ES2266639T3 - Dispositivo no invasivo para la medicion de la temperatura en un circuito de circulacion sanguinea extracorporea y equipo provisto con este dispositivo. - Google Patents
Dispositivo no invasivo para la medicion de la temperatura en un circuito de circulacion sanguinea extracorporea y equipo provisto con este dispositivo. Download PDFInfo
- Publication number
- ES2266639T3 ES2266639T3 ES02805865T ES02805865T ES2266639T3 ES 2266639 T3 ES2266639 T3 ES 2266639T3 ES 02805865 T ES02805865 T ES 02805865T ES 02805865 T ES02805865 T ES 02805865T ES 2266639 T3 ES2266639 T3 ES 2266639T3
- Authority
- ES
- Spain
- Prior art keywords
- temperature
- blood
- line
- measuring
- equipment according
- 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
- 230000017531 blood circulation Effects 0.000 title claims description 12
- 238000009529 body temperature measurement Methods 0.000 title 1
- 239000008280 blood Substances 0.000 claims abstract description 79
- 210000004369 blood Anatomy 0.000 claims abstract description 79
- 230000005670 electromagnetic radiation Effects 0.000 claims abstract description 22
- 230000002596 correlated effect Effects 0.000 claims abstract description 11
- 238000011282 treatment Methods 0.000 claims description 21
- 230000001105 regulatory effect Effects 0.000 claims description 15
- 239000000463 material Substances 0.000 claims description 13
- 238000005259 measurement Methods 0.000 claims description 11
- 238000010790 dilution Methods 0.000 claims description 9
- 239000012895 dilution Substances 0.000 claims description 9
- 239000007788 liquid Substances 0.000 claims description 8
- 230000005855 radiation Effects 0.000 claims description 8
- 239000007787 solid Substances 0.000 claims description 5
- 238000001631 haemodialysis Methods 0.000 claims description 4
- 230000000322 hemodialysis Effects 0.000 claims description 4
- 238000000746 purification Methods 0.000 claims description 3
- 238000002835 absorbance Methods 0.000 claims description 2
- 230000001276 controlling effect Effects 0.000 claims description 2
- 229910052732 germanium Inorganic materials 0.000 claims description 2
- GNPVGFCGXDBREM-UHFFFAOYSA-N germanium atom Chemical compound [Ge] GNPVGFCGXDBREM-UHFFFAOYSA-N 0.000 claims description 2
- 229920001684 low density polyethylene Polymers 0.000 claims description 2
- 239000004702 low-density polyethylene Substances 0.000 claims description 2
- 229920000642 polymer Polymers 0.000 claims description 2
- 238000002834 transmittance Methods 0.000 claims 2
- ZZLCFHIKESPLTH-UHFFFAOYSA-N 4-Methylbiphenyl Chemical compound C1=CC(C)=CC=C1C1=CC=CC=C1 ZZLCFHIKESPLTH-UHFFFAOYSA-N 0.000 claims 1
- 229920001903 high density polyethylene Polymers 0.000 claims 1
- 239000004700 high-density polyethylene Substances 0.000 claims 1
- 238000011144 upstream manufacturing Methods 0.000 claims 1
- 230000004087 circulation Effects 0.000 abstract description 4
- 238000000502 dialysis Methods 0.000 description 14
- XAGFODPZIPBFFR-UHFFFAOYSA-N aluminium Chemical compound [Al] XAGFODPZIPBFFR-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 6
- 210000000748 cardiovascular system Anatomy 0.000 description 4
- 230000006870 function Effects 0.000 description 4
- 238000002615 hemofiltration Methods 0.000 description 4
- 238000000034 method Methods 0.000 description 4
- 238000001802 infusion Methods 0.000 description 3
- 239000012528 membrane Substances 0.000 description 3
- 230000004044 response Effects 0.000 description 3
- WSSSPWUEQFSQQG-UHFFFAOYSA-N 4-methyl-1-pentene Chemical compound CC(C)CC=C WSSSPWUEQFSQQG-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 2
- 206010016717 Fistula Diseases 0.000 description 2
- 238000010521 absorption reaction Methods 0.000 description 2
- 230000000694 effects Effects 0.000 description 2
- 230000003890 fistula Effects 0.000 description 2
- 239000012530 fluid Substances 0.000 description 2
- 230000002572 peristaltic effect Effects 0.000 description 2
