ES2877784T3 - Componentes para circuitos médicos - Google Patents

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ES2877784T3 ES10838780T ES10838780T ES2877784T3 ES 2877784 T3 ES2877784 T3 ES 2877784T3 ES 10838780 T ES10838780 T ES 10838780T ES 10838780 T ES10838780 T ES 10838780T ES 2877784 T3 ES2877784 T3 ES 2877784T3
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Laith Hermez
Kieran Orchard
Timothy Gierke
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Fisher and Paykel Healthcare Ltd
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Abstract

Una rama espiratoria (117) para un circuito de respiración para transportar gases humidificados exhalados por un paciente, comprendiendo la rama espiratoria: una entrada y una salida; y un conducto de polímero espumado que es permeable al vapor de agua y sustancialmente impermeable al agua líquida y al flujo volumétrico de gas, de modo que el conducto de polímero espumado permite el flujo de gas humidificado desde la entrada a la salida dentro de un espacio de gases cerrado por el conducto de polímero espumado, en donde el conducto de polímero espumado comprende un material elastomérico termoplástico sólido y celdas huecas distribuidas por la totalidad del material sólido, teniendo el conducto de polímero espumado una superficie interior adyacente al espacio de gases encerrado por el conducto de polímero espumado y un volumen interior adyacente a la superficie interior.

Description

DESCRIPCIÓN
Componentes para circuitos médicos
Prioridad
Esta solicitud de utilidad reivindica la prioridad de la solicitud de patente provisional n.° 61/289.089, titulada "Components for Medical Circuits", y presentada el 22 de diciembre de 2009.
Antecedentes
Campo
La presente divulgación se refiere de manera general a componentes para circuitos médicos y, en particular, a componentes para circuitos médicos que proporcionan gases humidificados y/o para retirar gases humidificados de un paciente, tales como en presión positiva en las vías respiratorias (PAP), respirador, anestesia, ventilador y sistemas de insuflación.
Descripción de la técnica relacionada
En aplicaciones médicas, diversos componentes de transporte de gases que tienen elevados niveles de humedad relativa, a los pacientes y de los pacientes. La condensación, o "escorrentía", puede ser un problema cuando los gases de humedad elevada entran en contacto con las paredes de un componente a temperatura más baja. Sin embargo, la condensación depende de muchos factores, que incluyen no solamente el perfil de temperatura del componente, sino también el caudal de gas, la geometría del componente, y la "transpirabilidad" intrínseca del material utilizado para conformar el componente, esto es, la capacidad del material para transmitir vapor de agua, resistiendo sustancialmente al mismo tiempo el flujo completo de agua fluida y el flujo completo de gas.
Por ejemplo, los sistemas PAP (sistemas de ventilación que proporcionan a los pacientes gases respiratorios a presión positiva) utilizan tubos de respiración para suministrar y retirar gases inspiratorios y espiratorios. En estas aplicaciones, y en otras aplicaciones de respiración tales como la respiración asistida, los gases inhalados por el paciente se suministran a través de un tubo de inspiración con una humedad cercana a la saturación. Los gases respiratorios exhalados por un paciente fluyen por un tubo espiratorio de exhalación y habitualmente están completamente saturados. La condensación se puede formar sobre las paredes interiores de un componente de un circuito respiratorio durante la inhalación del paciente, y se pueden formar niveles de condensación significativos durante la exhalación del paciente. Dicha condensación es especialmente perjudicial cuando se produce muy cerca del paciente. Por ejemplo, el paciente puede respirar o inhalar el condensado móvil formado en un tubo respiratorio (tanto de inspiración como de espiración) y puede producir ataques de tos u otras molestias.
Como ejemplo adicional, los sistemas de insuflación también suministran y retiran gases humidificados. Durante la cirugía laparoscópica con insuflación, puede ser deseable que el gas de insuflación (habitualmente CO2) se humidifique antes de pasar a la cavidad abdominal. Esto puede ayudar a prevenir el "secado" de los órganos internos del paciente y puede disminuir la cantidad de tiempo necesaria para recuperarse de la cirugía. Incluso cuando se emplea la insuflación de gas seco, el gas puede quedar saturado si recoge humedad de la cavidad corporal del paciente. La humedad de los gases tiende a condensarse sobre las paredes de las ramas de descarga o el tubo del sistema de insuflación. El vapor de agua también se condensa sobre otros componentes del sistema de insuflación tales como los filtros. Cualquier vapor que se condense sobre el filtro y corra por las ramas (entrada o salida) debido a la humedad es muy indeseable. Por ejemplo, el agua que se ha condensado en las paredes puede saturar el filtro y hacer que se bloquee. Esto produce potencialmente un aumento en la contrapresión y disminuye la capacidad del sistema para eliminar el humo. Además, el agua líquida de las ramas puede caer sobre otro equipo conectado, lo que no es deseable.
Se han realizado intentos para reducir los efectos adversos de la condensación incorporando materiales muy "transpirables" -esto es, materiales que sean muy permeables al vapor de agua y sustancialmente impermeables al agua líquida, y el flujo volumétrico de gases- en el interior de las paredes de los tubos. Sin embargo, esto requiere paredes de membranas extremadamente delgadas para conseguir una transpirabilidad suficientemente alta como para evitar o reducir la condensación. Como resultado, los tubos que tienen una transpirabilidad aceptables tienen espesores de pared tan finas que los tubos requieren medidas de refuerzo significativas. Estas medidas de refuerzo agregan tiempo, coste y complejidad al proceso de fabricación. Por consiguiente, se siguen necesitando componentes transpirables, pero fuertes, para circuitos médicos que suministran gases humidificados. El documento EP1166814 divulga una rama espiratoria fabricada de material transpirable, por ejemplo, un polímero perfluorado.
Sumario
Materiales y métodos para conformar componentes transpirables para circuitos médicos, tales como componentes transpirables para circuitos de insuflación, anestesia o respiración se divulgan en el presente documento en diversas realizaciones. Estos componentes transpirables incorporan materiales espumados transpirables que son permeables al vapor de agua y sustancialmente impermeables al agua líquida y al flujo volumétrico de gases. Los materiales y métodos divulgados se pueden incorporar a diversos componentes, que incluyen tubos, conectores en Y, monturas de catéteres e interfaces para pacientes.
Se divulga un componente de circuito médico para usar con gases humidificados. En al menos una realización, el componente puede comprender una pared que define un espacio en el interior y en donde al menos una parte de dicha pared es de un material espumado transpirable configurado para permitir la transmisión de vapor de agua pero sustancialmente para impedir la transmisión de agua líquida.
En diversas realizaciones, el componente anterior tiene una, alguna o todas las propiedades siguientes. El coeficiente de difusión del material espumado transpirable puede ser al menos 3x10-7 cm2/s. El espesor de la pared puede estar entre 0,1 mm y 3,0 mm. El material espumado transpirable puede comprender una combinación de polímeros. El material espumado transpirable puede comprender un elastómero termoplástico con un segmento blando de poliéter. El material espumado transpirable puede comprender un elastómero termoplástico de copoliéster con un segmento blando de poliéter. El material espumado transpirable puede ser suficientemente rígido, de manera que el material espumado se puede doblar alrededor de un cilindro metálico de 25 mm de diámetro sin torcerse ni colapsar, como se define en el ensayo del aumento en la resistencia al flujo con flexión según la norma ISO 5367:2000(E). La permeabilidad P del componente en g-mm/m2/día puede ser al menos de 60 g-mm/m2/día cuando se mide según el Procedimiento A de la norma ASTM E96 (usando el método del desecante a una temperatura de 23 °C y una humedad relativa del 90 %). El módulo elástico del componente puede estar entre 30 y 1000 MPa. La permeabilidad P puede cumplir la fórmula:
P > exp{0,019[ln(M)]2 -0,7ln(M)+6,5}
donde M representa el módulo elástico del polímero espumado en MPa y M está comprendido entre 30 y 1000 MPa.
Además, en diversas realizaciones, el componente de acuerdo con cualquiera o todas de las realizaciones anteriores tiene una, alguna o todas las propiedades siguientes. El material espumado puede comprender huecos. El material espumado puede tener una fracción de huecos mayor del 25 %. El material espumado puede tener un tamaño promedio de hueco en la dirección transversal menor del 30 % del espesor de la pared. El material espumado puede comprender huecos que están aplanados a lo largo del eje longitudinal de la pared. Al menos el 80 % de los huecos pueden tener una relación dimensional entre la longitud longitudinal y la altura transversal mayor de 2:1. Al menos un 10 % de los huecos pueden estar interconectados.
En ciertas realizaciones, el componente de acuerdo con cualquiera o todas las realizaciones anteriores puede constituir la pared de un tubo o la pared de una máscara. Si el material espumado constituye la pared de un tubo, el tubo puede ser, por ejemplo, un tubo extrudido, un tubo acanalado o un tubo acanalado extrudido. Cualquiera de estos tubos anteriores puede ser un tubo para usar en un sistema de insuflación.
En al menos una realización, el componente puede comprender una pared que define un espacio, en donde al menos una parte de la pared es de un material espumado que es permeable al vapor de agua y sustancialmente impermeable al agua líquida, en donde la permeabilidad P del material espumado medido según el Procedimiento A de la norma ASTM E96 (usando el método del desecante a una temperatura de 23 °C y una humedad relativa del 90 %) en gmm/m2/día es al menos 60 g-mm/m2/día y cumple la fórmula:
P > exp{0,019[ln(M)]2 -0,7ln(M)+6,5}
en donde M representa el módulo elástico del material espumado en MPa y M está comprendido entre 30 y 1000 MPa.
En diversas realizaciones, el componente anterior tiene una, alguna o todas las propiedades siguientes. P puede ser al menos 70 g-mm/m2/día. M puede estar entre 30 y 800 MPa. El espesor de la pared puede estar entre 0,1 mm y 3,0 mm. El material espumado puede tener una fracción de huecos mayor del 25 %. El material espumado puede comprender huecos. El material espumado puede tener un tamaño promedio de hueco en la dirección transversal menor del 30 % del espesor de la pared. Al menos parte de los huecos pueden estar aplanados a lo largo del eje longitudinal de la pared. Al menos el 80 % de los huecos pueden tener una relación dimensional entre la longitud longitudinal y la altura transversal mayor de 2:1. Al menos un 10 % de los huecos pueden estar interconectados. El material espumado transpirable puede comprender un elastómero termoplástico con un segmento blando de poliéter. El material espumado transpirable puede comprender un elastómero termoplástico de copoliéster con un segmento blando de poliéter.
En ciertas realizaciones, el componente de acuerdo con cualquiera o del paciente todas las realizaciones anteriores puede constituir la pared de un tubo o la pared de una máscara del paciente. Si el material espumado constituye la pared de un tubo, el tubo puede ser, por ejemplo, un tubo extrudido, un tubo acanalado o un tubo acanalado extrudido. Cualquiera de estos tubos anteriores puede ser un tubo para usar en un sistema de insuflación.
También se divulga un método para fabricar un componente de circuito médico. En al menos una realización, el método comprende mezclar una mezcla maestra de agente de espumación (una mezcla de un polímero transportador y un agente de espumación activo) dentro de un material polimérico de base y formar una mezcla licuada, dejar que la parte de agente de espumación libere burbujas de gas en la parte del material de base de la mezcla licuada, y detener la liberación de burbujas de gas y procesar la mezcla para conformar un componente permeable al vapor de agua.
En diversas realizaciones, el método anterior tiene una, alguna o todas las propiedades siguientes. El agente de espumación y/o el material polimérico de base se pueden seleccionar y la mezcla se puede procesar para conformar un componente permeable al vapor de agua que comprende un polímero sólido y huecos distribuidos por la totalidad del polímero sólido. La permeabilidad P del componente en g-mm/m2/día puede ser al menos de 60 g-mm/m2/día o al menos de 70 g-mm/m2/día cuando se mide según el Procedimiento A de la norma ASTM E96 (usando el método del desecante a una temperatura de 23 °C y una humedad relativa del 90 %). El módulo elástico del componente puede estar entre 30 y 1000 MPa. P puede cumplir la fórmula:
P > exp{0,019[ln(M)]2 -0,7ln(M)+ 6,5}
donde M representa el módulo elástico del polímero espumado en MPa y M está comprendido entre 30 y 1000 MPa, o entre 30 y 800 MPa. El espesor de la pared está entre 0,1 mm y 3,0 mm.
