ES2149745T3 - Canal de inyeccion para un cateter de vasos sanguineos. - Google Patents
Canal de inyeccion para un cateter de vasos sanguineos.Info
- Publication number
- ES2149745T3 ES2149745T3 ES99104535T ES99104535T ES2149745T3 ES 2149745 T3 ES2149745 T3 ES 2149745T3 ES 99104535 T ES99104535 T ES 99104535T ES 99104535 T ES99104535 T ES 99104535T ES 2149745 T3 ES2149745 T3 ES 2149745T3
- Authority
- ES
- Spain
- Prior art keywords
- injection channel
- switch
- pressure
- injection
- flow
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Expired - Lifetime
Links
- 238000002347 injection Methods 0.000 title claims abstract description 92
- 239000007924 injection Substances 0.000 title claims abstract description 92
- 210000004204 blood vessel Anatomy 0.000 title claims abstract 5
- 238000005259 measurement Methods 0.000 claims abstract description 8
- 239000012530 fluid Substances 0.000 claims abstract description 7
- 238000000034 method Methods 0.000 claims abstract description 5
- 238000010790 dilution Methods 0.000 claims abstract description 3
- 239000012895 dilution Substances 0.000 claims abstract description 3
- 230000000004 hemodynamic effect Effects 0.000 claims abstract 2
- 235000014676 Phragmites communis Nutrition 0.000 claims description 49
- 239000007788 liquid Substances 0.000 claims description 31
- 239000012528 membrane Substances 0.000 claims description 24
- 239000008280 blood Substances 0.000 claims description 7
- 210000004369 blood Anatomy 0.000 claims description 7
- 230000005294 ferromagnetic effect Effects 0.000 claims description 6
- 230000004308 accommodation Effects 0.000 claims description 3
- 230000014759 maintenance of location Effects 0.000 claims 1
- 238000010438 heat treatment Methods 0.000 description 8
- 238000001514 detection method Methods 0.000 description 7
- 239000002184 metal Substances 0.000 description 7
- 238000006073 displacement reaction Methods 0.000 description 6
- 230000005291 magnetic effect Effects 0.000 description 6
- 230000000747 cardiac effect Effects 0.000 description 4
- 238000011084 recovery Methods 0.000 description 4
- 238000004088 simulation Methods 0.000 description 4
- 230000003068 static effect Effects 0.000 description 4
- 239000004020 conductor Substances 0.000 description 3
- 238000001816 cooling Methods 0.000 description 3
- 238000010586 diagram Methods 0.000 description 3
- 230000000284 resting effect Effects 0.000 description 3
- 239000011248 coating agent Substances 0.000 description 2
- 238000000576 coating method Methods 0.000 description 2
- 238000013480 data collection Methods 0.000 description 2
- 210000001105 femoral artery Anatomy 0.000 description 2
- 239000003302 ferromagnetic material Substances 0.000 description 2
- 239000000463 material Substances 0.000 description 2
- 230000002792 vascular Effects 0.000 description 2
- 208000028399 Critical Illness Diseases 0.000 description 1
- 230000004888 barrier function Effects 0.000 description 1
- 230000017531 blood circulation Effects 0.000 description 1
- 238000009529 body temperature measurement Methods 0.000 description 1
- 230000002425 cardiocirculatory effect Effects 0.000 description 1
- 230000003111 delayed effect Effects 0.000 description 1
- 230000000694 effects Effects 0.000 description 1
- 230000007613 environmental effect Effects 0.000 description 1
- 239000000696 magnetic material Substances 0.000 description 1
- 238000011070 membrane recovery Methods 0.000 description 1
- 230000000144 pharmacologic effect Effects 0.000 description 1
- 230000004088 pulmonary circulation Effects 0.000 description 1
- 238000011160 research Methods 0.000 description 1
- 210000005245 right atrium Anatomy 0.000 description 1
- 239000000243 solution Substances 0.000 description 1
- 238000001356 surgical procedure Methods 0.000 description 1
- 238000012546 transfer Methods 0.000 description 1
- 210000001631 vena cava inferior Anatomy 0.000 description 1
- 210000002620 vena cava superior Anatomy 0.000 description 1
Classifications
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/02—Detecting, measuring or recording pulse, heart rate, blood pressure or blood flow; Combined pulse/heart-rate/blood pressure determination; Evaluating a cardiovascular condition not otherwise provided for, e.g. using combinations of techniques provided for in this group with electrocardiography or electroauscultation; Heart catheters for measuring blood pressure
- A61B5/026—Measuring blood flow
- A61B5/0275—Measuring blood flow using tracers, e.g. dye dilution
- A61B5/028—Measuring blood flow using tracers, e.g. dye dilution by thermo-dilution
Landscapes
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- Heart & Thoracic Surgery (AREA)
- Medical Informatics (AREA)
- Physics & Mathematics (AREA)
- Cardiology (AREA)
- Biophysics (AREA)
- Pathology (AREA)
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Biomedical Technology (AREA)
- Hematology (AREA)
- Physiology (AREA)