- BASFCYQUMIYNBI-UHFFFAOYSA-N platinum Chemical compound [Pt] BASFCYQUMIYNBI-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 2
- 239000004065 semiconductor Substances 0.000 description 2
- 238000012546 transfer Methods 0.000 description 2
- RYGMFSIKBFXOCR-UHFFFAOYSA-N Copper Chemical compound [Cu] RYGMFSIKBFXOCR-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 239000004698 Polyethylene Substances 0.000 description 1
- 230000006978 adaptation Effects 0.000 description 1
- 229910052782 aluminium Inorganic materials 0.000 description 1
- 230000036760 body temperature Effects 0.000 description 1
- 238000006243 chemical reaction Methods 0.000 description 1
- 229910052802 copper Inorganic materials 0.000 description 1
- 239000010949 copper Substances 0.000 description 1
- 230000008878 coupling Effects 0.000 description 1
- 238000010168 coupling process Methods 0.000 description 1
- 238000005859 coupling reaction Methods 0.000 description 1
- 239000006185 dispersion Substances 0.000 description 1
- 239000000284 extract Substances 0.000 description 1
- 238000000605 extraction Methods 0.000 description 1
- 239000003978 infusion fluid Substances 0.000 description 1
- 238000003780 insertion Methods 0.000 description 1
- 230000037431 insertion Effects 0.000 description 1
- 238000009413 insulation Methods 0.000 description 1
- 230000002503 metabolic effect Effects 0.000 description 1
- 238000012986 modification Methods 0.000 description 1
- 230000004048 modification Effects 0.000 description 1
- 229920003023 plastic Polymers 0.000 description 1
- 239000004033 plastic Substances 0.000 description 1
- 229910052697 platinum Inorganic materials 0.000 description 1
- -1 polyethylene Polymers 0.000 description 1
- 229920000573 polyethylene Polymers 0.000 description 1
- 230000002035 prolonged effect Effects 0.000 description 1
- 230000006641 stabilisation Effects 0.000 description 1
- 238000011105 stabilization Methods 0.000 description 1
- 230000005676 thermoelectric effect Effects 0.000 description 1
- 239000003643 water by type Substances 0.000 description 1
Classifications
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
- A61M1/00—Suction or pumping devices for medical purposes; Devices for carrying-off, for treatment of, or for carrying-over, body-liquids; Drainage systems
- A61M1/14—Dialysis systems; Artificial kidneys; Blood oxygenators ; Reciprocating systems for treatment of body fluids, e.g. single needle systems for hemofiltration or pheresis
- A61M1/16—Dialysis systems; Artificial kidneys; Blood oxygenators ; Reciprocating systems for treatment of body fluids, e.g. single needle systems for hemofiltration or pheresis with membranes
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
- A61M1/00—Suction or pumping devices for medical purposes; Devices for carrying-off, for treatment of, or for carrying-over, body-liquids; Drainage systems
- A61M1/36—Other treatment of blood in a by-pass of the natural circulatory system, e.g. temperature adaptation, irradiation ; Extra-corporeal blood circuits
- A61M1/3621—Extra-corporeal blood circuits
- A61M1/3623—Means for actively controlling temperature of blood
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
- A61M1/00—Suction or pumping devices for medical purposes; Devices for carrying-off, for treatment of, or for carrying-over, body-liquids; Drainage systems
- A61M1/36—Other treatment of blood in a by-pass of the natural circulatory system, e.g. temperature adaptation, irradiation ; Extra-corporeal blood circuits
- A61M1/3621—Extra-corporeal blood circuits
- A61M1/367—Circuit parts not covered by the preceding subgroups of group A61M1/3621
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01J—MEASUREMENT OF INTENSITY, VELOCITY, SPECTRAL CONTENT, POLARISATION, PHASE OR PULSE CHARACTERISTICS OF INFRARED, VISIBLE OR ULTRAVIOLET LIGHT; COLORIMETRY; RADIATION PYROMETRY
- G01J5/00—Radiation pyrometry, e.g. infrared or optical thermometry