Además, en diversas realizaciones, el método de acuerdo con cualquiera o todas de las realizaciones anteriores tiene una, alguna o todas las propiedades siguientes. El material espumado puede comprender huecos. El material espumado puede tener una fracción de huecos mayor del 25 %. El tamaño promedio de hueco en la dirección transversal puede ser menor del 30 % del espesor de la pared. El material espumado puede comprender huecos que están aplanados a lo largo del eje longitudinal de la pared. Al menos el 80 % de los huecos pueden tener una relación dimensional entre la longitud longitudinal y la altura transversal mayor de 2:1. Al menos un 10 % de los huecos pueden estar interconectados. El material espumado transpirable puede comprender un elastómero termoplástico con un segmento blando de poliéter. El material espumado transpirable puede comprender un elastómero termoplástico de copoliéster con un segmento blando de poliéter.
En ciertas realizaciones, el método de acuerdo con cualquiera o todas de las reivindicaciones anteriores puede comprender conformar el componente permeable al vapor de agua en un tubo o conformar el componente permeable al vapor de agua en una máscara. Si el método comprende conformar el componente en un tubo, la acción de procesar la mezcla puede comprender extrudir la mezcla en forma de un tubo. Procesar la mezcla también puede comprender la coextrusión de una pluralidad de nervaduras de refuerzo sobre una superficie de la forma del tubo. Las nervaduras se pueden disponer sobre una superficie interior del tubo conformado, o sobre la superficie exterior del tubo conformado, o en la superficie interior y exterior del tubo conformado. En particular, las nervaduras se pueden disponer alrededor del perímetro de la forma del tubo, por ejemplo, dispuestas perimetralmente alrededor de la superficie interior de la forma del tubo. Las nervaduras pueden estar en general longitudinalmente alineadas a lo largo de la longitud de la forma del tubo. El procesamiento de la mezcla también puede comprender corrugar la forma del tubo extrudida. Si la forma del tubo extrudida está corrugada, la forma del tubo puede comprender nervaduras o bien las nervaduras se pueden omitir.
También se divulga un tubo para suministrar gas humidificado a o desde un paciente. En al menos una realización, el tubo comprende una entrada y una salida y un conducto extrudido acanalado de polímero espumado que es permeable al vapor de agua y sustancialmente impermeable al agua líquida y al flujo volumétrico de gas, estando configurado el conducto de polímero espumado para permitir el flujo de gas humidificado desde la entrada a la salida dentro de un espacio cerrado por el conducto. El tubo puede comprender además una pluralidad de nervaduras de refuerzo. Las nervaduras se pueden disponer sobre una superficie interior del tubo conformado, o sobre la superficie exterior del tubo conformado, o en la superficie interior y exterior del tubo conformado. En particular, las nervaduras se pueden disponer alrededor del perímetro de la forma del tubo, por ejemplo, dispuestas perimetralmente alrededor de la superficie interior de la forma del tubo. Las nervaduras pueden estar en general longitudinalmente alineadas a lo largo de la longitud de la forma del tubo entre la entrada y la salida.
En diversas realizaciones, los tubos anteriores, tanto con las nervaduras como sin las nervaduras anteriormente descritas, tienen una, alguna o todas las propiedades siguientes. El conducto de polímero espumado puede comprender un material elastomérico termoplástico sólido y celdas huecas distribuidas por la totalidad del material sólido. El conducto de polímero espumado puede tener una superficie interior adyacente al espacio cerrado; y un volumen interior adyacente a la superficie interior en la que al menos parte de las celdas huecas están conectadas a otras celdas huecas, formando de este modo rutas de celdas abiertas que fomentan el movimiento del vapor de agua a través del conducto. Al menos un 10 % o al menos un 20 % de las celdas huecas pueden estar conectadas a otras celdas huecas. El volumen interno puede tener una fracción de huecos mayor del 25 %. El tamaño promedio de hueco en la dirección transversal puede ser menor del 30 % del espesor de la pared o menor del 10 % del espesor de la pared. Al menos parte de los huecos pueden estar aplanados a lo largo un eje longitudinal del conducto. El aplanamiento se puede expresar mediante una relación dimensional entre la longitud longitudinal y la altura transversal mayor de 2:1 o mayor de 3:1. Al menos un 80 % de los huecos pueden tener el aplanamiento.
Además, en diversas realizaciones, el tubo de acuerdo con cualquiera o todas de las reivindicaciones anteriores tiene una, alguna o todas las propiedades siguientes. El conducto de polímero espumado puede tener un espesor de pared entre 0,1 mm y 3,0 mm. La permeabilidad P del componente en g-mm/m2/día puede ser al menos de 60 g-mm/m2/día medida según el Procedimiento A de la norma ASTM E96 (usando el método del desecante a una temperatura de 23 °C y una humedad relativa del 90%). El módulo elástico del componente puede estar entre 30 y 1000 MPa. P puede cumplir la fórmula:
P > exp{0,019[ln(M)]2 -0,7ln(M)+6,5}
donde M representa el módulo elástico del polímero espumado en MPa y M está comprendido entre 30 y 1000 MPa. El conducto de polímero espumado puede tener rigidez suficiente, de manera que el conducto de polímero espumado se puede doblar alrededor de un cilindro metálico de 25 mm de diámetro sin torcerse ni colapsar, como se define en el ensayo del aumento en la resistencia al flujo con flexión según la norma ISO 5367:2000(E).
En al menos una realización, el tubo comprende una entrada y una salida y un conducto de polímero espumado que es permeable al vapor de agua y sustancialmente impermeable al agua líquida y al flujo volumétrico de gas, de modo que el polímero espumado permite el flujo de gas humidificado desde la entrada a la salida dentro de un espacio cerrado por el conducto, en donde el conducto de polímero espumado comprende un material elastomérico termoplástico sólido y celdas huecas distribuidas por la totalidad del material sólido. El conducto de polímero espumado puede tener una superficie interior adyacente al espacio cerrado; y un volumen interior adyacente a la superficie interior. Al menos parte de las celdas huecas del volumen interior pueden estar conectadas a otras celdas huecas, formando de este modo rutas de celdas abiertas que fomentan el movimiento del vapor de agua a través del conducto.
En diversas realizaciones, los tubos anteriores tienen una, alguna o todas las propiedades siguientes. El conducto de polímero espumado puede tener un coeficiente de difusión mayor de 3x10"7cm2/s. El conducto puede estar extrudido. El conducto puede estar acanalado. El tubo puede comprender además una pluralidad de nervaduras de refuerzo. Las nervaduras se pueden disponer sobre una superficie interior del tubo conformado, o sobre la superficie exterior del tubo conformado, o en la superficie interior y exterior del tubo conformado. En particular, las nervaduras se pueden disponer alrededor del perímetro de la forma del tubo, por ejemplo, dispuestas perimetralmente alrededor de la superficie interior de la forma del tubo. Las nervaduras pueden estar en general longitudinalmente alineadas a lo largo de la longitud de la forma del tubo entre la entrada y la salida. El tubo puede comprender una línea de calentamiento. La línea puede estar en general longitudinalmente alineada a lo largo de la longitud del conducto de polímero espumado entre la entrada y la salida.
Además, en diversas realizaciones, el tubo de acuerdo con cualquiera o todas de las reivindicaciones anteriores tiene una, alguna o todas las propiedades siguientes. Al menos un 10 % o al menos un 20 % de las celdas huecas del volumen interno pueden estar conectadas a otras celdas huecas. El volumen interno puede tener una fracción de huecos mayor del 25 %. Al menos parte de los huecos pueden estar aplanados a lo largo un eje longitudinal del conducto. El aplanamiento se puede expresar mediante una relación dimensional entre la longitud longitudinal y la altura transversal mayor de 2:1 o mayor de 3:1. Al menos un 80 % de los huecos pueden tener el aplanamiento. El volumen interno puede tener un tamaño promedio de hueco en la dirección transversal menor del 30 % o menor del 10 % del espesor de la pared del conducto de polímero espumado. El conducto de polímero espumado puede tener un espesor de pared entre 0,1 mm y 3,0 mm. La permeabilidad P del tubo en g-mm/m2/día puede ser al menos de 60 g-mm/m2/día medida según el Procedimiento A de la norma ASTM E96 (usando el método del desecante a una temperatura de 23 °C y una humedad relativa del 90 %). El módulo elástico del tubo puede estar entre 30 y 1000 MPa, y P puede cumplir la fórmula:
P > exp{0,019[ln(M)]2 -0,7ln(M)+6,5}
donde M representa el módulo elástico del polímero espumado en MPa. El conducto de polímero espumado puede tener además una piel exterior adyacente al volumen interno en el que las celdas huecas son celdas cerradas. El espesor de la piel puede estar entre un 5 y un 10 % del espesor de la pared, por ejemplo, entre 10 y 50 jm .
También se divulga un método de fabricación de un tubo adecuado para suministrar gas humidificado a o desde un paciente. En al menos una realización, el método comprende mezclar un agente de espumación en un material de base para formar un extrudido, comprendiendo el material de base uno o más elastómeros termoplásticos; aplicar presión al extrudido usando una extrusora para conformar un tubo hueco; suministrar el tubo hueco a un molde acanalador; dejar que el tubo hueco se enfríe dentro del molde acanalador; y retirar el tubo hueco enfriado del acanalador, conformando de este modo un tubo acanalado permeable al vapor de agua.
En diversas realizaciones, el método anterior tiene una, alguna o todas las propiedades siguientes. El tubo puede tener un espesor de pared entre 0,1 mm y 3,0 mm. El tubo acanalado puede comprender elastómero termoplástico sólido y huecos formados por las burbujas de gas liberadas por el agente de espumación. El tamaño del diámetro máximo de hueco en la dirección transversal puede ser menor de un tercio del espesor mínimo de la pared. La fracción de huecos del tubo acanalado puede ser mayor del 25 %. El material de base puede tener un coeficiente de difusión mayor de 0,75x10-7 cm2/s. El material de base puede tener un módulo de elasticidad mayor de 15 MPa.
También se divulga un método para suministrar gas humidificado a o desde un paciente. En al menos una realización, el método comprende proporcionar un componente de circuito médico que comprende una pared formada de material espumado transpirable, que conecta el componente de circuito médico a un paciente, y transmitir gas humidificado mediante el componente de circuito médico, en donde el componente de circuito médico permite el paso de vapor de agua a través de la pared del componente pero impide sustancialmente la transmisión de agua líquida y flujo volumétrico de gas a través de la pared del componente.
En diversas realizaciones, el método anterior tiene una, alguna o todas las propiedades siguientes. El coeficiente de difusión del material espumado transpirable puede ser al menos 3x10-7 cm2/s. El espesor de la pared puede estar entre 0,1 mm y 3,0 mm. El material espumado transpirable puede comprender un elastómero termoplástico con un segmento blando de poliéter. En particular, el material espumado transpirable puede comprender un elastómero termoplástico de copoliéster con un segmento blando de poliéter. El material espumado transpirable puede ser suficientemente rígido, de manera que el material espumado se puede doblar alrededor de un cilindro metálico de 25 mm de diámetro sin torcerse ni colapsar, como se define en el ensayo del aumento en la resistencia al flujo con flexión según la norma ISO 5367:2000(E). La permeabilidad P del componente en g-mm/m2/día puede ser al menos de 60 g-mm/m2/día cuando se mide según el Procedimiento A de la norma ASTM E96 (usando el método del desecante a una temperatura de 23 °C y una humedad relativa del 90 %). El módulo elástico del componente puede estar entre 30 y 1000 MPa. P puede cumplir la fórmula:
P > exp{0,019[ln(M)]2 -0,7ln(M)+ 6,5}
donde M representa el módulo elástico del polímero espumado en MPa y M está comprendido entre 30 y 1000 MPa.
Además, en diversas realizaciones, el método de acuerdo con cualquiera o todas de las realizaciones anteriores tiene una, alguna o todas las propiedades siguientes. El material espumado puede comprender huecos. Al menos un 10 % de los huecos pueden estar interconectados. El material espumado puede tener una fracción de huecos mayor del 25 %. El material espumado puede tener un tamaño promedio de hueco en la dirección transversal menor del 30 % del espesor de la pared. Al menos parte de los huecos pueden estar aplanados a lo largo un eje longitudinal del componente. El aplanamiento se puede expresar mediante una relación dimensional entre la longitud longitudinal y la altura transversal mayor de 2:1 o mayor de 3:1. Al menos un 80 % de los huecos pueden tener el aplanamiento.
