a、3^被布置成在感应表面30a、30b和接触点40a、40b 之间传送信号。使用医用级别的粘合剂将绝缘层20固定到基底15。电极10a、10b的信号传送部分35a、3^夹在绝缘层20和基底15之间。绝缘层20在电极10a、IOb的信号传送部分35a、 3 周围结合到基底15。绝缘层20的尺寸是这样的以致它基本覆盖信号传送部分35a、35b， 但是使感应表面30a、30b和接触点40a、40b暴露。以此，只有所述电极的成对的、局部感应表面区域30a、30b暴露于伤口。此允许进行局部的、控制的和可复制的测量。电极10a、10b的表面积被最小化并且所述电极采用伸长的电极布置的形式。基底 15和绝缘层20被修剪以靠近电极10a、10b,如在图5中所示，以致传感器5长且薄。以此， 对来自伤口的液流的阻碍被最小化。在一个实施方案中，电极10a、10b采用微电极的形式。 然而，对于其他应用，0. Imm IOcm的传感器5的尺寸是足够的。不粘附多孔层25覆盖在电极布置上，并且尤其覆盖在感应表面30a、30b上。此层 25可以由任何合适材料诸如包有不粘附硅酮的纤维素制作。使用点状(spotted)粘合剂附着通过医用级别的氰基丙烯酸乙酯粘合剂将不粘附多孔层25附着到绝缘层20。通过用层25覆盖感应表面30a、30b，这避免与伤口直接物理接触，而与此同时允许伤口液或敷料液当它从伤口流入或漏入多孔层25中时到达接点30a、30b。通过具有接近接点30a、30b的多孔层25，在感应区域附近提供局部的、固定体积环境。这有助于保证与电极10a、10b的感应表面30a、30b接触的伤口液层在湿的、湿润的或干的伤口中具有不变的厚度。这改善了伤口液电测量的一致性，同时仍然允许伤口液的交换从而提供伤口状态的可靠读数。多孔层25允许离子和代谢物的扩散，从而即使在不同敷料类型的情况中伤口液成分的逐渐变化，或伤口的逐渐消失和干燥可以给出一致的结果。实际上，多孔层25为进行测量提供一致的体积边界。因为在存在液体的情况下优选的电流通路总是经过有限的体积，所以所述感应表面有效地包含在由多孔层限定的测量室内，由此改善测量一致性。此体积恒定的测量布置对于通过电阻抗研究进行的伤口表征是有利的，尤其是通过交流阻抗进行的表征。在使用中，传感器5被放置在伤口上其中多孔层25面向伤口而基底15的朝向离开伤口。控制器45与电极10a、IOb的接触点40a、40b相连，如在图7中所示。控制器45 被布置成使用传感器5的电极10a、10b进行交流阻抗测量。控制器45进一步适应于计算如使用传感器5的电极10a、10b测量的阻抗的实部和虚部。控制器45被设置成具有处理器和存储器(未示)。所述存储器被布置成存储查阅表。所述查阅表记录如经由传感器5 通过控制器45测量的相应伤口状态的阻抗的实数和虚数值。控制器45被布置成将电信号施用于所述电极从而对伤口进行电刺激。控制器45 可以被布置成施用μ A mA级别的电流。所述控制器可以被布置成施用5 200mV的电压和0.1 IOOkHz范围的频率。典型地所述伤口传感器/敷料在原位保持一至七天。取决于需要的信息，可以每天、每两个小时或连续地进行测量。当完全干燥时，如在电极10a、10b之间测量的阻抗趋向于开路值并且交流阻抗的系数通常足够对此进行显示。当完全湿时，控制器45测量电极10a、10b之间的短路。短路和开路之间变化的阻抗值表示在两个电极10a、10b之间的电通路中的湿度的变化程度。随后通过将交流阻抗作为时间的函数测量，可以获得伤口敷料水化的时间测量。这又提供伤口愈合过程的指示。控制器45的处理器被布置成确定测量值阻抗值的实部和虚部并且将它们与储存在查阅表中的值比较。可以操作所述处理器检索与测量的阻抗相关的伤口状态并且将伤口状态提供给显示器50，从而允许操作者快速地确定伤口的状态。一些伤口状态及其相关阻抗详述于表1中。一种伤口传感器，其包含至少一个电极(10a、10b)和接近至少部分所述电极的不粘附多孔层(25)。