ES2244982T3 - Celula de flujo para medir parametros sanguineos. - Google Patents

Abstract

UN INDICADOR VOLUMETRICO PARA LA MEDICION EXTRACORPORAL DE PARAMETROS DE LA SANGRE COMPRENDE UN SENSOR DE PRESION (20) DISPUESTO EN UNA CAMARA DE MEDICION (8). EL SENSOR DE PRESION (20) COMPRENDE UNA PARTE DE SENSOR ACTIVA (20A) Y DE UNA PARTE DE SENSOR INACTIVA (20B). LA PARTE DE SENSOR INACTIVA (20B) ESTA DISEÑADA CON LA MISMA CONSTRUCCION QUE LA PARTE DE SENSOR ACTIVA (20A) Y AISLADA DE LA PRESION PREDOMINANTE EN LA CAMARA DE MEDICION (8) MEDIANTE UN RECUBRIMIENTO RIGIDO.

Description

Célula de flujo para medir parámetros sanguíneos.

La invención se refiere a una célula de flujo para medir de forma extracorpórea los parámetros sanguíneos que comprende un sensor de presión dispuesto en una cámara de medida.

El documento PCT WO 92/05449 da a conocer una célula de flujo que posee las características del preámbulo de la Reivindicación 1. Dicha célula de flujo comprende una primera cámara de medida en cuyo interior se disponen múltiples sensores electroquímicos. Un orificio de admisión en la primera cámara de medida se conecta, mediante un tubo de unión para líquidos, a un dispositivo de conmutación. Un dispositivo de transporte de fluidos está conectado a un orificio de salida en la primera cámara de medida. Según la posición del conmutador del dispositivo de conmutación, el fluido de medida, la solución de enjuague o la solución de calibración pueden aspirarse a través de la cámara de medida mediante el dispositivo de transporte de fluidos y luego ser transportada a un contenedor de residuos. Separado de la primera cámara de medida, es decir, en una segunda cámara de medida de la célula de flujo, se dispone un sensor de presión. La segunda cámara de medida está conectada al dispositivo de conmutación mediante otro tubo de conexión para líquidos. En el dispositivo de conmutación, se establece una conexión en los estados de conmutación "espera" y "medición", a un circuito de medición de modo que se pueda obtener una medición continua de la presión en estas posiciones de conmutación.

En la patente US 4,841,974 se describe otra célula de flujo para medir de forma extracorpórea múltiples parámetros sanguíneos electroquímicamente, parámetros como por ejemplo pH, pO_{2} o pCO_{2} y la concentración de electrolitos. La célula se conecta a un catéter arterial permanente. En la célula de flujo, los sensores se disponen en una de las paredes de un canal de medida. Los sensores en si mismos están configurados como transistores de efecto de campo sensibles a iones, que están integrados en un chip de silicio común. En esta disposición, un diafragma que constituye una superficie de contacto con el medio de medida, es decir con la sangre que ha sido eliminada, actúa como una compuerta. De igual forma, los elementos electrónicos de evaluación están integrados en el chip y éstos forman una unidad modular con los sensores. El diseño del chip se describe igualmente en el artículo de W. Gumbrecht, D. Peters, W. Schelter, W. Erhardt, J. Henkel, J. Steil y U. Sykora: "Integrated pO_{2}, pCO_{2}, pH Sensor System for Online Blood Monitoring", Sensors and Actuators B, 18-19 (1994), pp. 704-708.

En EP A 0 714 017 se describen unos sensores de presión de película fina de silicio que pueden fabricarse de forma compatible con los procesos habituales en la tecnología CMOS. De forma compatible con los procesos de fabricación CMOS significa que los pasos adicionales de proceso necesarios para fabricar el sensor pueden ser integrados dentro de los pasos estándar del proceso CMOS y que no interfieren con ellos. Esta tecnología también se conoce como tecnología micromecánica de superficie. Además del sensor de presión, los circuitos electrónicos también están integrados de forma monolítica en el mismo chip.