En ciertas realizaciones, transmitir gas humidificado a través de componente de circuito médico puede comprender transmitir gas humidificado a través de un tubo que comprende el material espumado transpirable, o transmitir gas humidificado a través de una máscara que comprende el material espumado transpirable, o transmitir gas humidificado a través de un tubo de insuflación que comprende el material espumado transpirable.
Breve descripción de los dibujos
Los ejemplos de realizaciones que implementan los diversos rasgos de los sistemas y métodos divulgados se describirán ahora haciendo referencia a los dibujos. Los dibujos y las descripciones asociadas se proporcionan para ilustrar realizaciones y no para limitar el alcance de la divulgación.
La Fig. 1 es una ilustración esquemática de un circuito médico que incorpora componentes transpirables.
La Fig. 2A es un gráfico doble logarítmico de la permeabilidad frente al módulo de Young para varios materiales transpirables anteriormente conocidos usados como componentes de circuitos médicos; y la Fig. 2B es un gráfico doble logarítmico de la permeabilidad frente al módulo de Young para varios materiales anteriormente conocidos, y los materiales de polímero espumado transpirables de acuerdo con las realizaciones divulgadas en el presente documento.
La Fig.3 es una gráfica de la difusividad relativa frente a la fracción de huecos en materiales de polímero espumado transpirables de acuerdo con las realizaciones divulgadas en el presente documento.
Las Figs. 4A a 4D son micrografías de un ejemplo de tubo espumado acanalado; las Figs. 4E y 4F son micrografías de otro ejemplo de tubo espumado acanalado; las Figs. 4G y 4H son micrografías de un ejemplo de tira espumada extrudida; las Figs. 4I y 4J son micrografías de otro ejemplo de tira espumada extrudida; la Fig. 4K es una micrografía de una tira no espumada extrudida formada a partir de una mezcla de polímeros; las Figs. 4L y 4M son micrografías de una tira espumada extrudida formada a partir de una mezcla de polímeros; y las Figs. 4N y 4O son micrografías de una tira o espumada extrudida de polímero.
La Fig. 5 es una ilustración esquemática de un componente para un circuito médico que incorpora la espuma de material polimérico a transpirable.
La Fig. 6A es una vista en planta lateral de un componente tubular que incorpora un material polimérico espumado transpirable; y la Fig. 6B es una vista en sección transversal del componente tubular de la Fig. 6A.
La Fig. 7A es una vista en perspectiva frontal del componente tubular que incorpora nervaduras de refuerzo integradas, estando el componente parcialmente acanalado; la Fig. 7B es una vista en perspectiva frontal del componente tubular completamente acanalado.
La Fig. 8A es una fotografía en perspectiva frontal de una configuración alternativa de un componente tubular acanalado que incorpora nervaduras; la Fig. 8B es una fotografía en perspectiva frontal del componente acanalado de la Fig. 8A; y la Fig. 8C es un bloque de acanalado adecuado para conformar el componente tubular de las Figs.
8A y 8B.
La Fig. 9 es una ilustración esquemática de un circuito de respiración de acuerdo con al menos una realización. La Fig. 10 es una ilustración esquemática de un componente que comprende un tubo coaxial, de acuerdo con al menos una realización.
La Fig. 11A es una vista en planta lateral de una interfaz para pacientes de tipo máscara de acuerdo con al menos una realización; y la Fig. 1lB es una vista en perspectiva frontal de la interfaz para pacientes de la Fig. 11A. La Fig. 12 es una vista en perspectiva frontal de un paciente que lleva una para pacientes de tipo cánula nasal de acuerdo con al menos una realización.
La Fig. 13 es una ilustración esquemática de una montura de catéter de acuerdo con al menos una realización. La Fig. 14 es una ilustración esquemática de un sistema de insuflación humidificado de acuerdo con al menos una realización, que comprende ramas de entrada y de salida.
La Fig. 15 es una ilustración esquemática de un método de fabricación de un componente de acuerdo con al menos una realización.
La Fig. 16A y 16B son micrografías que muestran una espuma de polímero extrudido que tiene una capa de piel exterior.
La Fig. 17 es un diagrama de flujo que muestra un método de fabricación de un componente de acuerdo con al menos una realización.
La Fig. 18 es una gráfica de una curva ideal de sorción/desorción con difusividad constante.
La Fig. 19 es una gráfica representativa de curvas de desorción experimentales.
La Fig. 20 es una gráfica de una gráfica de una curva de desorción experimental versus calculada.
A lo largo de todos los dibujos, se reutilizan los números de referencia para indicar correspondencia entre elementos citados (i similares). Además, el primer dígito de cada número de referencia indica la figura en la que el elemento aparece por primera vez.
Descripción detallada
La siguiente descripción detallada divulga nuevos materiales y métodos para conformar componentes transpirables para circuitos médicos, tales como componentes transpirables para circuitos de insuflación, anestesia o respiración. Como se ha explicado anteriormente, estos componentes transpirables son permeables al vapor de agua y sustancialmente impermeables al agua líquida y al flujo volumétrico de gases. Los materiales y métodos divulgados se pueden incorporar a diversos componentes, que incluyen tubos (por ejemplo, tubos de respiración inspiratorios y tubos de respiración espiratorios y otros tubos entre los diversos elementos de un circuito de respiración, tales como ventiladores, humidificadores, filtros, trampas de agua, líneas de muestra, conectores, analizadores de gases y similares), conectores en Y, monturas de catéteres e interfaces para pacientes (por ejemplo, máscaras para cubrir la nariz y la cara, mascarillas nasales, cánulas, almohadillas nasales, etc.), en varios circuitos médicos. Circuito médico es un término amplio y recibe su significado ordinario y habitual que entiende el experto en la técnica (esto es, no está limitado a un significado especial o personalizado). Por tanto, se entiende que un circuito médico incluye circuitos abiertos, tales como ciertos sistemas CPAP, que pueden comprender un único tubo de respiración inspiratorio entre un ventilador/soplante y una interfaz de paciente, así como circuitos cerrados.
Circuito de respiración que comprende componentes transpirables
Para una comprensión más detalladas de la descripción, se hace referencia en primer lugar a la Fig. 1, que muestra un circuito de respiración de acuerdo con al menos una realización, que incluye uno o más componentes transpirables. Dicho sistema de respiración puede ser un sistema continuo, variable o de dos niveles de presión positiva en las vías respiratorias (PAP) u otro tipo de terapia respiratoria. En el ejemplo de circuito de respiración, un paciente 101 recibe gas humidificado a través de un tubo de respiración inspiratorio 103. Tubo es un término amplio y recibe su significado ordinario y habitual que entiende el experto en la técnica (esto es, no está limitado a un significado especial o personalizado) e incluye, sin limitación, pasos no cilíndricos. Un tubo de inspiración es un tubo que está configurado para suministrar gases respiratorios humidificados a un paciente. Los tubos transpirables se describirá con mayor detalle más adelante.
Los gases humidificados se pueden transportar al circuito de la Fig. 1 de la siguiente forma. Los gases secos pasan desde un ventilador/soplante 105 hasta un humidificador 107, que humidifica los gases secos. El humidificador 107 se conecta a la entrada 109 (el extremo para recibir gases humidificados) del tubo de inspiración 103 mediante un puerto 111, suministrando de este modo gases humidificados al tubo de inspiración 103. Los gases fluyen por el tubo de inspiración 103 hasta la salida 113 (el extremo para expulsar gases humidificados), y a continuación hasta el paciente 101 a través de una interfaz de paciente 115 conectada a la salida 113. Un tubo de espiración 117 también se conecta a la interfaz de paciente 115. Un tubo de espiración es un tubo que está configurado para desplazar los gases humidificados exhalados fuera del paciente. En este punto, el tubo de espiración 117 devuelve los gases humidificados exhalados desde la interfaz de paciente 115 al ventilador/soplante 105.
En este ejemplo, los gases secos entran en el ventilador/soplante 105 a través de una ventilación 119. Un ventilador 121 puede mejorar el flujo de gas hacia el ventilador/soplante impulsando aire u otro gas a través de la ventilación 119. El ventilador 121 puede ser, por ejemplo, un ventilador de velocidad variable, donde un controlador electrónico 123 controla la velocidad del ventilador. En particular, la función del controlador electrónico 123 se puede controlar mediante un controlador electrónico maestro 125 en respuesta a las entradas del controlador maestro 125 y un valor requerido predeterminado establecido por el usuario (valor de consigna) de presión o velocidad del ventilador mediante un dial 127.
El humidificador 107 comprende una cámara de humidificación 129 que contiene un volumen de agua 130 u otro líquido de humidificación adecuado. Preferentemente, la cámara de humidificación 129 se puede extraer del humidificador 107 después del uso. La capacidad de extracción permite que la cámara de humidificación 129 se esterilice o deseche más fácilmente. Sin embargo, la porción de cámara de humidificación 129 del humidificador 107 puede ser una construcción unitaria. El cuerpo de la cámara de humidificación 129 puede estar formado de un material no conductor o plástico. Pero la cámara de humidificación 129 también puede incluir componentes conductores. Por ejemplo, la cámara de humidificación 129 puede incluir una base fuertemente conductor del calor (por ejemplo, una base de aluminio) en contacto o asociada con una placa calefactora 131 del humidificador 107.
El humidificador 107 también puede incluir controles electrónicos. En este ejemplo, el humidificador 107 incluye un controlador maestro 125 electrónico, analógico o digital. Preferentemente, el controlador maestro 125 es un controlador de tipo microprocesador para ejecutar controles informáticos almacenados en la memoria asociada. En respuesta a la valor de humedad o temperatura establecido por el usuario introducido mediante el dial 133, por ejemplo, y otras entradas, el controlador maestro 125 determina si (o hasta qué nivel) energizar la placa calefactora 131 para calentar el agua 130 dentro de la cámara de humidificación 129.
Se puede incorporar cualquier interfaz de paciente 115 adecuada. Interfaz de paciente es un término amplio y recibe su significado ordinario y habitual que entiende el experto en la técnica (esto es, no está limitado a un significado especial o personalizado) e incluye, sin limitación, máscaras (tales como máscaras faciales y máscaras nasales), cánulas y almohadillas nasales. Una interfaz de paciente habitualmente define un espacio de gases que, cuando está en uso, recibe gases respiratorios húmedos y calientes y, por lo tanto, está en riesgo de formar escorrentía. Debido a la proximidad entre la interfaz de paciente 115 y el paciente 101, esto es muy poco deseable. Para abordar el riesgo de escorrentía, una sonda de temperatura 135 se puede conectar al tubo de inspiración 103 cerca de la interfaz de paciente 115, o de la interfaz de paciente 115. La sonda de temperatura 135 monitoriza la temperatura cerca de la interfaz de paciente 115. Una línea de calentamiento (no se muestra) que se comunica con la sonda de temperatura se puede usar para ajustar la temperatura de la interfaz de paciente 115 y/o el tubo de inspiración 103 para aumentar la temperatura en el tubo de inspiración 103 y/o interfaz de paciente 115 por encima de la temperatura de saturación. Además de esto (o como alternativa), una sonda de temperatura y línea de calentamiento, la interfaz de paciente 115 también puede comprender una interfaz transpirable, como se describe con mayor detalle a continuación con respecto a las Figs. 11A, 11B, y 12.
En la Fig. 1, los gases humidificados exhalados retornan desde la interfaz de paciente 115 hasta el ventilador/soplante 105 mediante el tubo de espiración 117. El tubo de espiración 117 comprende preferentemente un material espumado transpirable, como se describe más adelante. Sin embargo, el tubo de espiración 117 también puede ser un tubo médico ya conocido anteriormente en la técnica. En cualquier caso, el tubo de espiración 117 puede tener una sonda de temperatura y/o línea de calentamiento, como se ha descrito anteriormente con respecto al tubo de inspiración 103, integrados con el mismo para reducir el riesgo de escorrentía. Adicionalmente, el tubo de espiración 117 no tiene que devolver los gases exhalados al ventilador/soplante 105. Como alternativa, los gases humidificados exhalados pueden pasar directamente al ambiente circundante o al equipo auxiliar, tales como lavador/filtro de aire (no se muestra). En ciertas realizaciones, el tubo de espiración se omite en su conjunto.