- G01J5/0037—Radiation pyrometry, e.g. infrared or optical thermometry for sensing the heat emitted by liquids
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01J—MEASUREMENT OF INTENSITY, VELOCITY, SPECTRAL CONTENT, POLARISATION, PHASE OR PULSE CHARACTERISTICS OF INFRARED, VISIBLE OR ULTRAVIOLET LIGHT; COLORIMETRY; RADIATION PYROMETRY
- G01J5/00—Radiation pyrometry, e.g. infrared or optical thermometry
- G01J5/02—Constructional details
- G01J5/04—Casings
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01J—MEASUREMENT OF INTENSITY, VELOCITY, SPECTRAL CONTENT, POLARISATION, PHASE OR PULSE CHARACTERISTICS OF INFRARED, VISIBLE OR ULTRAVIOLET LIGHT; COLORIMETRY; RADIATION PYROMETRY
- G01J5/00—Radiation pyrometry, e.g. infrared or optical thermometry
- G01J5/02—Constructional details
- G01J5/06—Arrangements for eliminating effects of disturbing radiation; Arrangements for compensating changes in sensitivity
- G01J5/061—Arrangements for eliminating effects of disturbing radiation; Arrangements for compensating changes in sensitivity by controlling the temperature of the apparatus or parts thereof, e.g. using cooling means or thermostats
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01J—MEASUREMENT OF INTENSITY, VELOCITY, SPECTRAL CONTENT, POLARISATION, PHASE OR PULSE CHARACTERISTICS OF INFRARED, VISIBLE OR ULTRAVIOLET LIGHT; COLORIMETRY; RADIATION PYROMETRY
- G01J5/00—Radiation pyrometry, e.g. infrared or optical thermometry
- G01J5/10—Radiation pyrometry, e.g. infrared or optical thermometry using electric radiation detectors
- G01J5/12—Radiation pyrometry, e.g. infrared or optical thermometry using electric radiation detectors using thermoelectric elements, e.g. thermocouples
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01K—MEASURING TEMPERATURE; MEASURING QUANTITY OF HEAT; THERMALLY-SENSITIVE ELEMENTS NOT OTHERWISE PROVIDED FOR
- G01K1/00—Details of thermometers not specially adapted for particular types of thermometer
- G01K1/14—Supports; Fastening devices; Arrangements for mounting thermometers in particular locations
- G01K1/143—Supports; Fastening devices; Arrangements for mounting thermometers in particular locations for measuring surface temperatures
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01K—MEASURING TEMPERATURE; MEASURING QUANTITY OF HEAT; THERMALLY-SENSITIVE ELEMENTS NOT OTHERWISE PROVIDED FOR
- G01K11/00—Measuring temperature based upon physical or chemical changes not covered by groups G01K3/00, G01K5/00, G01K7/00 or G01K9/00
- G01K11/006—Measuring temperature based upon physical or chemical changes not covered by groups G01K3/00, G01K5/00, G01K7/00 or G01K9/00 using measurement of the effect of a material on microwaves or longer electromagnetic waves, e.g. measuring temperature via microwaves emitted by the object
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
- A61M2205/00—General characteristics of the apparatus
- A61M2205/33—Controlling, regulating or measuring
- A61M2205/3368—Temperature
Landscapes
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Physics & Mathematics (AREA)
- General Physics & Mathematics (AREA)
- Spectroscopy & Molecular Physics (AREA)
- Heart & Thoracic Surgery (AREA)
- Vascular Medicine (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- Public Health (AREA)
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Anesthesiology (AREA)
- Biomedical Technology (AREA)
- Hematology (AREA)
- Veterinary Medicine (AREA)
- Animal Behavior & Ethology (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- Cardiology (AREA)
- Electromagnetism (AREA)
- Urology & Nephrology (AREA)
- Emergency Medicine (AREA)
- External Artificial Organs (AREA)
- Measurement Of The Respiration, Hearing Ability, Form, And Blood Characteristics Of Living Organisms (AREA)
- Measuring And Recording Apparatus For Diagnosis (AREA)
- Measuring Pulse, Heart Rate, Blood Pressure Or Blood Flow (AREA)
- Measuring Temperature Or Quantity Of Heat (AREA)
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.