La US 4 625 560 revela un convertidor capacitivo digital de presión en forma de un circuito integrado. Este convertidor de presión comprende un componente convertidor activo y pasivo. Gracias al componente convertidor pasivo, se consigue la compensación de la señal de salida en lo referente a interferencias ambientales, por ejemplo eléctricas, térmicas o ruidos inherentes, etc.

Por el contrario, existe una tecnología relacionada con la micromecánica de superficie a la que también se denomina tecnología micromecánica volumétrica. En esta tecnología, los sensores están grabados de una forma considerablemente más profunda en el material basado en silicio que lo están en la tecnología micromecánica de superficie.

Por tanto, el objeto de la invención consiste en proporcionar una célula de flujo compacta y robusta para medir de forma extracorpórea los parámetros sanguíneos, célula con la que se puede construir un sistema de monitorización sanguíneo manejable y libre de interferencias.

Este objetivo se alcanza mediante las características de la reivindicación 1, donde la señal de salida del componente sensor de presión, diseñado de forma idéntica pero inactivo, se ve afectada de la misma manera que lo está el sensor de presión sanguíneo por otros parámetros tales como, por ejemplo, temperatura, potenciales en el material de base y también variables asociadas a la producción, y puede utilizarse para corregir dichas interferencias. La disposición del sensor de presión, cercano al paciente, permite en gran manera una medida no-amortiguada de la presión arterial sanguínea. Por razones de fiabilidad en la medida, la muestra de sangre que va a ser analizada debe transportarse a través de todo el conducto de medida y luego ser transportada además dentro del segundo conducto de alimentación. La pequeña sección transversal del segundo conducto de alimentación hace que el volumen total necesario para medir los parámetros sanguíneos en la célula de flujo sea lo más pequeño posible.

Una realización ventajosa se distingue por el hecho de que en la cámara de medida se dispone, además, de al menos un sensor electroquímico. El disponer de uno o diversos sensores electroquímicos en un todo junto con el sensor de presión, en primer lugar simplifica el manejo de los sensores y hace que la célula de flujo completo no sea sensible a la interferencia. En segundo lugar, así existe la posibilidad de disponer adicionalmente de la circuitería de evaluación en el mismo conjunto, en el cual se incorporan luego todos los sensores para la determinación de los parámetros sanguíneos.

Otra realización ventajosa se distingue por el hecho de que se dispone un sensor de presión externa fuera de la cámara de medida para medir la presión externa del aire fuera del conducto de medida. El sensor de presión externa mide la presión externa del aire, que luego puede deducirse de la presión medida mediante el sensor de presión conectado a la columna de sangre arterial. Como el sensor de presión dispuesto en la cámara de medida mide un total de presión que se compone de la presión del aire ambiente y de la presión arterial de la sangre, la presión arterial de la sangre puede determinarse por un proceso de sustracción. El contacto entre el sensor de presión externa y la presión del aire ambiente puede realizarse a través de un orificio realizado en el conjunto. Dicho orificio puede sellarse mediante un diafragma impermeable a la humedad y que transmite la presión del aire pero impide la penetración del agua de salpicaduras, la humedad del aire o similares.

En otra realización ventajosa, el sensor de presión externa comprende un componente sensor de presión externa activo e inactivo donde el componente inactivo del sensor de presión externa es idéntico en diseño al componente activo del sensor de presión externa y el componente inactivo del sensor de presión externa está aislado de la presión externa del aire por una cubierta rígida. De esta forma, los efectos de las interferencias pueden ser eliminados también de las lecturas procedentes del sensor de presión externa.

Se puede construir una célula de flujo relativamente barata y compacta de acuerdo con otra realización ventajosa en la cual el sensor o los sensores de presión están conectados a los primeros componentes de procesado de señal y los componentes de procesado de señal están integrados de forma monolítica en un chip con el sensor o los sensores de presión. Los componentes de procesado de señal pueden fabricarse mediante tecnología CMOS, por ejemplo, y los sensores de presión pueden fabricarse mediante tecnología micromecánica de superficie compatible con CMOS.