- Molecular Biology (AREA)
- Surgery (AREA)
- Animal Behavior & Ethology (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- Public Health (AREA)
- Veterinary Medicine (AREA)
- Measuring Pulse, Heart Rate, Blood Pressure Or Blood Flow (AREA)
- Infusion, Injection, And Reservoir Apparatuses (AREA)
Abstract
Canal de inyección (1) para un catéter de vasos sanguíneos (14) para inyectar un fluido inyectable en un vaso sanguíneo de un paciente para realizar mediciones de termodilución o de dilución de color para determinar los parámetros hemodinámicos del paciente, comprendiendo el canal de inyección (1): un sensor de temperatura (4) en el interior del canal de inyección (1) para detectar la temperatura del fluido inyectado que pasa a través del canal de inyección (1); un ordenador conectado al sensor de temperatura para detectar cambios en las lecturas de la temperatura como los instantes en los que empieza y termina un proceso de inyección, caracterizado por: un conmutador (3) de caudal y/o de presión, que se abre o se cierra si el caudal y/o la presión en el canal de inyección (1) sobrepasan un cierto umbral, en el que el conmutador de caudal y/o de presión (3) está conectado eléctricamente a la salida del sensor de temperatura (4) de forma que el caudal y/o presión en el interior del canal deinyección (1) es inferior al umbral, las lecturas del sensor de temperatura (4) se modifican para indicar una temperatura que se desvía de la lectura verdadera de la temperatura y en caso de que el caudal y/o presión en el interior del canal de inyección (1) sobrepase el umbral, las lecturas del sensor de temperatura cambian bruscamente a las lecturas verdaderas.
Description
Canal de inyección para un catéter de vasos
sanguíneos.
El rendimiento cardíaco (CO) y el volumen de
sangre circulante son unos parámetros muy importantes para emitir
diagnósticos sobre el estado de pacientes clínicamente enfermos. La
medición de estos parámetros es una herramienta muy importante en
cuidados intensivos así como en la investigación. Normalmente, las
mediciones se realizan en pacientes críticamente enfermos, en
tratamientos quirúrgicos de la cabeza y para plantear estrategias de
gestión farmacológica.
La invención es un dispositivo para detectar el
inicio y el final de una inyección, así como la temperatura del
producto inyectado en el curso de la determinación por termodifusión
de los parámetros cardiocirculatorios y de los volúmenes intra y
extra vasculares. Cuando se utiliza el procedimiento de
termodifusión para la determinación del rendimiento cardíaco, se
inyecta un indicador líquido a menor temperatura que la de la sangre
en la aurícula derecha o en la vena cava superior o inferior.
Transcurrido un cierto tiempo que depende del caudal de sangre por
la cabeza y de la circulación pulmonar, puede detectarse un descenso
de la temperatura en la arteria femoral. Realizando un gráfico del
descenso de la temperatura con respecto al tiempo, el área situada
por debajo de la curva resultante puede ser utilizada para
determinar el rendimiento cardíaco. Para calcular el rendimiento
cardíaco es crucial conocer la temperatura exacta de la sangre y la
del líquido inyectado. La temperatura de la sangre se mide con una
termistancia introducida en la arteria femoral. Este sensor puede
ser una resistencia variable con la temperatura, con un coeficiente
negativo (NTC).
Con una resistencia del mismo tipo, se mide
también la temperatura del líquido inyectado. Esta resistencia está
en contacto térmico con el líquido en el interior del canal de
inyección. Por tanto, durante la inyección puede medirse la
temperatura del líquido inyectado. Con el fin de poder reutilizar el
sensor, se establece un puente térmico entre el sensor y el
recorrido del líquido, utilizando un material impermeable al
líquido. Este dispositivo se denomina dispositivo IITS (IITS) y es
un artículo estéril desechable. El IITS está conectado en serie con
el canal de inyección y contiene el soporte para el sensor de
temperatura. Adicionalmente, en esta invención se incluye una
membrana como accionador de un dispositivo de temporización.
Utilizando en el indicador intervalos de tiempo definidos, la curva
de dilución permite calcular los volúmenes intra- y extra-
vasculares entre el punto de la inyección y el lugar de detección.
No obstante, resulta necesaria la detección exacta del inicio y del
final de la inyección.
Dado que la determinación de estos intervalos
específicos de tiempo de forma manual es poco práctica (es
imprecisa), se utiliza la detección de una función de cambio brusco
de temperatura en el IITS. El cambio brusco de la temperatura se
consigue haciendo pasar un producto inyectado frío a través del
IITS, que antes de la inyección está a temperatura ambiente. Por
consiguiente el producto inyectado debe ser enfriado antes de la
inyección lo cual es una gran desventaja para el usuario, en la
unidad de cuidados intensivos, en el quirófano o en la ambulancia.