Polímeros espumados para formar componentes transpirables
Como se ha descrito anteriormente con respecto a la Fig. 1, los circuitos médicos tales como los circuitos respiratorios pueden emplear componentes transpirables, tales como tubos o interfaces de pacientes. La transpirabilidad es deseable para evitar la escorrentía en estos componentes. Una medida de la transpirabilidad del material es la permeabilidad (expresada en g-mm/m2/día). Otra medida de la transpirabilidad es la difusividad del agua en el material (coeficiente de difusión, medida en cm2/s). En condiciones de ensayo similares, por ejemplo, a temperaturas similares, la permeabilidad y la difusividad de un material dado son directamente proporcionales entre sí. Se sabe que los materiales elastoméricos termoplásticos transpirables (TPE, según la norma iSo 18064:2003 (E)) son especialmente adecuados para formar estos componentes transpirables. Sin embargo, estos materiales conocidos son endebles y requieren un refuerzo sustancial para que se puedan utilizar.
Se ha descubierto que la relación entre transpirabilidad y resistencia puede mejorar inesperadamente mediante la espumación de materiales poliméricos, incluyendo polímeros transpirables previamente conocidos, cuando se conforman en componentes. Al incorporar un material espumado muy transpirable, se pueden fabricar componentes que tienen una alta rigidez flexural y una alta transpirabilidad al mismo tiempo. Del mismo modo, los componentes formados a partir del material espumado descrito en el presente documento pueden tener también una resistencia relativamente alta al aplastamiento y resistencia al pandeo. Como resultado, es posible fabricar tubos con unas propiedades "volumétricas" adecuadas (por ejemplo, espesor, material, combinación de materiales, módulo elástico, transpirabilidad y/o rigidez volumétrica) para cumplir los requisitos de la norma ISO 5367:2000(E) (concretamente, el ensayo de aumento en la resistencia al flujo) sin refuerzo adicional, y también ser suficientemente transpirable como se define con más detalle posteriormente. Por ejemplo, se ha descubierto que los materiales elastoméricos termoplásticos transpirables (TPE), tales como ARNITEL® VT 3108, son especialmente adecuados para la espumar y conformar componentes de acuerdo con diversas realizaciones. Para este material, la relación entre transpirabilidad y resistencia puede mejorarse significativamente mediante la espumación del material a medida que se conforma en un producto o componente.
Por tanto, determinadas realizaciones incluyen la realización de polímeros espumados concretos que se pueden usar para formar componentes transpirables, de modo que los componentes tienen propiedades del módulo de Young (rigidez) y de permeabilidad (transpirabilidad) combinadas que están significativamente mejoradas en comparación con materiales transpirables previamente conocidos. Estos nuevos polímeros espumados y las técnicas para conformar los polímeros espumados y los componentes del circuito médico que incorporan dichos polímeros espumados se describen en el presente documento como ejemplos ilustrativos. Debido a su alta permeabilidad, estos polímeros espumados permiten que se difunda el vapor de agua a través de los mismos rápidamente. Esto reduce la acumulación de condensación dentro del componente al transmitir el vapor de agua desde los gases humidificados dentro del componente al aire ambiente que lo rodea o a los otros gases de secado en el otro lado del componente. Sin embargo, los componentes conformados a partir de estos polímeros espumados son también rígidos, autoportantes, resistentes al aplastamiento o semirrígidos, e incluso pueden no requerir refuerzo adicional. Los polímeros espumados son útiles para conformar componentes del circuito médico ya que el polímero espumado permite la transmisión del vapor de agua desde los gases, pero impide la transmisión del agua líquida. Son también sustancialmente impermeables al flujo volumétrico de gas, para que se puedan usar para conformar componentes para suministrar gases humidificados.
En general, el polímero espumado de acuerdo con al menos una realización es un polímero termoplástico espumado transpirable. Preferentemente, el polímero termoplástico transpirable es un elastómero termoplástico espumado (o TPE según se define en la norma ISO 18064:2003(E)), tal como (1) un elastómero termoplástico de copoliéster (por ejemplo, ARNITEL®, que es un elastómero termoplástico de copoliéster con un segmento blando de poliéter, u otros materiales de TPC o TPC-ET como se define en la norma ISO 18064:2003(E)), o (2) una amida en bloque de poliéter (por ejemplo, PEBAX®, que es un elastómero termoplástico de poliamida con un segmento blando de poliéter, u otros materiales de TPA-ET como se define en la norma ISO 18064:2003(E)), o (3) un poliuretano termoplástico (material de TPU como se define en la norma ISO 18064:2003(E)), o (4) una mezcla polimérica espumada, tal como una mezcla de tereftalato de TPE/polibutileno (PBT, p. ej., DURANEX® 500FP). Si el polímero termoplástico transpirable es una mezcla de TPE/PBT espumada, la mezcla comprende preferentemente entre 80 % y 99 % (o aproximadamente 80 % y 99 %) de TPE en peso y 20 % y 1 % (o aproximadamente 20 % y 1 %) de PBT en peso.
En cualquiera de las realizaciones anteriores, la fracción de huecos del material espumado puede ser mayor del 25 % (o aproximadamente un 25 %), tal como entre 25 y 60 % (o aproximadamente 25 y 60 %), o entre 30 y 50 % (o aproximadamente 30 y 50 %). En al menos una realización, no más del 5 % (o aproximadamente el 5 %) de los huecos de dicho material espumado tiene un diámetro superior a 500 ym.
La Fig. 2A muestra un gráfico doble logarítmico de valores bibliográficos de permeabilidad frente al módulo de Young para materiales transpirables previamente conocidos en la técnica. Los valores varían en seis órdenes de magnitud tanto en módulo como en permeabilidad.
La Fig. 2B añade puntos de datos a la Fig. 2A para ilustrar los polímeros espumados de ejemplo de acuerdo con diversas realizaciones divulgadas en el presente documento, etiquetadas n.° 1 a n.° 4 y n.° 6. Se ha descubierto que la permeabilidad y el módulo combinados de todos los materiales anteriormente conocido no excede la línea 201, que representa la fórmula:
ln(P) = 0,019(ln(M))2 -0,7ln(M)+6,5
en la que P representa la permeabilidad del material en gmm /m 2/día, medida según el Procedimiento A de la norma ASTM E96 (método del desecante a una temperatura de 23 °C y una humedad relativa de 90 %), y M representa el módulo de Young del material en MPa.
Para los materiales poliméricos espumados representados por los puntos n.° 1 a n.° 4, n.° 6, y n. 8 de la Fig. 2B, la permeabilidad P cumple la fórmula:
P > exp{0,019[ln(M)]2 -0,7ln(M)+6,5}
Por tanto, estos polímeros espumados han combinado niveles de transpirabilidad y rigidez no previamente conocidos.
La permeabilidad y el módulo de un polímero espumado pueden seleccionarse para proporcionar una rigidez y/o transpirabilidad mejoradas a los componentes que incorporan el polímero espumado. Preferentemente, el material debe ser suficientemente rígido para no aplastarse o retorcerse o cambio de volumen con la presión. Por ejemplo, el polímero espumado transpirable deberá ser lo suficientemente rígido, de manera que el polímero espumado se puede doblar alrededor de un cilindro metálico de 25 mm de diámetro sin torcerse ni colapsar, como se define en el ensayo del aumento en la resistencia al flujo con flexión según la norma ISO 5367:2000(E). Por lo tanto, el módulo M es mayor de 30 MPa (o aproximadamente 30 MPa) en al menos una realización. La línea M = 30 MPa se indica en la Fig. 2B como la línea 203. Sin embargo, puede ser también deseable limitar la rigidez del componente, para que el componente sea más fácil de manipular o mejorar la comodidad de la paciente. Por lo tanto, el módulo M puede estar limitado en determinadas realizaciones a menos de 1000 MPa (o aproximadamente 1000 MPa). La línea M = 1000 MPa está indicada como línea 205. También puede ser deseable limitar el módulo M a menos de 800 MPa (o aproximadamente 800 MPa), o menos de 500 MPa (o aproximadamente 500 MPa).
Además, puede ser deseable seleccionar una transpirabilidad suficientemente alta para evitar la condensación en varios usos y componentes médicos comunes. Se ha descubierto que la difusividad de un polímero espumado depende de las fracciones de volumen de huecos. Esto se ilustra en la TABLA 1, que resume para cada humedad relativa (HR) el cociente de la difusividad para una fracción de hueco específica (D) dividida por la difusividad, para la misma Hr , de ARNITEL® VT 3108 sólido (Dü). El gráfico de los datos en la TABLA 1 se muestra en la Fig. 3.
TABLA 1
Figure imgf000010_0001
Por consiguiente, es posible seleccionar un nivel adecuado de permeabilidad y/o fracción de huecos del polímero espumado para definir una transpirabilidad adecuada. En ciertas realizaciones, la permeabilidad P es mayor de 60 gmm/m2/día (o aproximadamente 60 g-mm/m2/día), medida según el Procedimiento A de la norma ASTM E96. Una permeabilidad de 60 g-mm/m2/día representa un 66 % de aumento sobre el ARNITEL® VT 3108 sólido. La línea P = 60 g-mm/m2/día está indicada como línea 207. Puede ser también deseable seleccionar en algunas realizaciones una permeabilidad P mayor de 70 g-mm/m2/día (o aproximadamente 70 g-mm/m2/día).
Es posible relacionar la permeabilidad con una fracción de huecos correspondiente. Una permeabilidad de 60 gmm/m2/día es 1,66 veces el valor del ARNITEL® VT 3108 sólido. Sabiendo que la permeabilidad es directamente proporcional a la difusividad, entonces, es posible buscar una fracción de huecos correspondiente donde la relación de difusividad sea mayor de 1,66 a partir de la Fig. 3. En la Fig.3, la fracción de huecos correspondiente es mayor del 25 %. Por consiguiente, en ciertas realizaciones, la fracción de huecos es mayor del 25 % (o aproximadamente el 25 %). Puede ser también deseable seleccionar una fracción de huecos mayor del 30 % (o aproximadamente el 30 %) en algunas realizaciones. Una fracción de huecos del 30 % corresponde a una permeabilidad de 70 g-mm/m2/día (o aproximadamente 70 g-mm/m2/días), como se ha explicado anteriormente.
Puede ser también deseable limitar la fracción de huecos en el polímero espumado, para evitar que el agua líquida se filtre a través de los huecos. Si el polímero espumado no tiene una estructura de piel exterior (descrita en mayor detalle a continuación), entonces puede ser deseable tener una fracción de huecos menor del 45 % (o aproximadamente el 45 %). Si el polímero espumado tiene una estructura de piel exterior, entonces, puede ser adecuada una fracción de huecos menor del 60 % (o aproximadamente el 60 %). Se ha descubierto que una fracción de huecos entre 25 y 60 % (o aproximadamente 25 y 60 %) para el ARNITEL® VT 3108 espumado es adecuada para formar componentes para circuitos médicos como se describe en el presente documento. Por ejemplo, una fracción de huecos del 30 % (o alrededor) puede mejorar la transpirabilidad del ARNITEL ® VT 3108 en hasta 2 veces. Una disminución de módulo relativamente modesta puede quedar desplazada por el espesor añadido del componente como se describe a continuación, aunque manteniendo una transpirabilidad similar. Se ha descubierto que una fracción de huecos entre 30 y 50 % (o aproximadamente 30 y 50 %) en ARNITEL® VT 3108 es particularmente muy adecuada para conformar estos componentes. Se apreciará que lo anterior son solo ejemplos de porcentajes de fracciones de huecos adecuadas y las correspondientes propiedades del material.