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.
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.
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.
\newpage
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 (32)
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).
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).
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}).
Applications Claiming Priority (2)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
IT2001MI002828A ITMI20012828A1 (it) | 2001-12-28 | 2001-12-28 | Dispositivo non invasivo per il rilevamento della temperatura ematicain un circuito per la circolazione extracorporea del sangue e apparato |
ITMI01A2828 | 2001-12-28 |
Publications (1)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
ES2266639T3 true ES2266639T3 (es) | 2007-03-01 |
Family
ID=11448764
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
ES02805865T Expired - Lifetime ES2266639T3 (es) | 2001-12-28 | 2002-12-20 | Dispositivo no invasivo para la medicion de la temperatura en un circuito de circulacion sanguinea extracorporea y equipo provisto con este dispositivo. |
Country Status (11)
Country | Link |
---|---|
US (1) | US7648475B2 (es) |
EP (1) | EP1458434B1 (es) |
JP (1) | JP4300113B2 (es) |
KR (1) | KR100938455B1 (es) |
AT (1) | ATE329637T1 (es) |
AU (1) | AU2002367115B2 (es) |
CA (1) | CA2470874C (es) |
DE (1) | DE60212448T2 (es) |
ES (1) | ES2266639T3 (es) |
IT (1) | ITMI20012828A1 (es) |
WO (1) | WO2003055544A1 (es) |
Families Citing this family (17)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JP3756168B2 (ja) * | 2004-03-19 | 2006-03-15 | 株式会社ソニー・コンピュータエンタテインメント | 回路の発熱制御方法、装置およびシステム |
EP1767145A1 (en) * | 2005-09-27 | 2007-03-28 | Pulsion Medical Systems AG | Apparatus, computer system and computer program for determining cardio-vascular parameters |
JP5281835B2 (ja) * | 2008-07-08 | 2013-09-04 | アドバンス電気工業株式会社 | 非接触式温度検出装置 |
FR2943134B1 (fr) * | 2009-03-13 | 2011-10-07 | Millipore Corp | Dispositif pour determiner une grandeur physique d'un liquide circulant dans une conduite |
DE102010031802A1 (de) * | 2010-07-20 | 2012-01-26 | Fresenius Medical Care Deutschland Gmbh | Anordnung zum Erwärmen eines medizinischen Fluids, medizinische Funktionseinrichtung, medizinische Behandlungsvorrichtung und Verfahren |
DE102011104218A1 (de) * | 2011-06-15 | 2012-12-20 | Fresenius Medical Care Deutschland Gmbh | Vorrichtung zur Erwärmung einer medizinischen Flüssigkeit |
CN105378099B (zh) | 2013-03-14 | 2021-05-11 | 雅培制药有限公司 | Hcv核心脂质结合结构域单克隆抗体 |
DE102015202687B3 (de) * | 2015-02-13 | 2016-05-04 | Olympus Winter & Ibe Gmbh | Vorrichtung zur Temperaturermittlung |
US10668206B2 (en) | 2015-10-09 | 2020-06-02 | Nxstage Medical, Inc. | Body temperature measurement devices, methods, and systems |
DE102015014859A1 (de) * | 2015-11-17 | 2017-05-18 | Fresenius Medical Care Deutschland Gmbh | Dialysegerät |
DE102016010722A1 (de) * | 2016-09-05 | 2018-03-08 | Fresenius Medical Care Deutschland Gmbh | Verfahren und Vorrichtung zur Bestimmung der Körpertemperatur eines Patienten |