El disponer de un inyectado frío comporta no solamente un incremento
del tiempo de manipulación sino que introduce también tensiones en
la medición y riesgos en la salud del paciente. Si se saca el
producto inyectado del compartimento de enfriamiento y se retrasa la
inyección, el líquido puede haberse calentado y puede producirse una
medición errónea como consecuencia. Si se realizan varias
determinaciones consecutivas, el IITS se enfriará y podrán haber
problemas con la detección de la temperatura. La utilización de un
equipo de enfriamiento al lado de la cama no resuelve de forma
adecuada los problemas antes mencionados. El equipo de enfriamiento
solamente puede proporcionar inyectado frío si el enfriador se está
llenando constantemente de hielo. Un enfriador adicional representa
también un gasto
añadido.
añadido.
En el documento
CA-A-2 246 563 se da a conocer, por
ejemplo un dispositivo del tipo referido anteriormente. En
particular, el canal de inyección dado a conocer en el mismo prevé
las características contenidas en el preámbulo de la reivindicación
1.
Debido a los inconvenientes mencionados
anteriormente, la utilización de un producto inyectado a temperatura
ambiente simplificaría la medición. El principio básico de la
termodilución no es un problema, ya que generalmente la temperatura
ambiente es inferior a la temperatura de la sangre. Si se utiliza un
producto inyectado a temperatura ambiente, el problema es la
detección de la inyección ya que no puede detectarse ningún cambio
en la temperatura, dado que el IITS está ya a temperatura ambiente.
La solución sería otro procedimiento de detección de la inyección.
El nuevo IITS es un dispositivo que permite la detección de la
temperatura del producto inyectado así como el inicio y el final de
la inyección a temperatura ambiente.
La invención consiste en un dispositivo tal como
se define en la reivindicación 1, que detecta el inicio y el final
de una inyección para la medición de la termodilución a temperatura
ambiente (\sim20ºC), cuando se utiliza un producto inyectado
enfriado o calentado.
\newpage
2.1
Ejemplo
Para medir la temperatura del producto inyectado
para la medición de la termodilución, se utiliza una resistencia que
varía con la temperatura. Esta resistencia variable con la
temperatura (termistancia) puede tener un PCT (coeficiente de
temperatura positivo) o un NTC (coeficiente de temperatura
negativo). El principio y el fin de la inyección son detectados en
función del cambio de la resistencia en la derivación del sensor
para la medición de la temperatura. Para generar esta función de
cambio, el conmutador 3 y una resistencia 5 pueden estar conectados
en paralelo a la resistencia variable con la temperatura (sensor de
temperatura 4), tal como se muestra en la forma de realización de
las figuras 1, 2 y 4, o pueden estar conectados en serie tal como
aparece en la figura 3. En el momento de la inyección, el conmutador
se abre o se cierra y genera un cambio brusco de la resistencia de
todo el conjunto. Antes de iniciar la inyección, aparece en pantalla
un valor de desviación de la temperatura, por medio del que en la
inyección aparece su verdadero valor.
2.1.1 Ejemplo
1
Variante
1
En esta variante aumenta la presión en la
inyección debido a que se utiliza una impedancia en el canal de
inyección. Esta resistencia en la figura 1 es la válvula (9). Se
instala como una válvula de retención que impide el flujo en sentido
contrario al de la corriente principal (no hay incremento de presión
en la inyección en el lado del catéter). En el caso de que se
utilicen catéteres de una gran sección, la válvula también garantiza
que el aumento de presión sea suficientemente elevado para desplazar
la membrana 2. Esta membrana se desplaza y acciona el conmutador
(3). Dependiendo del montaje, el conmutador se abre o se cierra. Por
consiguiente, desde el punto de vista del ordenador de toma de
datos, la resistencia global del conjunto completo incluyendo la
termistancia (4), cambia. Al final de la inyección, el conmutador
vuelve a cambiar debido a la fuerza de recuperación de la membrana
(2).
La válvula (9) y la membrana están dimensionadas
de manera que la válvula (9) solamente se abra cuando el aumento de
presión en la inyección sea suficiente para desplazar la membrana
(2) y para accionar el conmutador (3). El conmutador, la resistencia
y la termistancia, están en un alojamiento común (13) que es
desmontable. En la figura 2 se utiliza la misma unidad, en la que el
alojamiento aparece separado del canal de inyección.
2.1.2 Ejemplo
1
Variante
2
Esta variante de la invención está esquematizada
en la figura 2. Se trata de un sensor de temperatura del inyectado
dentro del tubo, con una membrana (2), un soporte (17) para el
sensor y un sensor de temperatura (4). En el interior de este
alojamiento, el aumento de presión se transforma en un
desplazamiento mecánico de la membrana (2) que está unida al
alojamiento. La membrana acciona el conmutador (3). La membrana es
la barrera entre la atmósfera y la menor tensión. Si la membrana (1)
se desplaza, el conmutador (3) se abre o se cierra. El conmutador
está conectado al sensor de temperatura (4) y a la resistencia (5).
