ES2266639T3

ES2266639T3 - Dispositivo no invasivo para la medicion de la temperatura en un circuito de circulacion sanguinea extracorporea y equipo provisto con este dispositivo.

Info

Publication number: ES2266639T3
Application number: ES02805865T
Authority: ES
Inventors: Francesco Fontanazzi; Francesco Paolini; Massimo Zaccarelli; Giorgio De Cicco; Annalisa Delnevo
Original assignee: Gambro Lundia AB
Current assignee: Gambro Lundia AB
Priority date: 2001-12-28
Filing date: 2002-12-20
Publication date: 2007-03-01
Anticipated expiration: 2022-12-20
Also published as: DE60212448D1; KR100938455B1; EP1458434B1; ATE329637T1; WO2003055544A1; US20050094704A1; CA2470874C; AU2002367115A1; JP2005512737A; AU2002367115B2; EP1458434A1; DE60212448T2; KR20040071271A; ITMI20012828A1; US7648475B2; JP4300113B2; CA2470874A1

Abstract

Dispositivo no invasivo para la medición de la temperatura de la sangre en un circuito de circulación sanguínea extracorpóreo, constando comprendiendo este dispositivo de una línea (20) por la que fluye la sangre recogida del paciente (P), y un sensor de temperatura (19), conectado a dicha línea (20) y que generando una primera señal (VB) correlacionada con la temperatura (TP) de la sangre que fluye por dicha línea, caracterizado porque dicho sensor de temperatura (19) consta demprende un dispositivo (21) para medir la intensidad de una radiación electromagnética, y porque dicha línea (20) consta comprendede una parte de conexión (37) en frenteenfrentada a dedicho dispositivo de medición (21) y permeable a la radiación electromagnética en un primer ancho de banda (BS);; estando correlacionada dicha primera señal (VB) estando correlacionada con la intensidad de dicha radiación electromagnética en dicha primera banda (BS).

Description

Dispositivo no invasivo para la medición de la temperatura en un circuito de circulación sanguínea extracorpórea y equipo provisto con este dispositivo.

La presente invención se refiere a un dispositivo no invasivo para la medición de la temperatura de la sangre en un circuito de circulación sanguínea extracorpóreo y al equipo proporcionado con este dispositivo.

Es conocido que uno de los problemas relacionados con la utilización de circuitos de circulación sanguínea extracorpóreos es el control de la temperatura de la sangre. Esto es debido a que el cuerpo humano mantiene la temperatura sanguínea a un nivel constante de aproximadamente 37ºC con variaciones muy limitadas, contenidas en unas pocas décimas de grado Celsius (en condiciones normales). Las variaciones de temperatura superiores pueden causar un desequilibrio en el cuerpo, produciendo daños que pueden resultar severos. Sin embargo, durante la circulación extracorpórea, la sangre transmite calor al medio circundante y esto puede ocasionar una bajada excesiva y prolongada de la temperatura de la sangre, provocando un desajuste metabólico, especialmente en pacientes vulnera-
bles.

Por lo tanto, ciertos tipos de máquinas que hacen uso de circuitos de circulación extracorpóreos, tales como las máquinas de diálisis, requieren de dispositivos especiales. Los tratamientos de diálisis se deben repetir frecuentemente y durante largos periodos y por lo tanto resulta particularmente importante proteger al paciente de los riesgos descritos anteriormente. Además, una máquina de diálisis utiliza un filtro que tiene un primer compartimiento, en el que fluye la sangre, y un segundo compartimiento, en el que fluye un dializado, el cual puede estar a una temperatura diferente de la de la sangre. Ambos compartimientos se encuentran separados por una membrana semipermeable que permite la transferencia de calor desde la sangre al dializado y viceversa. Por esta razón, el problema de controlar la temperatura de la sangre resulta muy importante en el campo de las máquinas de diálisis. Aparecen problemas similares en tratamientos de hemofiltración y de hemodiafiltración.