US10881347B2 (en) | 2017-12-29 | 2021-01-05 | Fresenius Medical Care Holdings, Inc. | Closed loop dialysis treatment using adaptive ultrafiltration rates |
EP3537065A1 (en) | 2018-03-06 | 2019-09-11 | HC United B.V. | A device for controlling the temperature of an external fluid |
CN109125830B (zh) * | 2018-07-23 | 2021-05-11 | 南京医科大学 | 一种适用于血液净化的智能辅助温控装置的控制方法 |
KR102165106B1 (ko) * | 2019-04-05 | 2020-10-14 | 정혜린 | 황칠 추출물이 함유된 변비 질환 개선용 환제 또는 과립제 및 그 제조방법. |
CN111729189B (zh) * | 2020-06-29 | 2023-01-06 | 嘉兴尚牧智能装备有限公司 | 硅基贴片及其制备方法 |
EP4016020A1 (en) * | 2020-12-18 | 2022-06-22 | Danfoss A/S | Infrared temperature sensor for measuring the temperature of a heat exchanger and sys-tem for keeping heat transfer fluid flow constant in a heat exchanger |
Family Cites Families (36)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US4091672A (en) | 1977-06-09 | 1978-05-30 | Sarns, Inc. | Temperature probe and connector |
US4243883A (en) | 1979-01-19 | 1981-01-06 | Midwest Cardiovascular Institute Foundation | Blood hematocrit monitoring system |
US4444498A (en) * | 1981-02-27 | 1984-04-24 | Bentley Laboratories | Apparatus and method for measuring blood oxygen saturation |
US4745279A (en) | 1986-01-02 | 1988-05-17 | American Hospital Supply Corporation | Hematocrit measuring apparatus |
DE3601893A1 (de) | 1986-01-23 | 1987-07-30 | Fresenius Ag | Vorrichtung zur sterilisation einer geschlossenen schlauchkupplung |
DE3636995A1 (de) | 1986-10-30 | 1988-05-11 | Fresenius Ag | Verfahren und vorrichtung zum entziehen von waerme aus blut im extrakorporalen kreislauf |
JPS63253223A (ja) * | 1987-04-09 | 1988-10-20 | Terumo Corp | 温度測定器 |
US5211626A (en) | 1987-05-01 | 1993-05-18 | Product Innovation Holdings Ltd. | Medical infusion apparatus |
US5150969A (en) | 1990-03-12 | 1992-09-29 | Ivac Corporation | System and method for temperature determination and calibration in a biomedical probe |
JPH03273689A (ja) | 1990-03-23 | 1991-12-04 | Tokin Corp | 高感度サーモパイル |
US5154512A (en) | 1990-04-10 | 1992-10-13 | Luxtron Corporation | Non-contact techniques for measuring temperature or radiation-heated objects |
US5351686A (en) | 1990-10-06 | 1994-10-04 | In-Line Diagnostics Corporation | Disposable extracorporeal conduit for blood constituent monitoring |
US5180896A (en) | 1990-10-11 | 1993-01-19 | University Of Florida | System and method for in-line heating of medical fluid |
US5291884A (en) | 1991-02-07 | 1994-03-08 | Minnesota Mining And Manufacturing Company | Apparatus for measuring a blood parameter |
US5261874A (en) * | 1991-09-16 | 1993-11-16 | The United States Of America As Represented By The Administrator Of The National Aeronautics And Space Administration | Extra-corporeal blood access, sensing, and radiation methods and apparatuses |
AU2800892A (en) | 1991-10-03 | 1993-05-03 | Medtronic, Inc. | Method and apparatus for determining oxygen saturation |
US5232667A (en) | 1992-05-21 | 1993-08-03 | Diametrics Medical, Inc. | Temperature control for portable diagnostic system using a non-contact temperature probe |