Se puede entonces construir una célula de flujo particularmente compacta que, por ello, requiere también de sólo un pequeño volumen de sangre para realizar las medidas si todos los sensores están integrados de forma monolítica en un chip según otra realización particularmente ventajosa. La tecnología micromecánica de superficie actualmente disponible, en la cual se utilizan los pasos de proceso compatible con CMOS, permite la integración monolítica de todos los sensores.

En otra realización ventajosa, los componentes de procesado de señal asignados a los sensores están integrados de forma monolítica en el chip. En primer lugar, esto reduce también la tendencia de la célula de flujo a las interferencias procedentes de los sensores, y en segundo lugar, para la transmisión, la señal de medida puede convertirse a una forma que no sea propensa a las interferencias.

La invención se explicará a continuación mediante cuatro figuras. Las figuras muestran:

Fig. 1: un diagrama transversal de una célula de flujo de dos vías que posee unos quimiosensores y un sensor de presión,

Fig. 2: un diagrama transversal de la célula de flujo de dos vías según la Fig. 1 en un plano II,

Fig. 3: un diagrama transversal de la célula de flujo de dos vías según la Fig. 1 en el plano III,

Fig. 4: un diagrama transversal de una célula de flujo de tres vías que posee unos quimiosensores y un sensor de presión.

La célula de flujo de dos vías mostrada en la Fig. 1 se utiliza para medir de forma extracorpórea parámetros químicos y físicos de la sangre. Los conductos de alimentación 4 y 6 están incorporados en una base 2, conduciendo cada conducto a un extremo de una cámara de medida configurada como canal de medida 8. Cada conducto de alimentación 4, 6 está conectado en el otro extremo a medios de conexión de tubos o catéteres.

Los medios de conexión adecuados son los elementos de conexión fijos o separables habituales en tecnología médica; sin embargo, éstos no se muestran en la Fig. 1. El primer conducto de alimentación 4 está previsto para conectar la célula de flujo de dos vías a un catéter arterial. El segundo conducto de alimentación 6 está previsto, entre otras cosas, para conectar la célula de flujo de dos vías a una bomba de suministro de una muestra sanguínea procedente de la arteria al canal de medida 8. Los conductos de alimentación 4, 6 se extienden primero en dirección longitudinal en la base 2, luego se vuelven por fuera hacia una cara lateral 14 donde desembocan en el canal de medición 8. Aquí, los conductos de alimentación 4, 6 se bifurcan en ángulo recto hacia la cara lateral 14. La sección transversal del conducto de alimentación 4 está diseñada para ser lo suficientemente grande como para que la presión arterial de la sangre sea transportada hacia el canal de medición 8 virtualmente no-amortiguado. A la inversa, el volumen del canal de medición 8 y la sección transversal del segundo conducto de alimentación 6 están diseñados para ser lo más pequeños posible, de modo que el volumen total de muestra necesario en la célula de flujo se mantenga lo más pequeño posible. Un lado del canal de medición 8 está formado por un chip semiconductor de silicio 16 dispuesto a una cierta distancia de la cara lateral 14, distancia que determina la altura del canal de medición 8. Un anillo sellador circular 18 sella la zona entre el chip semiconductor 16 y la base 2. El anillo sellador 18 delimita así lateralmente el canal de medición 8 e igualmente los orificios de los conductos de alimentación 4 y 6 en la cara lateral 14.

En el chip semiconductor 16, todos los sensores están integralmente incorporados en el lado que delimita el canal de medición 8. Un sensor de presión 20 se dispone inicialmente en extensión hacia el conducto de alimentación 4. A lo largo del canal de medición 8, en el chip semiconductor 16, están dispuestos otros sensores 22 para medir otros parámetros sanguíneos, por ejemplo los niveles de gas en sangre, las concentraciones electrolíticas y metabólicas; los sensores de temperatura y, opcionalmente, los sensores de flujo están dispuestos del mismo modo inmediatamente después. Los sensores electroquímicos están diseñados mediante técnicas de película fina y película gruesa, el sensor de presión está diseñado según la tecnología micromecánica de superficie. Del mismo modo, integrado en el chip semiconductor 16, preferentemente según la tecnología CMOS, se integra un circuito de procesado de señal 24 que pertenece a dichos sensores. Dicho circuito de procesado de señal 24 comprende unos convertidores analógicos-digitales que digitalizan la señal de medición para permitir que se transmitan las señales sin interferencias desde el chip 16 hacia otros circuitos electrónicos de evaluación.