Se han propuesto diversos métodos para controlar la temperatura de la sangre durante la circulación extracorpórea, dependiendo la eficacia de estos métodos de la posibilidad de medir de forma precisa y rápida la temperatura de la sangre del paciente inmediatamente aguas abajo del punto de extracción e inmediatamente aguas arriba del punto de inserción. Esta temperatura se mide indirectamente mediante un sistema de medición no invasivo que comprende un sensor de temperatura conectado a una parte del circuito extracorpóreo. En más detalle, en sistemas de medición conocidos, una parte de la línea del circuito extracorpóreo está contenida en un elemento de aluminio diseñado con una forma que tiene una gran superficie de intercambio térmico en contacto con dicha línea. Un termistor de platino situado en contacto con el elemento de aluminio es usado para medir la temperatura del mismo. En condiciones de equilibrio térmico, la temperatura de la línea, y por lo tanto de la sangre que fluye por la misma, está el mismo está relacionada con la temperatura del elemento de aluminio en una relación conocida y resulta posible determinarla a partir de la señal suministrada por el termistor. Con el fin de reducir el efecto del medio exterior sobre el resultado de la medición, el transductor construido de esta manera (el elemento de aluminio y el termistor) se inserta en un soporte, también de aluminio, que se mantiene a la misma temperatura que la de la línea mediante un calentador controlado por una unidad de control adecuada. De esta manera, el intercambio de calor entre el transductor y el medio exterior se minimiza y la temperatura medida depende enteramente del intercambio de calor con la línea. El espacio entre el transductor y el soporte caliente se rellena con un material (por ejemplo PVC) seleccionado de forma que se optimice el compromiso entre la velocidad de respuesta del sensor y el aislamiento térmico respecto al medio exterior. Un dispositivo según el preámbulo de la reivindicación 1 es conocido, por ejemplo, a partir de
US A-4.894.164.

Sin embargo, los sistemas conocidos adolecen de una serie de desventajas. Ello es debido a que las líneas que forman el circuito extracorpóreo son normalmente de un material de baja conductividad térmica, con la finalidad de evitar una pérdida de calor perjudicial. Por lo tanto, el acoplamiento térmico entre la sangre que fluye en el interior del circuito extracorpóreo y el elemento de aluminio es pobre, y la medición realizada de la manera descrita inevitablemente resulta poco exacta. Particularmente, los sistemas conocidos tienen unos transitorios de respuesta muy grandes, debido a que la variación de la temperatura de la sangre se detecta sólo cuando se llega a un equilibrio térmico entre la sangre que fluye, la pared del circuito extracorpóreo, el transductor y el soporte caliente.

El objetivo de la presente invención es proporcionar un dispositivo no invasivo para la medición de la temperatura de la sangre en un circuito de circulación sanguínea extracorpóreo que se encuentre libre de las desventajas de los sistemas conocidos.

De acuerdo con la presente invención, se proporciona un dispositivo no invasivo para la medición de la temperatura de la sangre en un circuito de circulación sanguínea extracorpórea, que comprende una línea en la que fluye la sangre extraída del paciente y un sensor de temperatura conectado a dicha línea y que genera un primera señal correlacionada con la temperatura de la sangre que fluye en dicha línea, caracterizado porque dicho sensor de temperatura comprende un dispositivo para medir la intensidad de una radiación electromagnética, y porque dicha línea comprende una parte de conexión enfrentada a dicho dispositivo de medida y permeable a la radiación electromagnética en una primera banda de frecuencias; estando correlacionada dicha primera señal con la intensidad de dicha radiación electromagnética en dicha primera banda.

El dispositivo de la presente invención permite ventajosamente la medición de una cantidad directamente correlacionada con la temperatura de la sangre del paciente, concretamente la radiación electromagnética emitida por la sangre a cierta temperatura en una predeterminada banda de frecuencia. En segundo lugar, la parte del circuito extracorpóreo en la que se realiza la medición está conectada al sensor de manera que la fracción de radiación electromagnética emitida por la sangre e incidente en el dispositivo de medición es máxima. Además, los dispositivos para la medición de radiación electromagnética, que comprenden una termopila en una realización preferente de la invención, tienen unos transitorios de respuesta muy reducidos. De esta manera, el dispositivo tiene elevada precisión y velocidad de respuesta. En la práctica, la temperatura de la sangre puede ser medida con un error inferior a 0,1ºC, y con transitorios del orden de centésimas de segundo.

La presente invención también se refiere a equipos de control en un circuito sanguíneo extracorpóreo, según se especifica en la reivindicación 20.

Con el fin de que la presente invención se entienda más claramente, a continuación se describe una realización preferente, únicamente a título de ejemplo y sin intención limitativa, haciendo referencia a las figuras adjuntas siguientes:

- la Figura 1 es una vista esquemática, en la que se han eliminado partes por razones de claridad, de una máquina de diálisis equipada con un dispositivo de medición de temperatura construido según la presente invención;

- la Figura 2 es una vista esquemática en alzado lateral del dispositivo de medición de la Figura 1:

- la Figura 3 es una vista explosionada del dispositivo de la Figura 1, en la que se han eliminado partes por razones de claridad;

- la Figura 4 es una vista en perspectiva de un detalle del dispositivo de la Figura 3;

- la Figura 5 es un gráfico que muestra características de partes del dispositivo de la Figura 2;

- la Figura 6 es una vista esquemática parcial del detalle de la Figura 4; y

- la Figura 7 es una vista esquemática, en la que se han eliminado partes por razones de claridad, de una máquina de diálisis con un dispositivo de medición de temperatura sanguínea construido conforme a una variante de la presente invención.