Como se ha analizado anteriormente, otra medida de la transpirabilidad del material es la difusividad del agua en el material (coeficiente de difusión, medida en cm2/s). En condiciones de ensayo similares, la permeabilidad y la difusividad son directamente proporcionales entre sí para un material base específico. En diversas realizaciones, el polímero espumado tiene un coeficiente de difusión mayor de 3x10-7 cm2/s (o alrededor), y más preferentemente mayor de 6x10-7cm2/s (o alrededor). Por ejemplo, se ha calculado que una varilla con un diámetro de 0,1625 cm de ARNITEL® VT 3108 espumado con una fracción de huecos del 47% tiene un coeficiente de difusión igual a (o aproximadamente igual a) 7,6x10-7cm2/s. Como ejemplo adicional, se ha calculado que una película con un espesor de 0,0505 cm de ARNITEL® VT 3108 espumado con una fracción de huecos del 13 % tiene un coeficiente de difusión igual a (o aproximadamente igual a) 3.3x10-7cm2/s.
Las muestras n.° 1 a n.° 4 de la Fig. 2B comprenden ARNITEL® VT 3108 espumado. Puede observarse que estos materiales, y particularmente la muestra n.° 4 con una fracción de huecos del 53 %, se comportan mejor que cualquier otro material anteriormente conocido en términos de su permeabilidad y módulo combinados. Para la muestra n.° 4, el proceso de espumación dio como resultado un aumento promedio de casi 6,5 veces en la permeabilidad con una HR al 97 %, aunque teniendo adicionalmente un módulo del 30 % respecto de ARNITEL® VT 3108 puro.
En la Figura 2B, el punto n.° 1 representa los datos de una mezcla denominada "AB 14.2a". AB 14.2a es un tubo espumado y acanalado de ARNITEL® VT 3108 para adultos con un diámetro exterior de 24,5 cm. Los datos experimentales recogidos en esta muestra incluyen fotomicrografías (que se muestran en las Figs. 4A a 4D y se resumen en la TABLA 2), la fracción de huecos y el espesor de la muestra promedio (se muestran en la TABLA 3), el módulo (se muestra en la TABLA 4), y la variación de la difusividad con la Hr (se resume en la TABLA 1).
El punto n.° 2 representa los datos de una muestra denominada "MB27 4 %" MB27 4% es un tubo espumado y acanalado de ARNITEL® VT 3108 para niños con un diámetro exterior de 15,46 cm. El tubo se extrudió a partir de una mezcla de un polímero base (ARNITEL® VT 3108) y 4 % (o aproximadamente 4% ) en peso de una mezcla maestra de un agente de espumación (que comprende polietileno y 20 % en peso de HYDROCEROL® BIH-10E de Clariant). Los datos experimentales recogidos en esta muestra incluyen fotomicrografías (se muestran en las Figs. 4E y 4F y se resumen en la TABLA 2), la fracción de huecos y el espesor de la muestra promedio (se muestran en la TABLA 3), el módulo (se muestra en la TABLA 4), y la variación de la difusividad con la HR (se resume en la TABLA 1).
El punto n.° 3 representa los datos de una muestra denominada "FIIA-2". FIIA-2 es una tira extrudida espumada de ARNITEL® VT 3108 sólido. Los datos experimentales recogidos en esta muestra incluyen fotomicrografías (se muestran en las Figs.4G y 4H y se resumen en la TABLA 2), la fracción de huecos y el espesor de la muestra promedio (se muestran en la TABLA 3), el módulo (se muestra en la TABLA 4), y la variación de la difusividad con la HR (se resume en la TABLA 1). Se midió también la variación de las dimensiones con el contenido de agua. Se determinó que la variación de la longitud con el contenido de agua se puede describir mediante la siguiente ecuación:
X
A— = 0,3683(%W) - 0,1626(%W)2
donde
% de W son los gramos de agua absorbidos por gramo de polímero seco
X es la dimensión medida, y
Xo es la dimensión medida para %W = 0.
El punto n.° 4 representa los datos de una a muestra denominada "FIIA-5". FIIA-5 es una tira extrudida espumada de ARNITEL® VT 3108 sólido. Los datos experimentales recogidos en esta muestra incluyen fotomicrografías (se muestran en las Figs. 4I y 4J y se resumen en la TABLA 2), la fracción de huecos y el espesor de la muestra promedio (se muestran en la TABLA 3), el módulo (se muestra en la TABLA 4), y la variación de la difusividad con la HR (se resume en la TABLA 1). Se midió también la variación de las dimensiones con el contenido de agua. Se determinó que la variación de la longitud con el contenido de agua (A X/X0) se puede describir mediante la siguiente ecuación:
X
A— = 0,3674(%W) - 0,3012(%W)2
El punto n.° 5 representa los datos de una muestra denominada "80/20 ARNITEL/PBT". 80/20 ARNITEL/PBT es una tira extrudida de un polímero preparado a partir de una mezcla de 80/20 por ciento en peso de ARNITEL® VT 3108 y tereftalato de polibutileno (PBT). Los datos experimentales recogidos en esta muestra incluyen fotomicrografías (que se muestran en la Fig. 4K y se resumen en la TABLA 2), espesor de la muestra promedio (se muestra en la TABLA 3), módulo (se muestra en la TABLA 4) y la difusividad para Rh = 100 (se resume en la TABLA 1).
El punto n.° 6 representa los datos de una muestra denominada "80/20 ARNITEL/PBT espumado". 80/20 ARNITEL/PBT espumado es una tira espumada extrudida preparada a partir de una mezcla de 80/20 por ciento en peso de ARNITEL® VT 3108 y PBT. Los datos experimentales recogidos en esta muestra incluyen fotomicrografías (se muestran en las Figs. 4L y 4M y se resumen en la TABLA 2), la fracción de huecos y el espesor de la muestra promedio (se muestran en la TABLA 3), módulo (se muestra en la TABLA 4) y la difusividad a RH = 100 (se resume en la TABLA 1).
El punto n.° 7 representa los datos de una a muestra denominada "FIIA-I". FIIA-1 es una tira extrudida espumada de Arnitel 3108 sólido. Los datos experimentales recogidos en esta muestra incluyen fotomicrografías (se muestran en las Figs. 4N y 4O y se resumen en la TABLA 2), espesor de la muestra promedio (se muestra en la TABLA 3), el módulo (se muestra en la TABLA 4), y la variación de la difusividad con la HR (se resume en la TABLA 1). Se midió también la variación de las dimensiones con el contenido de agua. Se observaron las variaciones de las tres dimensiones (longitud, anchura y espesor) con el contenido de agua por ser casi idénticas (es decir, expansión isotrópica) y podrían describirse en la siguiente ecuación.
X
A— = 0,4123(%W) - 0,1410(%W)2
Esta relación se usó para calcular la variación del espesor de la muestra en el tiempo en los experimentos de desorción del agua.
Por último, El punto n.° 8 representa los datos de una muestra denominada "TPU/Acetal fmd 10 %". TPU-acetal fmd al 10% es una tira extrudida de una mezcla espumada de ESTAÑE® 58245 (un TPU) y acetal. Los datos experimentales recogido en esta muestra incluían la fracción de huecos y el espesor de la muestra promedio (se muestra en la TABLA 3), módulo (se muestra en la TABLA 4) y la difusividad (se mostrada en la TABLA 4).
Se muestra también en la Fig. 2B un punto marcado "FmdAdl". FmdAdl es un tubo espumado y acanalado de ARNITEL® VT 3108 para adultos con un diámetro exterior de 24,5 cm. Los datos experimentales recogidos en esta muestra incluyen la fracción de huecos y el espesor promedio de la muestra (que se muestran en la TABLA 3), el módulo (se muestra en la TABLA 4), y la variación de la difusividad con la HR (se resume en la TABLA 1).
Los materiales poliméricos no espumados y espumados adicionales que no se han representado gráficamente en la Fig. 2A o 2B se describen a continuación.
"Lote 15 wts", "Lote 15f", ''MB27 0 %", "MB27 6 %", "MB22.1", "MB32.1", y "MB41.4" son tubos espumados y corrugados de ARNITEL® VT 3108 para niños con un diámetro exterior de 15,46 cm. Los datos experimentales recogidos en esta muestra incluyen la fracción de huecos y el espesor de la muestra promedio (se muestran en la TABLA 3) y la variación de la difusividad con la HR (se resume en la TABLA 1). Para MB32.1, se midió también la variación de la longitud con el contenido de agua. Se descubrió que la variación se describía mediante la ecuación:
X
A— = 0,4614(%W) - 0,1742(%W)2
"TPU, ESTAÑE 58245" es un tubo no espumado acanalado de TPU (ESTAÑE® 58245) que tiene un espesor de pared de 0,048 cm. Los datos experimentales recogidos sobre este mismo incluían la fracción de huecos y el espesor de la muestra promedio (se muestra en la TABLA 3), módulo (se muestra en la TABLA 4) y la difusividad (se mostrada en la TABLA 4).
TABLA 2
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Las micrografías muestran que las muestras poliméricas espumadas (muestras n.° 1 a n.° 4 y n.° 6) comprenden celdas o huecos en el interior del polímero sólido. De forma deseable, los tamaños de estos huecos en la dirección transversal son menores del 30 % (o aproximadamente 30 %) del espesor del polímero espumado, por ejemplo, menos del 10 % (o aproximadamente el 10 %) del espesor total.
Las micrografías muestran también que para determinadas muestras de polímeros espumados que se encuentran por encima de las líneas 201 y 207 (P > 60 g-mm/m2/día) en la Fig. 2B (concretamente, las muestras n.° 1 a n.° 4), los huecos están sustancialmente aplanados y no son esféricos. La forma aplanada de los huecos también hace que el polímero entre los huecos se aplane. Se ha descubierto que la forma aplanada del polímero mejoraba las propiedades mecánicas de los componentes que comprendían el polímero espumado. Se cree que tener longitudes más largas de polímero continuo en la dirección longitudinal aumenta el módulo en esta dirección. Por lo tanto, al menos una realización que incluye esta consideración puede ser ventajosa para el polímero espumado por tener al menos algunos huecos, por ejemplo, al menos 80 % o aproximadamente, que están aplanados a lo largo del eje longitudinal. La relación de aspecto de este aplanamiento (longitud a altura) es deseablemente al menos 2:1 (o aproximadamente 2:1) o al menos 3:1 (o aproximadamente 3:1), por ejemplo, entre 2:1 y 7:1 (o aproximadamente 2:1 y 7:1) o entre 3:1 y 7:1 (o aproximadamente 3:1 y 7:1).
Se observó también que para estas muestras, los huecos no están aislados entre sí. Muchos de los huecos están conectados o unidos entre sí. Es decir, el polímero espumado tiene "celdas abiertas". La estructura de celda abierta de este polímero espumado mejora la transpirabilidad, ya que permite que el vapor de agua se desplace una mayor distancia tanto axial (o transversalmente) como longitudinalmente, sin tener que atravesar un polímero sólido. De forma deseable, al menos un 10% (o aproximadamente un 10%) de los huecos de un polímero espumado están interconectados. En algunas realizaciones, al menos un 20 % (o aproximadamente un 20 % ) de los huecos están conectados a otros huecos.
TABLA 3
Figure imgf000013_0002
TABLA 4
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En la TABLA 4, se calcularon los datos de permeabilidad para las muestras de ARNITEL® usando la relación:
n n Dmuestra
“muestra = * ARNITEL VT 3108
UARNITELVT 3108
donde Pmuestra representa la permeabilidad de la muestra, Parnitel vt 31O8 representa la permeabilidad del ARNITEL® VT 3108, Dmuestra representa la difusividad de la muestra, y Darnitel vt 3108 representa la difusividad del ARNITEL® VT 3108. Del mismo modo, se calcularon los datos de la permeabilidad de las muestras de TPU (ESTAÑE®) usando la relación:
n n ^ m u e stra
“muestra = EgSTANE 58245 T¡
UESTANE 58245
Pestañe 58245 y Destane 58248 representan la permeabilidad y la difusividad de ESTAÑE® 58245, respectivamente. El factor 0,7 refleja el contenido de agua inferior de la muestra mezclada.
Otro material polimérico espumado adecuado es un poliuretano termoplástico basado en poliéter (TPU), que tiene una buena transpirabilidad y resistencia al desgarro. Sin embargo, TPU tiene una mala rigidez (un bajo módulo de Young). Se ha realizado mucha investigación para mejorar la rigidez del material mezclándolo con otros polímeros. Sin embargo, se ha descubierto además que aunque mezclar TPU con otros polímeros puede ser eficaz para aumentar la rigidez, puede haber una disminución importante en la transpirabilidad del polímero mezclado.