El sensor de presión comprende tanto un componente activo de sensor de presión 20A, que emite una señal de medida dependiente de la presión, como un componente inactivo de sensor de presión 20B, idéntico en su diseño, y que está aislado de la presión en el canal de medición 8 por una cubierta rígida 20C. La señal de salida procedente del componente del sensor de presión que es idéntico en su diseño pero inactivo se ve afectada por factores de interferencia, por ejemplo la temperatura, los potenciales en el material de base y las tolerancias asociadas a la producción, de la misma forma que lo está la señal de salida procedente del componente activo del sensor de presión, y puede utilizarse para corregir dichos efectos de interferencia.

La Fig. 2 muestra una vista transversal a lo largo de un plano del primer conducto de alimentación 4, denominado plano II en la Fig. 1, a continuación del cual se dispone el componente activo del sensor de presión 20A en el chip semiconductor 16. Además del componente del sensor de presión 20A, otro sensor externo de presión 26 se integra en el chip semiconductor 16 con el fin de medir la presión externa del aire que impera fuera del canal de medición 8. Como el sensor de presión en el canal de medición 8, el sensor de presión externa 26 también comprende un componente activo de sensor de presión externa y un componente inactivo de sensor de presión externa para compensar los factores de interferencia. El sensor de presión externa 26 puede separarse de la zona circundante mediante un diafragma impermeable a la humedad, pero que es capaz de transmitir la presión del aire.

En principio, el valor de la presión sanguínea del paciente se conoce entonces a medida que se van generando las medidas de presión, habiéndose eliminado primero de las mismas cualquier efecto de interferencia procedente del componente activo del sensor de presión 20A o del sensor de presión externa 26. Las medidas de presión que están exentas de los efectos de interferencias proceden, por ejemplo, de un proceso de sustracción, deduciéndose el valor en el componente inactivo del sensor de presión 20B del valor en el componente activo del sensor de presión 20A. El valor mismo de la presión sanguínea se obtiene entonces de otro proceso de sustracción deduciendo la presión atmosférica externa, de la cual se han eliminado potencialmente los efectos de las interferencias, del valor de la presión sanguínea, del cual se han eliminado potencialmente los efectos de las interferencias. Al menos parte del procesado de señales anterior se lleva a cabo por medio de circuitos de procesado de señal integrados en el chip semiconductor 16.

El diagrama transversal en la Fig. 3 a lo largo del plano en corte III muestra, en particular, la sección transversal del canal de medición 8, que está determinado en esencia por la distancia del chip semiconductor 16 desde la base 2 y por el tamaño de los demás sensores 22.

La célula de flujo de tres vías mostrada en sección transversal en la Fig. 4 utiliza el mismo chip semiconductor 16 que la célula de flujo de dos vías de la Fig. 1, sólo han cambiado los conductos de transporte del fluido. Un conducto de flujo recto 32 que tiene una gran sección transversal se incorpora en una base 30. Dicho conducto desemboca en los extremos izquierdo y derecho 34 y 36 respectivamente, enfrente uno de otro. El orificio en el extremo izquierdo 34 está diseñado para conectarse al catéter arterial permanente, mientras que el orificio en el extremo derecho 36 está diseñado para ser conectado a un depósito para una solución de infusión que posee un dispositivo de transporte conectado al mismo.