En el ejemplo de la realización descrita a continuación, la presente invención se utiliza para controlar la temperatura sanguínea durante un tratamiento de diálisis.

En la Figura 1, el número de referencia 1 indica la máquina de diálisis completa conectada a un paciente P. La máquina 1 comprende un circuito sanguíneo extracorpóreo 2, un filtro 3 incluyendo un compartimiento de sangre 5 y un compartimiento de dializado 6 separados por una membrana semipermeable 7, un circuito de dializado 8 conectado al compartimiento de dializado 6, un circuito de infusión 9 y un equipo 10 para regular la temperatura sanguínea.

El circuito sanguíneo extracorpóreo 2 comprende una rama arterial 11, en la que se sitúa una bomba peristáltica 12, y una rama venosa 13. La rama arterial 11 tiene un extremo conectado al compartimiento de sangre 5 y el otro extremo conectado a una fístula (no mostrada) en el paciente P para extraer la sangre del sistema cardiovascular del paciente P, mientras que un extremo de la rama venosa 13 está conectado al compartimiento de sangre 5, mientras que el otro extremo se ha conectado a la fístula anteriormente indicada (no representada) para devolver la sangre tratada al sistema cardiovascular del paciente P. Las ramas 11 y 13 son tubos construidos con materiales plásticos, utilizados, respectivamente, para suministrar la sangre que debe tratarse al compartimiento 5 y para introducir en el sistema cardiovascular la sangre tratada desde el compartimiento 5.

El circuito de infusión 9 está conectado a un nodo de predilución 15a, situado en la rama arterial 11, y a un nodo postdilución 15b, situado en la rama venosa 13, y suministra una cantidad controlada de una solución de infusión al circuito extracorpóreo 2 de una manera conocida. Alternativamente, el circuito de infusión 9 se conecta únicamente al nodo pre-dilución 15a o únicamente al nodo postdilución 15b.

El equipo 10 de regulación de la temperatura sanguínea comprende un dispositivo no invasivo 16 para medir la temperatura de la sangre, situado en la rama arterial 11 y provisto de una unidad de control 16a, un sensor de estado 17 para detectar si la bomba peristáltica 12 se encuentra en funcionamiento, y un dispositivo de regulación de temperatura 18, situado en una parte 13a de la rama venosa 13 del circuito extracorpóreo 2 aguas abajo del nodo de post-dilución 15b, de modo que se combina con la parte 13a para formar un intercambiador de calor. El dispositivo regulador 18 también está conectado a una salida del dispositivo 16, que suministra una señal de temperatura sanguínea S_{TB}.

El dispositivo 18 regula la temperatura sanguínea de la parte 13a sin agregar materia al flujo de sangre. En otras palabras, el dispositivo regulador 18 actúa en un líquido que es separado físicamente de la sangre y cuya temperatura T_{F} se controla por la unidad 16a en un intervalo de 20ºC a 43ºC, de modo que aporta o extrae calor de la sangre que fluye en la rama venosa 13 inmediatamente antes de que la sangre sea devuelta al paciente P.

El dispositivo regulador 18 comprende por lo menos una línea 18a, que forma una serie de curvas o de tubos encajados uno dentro del otro y proporciona un receptáculo 18b para alojar una parte 13a de la rama venosa 13, y un calentador/enfriador 18c conectado a la unidad de control 16a.

Durante el funcionamiento, a lo largo del tratamiento de diálisis la sangre es recogida desde el paciente P y transportada a lo largo del circuito extracorpóreo 2. El dispositivo no invasivo 16 mide la temperatura T_{P} y la unidad de control 16a controla el dispositivo regulador 18, a partir de un algoritmo predeterminado, en función de la temperatura T_{P} y de una temperatura de referencia T_{SET} que es asignada por un operador en la unidad de control 16a.