Cuando se produce un aumento de presión por el lado del catéter
causado por la espiga sobre la membrana (2), la membrana se
desplaza cerrando el paso de salida. La espiga es la impedancia
variable en el canal de inyección que abre el paso al líquido
dependiendo de la presión y por tanto de la velocidad del caudal. Si
la presión es suficiente para desplazar la membrana, el líquido
puede fluir haciendo que la presión disminuya y con ello esta
realimentación mantiene la presión constante. Al final de la
inyección la fuerza de recuperación de la membrana vuelve la espiga
a su posición y el conmutador (3) se rearma. En esta disposición, la
longitud de la espiga determina el desplazamiento de la membrana y
debe ser lo suficientemente larga de manera que antes abra el paso.
El conmutador (3) debe ser accionado por el desplazamiento de la
membrana. La tensión de la membrana establece la presión de
apertura. En esta variante, el paso y la espiga sustituyen la
válvula de retención de la variante anterior. El líquido del lado de
la jeringa se encuentra con una gran área efectiva en comparación
con el líquido del lado del catéter que solamente se encuentra una
pequeña área efectiva, y por tanto precisa una gran presión para
desplazar la membrana.
El conmutador (3) está conectado a la
resistencia (5) según 2.1. El sensor de temperatura y la resistencia
están alojados en un alojamiento desmontable común (13). La salida
del circuito es un cable con dos conductores que está conectado al
dispositivo de adquisición de datos.
2.1.3 Ejemplo
1
Variante
3
El esquema de este ejemplo aparece en la figura
3. Es similar al de la variante 1. La diferencia comparada con la
variante, es que el conmutador no está dentro del alojamiento (13).
Está meramente integrado en el dispositivo desechable del sensor de
temperatura del inyectado del interior del tubo. Un recubrimiento
conductor en el lado de la membrana (2) que da a la atmósfera y dos
contactos moldeados en el soporte de la membrana, constituyen en
esta variante el conmutador 3. Antes de la inyección el conmutador
está abierto. Durante la inyección, aumenta la presión en el IITS y
desplaza la membrana (2). Este desplazamiento hace que el
recubrimiento conductor de la membrana toque los contactos y de este
modo se cierra el conmutador. Para el funcionamiento de esta
disposición es necesario utilizar el circuito en el cual el
conmutador 3 está conectado en serie al sensor de temperatura como
aparece en la figura 3, dado que en la inyección el conmutador está
cerrado y no abierto. Las restantes partes de la disposición son la
válvula con la impedancia variable (9), los contactos 16 del
alojamiento desmontable (13), el soporte 17 para el sensor de
temperatura, la resistencia (5) y el sensor de temperatura.
Para esta disposición, en el principio del
ejemplo 1 puede usarse también la variante 2.
2.1.4 Ejemplo
1
Variante
4
Esta variante es semejante a la anterior. Su
esquema aparece en la figura 4. El conmutador (3) está integrado en
el IITS. Antes de la inyección, se cierra el conmutador (3). Cuando
se produce la inyección, la membrana se desplaza y se abre el
conmutador (3). Dado que esta disposición funciona con la apertura
del conmutador a la inyección, debe utilizarse un circuito en el
cual el conmutador esté conectado en paralelo con el sensor de
temperatura, como aparece en la figura 4.
En esta disposición, la válvula es la impedancia
variable (9). La referencia numérica (16) son los contactos en el
interior del alojamiento desmontable (13); la referencia numérica
(5) indica la resistencia, (17) es el soporte del sensor de
temperatura, y la referencia numérica (4) es el sensor de
temperatura. Para esta disposición, en el principio del ejemplo 1
puede usarse también la variante 2.
2.1.5 Ejemplo
1
Variante
5
La figura 5 ilustra el esquema de esta variante.
Como conmutador se usa un interruptor de láminas "REED" (3). En
el canal de inyección hay un pistón/imán (6) realizado en un
material magnético. Presenta un orificio axial ciego y uno o más
orificios radiales. Si el pistón (6) está cerca del interruptor de
láminas "REED" (3), el imán acciona el conmutador. Si el pistón
(6) está lejos del interruptor de láminas "REED" (3) no existe
influencia del campo magnético del pistón (6).
El resorte (7) empuja el pistón (6) hacia el
interior de la guía del pistón (18). En la posición de reposo, los
orificios radiales están cerrados e impiden que el caudal del
líquido de inyección produzca un aumento de presión que haga
desplazar el pistón (6), venciendo la fuerza de recuperación del
resorte (7) fuera de la guía del pistón (18). Si los orificios
radiales sobrepasan la guía del pistón, el líquido puede fluir y la
presión no continúa creciendo. El desplazamiento del pistón (6)
impide que el campo magnético actúe sobre el interruptor de láminas
"REED" (3) y el conmutador (3) se abre o se cierra. Cuando
desciende la presión al final de la inyección, el pistón (6) es
obligado a retroceder al interior de la guía del pistón por medio
del resorte (7) y el interruptor de láminas "REED" queda
rearmado. El cambio de la resistencia global del dispositivo se
consigue mediante la combinación del interruptor de láminas
"REED" (3) con la resistencia (5) y el sensor de temperatura
(4) en un alojamiento común desmontable.