Del conducto de flujo 32, una bifurcación 38 conduce al canal de medición 8. La sección transversal del conducto de flujo 32 es al menos tan grande como la sección transversal de la bifurcación 38, siendo la sección transversal de la bifurcación 38 lo suficientemente grande como para que la presión arterial de la sangre a ser medida sea transportada de forma no-amortiguada hacia el sensor de presión 20. La sección del conducto de flujo 32 que se extiende desde el extremo izquierdo 34 hacia el orificio de la bifurcación 38 y luego hasta que el canal de medición 8 se corresponde con el primer conducto de alimentación 4 de la célula de flujo de dos vías en la Fig. 1. Un conducto de conexión 40 se extiende hacia el otro extremo del canal de medición 8, conducto de conexión que del mismo modo se abre dentro del extremo derecho 36. El conducto de conexión 40 está previsto para ser conectado a un dispositivo de transporte de sangre con el cual tomar muestras de sangre y que se puedan éstas bombear hacia los sensores 20A y 22 en el canal de medición 8; corresponde al segundo conducto de alimentación 6 de la célula de flujo de dos vías en la Fig. 1.

Claims (9)

1. Célula de flujo para la medición extracorpórea de parámetros sanguíneos que comprende un sensor de presión (20) dispuesto en una cámara de medida (8), caracterizada porque el sensor de presión (20) posee un componente activo y un componente inactivo (20A o 20B) de sensor de presión, donde el componente inactivo (20B) del sensor de presión es idéntico en diseño al componente activo (20A) del sensor de presión, donde el componente inactivo (20B) del sensor de presión está aislado de la presión que impera en la cámara de medida (8) por una cubierta rígida, y que tiene un primer conducto de alimentación (4, 32, 38) conectado a un primer extremo de la cámara de medida (8), estando previsto el primer conducto de alimentación (4, 32, 38) para la conexión de un catéter; donde el sensor de presión (20) está dispuesto en el primer extremo de la cámara de medida (8), y donde un segundo conducto de alimentación (6, 40) está conectado a un segundo extremo de la cámara de medida (8), el segundo conducto de alimentación (6, 40) está previsto para la conexión de un dispositivo de transporte de fluidos, donde los conductos de alimentación primero y segundo (4, 32, 38 y 6, 40 respectivamente) poseen una primera y segunda sección transversal respectivamente y donde la primera sección transversal está diseñada para ser más grande que la segunda sección transversal.

2. Célula de flujo según la reivindicación 1, caracterizada porque al menos un sensor electroquímico (22) está dispuesto adicionalmente en la cámara de medida (8).

3. Célula de flujo según las reivindicaciones 1 ó 2, caracterizada porque fuera de la cámara de medida (8) está dispuesto un sensor de presión externa (26) para medir la presión externa del aire que impera fuera de la cámara de medida (8).

4. Célula de flujo según la reivindicación 3, caracterizada porque el sensor de presión externa (26) comprende un componente activo y un componente inactivo del sensor de presión externa, donde el componente inactivo del sensor de presión externa es idéntico en diseño al componente activo del sensor de presión externa y donde el componente inactivo del sensor de presión externa está aislado de la presión externa del aire por una cubierta rígida.

5. Célula de flujo según una de las reivindicaciones 1 a 4, caracterizada porque el sensor de presión (20) o los sensores de presión están conectados a los primeros componentes de procesado de señal (24) y donde los componentes de procesado de señal (24) están integrados de forma monolítica en un chip (16) junto con el sensor de presión (20) o los sensores de presión.

6. Célula de flujo según una de las reivindicaciones 3 a 5, caracterizada porque el sensor de presión externa (26) o los sensores de presión externa están conectados a los segundos componentes de procesado de señal (24) y donde los componentes de procesado de señal (24) están integrados de forma monolítica en un chip (16) junto con el sensor de presión externa (20) o los sensores de presión externa.

7. Célula de flujo según una de las reivindicaciones 1 a 6, caracterizada porque todos los sensores (20, 22, 26) están integrados de forma monolítica en un chip (16).

8. Célula de flujo según la reivindicación 7, caracterizada porque los componentes de procesado de señal (24) que están asignados adicionalmente a los sensores están integrados en el chip (16).

9. Célula de flujo según una de las reivindicaciones 5 a 7, caracterizada porque el chip o los chips (16) está/están configurados como un chip de silicio.