Por ejemplo, la unidad de control 16a compara la temperatura T_{P} con la temperatura de referencia T_{SET}, que es generalmente de 37ºC, y calcula la diferencia de temperatura \DeltaT entre la temperatura T_{P} y la temperatura de referencia T_{SET}. Al principio del tratamiento de diálisis, el dispositivo regulador 18 mantiene la temperatura T_{F} del líquido a un valor igual al de la temperatura de referencia T_{SET}, mientras que la temperatura T_{D} del dializado se regula de forma que se optimice el tratamiento de hemodiálisis. Durante el tratamiento de hemodiálisis, la temperatura de la sangre T en el circuito extracorpóreo 2 cambia como resultado del intercambio de calor con el medio exterior, con el dializado y con el fluido transportado dentro del dispositivo regulador 18, y como una función de la reacción del paciente P a los materiales utilizados en el tratamiento de la sangre.

La temperatura T_{P} es medida por el dispositivo no invasivo 16, por ejemplo, a intervalos relativamente cortos de tiempo durante el tratamiento de diálisis, y la unidad de control 16a calcula la diferencia de temperatura \DeltaT a la misma frecuencia con la que mide la temperatura T_{P}. Cuando la diferencia de temperatura \DeltaT entre la temperatura T_{P} y la temperatura de referencia T_{SET} tiene un valor negativo, la temperatura del líquido T_{F} se incrementa de forma que se suministra calor a la sangre en la parte 13a, mientras que si la diferencia de temperatura \DeltaT tiene un valor positivo, la temperatura del fluido T_{F} se reduce de forma que se extrae calor de la sangre en la parte 13a. La repetición del procedimiento arriba descrito a intervalos de tiempo cortos permite estabilizar rápidamente la temperatura T_{P}, en otras palabras, la temperatura del paciente P, en un valor cercano a la temperatura de referencia T_{SET}, siempre que la temperatura T_{P} varíe con respecto a la temperatura de referencia T_{SET}.

El sensor 17 detecta el estado de funcionamiento de la bomba 12 y emite una señal que indica cuando la bomba 12 se encuentra en funcionamiento y cuando se encuentra parada. Si la señal emitida por el sensor 17 indica que la bomba 12 se encuentra parada, la unidad de control 16a mantiene el valor de T_{F} igual a la temperatura de referencia T_{SET}; si, por el contrario, la señal indica que la bomba 12 se encuentra en funcionamiento, la temperatura del líquido T_{F} se regula en función de la diferencia de temperatura \DeltaT de acuerdo al procedimiento anteriormente
descrito.

En una variante de funcionamiento, la temperatura de referencia T_{SET} no es fija, sino que varía durante el tratamiento de diálisis de acuerdo a un perfil específico.

Como se muestra en las Figuras 2 y 3, el dispositivo 16 comprende un sensor de temperatura 19, una línea 20 fijada a la rama arterial 11 y conectada al sensor 19, y una unidad de control digital y/o analógica 16a.

En mayor detalle, el sensor 19 comprende un termopila 21 y un dispositivo de control de temperatura 22. La termopila 21 está alojada en un receptáculo 23 (Figura 4), en una ventana 24 practicada en dicho receptáculo 23, y tiene un par de terminales de medición 25 conectados a la unidad de control 16a. Entre estos terminales 25 hay un voltaje V_{B} correlacionado con la intensidad de la radiación electromagnética recibida por la termopila 21 a través de la ventana 24 y que tiene una banda predeterminada de frecuencias medibles B_{S}, incluida por lo menos parcialmente en la banda de infrarrojos IR (Figura 5). El principio de funcionamiento de una termopila se basa en el efecto Seebeck. En particular, la termopila 21 preferentemente tiene varias uniones calientes 21a y frías 21b conectadas en serie, como se muestra en la Figura 6. Las uniones calientes 21a están situadas en un área de absorción 21c que absorbe la radiación electromagnética incidente y modifica su propia temperatura como resultado. Las uniones frías 21b están soportadas por un soporte 21d de material semiconductor puesto en contacto con el receptáculo 23 (Figura 4) en el que se aloja la termopila 21. El voltaje V_{B} generado por el efecto termoeléctrico es una función de la diferencia de temperatura entre las uniones calientes 21a y las uniones frías 21b, en otras palabras, entre el área de absorción 21c y el soporte 21d. Para disponer de un voltaje V_{B} que sea diferente de cero y que dependa únicamente de la intensidad de la radiación electromagnética, y asimismo para disponer de una relación señal/ruido elevada, la temperatura del soporte 21d, en el que están situadas las uniones frías 21b, debe mantenerse en un valor suficientemente más bajo que el intervalo de temperaturas de funcionamiento en el que la termopila 21 debe utilizarse. Con este propósito, se utiliza el dispositivo de control 22, que mantiene el receptáculo 23, y por lo tanto el soporte 21d, a una temperatura de funcionamiento constante y controlada, comprendida en el intervalo entre 5ºC y 15ºC, y preferentemente a 10ºC. Con referencia a las Figuras 2-4, el dispositivo de control 22 comprende un termistor 28 (Figura 4), una bomba de calor de estado sólido 29 y un circuito de control 30, preferentemente integrado en la unidad de control 16a (Figura 2). El termistor 28 está situado en el receptáculo 23 y está térmicamente conectado a las uniones frías 21b de la termopila 21 por medio del receptáculo 23 y del soporte 21d; además, el termistor 28 tiene un par de terminales 31 conectado al circuito de control 30 y que suministra una señal eléctrica S_{TP} correlacionada con la temperatura de funcionamiento de la termopila 21. La bomba de calor 29 es un módulo termoeléctrico, por ejemplo una célula Peltier, que causa que se transfiera calor entre sus dos caras opuestas cuando una corriente eléctrica la atraviesa, y por lo tanto tiene una cara fría 32 y una cara caliente 34 (Figuras 2 y 3). La cara fría 32 está conectada al receptáculo 23 de la termopila 21 por medio de un soporte transmisor de calor 33 (de cobre, por ejemplo), que está perforado para alojar la termopila 21. La cara caliente 34 se encuentra conectada a un sumidero de calor 35 para ayudar a la dispersión del calor extraído por la bomba de calor 29. La bomba de calor 29 también tiene dos terminales 36 conectados al circuito de control 30, que, de una forma conocida, suministra una corriente de control I_{C} correlacionada con la señal eléctrica S_{TP}.