2.1.6 Ejemplo
1
Variante
6
Esta variante está ilustrada en la figura 6. Se
utiliza un interruptor de láminas "REED" láminas (3). En el
canal de inyección hay un pistón (6') realizado en un material
ferromagnético. Presenta un orificio ciego y uno o más orificios
radiales (ver esquema). Si el pistón está entre el imán (8) y el
interruptor de láminas "REED", el metal desvía el campo
magnético del interruptor de láminas "REED" (3). Si el pistón
no está presente, el campo magnético puede accionar el interruptor
de láminas "REED". El resorte (7) empuja el pistón (3) hacia el
interior de la guía del pistón (18). En la posición de reposo, los
orificios radiales están obstruidos por la guía del pistón y el
líquido no puede fluir. Durante la inyección, el aumento de presión
desplaza el pistón (6') venciendo la fuerza de recuperación del
resorte (7) hacia el exterior de la guía del pistón. El líquido
fluye cuando los orificios radiales del pistón sobresalen de la guía
del pistón (18). El desplazamiento del metal permite que el imán
abra o cierre el interruptor de láminas "REED". Al final de la
inyección, el pistón es empujado hacia atrás a su posición original
mediante el resorte (7) y el interruptor de láminas "REED"
queda rearmado. El cambio de resistencia en la inyección se consigue
con la combinación del conmutador de láminas (3), con la resistencia
(5) y el sensor de temperatura (4) que están en un alojamiento
desmontable común (13). La referencia numérica (17) identifica el
soporte del sensor de temperatura
(4).
(4).
2.1.7 Ejemplo
1
Variante
7
Para esta variante ilustrada en la figura 7 se
utiliza un metal ferromagnético. También se utiliza un interruptor
de láminas "REED" (3). En el canal de inyección está previsto
un pistón (6') realizado en un material ferromagnético. Presenta el
aspecto de un tubo pequeño (ver esquema) cerrado por una espiga (19)
que actúa como un tapón. Si el pistón está entre el imán (8) y el
interruptor de láminas "REED", el metal desvía el campo
magnético del interruptor de láminas "REED" (3). Si el pistón
no está presente, el campo magnético puede accionar el interruptor
de láminas "REED". El resorte (7) empuja el pistón (6') hacia
el tapón (19). En la posición de reposo, el núcleo del tubo queda
obstruido por el tapón y el líquido no puede fluir. En el momento de
la inyección, el aumento de presión desplaza el pistón (6')
venciendo la fuerza de recuperación del resorte (7) haciéndolo salir
del tapón (19). El líquido fluye cuando el tapón (19) ya no cierra
el orificio. El desplazamiento del metal permite que el imán abra o
cierre el conmutador de láminas. Al final de la inyección el pistón
es empujado hacia atrás a su posición original mediante el resorte
(7) y el conmutador de láminas queda rearmado. El cambio de
resistencia en la inyección se consigue con la combinación del
interruptor de láminas "REED" (3), con la resistencia (5) y el
sensor de temperatura (4) que están en un alojamiento común (13). La
referencia numérica (17) identifica el soporte del sensor de
temperatura (4).
2.2 Ejemplo
2
Si el dispositivo IITS está a la temperatura
corporal (ver también la figura 8), no es necesario enfriar el
producto inyectado. Se calienta el líquido del interior del sensor
de temperatura del inyectado que está dentro del tubo con el soporte
(17) para el sensor de temperatura (4), mediante la placa de
contacto calorífico (10) realizada en un material no sensible y
conductor del calor que se aplica sobre la piel del paciente. El
incremento de temperatura depende de la temperatura de la piel, su
situación y las condiciones ambientales. No obstante, la mayoría de
las veces es significativamente mayor que la temperatura ambiente
(como promedio la diferencia es mayor de 2ºC).
El pequeño volumen de líquido del interior del
IITS es calentando mediante el puente térmico (10) que está en
contacto térmico con la placa de contacto hasta una temperatura más
elevada que la temperatura ambiente. Durante la inyección el
producto inyectado a temperatura ambiente produce un cambio
repentino de la temperatura que puede ser detectado por el sistema
de adquisición de datos. Después de la inyección, el líquido en el
interior del sensor de temperatura del inyectado en línea se
calienta de nuevo por el calor corporal del paciente y puede
detectarse el final de la inyección.
2.3 Ejemplo
3
En la figura 10 aparece el esquema para este
ejemplo. En este ejemplo, la diferencia de temperatura antes de la
inyección del producto inyectado a temperatura ambiente se consigue
con la ayuda de una energía externa suministrada por el ordenador de
recopilación de datos. El sensor de temperatura (4), una
termistancia, está dispuesto en el interior de un soporte (17) en el
IITS, y es activado mediante una corriente de medición elevada y
constante. La elevada corriente calienta la termistancia (4) cuyo
calor se disipa por sus alrededores, el soporte y por consiguiente
el líquido estático en el que está sumergido el soporte (17). La
energía suministrada a la termistancia (4) se mantiene constante. La
energía suministrada debería ser suficiente para producir una
diferencia de temperatura de 2ºC en el caso estático (el líquido no
fluye, convección libre) respecto al caso dinámico (el líquido
fluye, convección forzada). La diferencia de temperatura medida es
creada por el gradiente de temperatura de la transferencia de calor.