Tras el ensayo, se han identificado mezclas que mejoran en gran medida la rigidez mecánica sin reducir la transpirabilidad a un nivel inaceptable. Un ejemplo de mezcla es la mezcla del copoliéster TPE/PBT descrita anteriormente. Otra mezcla ilustrativa comprende TPU y policarbonato-acrilonitrilo butadieno estireno (PC-ABS, comercializada por ejemplo como WONDERLOY®). Una relación en peso adecuada de TPU:WONDERLOY® es 70:30 (o aproximadamente 70:30). Los ensayos llevados a cabo usando una extrusora de husillo único de 19 mm de diámetro han mostrado que la resistencia a la tensión de la mezcla presenta una mejora notable en la rigidez sobre TPU solo (14 veces o alrededor), mientras que la velocidad de transmisión del vapor húmedo muestra solo una pequeña reducción en la transpirabilidad (30 % o alrededor). Al espumar la mezcla polimérica TPU-WONDERLOY®, se puede conseguir una mejora en la transpirabilidad frente a la rigidez como se ha descrito anteriormente.
Como se ha analizado anteriormente, otra mezcla ilustrativa más de acuerdo con al menos una realización comprende un TPU (ESTAÑE® 58245) y acetal, un compuesto que tiene una transpirabilidad (permeabilidad) y captación de agua muy bajas. Una tira espumada (fracción de huecos entre 15 y 20 % o aproximadamente 15 y 20 %) se creó a partir de ESTAÑE® 58245 y acetal en una relación en peso de 70:30 (o aproximadamente 70:30). El espesor de la muestra promedio fue de 0,139 cm. La captación de agua de la mezcla a una HR del 100 % fue de 0,38 g de agua por gramo de polímero seco (38 %). Se midió la difusividad de la muestra a partir de la curva de desorción y se encontró que era de 6,59x10-6cm2/s a 23 °C. El módulo de la muestra era 34 MPa, y se calculó que la permeabilidad era de 151 gmm/m2/día.
Estos resultados se comparan con un ejemplo de control que comprende TPU no espumado (ESTAÑE® 58245). Se extrudió un tubo corrugado que tenía un espesor de pared de 0,048 cm y una captación de agua a una HR del 100 % de 0,53 g de agua por gramo de polímero seco (53 %). Se midió la difusividad de la muestra no espumada a partir de la curva de desorción y se encontró que era de 2,41x10'7cm2/s e 23 °C. el módulo era 18 MPa. La permeabilidad de este polímero es de 80 g-mm/m2/día.
Componentes que comprenden polímeros espumados
Se apreciará que los materiales espumados transpirables anteriormente descritos resultan ser muy adecuados para muchos componentes médicos donde un material semirrígido muy transpirable pero autoportante supone una ventaja. Por consiguiente, todos los detalles del material espumado transpirable anteriormente descritos son de aplicación a estos componentes. Se indican a continuación mejores ejemplos de componentes a los que el material espumado transpirable proporciona nuevas ventajas que anteriormente no eran posibles. La manipulación de la fracción de huecos, el espesor y el tamaño de los huecos permite una amplia gama de personalización de las propiedades volumétricas de los componentes conformados.
En general, un componente comprende una pared que define un espacio en su interior y en donde al menos una parte de dicha pared es de un material espumado transpirable como se ha descrito anteriormente, que permite la transmisión de vapor de agua desde los gases contenidos en el espacio, pero que impide la transmisión de agua líquida. Preferentemente, la pared también es impermeable al flujo volumétrico de gases dentro del espacio, que incluyen gases respiratorios, gases anestésicos, gases de insuflación y/o humo.
Debido a su transpirabilidad, la pared forma una ruta de vapor de agua desde el espacio de los gases hasta la región al otro lado de la pared. En algunas realizaciones, hay una ruta de vapor de agua desde el espacio de gases hasta el aire ambiente a través de dicho material espumado transpirable. La ruta puede ser una ruta directa, y la pared está expuesta directamente al aire ambiente. Como alternativa, la ruta es indirecta y la ruta atraviesa una o más paredes adicionales entre el espacio de gases y el aire ambiente. En otras configuraciones, puede haber un segundo espacio de gases (denominado espacio de intercambio de gases) al otro lado de dicha pared, en lugar de aire ambiente. Este espacio de intercambio de gases puede, a su vez, ventilar indirectamente al aire ambiente. En ese caso, la ruta de vapor de agua va desde el espacio de gases al espacio de intercambio de gases.
En cualquiera de las realizaciones anteriores, toda la pared del cerramiento puede estar formada del material espumado. En al menos una realización, al menos una región de la pared tiene un espesor entre 0,1 y 3,0 mm (o de aproximadamente 0,1 y 3,0 mm), tal como entre 0,1 y 1,5 mm (o de aproximadamente 0,1 y 1,5 mm). Por ejemplo, al menos una región de la pared puede tener un espesor entre 0,7 y 1,0 mm (o de aproximadamente 0,7 y 1,0 mm) o entre 0,7 y 3,0 mm (o de aproximadamente 0,7 y 3,0 mm).
En cualquiera de las realizaciones anteriores, la pared puede incluir al menos dos zonas. La primera zona es una piel exterior que comprende una capa de material espumado de celda sustancialmente cerrada, y la segunda zona es una capa interior adyacente a la capa exterior y el espacio de gases. El espesor de la piel puede estar entre 5 y 10 % (o de aproximadamente 5 y 10 %) del espesor de la pared, por ejemplo, entre 10 y 50 jm (o de aproximadamente 10 y 50 jm ). Cada una de la primera zona y la segunda zona tiene huecos. En ciertas realizaciones, no más del 5 % (o aproximadamente el 5 %) de los huecos de la primera zona tiene un diámetro superior a 100 jm . Los huecos de la segunda zona son más grandes que los huecos de la primera zona. Por ejemplo, en algunas realizaciones, no más del 5 % (o aproximadamente un 5 %) de los huecos de dicha segunda zona del material espumado tiene un diámetro superior a 700 jm .
En cualquiera de las realizaciones anteriores, la pared también puede incluir al menos una nervadura de refuerzo que proporciona rigidez a la pared o al menos una región donde la pared está localmente engrosada para proporcionar rigidez a la pared.
El componente puede ser una interfaz de paciente; o un tubo, tal como un tubo de respiración para usar en un circuito de respiración; o un tubo y al menos una parte de una interfaz de paciente; o un conducto (esto es, una parte del tubo no tiene que estar cerrado alrededor de su perímetro) para usarlo en un circuito de respiración; o una máscara (incluida un bastidor para máscara y una junta que se extiende alrededor del perímetro de la máscara, en donde el bastidor de la máscara comprende la pared y sustancialmente la mayoría de la pared está formada del material espumado transpirable); o un componentes de un sistema de insuflación, tal como un tubo o conducto para usar en al menos parte de la rama de salida de un sistema de insuflación.
A continuación, se hace referencia a la Fig. 5 , que muestra un componente 501 de acuerdo con al menos una realización. El componente 501 está conformado teniendo una pared 503, que define un espacio de gases 505 en una cara. La pared 503 comprende un polímero espumado transpirable como se ha descrito anteriormente. Como se representa por la línea discontinua 507, la pared puede definir o no un espacio de gases 505 completamente cerrado. Cuando está en uso, el espacio de gases puede estar sustancialmente cerrado de manera que la pared 503 define el espacio de gases 505 en una cara de la pared 503 y el espacio 505 contiene un gas húmedo.
En la otra cara de la pared 503 hay un segundo espacio de gases 509. En al menos una realización, el segundo espacio de gases 509 es aire ambiente. La pared 503 del componente 501 es de un material espumado transpirable que permite la transmisión de vapor de agua pero impide sustancialmente la transmisión de agua líquida y el flujo volumétrico de gases respiratorios. Para que el material espumado transpirable permita el secado de los gases en el espacio 505, la superficie exterior de la pared 503 está expuesta al aire ambiente o a un gas seco de intercambio en un segundo espacio de gases 509. Con una configuración de ese tipo, lo gases que tengan una humedad relativa elevada dentro del espacio de gases 505 pueden secarse por transmisión de vapor de agua a través de la pared 503 hacia el segundo espacio de gases 509, que puede ser, por ejemplo, aire ambiente. El secado de los gases dentro del espacio de gases 505 es útil para producir y/o evitar que se produzca escorrentía en el espacio de gases 505 cuando se rellena con un gas relativamente cálido o gas húmedo/aire/aire de respiración.
En un ejemplo, el componente 501 puede ser una interfaz de paciente, tal como una máscara respiratoria, y el espacio de gases 505 puede estar al menos parcialmente definido por la pared 503, y por la cara del paciente (no se muestra) para encerrar sustancialmente el espacio 505. En este ejemplo, la cara del paciente está representada por la línea discontinua 507. En otra realización, el componente 501 puede ser un tubo de respiración (inspiratorio o espiratorio). Las interfaces del paciente y los tubos respiratorios se describen con mayor detalle más adelante.
Tubos transpirables
En la respiración asistida, en particular en aplicaciones médicas, gases que tienen elevados niveles de humedad relativa se suministran y se devuelven a través de tubos de respiración flexibles de un tamaño relativamente restringido, normalmente en un intervalo de 10 a 25 mm (o de aproximadamente 10 a 25 mm) de diámetro (que cubre aplicaciones tanto en neonatos como en adultos). Dichos tubos de respiración son idealmente muy ligeros, resistentes a las torceduras o punciones, y flexibles para garantizar el mayor rendimiento y el nivel de comodidad para el paciente. El peso ligero de un tubo de respiración es muy importante para reducir las fuerzas aplicadas a la interfaz del paciente debido al peso del tubo. Del mismo modo, los tubos de respiración deben ser flexibles y tener capacidad de flexar fácilmente para lograr un alto nivel de comodidad del paciente que a su vez pueda mejorar el cumplimiento del paciente. Sin embargo, los componentes extremadamente ligeros y flexibles suelen ser débiles y propensos a deformaciones excesivas. Se ha descubierto que un tubo que comprende el polímero espumado anteriormente descrito puede resistir las torceduras y las punciones, pero es ligero y lo suficientemente flexible para mejorar la comodidad del paciente.
Puesto que un tubo es un tipo de componente, los detalles del componente analizados anteriormente se aplican al tubo analizado aquí. En general, un tubo para circuito médico comprende una entrada (para recibir gases humidificados), una salida (para expulsar gases humidificados) y una pared de cerramiento para definir al menos un paso de gases entre dicha entrada y dicha salida, en donde al menos una parte de dicha pared de cerramiento es de un material espumado transpirable que permite la transmisión de vapor de agua pero que impide sustancialmente la transmisión de agua líquida y el flujo volumétrico de gases respiratorios. En al menos una realización, el tubo es un tubo acanalado extrudido. El tubo para circuito médico se puede usar como tubo de respiración o conducto o un tubo 0 conducto para una rama de un sistema de insuflación. Por ejemplo, el tubo puede ser un tubo de respiración espiratorio o un conducto de salida, respectivamente. El tubo también puede formar parte de una interfaz de paciente.
El tubo puede ser flexible. Es decir, el tubo se puede doblar alrededor de una varilla de 25 mm de diámetro sin torcerse ni colapsar. Más específicamente, el tubo es flexible como se define al pasar el ensayo del aumento en la resistencia al flujo con flexión según la norma ISO 5367:2000(E).
En cualquiera de las realizaciones anteriores, el tubo puede tener una longitud entre 1 y 2 m (o de aproximadamente 1 y 2 m), por ejemplo de 1,5 m (o de aproximadamente 1,5 m). Un tubo puede tener un diámetro promedio entre 10 y 25 mm (o de aproximadamente 10 y 25 mm). En al menos una realización, el tubo tiene un espesor de pared entre 0,1 y 1,2 mm (o de aproximadamente 0,1 y 1,2 mm), por ejemplo, entre 0,6 mm y 1,0 mm (o de aproximadamente 0,6 y 1,0 mm). Preferentemente, un tubo comprende una pared de cerramiento transpirable en una parte significativa de su longitud total. Por ejemplo, en al menos una realización, al menos un 80 % de la longitud del tubo comprende una pared de cerramiento transpirable. La pared transpirable está preferentemente situada cerca del extremo de entrada del tubo para recibir gas humidificado. Por ejemplo, para un tubo de 1,5 m (o de aproximadamente 1,5 m) de longitud, al menos 1,2 m (o de aproximadamente 1,2 m) del tubo comprende una pared transpirable, que comienza cerca del extremo de entrada.