Como se muestra en las Figuras 2 y 3, la línea 20, por la que fluye la sangre recogida del paciente P, comprende de un parte de conexión 37, enfrentada a de la termopila 21 y permeable a la radiación electromagnética en la banda de medición B_{S}. En mayor detalle, la parte de conexión 37 es de forma discoidal y está completamente superpuesta a la ventana 24 del receptáculo 23 en el que está alojada la termopila 21, de forma que cubre completamente el ángulo sólido de visión de la termopila 21. Además, la parte de conexión 37 es realizada en un material de absorbancia despreciable y de gran transmisividad en la banda de medición B_{S} en un intervalo de temperaturas de 30ºC a 40ºC. Preferentemente, este material se selecciona de entre el polietileno de alta densidad, el polietileno de baja densidad y el polímero (4-metil-1-penteno) (PMP). De esta manera se maximiza la fracción de radiación electromagnética emitida por la sangre del paciente P en el intervalo de temperaturas de 30ºC a 40ºC que alcanza la termopila.

Un filtro 38, que comprende una placa de material esencialmente opaco a la radiación electromagnética fuera de la banda de paso B_{P}, que está comprendida en la banda de medición B_{S} (Figura 5), se interpone entre la termopila 21 y la línea 20 (Figuras 2 y 3). En particular, el filtro 38 está soportado por el receptáculo 23 y tiene una primera cara 39 posicionada de modo que cubre la ventana 24, y una segunda cara 40, opuesta a la primera cara 39 y enfrentada a la parte de conexión 37 de la línea 20. En la realización de la presente invención descrita en la presente memoria, el filtro 38 es realizado de germanio convenientemente tratado, y la banda de paso B_{P} abarca el intervalo de 8 mm a 14 mm (infrarrojo).

Durante el tratamiento de diálisis, la sangre recogida del sistema cardiovascular del paciente P fluye a través de la línea 20 y emite radiación electromagnética en la banda de medición B_{S}. Una fracción de la radiación electromagnética emitida pasa a través del filtro 38 y de la ventana 24 y alcanza la termopila 21, contribuyendo de esta manera a la determinación del voltaje V_{B} entre los terminales 25. En mayor detalle, las variaciones del voltaje V_{B} se deben exclusivamente a las variaciones de intensidad de la radiación electromagnética emitida por la sangre que fluye en la parte de conexión 37 y que alcanza la termopila 21. Ello se debe a que la parte de conexión 37 está posicionada de modo que cubre enteramente el ángulo sólido de visión de la termopila 21 a través de la ventana 24, el flujo de radiación electromagnética a través de la ventana 24 esencialmente se debe únicamente a la radiación emitida por la sangre que fluye por la parte de conexión 37; además, el receptáculo 23 de la termopila 21 se mantiene a una temperatura constante y conocida por medio del dispositivo 22, y por lo tanto su contribución al voltaje V_{B} es constante.