Este gradiente es distinto para el caso estático y para el caso
dinámico. La temperatura medida es la temperatura real del inyectado
más una desviación debida al calentamiento de la termistancia que
debe ser tenida en cuenta. Esta desviación cambia también con el
líquido utilizado y con la diferencia de temperatura del producto
inyectado respecto a la temperatura ambiente. Al final de la
inyección, cuando se produce un flujo de líquido y de trata del caso
estático, la temperatura medida debida al
auto-calentamiento de la termistancia aumenta y
puede detectarse el final de la
inyección.
inyección.
2.4 Ejemplo
4
En la figura 11 puede encontrarse el esquema
correspondiente. La diferencia de temperatura se produce por medio
de un calefactor externo alimentado por una batería o por el
ordenador de adquisición de datos. El principio es el mismo que el
del ejemplo 3, con la única diferencia de que para conseguir la
diferencia de temperaturas el sensor de temperatura (4) es calentado
con un elemento calefactor (11).
2.5 Ejemplo
5
El líquido del interior del sensor de temperatura
del inyectado de dentro del tubo es calentado por medios eléctricos
(ver el esquema de la figura 12). La energía necesaria es
suministrada por el ordenador de recopilación de datos o por una
fuente externa como una batería. El calentamiento externo (12) está
unido al IITS. Está en contacto térmico con la placa de contacto
térmico (10) del IITS. El principio es el mismo que el del ejemplo 2
que utiliza el calor corporal del paciente, con la única excepción
de que esta vez el calor se produce eléctricamente. Dada la pequeña
cantidad de líquido que se calienta en el interior del sensor de
temperatura del inyectado de dentro del tubo, el inyectado a
temperatura ambiente genera un repentino cambio de temperatura en el
momento de la inyección. Después de la inyección, el líquido
restante en el interior del sensor de temperatura del inyectado de
dentro del tubo es calentado de nuevo, produciendo un cambio en la
temperatura que indica el final de la inyección. Comparado con los
ejemplos 4 y 5, este procedimiento precisa más energía para calentar
el líquido en un tiempo suficiente, dado que se transfiere más calor
al exterior. La referencia numérica (4) identifica el sensor de
temperatura y la referencia numérica (17) identifica su soporte.
Claims (12)
1. Canal de inyección (1) para un catéter de
vasos sanguíneos (14) para inyectar un fluido inyectable en un vaso
sanguíneo de un paciente para realizar mediciones de termodilución o
de dilución de color para determinar los parámetros hemodinámicos
del paciente, comprendiendo el canal de inyección (1):
- un sensor de temperatura (4) en el interior del canal de inyección (1) para detectar la temperatura del fluido inyectado que pasa a través del canal de inyección (1);
- un ordenador conectado al sensor de temperatura para detectar cambios en las lecturas de la temperatura como los instantes en los que empieza y termina un proceso de inyección, caracterizado por:
- un conmutador (3) de caudal y/o de presión, que se abre o se cierra si el caudal y/o la presión en el canal de inyección (1) sobrepasan un cierto umbral,
en el que el conmutador de caudal y/o de presión
(3) está conectado eléctricamente a la salida del sensor de
temperatura (4) de forma que el caudal y/o presión en el interior
del canal de inyección (1) es inferior al umbral, las lecturas del
sensor de temperatura (4) se modifican para indicar una temperatura
que se desvía de la lectura verdadera de la temperatura y en caso
de que el caudal y/o presión en el interior del canal de inyección
(1) sobrepase el umbral, las lecturas del sensor de temperatura
cambian bruscamente a las lecturas
verdaderas.
2. Canal de inyección (1) según la
reivindicación 1, en el que el conmutador de caudal y/o de presión
(3) es un conmutador normalmente abierto (NO) y está conectado a un
circuito en serie con respecto a la salida del sensor de temperatura
(4).
3. Canal de inyección (1) según las
reivindicaciones 1 ó 2, en el que el conmutador de caudal y/o de
presión (3) es un conmutador normalmente cerrado (NC) y está
conectado a un circuito en paralelo con respecto a la salida del
sensor de temperatura (4).
4. Canal de inyección (1) según cualquiera de
las reivindicaciones anteriores, en el que una resistencia (5) está
conectada en serie al sensor de temperatura (4) y en el que el
conmutador (3) de caudal y/o de presión está conectado en derivación
con la resistencia (5).
5. Canal de inyección (1) según cualquiera de
las reivindicaciones anteriores, en el que una resistencia (5) está
conectada en paralelo al sensor de temperatura (4) y en el que el
conmutador (3) de caudal y/o de presión está conectado en serie con
la resistencia (5).