US5385539A (en) | 1992-06-30 | 1995-01-31 | Advanced Haemotechnologies | Apparatus for monitoring hematocrit levels of blood |
JP3375995B2 (ja) | 1992-11-25 | 2003-02-10 | ミネソタ マイニング アンド マニュファクチャリング カンパニー | 医療用温度センサ |
US5615672A (en) | 1993-01-28 | 1997-04-01 | Optiscan, Inc. | Self-emission noninvasive infrared spectrophotometer with body temperature compensation |
US5389335A (en) | 1993-06-18 | 1995-02-14 | Charm Sciences, Inc. | High temperature, short time microwave heating system and method of heating heat-sensitive material |
DK88893D0 (da) | 1993-07-30 | 1993-07-30 | Radiometer As | A method and an apparatus for determining the content of a constituent of blood of an individual |
JP3273689B2 (ja) | 1994-03-17 | 2002-04-08 | 株式会社東芝 | 半導体集積回路の配線幅設定方法 |
GB9415869D0 (en) | 1994-08-05 | 1994-09-28 | Univ Mcgill | Substrate measurement by infrared spectroscopy |
US5588959A (en) * | 1994-08-09 | 1996-12-31 | University Of Washington | Hemodialysis recirculation measuring method |
US5601080A (en) | 1994-12-28 | 1997-02-11 | Coretech Medical Technologies Corporation | Spectrophotometric blood analysis |
JPH09257584A (ja) | 1996-03-27 | 1997-10-03 | Nissan Motor Co Ltd | 熱型赤外線検知装置 |
WO1998038953A1 (en) | 1997-03-03 | 1998-09-11 | Medical Solutions, Inc. | Method and apparatus for pressure infusion and temperature control of infused liquids |
DE69837541T2 (de) | 1997-05-20 | 2007-12-13 | Zymequest, Inc., Beverly | Drehdichtung für Zellbehandlungssysteme |
US6626857B1 (en) | 1998-11-19 | 2003-09-30 | Tomio Ohta | Extracorporeal circulation device and method for isolation temperature control method |
JP2000186963A (ja) | 1998-12-22 | 2000-07-04 | Matsushita Electric Works Ltd | 赤外線センサー |
DE19952215C2 (de) | 1999-10-29 | 2001-10-31 | Roche Diagnostics Gmbh | Testelement-Analysesystem |
JP3733838B2 (ja) | 2000-06-06 | 2006-01-11 | セイコーエプソン株式会社 | 赤外線検出素子および測温計 |
AU2003266912A1 (en) * | 2002-08-09 | 2004-03-19 | Siemens Aktiengesellschaft | Method and arrangement and computer programme with programme code means and computer programme products for the analysis of neuronal activities in neuronal areas |
KR100522686B1 (ko) * | 2002-11-05 | 2005-10-19 | 삼성에스디아이 주식회사 | 플라즈마 표시장치 |
US7162340B2 (en) * | 2004-01-08 | 2007-01-09 | Delphi Technologies, Inc. | Vehicle rollover detection and method of anticipating vehicle rollover |
-
2001
- 2001-12-28 IT IT2001MI002828A patent/ITMI20012828A1/it unknown
-
2002
- 2002-12-20 DE DE60212448T patent/DE60212448T2/de not_active Expired - Lifetime
- 2002-12-20 US US10/500,336 patent/US7648475B2/en not_active Expired - Fee Related
- 2002-12-20 JP JP2003556119A patent/JP4300113B2/ja not_active Expired - Fee Related
- 2002-12-20 ES ES02805865T patent/ES2266639T3/es not_active Expired - Lifetime
- 2002-12-20 AT AT02805865T patent/ATE329637T1/de not_active IP Right Cessation
- 2002-12-20 AU AU2002367115A patent/AU2002367115B2/en not_active Ceased
- 2002-12-20 KR KR1020047010251A patent/KR100938455B1/ko not_active IP Right Cessation
- 2002-12-20 CA CA2470874A patent/CA2470874C/en not_active Expired - Fee Related