La intensidad de la radiación también se correlaciona con la temperatura T_{P} del cuerpo emisor, en otras palabras con la sangre del paciente P. Más específicamente, la potencia total de la emisión de radiación infrarroja es una función de la temperatura del cuerpo emisor, de acuerdo con la ley de Stefan-Boltzmann. La intensidad de la radiación emitida se incrementa con el incremento de la temperatura del cuerpo emisor. En el caso en cuestión, el filtro 38 selecciona únicamente la radiación electromagnética dentro de la banda de paso B_{P} y el voltaje V_{B} generado por la termopila 21 depende de la energía absorbida en esta banda de paso B_{P}.

Por lo tanto, la temperatura T_{P} puede determinarse en función del valor del voltaje V_{B}, de acuerdo a una conocida relación del tipo siguiente:

(1)T_{P} = F(V_{B}) + T_{0}

en la que F(V_{B}) es una función determinada experimentalmente y T_{0} es la temperatura de funcionamiento a la que se mantienen el receptáculo 23, el soporte 21d y las uniones frías 21b de la termopila 21.

En condiciones de funcionamiento normales, las variaciones de la temperatura T_{P} no superan unos pocos grados Celsius y por lo tanto la relación (1) puede aproximarse con la relación:

(2)T_{P} = T_{0} + K* V_{B}

en la que K es una constante conocida, debido a que se determina experimentalmente.

Con referencia a la Figura 7, el número de referencia 45 indica una máquina de hemofiltración que comprende un circuito extracorpóreo 2 y un hemofiltro 46 que comprende uno compartimiento de sangre 47 y un compartimiento 48 separados por una membrana semipermeable 49. La máquina 45 está dotada de un sistema de control sanguínea 10 y, particularmente, está dotada del dispositivo no invasivo 16.

La máquina 45 puede llevar a cabo tratamientos de hemofiltración puros y tratamientos de hemofiltración con pre y/o postdilución.

El equipo 10 aplicado a la máquina 45 es completamente idéntico al asociado a la máquina 1, y su funcionamiento es también idéntico.

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El equipo 10 es particularmente ventajoso en que puede ser conectado a cualquier máquina de purificación sanguínea y no requiere de adaptación al tipo de tratamiento de purificación utilizado.

Finalmente, pueden aplicarse claramente modificaciones y variaciones al dispositivo descrito sin apartarse del alcance de la presente invención. En primer lugar, el uso de la presente invención no está limitado únicamente a máquinas de diálisis, puede extenderse a todos aquellos casos en los que se utilice un circuito de circulación sanguínea extracorpóreo. También resulta posible utilizar otros dispositivos de medición de radiación infrarroja diferentes de los descritos en la presente memoria, tales como los dispositivos realizados en material semiconductor con uniones PN. El dispositivo no invasivo podría asimismo dotarse de una unidad de control dedicada, separada de la unidad de control utilizada para controlar el resto de partes del equipo regulador de la temperatura sanguínea. La bomba de calor utilizada puede asimismo no ser una célula Peltier. A modo de alternativa a la utilización de una bomba de calor, resulta posible compensar directamente la señal de la termopila 21 utilizando la temperatura del receptáculo 23, que puede medirse por medio del termistor 28.

Claims

1. Dispositivo no invasivo para la medición de la temperatura de la sangre en un circuito de circulación sanguínea extracorpóreo, comprendiendo este dispositivo una línea (20) por la que fluye la sangre recogida del paciente (P), y un sensor de temperatura (19), conectado a dicha línea (20) y que genera una primera señal (V_{B}) correlacionada con la temperatura (T_{P}) de la sangre que fluye por dicha línea, caracterizado porque dicho sensor de temperatura (19) comprende un dispositivo (21) para medir la intensidad de una radiación electromagnética, y porque dicha línea (20) comprende una parte de conexión (37) enfrentada a dicho dispositivo de medición (21) y permeable a la radiación electromagnética en un primer ancho de banda (B_{S}); estando correlacionada dicha primera señal (V_{B}) con la intensidad de dicha radiación electromagnética en dicha primera banda (B_{S}).

2. Dispositivo según la reivindicación 1, caracterizado porque dicho dispositivo de medición (21) está alojado en un receptáculo (23), detrás de una ventana (24) practicada en dicho receptáculo (23); estando dicha parte de conexión (37) de dicha línea (20) completamente superpuesta a dicha ventana (24), de modo que cubre todo el ángulo sólido de visión de dicho dispositivo de medición (21).