Debido a su transpirabilidad, la pared forma una ruta de vapor de agua desde el espacio de los gases hasta la región al otro lado de la pared. En algunas realizaciones, hay una ruta de vapor de agua desde el espacio de gases hasta el aire ambiente a través de dicho material espumado transpirable. La ruta puede ser una ruta directa, y la pared está expuesta directamente al aire ambiente. Por ejemplo, en al menos una realización, el tubo es un tubo de respiración y está terminado por un primer conector en dicha entrada y un segundo conector en dicha salida. Solo se proporciona un paso de gases en longitud entre dicho conector de entrada y dicho conector de salida.
Como alternativa, la ruta es indirecta y la ruta atraviesa una o más paredes adicionales entre el espacio de gases y el aire ambiente. En otras configuraciones, puede haber un segundo espacio de gases (denominado espacio de intercambio de gases) al otro lado de dicha pared, en lugar de aire ambiente. Este espacio de intercambio de gases puede, a su vez, ventilar indirectamente al aire ambiente. En ese caso, la ruta de vapor de agua va desde el espacio de gases al espacio de intercambio de gases. Por ejemplo, el tubo puede ser un tubo de respiración coaxial. En un tubo de respiración coaxial, el espacio de gases es una rama inspiratoria o una rama espiratoria, y el segundo espacio de gases es la otra de dicha rama inspiratoria o una rama espiratoria. Se proporciona un paso de gases entre la entrada de dicha rama inspiratoria y la salida de dicha rama inspiratoria, y se proporciona un paso de gases entre la entrada de dicha rama espiratoria y la salida de dicha rama espiratoria. En una realización, el espacio de gases es dicha rama inspiratoria, y dicho segundo espacio de gases es dicha rama espiratoria. Como alternativa, el espacio de gases puede ser la rama espiratoria, y el segundo espacio de gases es la rama inspiratoria.
Como se ha explicado anteriormente junto con la descripción del componente, en cualquiera de las realizaciones anteriores, la pared puede incluir al menos dos zonas. La primera zona es una piel exterior que comprende una capa de material espumado de celda sustancialmente cerrada, y la segunda zona es una capa interior adyacente a la capa exterior y el espacio de gases. El espesor de la piel puede estar entre 5 y 10 % (o de aproximadamente 5 y 10 %) del espesor de la pared, por ejemplo, entre 10 y 50 ym (o de aproximadamente 10 y 50 ym). Cada una de la primera zona y la segunda zona tiene huecos. En ciertas realizaciones, no más del 5 % (o aproximadamente el 5 %) de los huecos de la primera zona tiene un diámetro superior a 100 ym. Los huecos de la segunda zona son más grandes que los huecos de la primera zona. Por ejemplo, en algunas realizaciones, no más del 5 % (o aproximadamente un 5 %) de los huecos de dicha segunda zona del material espumado tiene un diámetro superior a 700 ym.
Adicionalmente, en cualquiera de las realizaciones anteriores, el tubo puede incluir una pluralidad de nervaduras de refuerzo dispuestas alrededor de la pared de cerramiento. Estas nervaduras pueden coextrudirse con el tubo para estar generalmente alineadas con el eje longitudinal del tubo. Preferentemente, hay de tres a ocho nervaduras de refuerzo y, más especialmente, de tres a cinco nervaduras de refuerzo.
Además de lo anterior, para reducir o eliminar la formación de condensación dentro del tubo, y para mantener una temperatura sustancialmente uniforme en el flujo de gases a través del tubo durante el uso, un calentador, tal como un cable de resistencia de calentamiento, se puede proporcionar dentro del paso del tubo o dentro de la pared del tubo.
En una realización particular, el tubo tiene una longitud de 1,525 m (o aproximadamente), un peso de 54 g (o aproximadamente), una fracción de huecos del 35 % (o aproximadamente), un cumplimiento neumático de 0,23 ml/cm H2O/1TI (o aproximadamente) y una permeabilidad de 85 g-mm/m2/día (o aproximadamente). El tubo está formado a partir de un 95 % (o aproximadamente un 95 %) de ARNITEL® VT 3108 y un 5 % (o aproximadamente un 5 %) de una mezcla maestra de agente de espumación que comprende polietileno y un 20 % (o aproximadamente un 20 %) en peso de Clariant HYDROCEROL® BIH-10E.
A continuación se hace referencia a las Figs. 6A y 6B, que muestra un tubo transpirable 601 de acuerdo con al menos una realización. La Fig. 6A muestra una vista lateral del tubo 601, mientras que la Fig. 6B muestra la sección transversal del tubo 601 a lo largo de la misma vista lateral que la Fig. 2A. Tanto en la Fig. 6A como en la Fig. 6B, el eje horizontal está indicado como la línea 603-603. La pared del tubo, mostrada como la pared 605 en la Fig. 6B es un material espumado transpirable, como se ha descrito anteriormente. La pared 605 puede tener entre 100 y 1500 ym (o de aproximadamente 100 y 1500 ym) de espesor para un tubo de respiración de dimensiones típicas -entre 12 y 20 mm (o de aproximadamente 12 y 20 mm) de diámetro para aplicaciones en neonatos y adultos, respectivamente, y de 1 a 2 m (o de aproximadamente 1 a 2 m) de longitud. Sin embargo, la pared 605 puede tener hasta 3 mm (o aproximadamente 3 mm) de espesor y seguir proporcionando buena transpirabilidad.
El tubo 601 está acanalado (es decir, el tubo tiene una superficie con aristas o ranuras). El método para conformar el tubo acanalado se analizada con mayor detalle a continuación, con respecto a la Fig. 15. Sin embargo, en algunas realizaciones, el tubo tiene una superficie lisa.
A continuación se hace referencia a las Figs. 7A y 7B, que muestra un tubo transpirable 701 de acuerdo con al menos una realización. De nuevo, el tubo 701 está fabricado a partir de un material espumado transpirable, como se describe en uno cualquiera de los ejemplos del presente documento. El tubo incluye además una pluralidad de nervaduras de refuerzo 703 que se pueden coextrudir con el tubo. La forma de las nervaduras 703 se determina mediante el cabezal de la matriz de la extrusora y el tamaño del nivel de espumación está controlado por la temperatura y presión cuando se sale del cabezal de la matriz.
Las nervaduras 703 se pueden conformar del mismo polímero espumado que el tubo 701. Como alternativa, las nervaduras 703 pueden estar fabricadas de un material diferente al del tubo. Esto puede conseguirse mediante coextrusión. Como se muestra en la Fig. 7A, el tubo 701 se puede extrudir con las nervaduras 703 en su sitio, y después acanalarse para formar la estructura "discontinua" mostrada en la Fig. 7B. En ciertas realizaciones, un tubo incluye entre tres y ocho nervaduras de refuerzo, tal como entre tres y cinco nervaduras de refuerzo. Dichos tubos reforzados adicionales pueden tener aplicación independiente en uno o más de los componentes de tubo descritos en la presente memoria descriptiva con respecto a circuitos médicos.
A continuación se hace referencia a las Figs. 8A y 8B, que muestran una configuración alternativa de un tubo transpirable 801 acanalado de acuerdo con al menos una realización. En la Figura 8B, nervaduras 803 elevadas visibles en el espacio entre las aristas elevadas en el interior del tubo 801. La Fig. 8C muestra un acanalador adecuado para conformar el tubo muestra en la Fig. 8A y 8B. El bloque comprende porciones elevadas 805 entre las porciones de arista 807, que formarán las nervaduras elevadas cuando el tubo se retire del acanalador. Se apreciará que se pueden usar otros procesos de refuerzo adicionales para suplementar el tubo para mejorar sus características de rendimiento aún más (tales como cumplimiento, resistencia al estirado, resistencia al flujo sin doblar y resistencia al aplastamiento). Estos procesos se pueden integrar o no con el proceso de formación del tubo.
A continuación, se hace referencia a la Fig. 9, que muestra otro ejemplo de circuito médico de acuerdo con al menos una realización. El circuito comprende dos tubo transpirables que comprenden un polímero espumado transpirable como se ha descrito anteriormente, concretamente un tubo de inspiración 103 y un tubo de espiración 117. Las propiedades del tubo de inspiración 103 y del tubo de espiración 117 son similares a las de los tubos descritos anteriormente con respecto a la Fig. 1. El tubo de inspiración 103 tiene una entrada 109, que se comunica con un humidificador 115, y una salida 113, a través de la cual los gases humidificados se proporcionan al paciente 101. El tubo de espiración 117 también tiene una entrada 109, que recibe los gases humidificados exhalados del paciente, y una salida 113. Como se ha descrito anteriormente con respecto a la Fig. 1, la salida 113 del tubo de espiración 117 puede ventilar los gases exhalados a la atmósfera, a la unidad de ventilador/soplante 115, a un lavador/filtro de aire (no se muestra) o a cualquier otro lugar adecuado.
Como se ha descrito anteriormente con respecto a la Fig. 1, se pueden instalar cables de calentamiento 901 dentro del tubo de inspiración 103 y/o el tubo de espiración 117 para reducir el riesgo de escorrentía en los tubos aumentando la temperatura por encima de la temperatura de saturación.
En este ejemplo, el tubo de espiración 117 comprende un conector (aquí, un conector en Y 903) para conectarse a otros componentes. Por ejemplo, el conector en Y 903 está configurado para conectarse al tubo de inspiración 103 y una interfaz de paciente (no se muestra). Evidentemente, la realización de la Fig. 9 es un mero ejemplo de configuración. Un componente de acuerdo con al menos una realización comprende un tubo de polímero espumado transpirable. El componente puede comprender además un conector adecuado. Preferentemente, el conector también comprende el polímero espumado transpirable.
A continuación, se hace referencia a la Fig. 10, que muestra un tubo coaxial 1001 de acuerdo con al menos una realización. En este ejemplo, el tubo coaxial 1001 es proporciona entre un paciente 101 y un ventilador 1005. Cada uno de los gases de espiración y gases de inspiración fluyen en uno del tubo interno 1007 o el espacio 1009 entre el tubo interno 1007 y el tubo externo 1011. Se apreciará que el tubo externo 1011 puede no estar exactamente alineado con el tubo interno 1007. En su lugar, "coaxial" se refiere a un tubo situado dentro de otro tubo. Durante el uso, el vapor de agua, pero no el agua líquida, se transmite a través de una pared de tubo espumado transpirable, como se explica a continuación.
Por motivos de transferencia de calor, el tubo interno 1007 transporta los gases inspiratorios al espacio 1013 entre medias, mientras los gases espiratorios se transportan al espacio 1009 entre el tubo interno 1007 y el tubo externo 1011. La configuración del flujo de aire se indicada por las flechas.
El tubo interno 1007 está formado usando el material espumado transpirable descrito en el presente documento. Por tanto, la humedad en el espacio de flujo 1009 de espiración puede atravesar el material espumado transpirable para humedecer el flujo inspiratorio en el espacio de flujo 1013 inspiratorio. Cuando los gases fluyen en una disposición contracorriente, como se muestra en el ejemplo, el material transpirable proporciona una humidificación sustancialmente pasiva del flujo inspiratorio.
Con un tubo coaxial 1001, el ventilador 1005 puede no notar una fuga en el tubo interno 1007. Dicha fuga puede cortocircuitar el paciente 101, lo que significa que el paciente 101 no recibirá suficiente oxígeno. Dicho cortocircuito se puede detectar mediante la colocación de un sensor en el extremo del paciente del tubo coaxial 1001. Ese tensor puede estar localizado en el conector 1015 del extremo del paciente. Un cortocircuito más cerca del ventilador 1005 hará que el paciente 101 continuamente vuelva a respirar el volumen de aire cercano al paciente 101. Esto producirá un aumento en la concentración de dióxido de carbono en el espacio de flujo 1013 inspiratorio cercano al paciente 101, que se puede detectar directamente con un sensor de CO2. Dicho sensor puede comprender uno cualquiera de numerosos sensores de este tipo que en la actualidad están comercialmente disponibles. Como alternativa, esta re­ respiración se puede detectar monitorizando la temperatura de los gases en el conector 1015 del extremo del paciente, en donde un aumento de temperatura por encima de un nivel predeterminado indica que se está produciendo re­ respiración.