- 2002-12-20 EP EP02805865A patent/EP1458434B1/en not_active Expired - Lifetime
- 2002-12-20 WO PCT/IB2002/005572 patent/WO2003055544A1/en active IP Right Grant
Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
WO2003055544A1 (en) | 2003-07-10 |
EP1458434A1 (en) | 2004-09-22 |
CA2470874C (en) | 2010-08-10 |
EP1458434B1 (en) | 2006-06-14 |
JP4300113B2 (ja) | 2009-07-22 |
US7648475B2 (en) | 2010-01-19 |
US20050094704A1 (en) | 2005-05-05 |
AU2002367115A1 (en) | 2003-07-15 |
ATE329637T1 (de) | 2006-07-15 |
KR100938455B1 (ko) | 2010-01-25 |
DE60212448D1 (de) | 2006-07-27 |
JP2005512737A (ja) | 2005-05-12 |
ITMI20012828A1 (it) | 2003-06-28 |
CA2470874A1 (en) | 2003-07-10 |
KR20040071271A (ko) | 2004-08-11 |
DE60212448T2 (de) | 2006-12-14 |
AU2002367115B2 (en) | 2007-08-16 |
Similar Documents
Publication | Publication Date | Title |
---|---|---|
ES2266639T3 (es) | Dispositivo no invasivo para la medicion de la temperatura en un circuito de circulacion sanguinea extracorporea y equipo provisto con este dispositivo. | |
ES2440477T3 (es) | Dispositivo para ajustar la temperatura de un fluido fisiológico | |
ES2225843T3 (es) | Maquina de dialisis que tiene una disposicion de desinfeccion. | |
ES2372563T5 (es) | Dispositivo para el tratamiento extracorporal de sangre | |
US5875282A (en) | Medical apparatus for warming patient fluids | |
US8613762B2 (en) | Cold therapy apparatus using heat exchanger | |
ES2764776T3 (es) | Dispositivos de enfriamiento con sensores flexibles | |
US7236694B1 (en) | Blood and biological fluid warmer | |
US6775473B2 (en) | IV fluid warming system with detection of presence and orientation of an IV fluid heat exchanger | |
ES2897427T3 (es) | Dispositivo para calentar un flujo de líquido mediante calentamiento eléctrico de un conducto metálico | |
ES2266038T3 (es) | Aparato de humidificacion. | |
US20080097562A1 (en) | System For Chemohyperthermia Treatment | |
ES2345025B1 (es) | Dispositivo para la realizacion de tratamientos de estetica, fisoterapica y balneoterapia. | |
US20050065584A1 (en) | System and method for cooling internal tissue | |
US20080077205A1 (en) | Cooling-normothermic-heating device with activated negative pressure system | |
US5817146A (en) | Patient warming system with IV fluid warmer | |
US6882797B2 (en) | Multiple plate fluid warmer unit | |
ES2297542T3 (es) | Dispositivo para tratar sangre para circulacion extracorporal. | |
JP2009511235A (ja) | 加熱水分補給システム | |
ES2809193T3 (es) | Aparato médico para el intercambio de calor para fluidos de infusión médica y sistemas de calentamiento | |
ES2368490T3 (es) | Elemento refrigerante para personas, en especial para pacientes. | |
US8528833B2 (en) | Portable heating pad | |
ES2297115T3 (es) | Aparato para elevar la temperatura corporal de una persona en estado de hipotermia. | |
WO2012131120A1 (es) | Sistema para la insuflación de gas calefaccionado en pacientes | |
BR112020023177A2 (pt) | dispositivo de controle de temperatura de fluido para um aparelho de tratamento de sangue extracorpóreo e aparelho de tratamento de sangue extracorpóreo |