3. Dispositivo según las reivindicaciones 1 ó 2, caracterizado porque dicho dispositivo de medición (21) comprende una termopila, teniendo por lo menos una unión caliente (21a) y por lo menos una unión fría (21b).

4. Dispositivo según la reivindicación 3, caracterizado porque dicho sensor de temperatura (19) comprende medios (22) para controlar la temperatura, para mantener la unión fría (21b) de dicho dispositivo de medición (21) a una temperatura controlada (T_{0}).

5. Dispositivo según la reivindicación 4, caracterizado porque dichos medios de control (22) comprenden:

-: un termistor (28), conectado térmicamente a la unión fría (21b) de dicho dispositivo de medición (21) y que suministra una segunda señal (S_{TP}) correlacionada con dicha temperatura controlada (T_{0});

-: una bomba de calor de estado sólido (29), que tiene una cara de baja temperatura (32) conectada térmicamente a dicho dispositivo de medición (21), y una cara de alta temperatura (34); y

-: un circuito de control (30), conectado a dicho termistor (28), que recibe dicha segunda señal (S_{TP}), y a dicha bomba de calor (29), para suministrar una señal de control (I_{C}) correlacionada con dicha segunda señal (S_{TP}).

6. Dispositivo según la reivindicación 5, caracterizado porque dicha bomba de calor (29) comprende una célula Peltier.

7. Dispositivo según las reivindicaciones 5 ó 6, caracterizado porque comprende un sumidero de calor (35) puesto en contacto con dicha cara de alta temperatura (34) de dicha bomba de calor (29).

8. Dispositivo según una cualquiera de las reivindicaciones 5 a 7, caracterizado porque dicha temperatura controlada (T_{0}) es una temperatura constante comprendida en el intervalo entre 5ºC y 15ºC.

9. Dispositivo según una cualquiera de las reivindicaciones anteriores, caracterizado porque dicha parte de conexión (37) es realizada en un material que tiene una transmitancia esencialmente constante y una absorbancia despreciable en dicha primera banda de frecuencias (B_{S}).

10. Dispositivo según una cualquiera de las reivindicaciones anteriores, caracterizado porque dicha parte de conexión (37) es realizada en un material que tiene una transmitancia esencialmente constante comprendida en el intervalo de temperaturas de entre 30ºC y 40ºC.

11. Dispositivo según una cualquiera de las reivindicaciones anteriores, caracterizado porque dicha parte de conexión (37) está realizada en un material seleccionado de entre el grupo que consiste en polietileno de alta densidad, polietileno de baja densidad y polímero (4-metil-1-penteno).

12. Dispositivo según una cualquiera de las reivindicaciones anteriores, caracterizado porque comprende medios de filtro (38) interpuestos entre dicho dispositivo de medición (21) y dicha parte de conexión (37) de dicha
línea (20).

13. Dispositivo según la reivindicación 12, caracterizado porque dichos medios de filtro (38) comprenden una placa de material esencialmente opaco a la radiación electromagnética fuera de una segunda banda de frecuencias (B_{P}), que está comprendida en dicha primera banda de frecuencias (Bs).

14. Dispositivo según la reivindicación 13, caracterizado porque dicha segunda banda de frecuencias (B_{P}) está en el intervalo de entre 8 \mum y 14 \mum.

15. Dispositivo según las reivindicaciones 13 ó 14, caracterizado porque dichos medios de filtro (38) son realizados a partir de germanio.

16. Dispositivo según una cualquiera de las reivindicaciones 12 a 15, caracterizado porque dichos medios de filtro (38) tienen una cara (40) enfrentada a dicha parte de conexión (37) de dicha línea (20).

17. Dispositivo según una cualquiera de las reivindicaciones anteriores, caracterizado porque dicha primera banda de frecuencias (Bs) está por lo menos parcialmente contenida dentro de la banda de radiación infrarroja (IR).

18. Dispositivo según la reivindicación 4, caracterizado porque comprende una unidad de control (16a) asociada a dicho sensor de temperatura (19), para recibir dicha primera señal (V_{B}) y para determinar dicha temperatura sanguínea (T_{P}) de acuerdo con una relación del tipo:

T_{P} = F(V_{B}) + T_{0}

19. Dispositivo según la reivindicación 18, caracterizado porque dicha relación es:

T_{P} = K* V_{B} + T_{0}

en la que K es una constante determinada experimentalmente.