6. Canal de inyección (1) según cualquiera de
las reivindicaciones anteriores, en el que el conmutador (3) de
caudal y/o de presión está accionado por una membrana elástica (2)
que es desplazada por la influencia del caudal del líquido y/o por
la presión en el interior del canal de inyección (1).
7. Canal de inyección (1) según cualquiera de
las reivindicaciones anteriores, en el que el conmutador (3) de
caudal y/o de presión comprende un interruptor de láminas
"REED" (8) fuera del canal de inyección (1), accionado por un
imán móvil (8) desviado por un elemento elástico (7) en el canal de
inyección (1), siendo el imán (6) desplazado por la influencia de la
presión y/o el caudal del fluido en el interior del canal de
inyección (1).
8. Canal de inyección (1) según cualquiera de
las reivindicaciones anteriores, en el que el conmutador (3) de
caudal y/o de presión comprende un interruptor de láminas
"REED" exterior al canal de inyección (1) y un imán (8)
exterior al canal de inyección (1) en el lado opuesto al interruptor
de láminas "REED", siendo activado el conmutador de láminas por
la influencia del movimiento de un elemento ferromagnético
desplazable (6') empujado por un elemento elástico (7) en el canal
de inyección (1), cuyo elemento ferromagnético (6') es desplazado
por la influencia de la presión y/o del caudal del fluido en el
interior del canal de inyección (1), de modo que el elemento
ferromagnético protege el interruptor de láminas "REED" del
imán (8) en una primera posición, y expone el interruptor de láminas
"REED" al imán en una segunda posición.
9. Canal de inyección (1) según cualquiera de
las reivindicaciones anteriores, conectado a una fuente de un
producto inyectado por un lado y a un catéter de vasos sanguíneos
(14) por el otro lado.
10. Canal de inyección (1) según cualquiera de
las reivindicaciones anteriores, en el que el conmutador (3) de
láminas de caudal y/o de presión y el sensor de temperatura (4)
están dispuestos por lo menos parcialmente en un alojamiento
desmontable separado.
11. Canal de inyección (1) según cualquiera de
las reivindicaciones anteriores, que comprende además un dispositivo
de reducción de paso (9) en el interior del canal de inyección (1) y
a continuación del conmutador de presión (3).
\newpage
12. Canal de inyección (1) según cualquiera de
las reivindicaciones anteriores, que comprende además una válvula de
retención (9) en el interior del canal de inyección (1) que se abre
si se sobrepasa una determinada presión.
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| EP99104535A EP1034737B1 (en) | 1999-03-06 | 1999-03-06 | Injection channel for a blood vessel catheter |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| ES2149745T1 ES2149745T1 (es) | 2000-11-16 |
| ES2149745T3 true ES2149745T3 (es) | 2004-12-01 |
Family
ID=8237713
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| ES99104535T Expired - Lifetime ES2149745T3 (es) | 1999-03-06 | 1999-03-06 | Canal de inyeccion para un cateter de vasos sanguineos. |
Country Status (5)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US6491640B1 (es) |
| EP (1) | EP1034737B1 (es) |
| JP (1) | JP3375590B2 (es) |
| DE (2) | DE1034737T1 (es) |
| ES (1) | ES2149745T3 (es) |
Families Citing this family (12)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US5911734A (en) * | 1997-05-08 | 1999-06-15 | Embol-X, Inc. | Percutaneous catheter and guidewire having filter and medical device deployment capabilities |
| US7112176B2 (en) * | 2002-02-20 | 2006-09-26 | Transonic Systems, Inc. | Compensation method for thermodilution catheter having an injectate induced thermal effect in a blood flow measurement |
| DE102005050142B3 (de) * | 2005-10-19 | 2007-07-05 | Up Management Gmbh & Co Med-Systems Kg | Vorrichtung für die Messung der Injektionsdauer |
| EP1847218A1 (en) | 2006-04-19 | 2007-10-24 | Pulsion Medical Systems AG | Patient monitoring apparatus for determining volume responsiveness of a monitored patient |
| ES2361134T1 (es) * | 2006-12-22 | 2011-06-14 | Pulsion Medical Systems Ag | Aparato de monitorización de pacientes para determinar un parámetro que representa un compartimiento de volumen intratorácico de un paciente. |
| DE202006021012U1 (de) | 2006-12-22 | 2012-05-16 | Pulsion Medical Systems Ag | Patientenüberwachungsgerät zur Bestimmung eines Parameters eines intrathorakalen Volumen-Kompartments eines Patienten |
| DE202006020995U1 (de) | 2006-12-22 | 2011-09-21 | Pulsion Medical Systems Ag | Patientenüberwachungsgerät zur Bestimmung eines Parameters eines intrathorakalen Volumen-Kompartments eines Patienten |
| DE202007018843U1 (de) | 2007-09-21 | 2009-10-01 | Iprm Intellectual Property Rights Management Ag | Positionserfassungsvorrichtung zur Erfassung von mindestens zwei Positionen |
| DE102008055952A1 (de) | 2008-09-04 | 2010-03-25 | Pulsion Medical Systems Ag | Optischer Mess-Katheter zur Thermodilutions-Messung und Pulskonturanalyse |
| CN114847908A (zh) * | 2015-10-21 | 2022-08-05 | 爱德华兹生命科学公司 | 热稀释注射液测量和控制 |
| WO2017085605A1 (en) * | 2015-11-16 | 2017-05-26 | Onefusion Ag | Procedure to operate a perfusion device and perfusion device to implement the procedure |
| CN114469044B (zh) * | 2021-12-27 | 2024-08-23 | 智普测医疗科技(成都)有限公司 | 一种可测量注射量的心排量测量系统及注射量测量装置 |
Family Cites Families (7)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US4213021A (en) * | 1979-01-19 | 1980-07-15 | Aeroquip Corporation | Indicating check valve |
| US4730623A (en) * | 1985-06-14 | 1988-03-15 | Lee Arnold St J | Cardiac output estimation method and apparatus |
| DE3714027A1 (de) * | 1987-04-27 | 1988-11-10 | Alt Eckhard | Katheter und geraet zum anschluss an einen katheter |
| US5595181A (en) * | 1994-03-24 | 1997-01-21 | Hubbard; A. Robert | System for providing cardiac output and shunt quantitation |
| US6290681B1 (en) * | 1994-12-20 | 2001-09-18 | Remote Medical Corporation | Flow monitoring device for medical application |
| US5713864A (en) * | 1995-04-11 | 1998-02-03 | Sims Level 1, Inc. | Integral conductive polymer resistance heated tubing |
| DE19738942A1 (de) * | 1997-09-05 | 1999-03-25 | Pulsion Verwaltungs Gmbh & Co | Verfahren und Vorrichtung zur Injektionszeitpunkt- und Injektionsdauerbestimmung bei Thermodilutionsmessungen |
-
1999
- 1999-03-06 DE DE1034737T patent/DE1034737T1/de active Pending
- 1999-03-06 ES ES99104535T patent/ES2149745T3/es not_active Expired - Lifetime
- 1999-03-06 DE DE69917425T patent/DE69917425T2/de not_active Expired - Lifetime
- 1999-03-06 EP EP99104535A patent/EP1034737B1/en not_active Expired - Lifetime
-
2000
- 2000-02-29 US US09/515,218 patent/US6491640B1/en not_active Expired - Lifetime
- 2000-03-01 JP JP2000055801A patent/JP3375590B2/ja not_active Expired - Fee Related
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JP2000254106A (ja) | 2000-09-19 |
| EP1034737A1 (en) | 2000-09-13 |
| DE69917425D1 (de) | 2004-06-24 |
| DE69917425T2 (de) | 2005-05-19 |
| ES2149745T1 (es) | 2000-11-16 |
| US6491640B1 (en) | 2002-12-10 |
| JP3375590B2 (ja) | 2003-02-10 |
| DE1034737T1 (de) | 2001-03-15 |
| EP1034737B1 (en) | 2004-05-19 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| ES2149745T3 (es) | Canal de inyeccion para un cateter de vasos sanguineos. | |
| US7228161B2 (en) | Temperature indicating oximetry sensor | |
| ES2309068T3 (es) | Dispositivo de calentamiento para tratamiento medico. | |
| ES2708559T3 (es) | Sensor para tejido vivo de temperatura compensada | |
| US6827487B2 (en) | Temperature measuring device | |
| US20100121159A1 (en) | Devices and Methods for Monitoring Core Temperature and an Intraperitoneal Parameter | |
| ES2414611T3 (es) | Medición in situ de parámetros físicos | |
| ES2330200T3 (es) | Adaptador para sonda de temperatura. | |
| ES2275512T3 (es) | Sistema de bucle cerrado y metodo para calentar una sonda. | |
| US9314367B2 (en) | System and method for determining and controlling core body temperature | |
| ES2204957T3 (es) | Sistema integrado de control ymonitorizacion para criocirugia. | |
| ES2243303T3 (es) | Sistema de ablacion y de evaluacion del contacto de electrodos. | |
| ES2453156T3 (es) | Aparato de control automatizado de drenaje de fluidos corporales | |
| BR0107686B1 (pt) | dispositivo para medição da temperatura de um meio de temperatura de um paciente. | |
| JP2004506470A5 (es) | ||
| JP2009018210A (ja) | 中心静脈線カテーテル | |
| VALE | Monitoring of temperature during anesthesia | |
| CN115917273A (zh) | 温度测定装置、温度测定方法以及温度衰减测定方法 | |
| KR102201660B1 (ko) | 체온을 측정할 수 있는 폴리카테터 및 그 이용방법 | |
| KR102520726B1 (ko) | 온도감응형 앤지오카테터 | |
| ES2224698T3 (es) | Termometro medico. | |
| Kuzucu | Measurement of temperature | |
| CN108542478B (zh) | 一种产科手术用高效吸刮器 | |
| SU923519A1 (ru) | Катетерный датчик дл измерени линейной скорости кровотока | |
| Dornette | The use of temperature monitoring devices in anesthesia. |