20. Equipo de control para un circuito de circulación sanguínea extracorpóreo (2), en el que el circuito extracorpóreo (2) está conectado a una máquina de purificación sanguínea (1; 45) y comprende una rama arterial (11) y una rama venosa (13) conectadas por lo menos a un elemento de tratamiento sanguíneo (3; 3, 15a; 3, 15b; 45; 45, 15a; 45, 15b), estando caracterizado el equipo (10) porque comprende un dispositivo no invasivo (16) para la medición de la temperatura sanguínea (T_{P}) según por lo menos una de las reivindicaciones 1 a 19.

21. Equipo según la reivindicación 20, caracterizado porque el dispositivo no invasivo (16) tiene un sensor (19) para medir una primera temperatura (T_{P}) de la sangre que sale del paciente (P) a lo largo de la rama arterial (11) aguas arriba de dicho elemento de tratamiento sanguíneo (3; 3, 15a; 3, 15b; 45; 45, 15a; 45, 15b), una unidad de control (16a) para regular la temperatura sanguínea (T) en función de la primera temperatura (T_{P}), y una temperatura de referencia (T_{SET}), y un dispositivo (18) para regular la temperatura de la sangre (T) que está conectado a una parte (13a) de la rama venosa (13) aguas abajo de dicho elemento de tratamiento sanguíneo (3; 3, 15a; 3, 15b; 45; 45, 15a;
45, 15b).

22. Equipo según la reivindicación 21, caracterizado porque dicho dispositivo regulador (18) se combina con dicha parte (13a) para formar un intercambiador de calor, estando conectada dicha unidad de control (16a) a dicho dispositivo regulador de temperatura (18).

23. Equipo según las reivindicaciones 21 ó 22, caracterizado porque dicho dispositivo regulador (18) comprende una línea (18a) para transportar un líquido que puede calentarse hasta una temperatura (T_{F}) comprendida dentro de un intervalo específico, de aproximadamente 37ºC.

24. Equipo según una de las reivindicaciones 21 a 23, caracterizado porque dicho dispositivo regulador (18) tiene un receptáculo (18b) para alojar dicha parte (13a) de la rama venosa (13).

25. Equipo según una de la reivindicaciones 21 a 24, caracterizado porque dicho circuito extracorpóreo (2) está conectado a una bomba (12) para transportar la sangre a lo largo del circuito extracorpóreo (2), comprendiendo el equipo (10) un sensor (17) para detectar el estado operativo de la bomba (12); manteniendo la unidad de control (16a) la temperatura (T_{F}) de dicho líquido en un valor igual a dicha temperatura predeterminada (T_{SET}) cuando la bomba (12) no se encuentra en funcionamiento.

26. Equipo según una de las reivindicaciones 21 a 25, caracterizado porque dicha rama venosa tiene un nodo postdilución (15b); estando situada dicha parte (13a) aguas abajo de dicho nodo postdilución (15b).

27. Equipo según una cualquiera de las reivindicaciones 21 a 26, caracterizado porque dicho elemento de tratamiento sanguíneo (3; 3, 15a; 3, 15b) consta de un filtro de hemodiálisis (3) que comprende un compartimiento de sangre (5) y un compartimiento de dializado (6) por el cual fluye un dializado.

28. Equipo según una de las reivindicaciones 21 a 26, caracterizado porque el elemento de tratamiento sanguíneo (3; 3, 15a; 3, 15b) comprende un filtro de hemodiálisis (3) que comprende un compartimiento de sangre (5) y un compartimiento de dializado (6) en el que fluye el dializado, y un nodo de pre o postdilución (15a; 15b) para la introducción de un líquido de reemplazo.

29. Equipo según una de las reivindicaciones 21 a 26, caracterizado porque dicho elemento de tratamiento sanguíneo (45; 45, 15a; 45, 15b) consta de un hemofiltro (45).

30. Equipo según una de las reivindicaciones 21 a 26, caracterizado porque dicho elemento de tratamiento sanguíneo (45; 45, 15a; 45, 15b) comprende un hemofiltro (45) y un nodo de pre o postdilución (15a, 15b) para la introducción de un líquido de reemplazo.

31. Equipo según la reivindicación 21, caracterizado porque dicha unidad de control (16a) regula la temperatura (T) en función de la primera temperatura (T_{P}) y de la temperatura de referencia (T_{SET}) a intervalos de tiempo predeterminados.

32. Equipo según las reivindicaciones 21 ó 31, caracterizado porque dicha unidad de control (16a) regula la temperatura (T) en función de la diferencia entre la primera temperatura (T_{P}) y la temperatura de referencia (T_{SET}).