Además de lo anterior para reducir o eliminar la formación de condensación dentro de cualquiera el tubo interno 1007 o el tubo externo 1011, y para mantener una temperatura sustancialmente uniforme en el flujo de gases a través del tubo coaxial 1001, un calentador, tal como un cable de resistencia de calentamiento, se puede proporcionar dentro bien del tubo interno 1007 o el tubo externo 1011, dispuesto dentro del espacio de gases 1009 o 1013, o dentro de las propias paredes del tubo interno 1007 o el tubo externo 1011.
En una realización alternativa de un tubo coaxial 1001 donde no se desea una humidificación pasiva, la pared espumada transpirable puede ser la pared externa del tubo externo 1011. En esta disposición, el tubo externo 1011 está en contacto con el aire ambiente, y la pared transpirable permite el intercambio de vapor de agua desde los gases espiratorios relativamente húmedos y el aire ambiente. Como resultado, se puede gestionar y/o prevenir la escorrentía.
Máscara respiratoria
En la técnica de los dispositivos de respiración, existe una variedad bien conocida de máscaras respiratorias que cubren la nariz y/o la boca de un paciente para proporcionar un sello continuo alrededor de las zonas nasal y/u oral de la cara del paciente, de manera que se puede proporcionar gas a presión positiva dentro de la máscara para consumo del paciente. Los usos de dichas gamas de máscaras van desde respiración a altitudes elevadas (por ejemplo, aplicaciones en aeronáutica) a aplicaciones en minería y extinción de incendios, a diversas aplicaciones terapéuticas y de diagnóstico médico.
Una aplicación de este tipo de máscaras es en el tratamiento de humidificación respiratoria. El sistema normalmente consiste en un ventilador, humidificador, circuito de respiración e interfaz de paciente, tal como una máscara o cánula nasal. En esta forma de tratamiento, el aire húmedo se suministra al paciente y, como resultado de la diferencia de temperatura entre el aire húmedo y el entorno circundante, el aire húmedo se puede condensar y formar gotículas de agua. Cuando el tratamiento es prolongado (de hasta varios días) estas gotículas pueden formar charcos de agua en la máscara que pueden dificultar el tratamiento, aumentar el riesgo de que el paciente involuntariamente inhale agua y puede producir molestias y/o asfixia al paciente.
Un requisito de este tipo de máscaras respiratorias es que proporcionan un sello eficaz contra la cara del paciente para evitar fugas del gas que se suministra. Habitualmente, en las configuraciones de máscaras anteriores, se conseguía un buen sellado entre la máscara y la cara en mucho casos solamente con notable incomodidad del paciente. Este problema es el más importante en estas aplicaciones, especialmente en aplicaciones médicas, que requieren que el paciente lleve esta máscara continuamente durante horas o incluso quizás días. En dichas situaciones, el paciente no tolerará la máscara durante periodos de tiempo prolongados y, de este modo, los objetivos óptimos terapéuticos o de diagnóstico no se van a conseguir, o se conseguirán con gran dificultad y notable incomodidad para el paciente.
A continuación se describen diversas mejoras en el suministro de terapia respiratoria. En particular, se describe una interfaz de paciente que es cómoda para que la lleve el paciente e incluye al menos en parte una zona permeable al vapor de agua (transpirable) en el cuerpo de la interfaz de paciente hecha de un material espumado transpirable como se ha descrito en el presente documento. Una parte importante del cuerpo de la máscara (o la totalidad del cuerpo de la máscara) se puede hacer del material espumado transpirable, aprovechando las propiedades de resistencia y elevada transpirabilidad únicas.
A continuación se hace referencia a la Fig. 11A y 11B, que muestran una máscara respiratoria 1101 de acuerdo con al menos una realización. Se apreciará que esta interfaz de paciente se puede usar en atención respiratoria general o bien con un ventilador, pero ahora se describirá a continuación con referencia al uso de un sistema de presión positiva de las vías respiratorias (PAP). También se apreciará que la siguiente descripción se puede aplicar a máscaras nasales, máscaras orales, máscaras oronasales, puntas nasales y máscaras de cara completa debido a la capacidad de los materiales para conformarse en una estructura autoportante semirrígida de elevada transpirabilidad, en lugar de limitarse a las estructuras de película muy fina de la técnica anterior.
La máscara 1101 incluye un cuerpo hueco 1103 con una entrada 1105 para conectarse a un tubo de respiración inspiratorio. La máscara 1101 está colocada sobre la cara del paciente 101 con el casco 1109 fijado alrededor de la parte posterior de la cabeza del paciente 101. La fuerza de sujeción del casco 1109 sobre el cuerpo hueco 1103 garantiza suficiente fuerza de compresión sobre el cojín 1111 de la máscara, para proporcionar un sello eficaz contra la cara del paciente 101. Varios clips de sujeción se conectan al cuerpo para la unión de elementos deslizantes para conectar la máscara 1101 al casco 1109. Los gases espiratorios se pueden expulsar a través de una válvula (no se muestra) de la máscara 1101, un conducto espiratorio adicional (no se muestra) o cualquier otro método tal como es conocido en la materia.
El cuerpo hueco 1103 está construido de material polimérico espumado como se describe en el presente documento. Dicho material proporciona la rigidez necesaria a la máscara 1101 y es también muy transpirable. Los intentos anteriores para proporcionar una máscara 1101 con zonas transpirables requería el uso de membranas finas para conseguir una transpirabilidad suficientemente alta. Estas membranas deben soportarse mediante refuerzos adicionales tales como un bastidor de la máscara fuerte y también requieren protegerse de los daños. Las áreas de membrana transpirable habitualmente están soportadas dentro de áreas de recorte del bastidor de la máscara. Sin embargo, con los polímeros espumados transpirables autoportantes descritos en el presente documento, partes importantes de la máscara 1101 (o toda la máscara 1101) se pueden fabricar del polímero espumado, aprovechando las propiedades de resistencia y elevada transpirabilidad únicas. El resultado es una máscara 1101 semirrígida autoportante que es totalmente (y muy) transpirable.
Como alternativa, el cuerpo hueco 1103 podría tener grandes zonas recortadas de la superficie frontal de modo que el cuerpo hueco 1103 consista sustancialmente en un marco que tiene un perímetro exterior. Inserciones fabricadas del material transpirable espumado autoportante descritos en el presente documento se pueden insertar en los recortes y unirse para evitar o reducir la formación de gotículas de agua en el interior de la máscara 1101 durante un tratamiento de humidificación prolongado, permitiendo de este modo que la humedad escape al entorno ambiental circundante. Existen numerosas técnicas como medio de fijar la estructura transpirable al cuerpo hueco 1103 que pueden incluir el encolado, técnicas de soldadura sónica, coextrusión con sobremoldeo, o conexión de presión estanca entre la inserción espumada transpirable y el cuerpo hueco 1103.
Se apreciará que también se puede proporcionar estructura de refuerzo adicional, por ejemplo, a una máscara hecha del material espumado transpirable, para personalizar adicionalmente las propiedades flexurales del componente. Por ejemplo, se pueden agregar nervaduras a la superficie interior y/o exterior de la máscara. También se pueden utilizar variaciones locales del espesor de la pared para rigidizar/debilitar algunas zonas para mejorar el encaje a los rasgos faciales del paciente y/o para proporcionar regiones de transpirabilidad incluso mayor. En particular, este tipo de refuerzo puede ser muy útil para adaptar las propiedades flexurales de un componente en direcciones específicas donde se anticipan patrones de carga diferentes. Estas ventajas no eran posible o fáciles de conseguir con las membranas transpirables muy finas anteriormente utilizadas.
Cánula nasal
A continuación, se hace referencia a la Fig. 12, que muestra una interfaz de paciente en forma de cánula nasal 1201 de acuerdo con al menos una realización. La cánula nasal 1201 comprende un cuerpo 1203 de la cánula y un tubo de administración 1205 corto. El polímero espumado transpirable descrito en el presente documento se puede utilizar en el cuerpo 1203 de la cánula y/o en el tubo de administración 1205 corto para gestionar y evitar la escorrentía dentro de los espacios de gases de estos componentes. Como también se ha descrito inicialmente, también se pueden encontrar aplicaciones para el tubo de respiración inspiratorio 601.
Montura de catéter
Otro componente del circuito médico adicional al que se puede aplicar el polímero espumado transpirable es la montura de catéter. Una montura de catéter conecta un componente de interfaz de paciente tal como una boquilla, máscara nasal o tubo endotraqueal y la doble rama o los tubos de respiración de un circuito de respiración. La conexión con la doble rama del circuito de respiración se realiza generalmente mediante un conector en Y. En los ciclos de inhalación y exhalación del paciente, cada una de la doble rama del circuito de respiración tiene un papel diferente: una como conducto de inhalación y otra como conducto de exhalación. La montura de catéter tiene una doble función, transportar los gases tanto inhalados como exhalados. Por consiguiente, la montura de catéter puede tener desventajas significativas. Un volumen de aire exhalado permanece en la montura de catéter entre la exhalación y la inhalación. Por lo tanto, el paciente puede volver a respirar parte del mismo aire. Aunque no es inaceptable, re-respirar generalmente no es algo deseable y cuando es probable una cantidad significativa de re-respiración, es posible que se necesite un refuerzo de los niveles de oxígeno suministrados.
Los gases inhalados por un paciente, en un sistema de ventilación bien gestionado, se administran en una condición que tengan una humedad cercana al nivel de saturación y próxima a la temperatura corporal, habitualmente a una temperatura entre 33 y 37 °C (o de aproximadamente 33 y 37 °C). Esta temperatura se puede mantener mediante un calentador en el tubo de respiración de inhalación inmediatamente antes del punto donde los gases entran en la montura de catéter. Los gases exhalados por el paciente vuelven totalmente saturados y se someten a enfriamiento adicional a medida que fluyen a través del catéter de montura. Por consiguiente, aunque se forma poca condensación en las paredes interiores durante la inhalación del paciente, se pueden formar niveles de condensación significativos durante la exhalación del paciente. La condensación, o escorrentía, que se produce dentro de la montura de catéter es especialmente perjudicial debido a su proximidad al paciente. El condensado móvil respirado o inhalado por el paciente puede producir ataques de tos u otras molestias.
A continuación, se hace referencia a la Fig. 13, que muestra una montura de catéter 1301 de acuerdo con al menos una realización. La montura de catéter 1301 incorpora un conector en Y 1303 en el extremo del ventilador. Un tubo interno 1305 se extiende coaxialmente con un tubo externo 1307. El tubo interno 1305 está soportado por su extremo del paciente por un conector 1309 del tubo interno, que a su vez está soportado mediante puntales 1311 de soporte desde el conector 1313 del extremo del paciente. El tubo interno 1305 está soportado por su otro extremo por un segundo conector 1315 del tubo interno, que forma parte del conector en Y 1303 del extremo del ventilador.
El segundo conector 1315 del tubo interno se comunica con el conector 1317 del tubo de respiración inspiratorio. El tubo externo 1307 tiene al menos parte de su pared fabricada de un material espumado transpirable como se ha descrito en el presente documento. En ciertas realizaciones, el tubo externo 1307 está formado en su totalidad de material espumado transpirable.
Por lo tanto, durante el uso, la montura de catéter 1301 tiene un flujo inspiratorio que entra en la montura de catéter 1301 como indica la flecha 1319. El flujo inspiratorio atraviesa el tubo interno 1305 para salir hacia el paciente a través del conector 1313 del extremo del paciente, como indican las flechas 1319. Tras la exhalación del paciente, tanto asistida como de otra forma, los gases espirados atraviesan el conector 1313 del extremo del paciente y hacia el espacio que rodea el tubo interno 1305 como indican las flechas 1321. Estos gases pasan a lo largo del interior de la pared del tubo externo 1307 como indican las flechas 1321 y salen por el conector 1323 del tubo de respiración espiratorio del conector en Y 1303 como indica la flecha 1325. Al pasar a través de la montura de catéter 1301 dentro del espacio entre el tubo interno 1305 y el tubo externo 1307, el vapor de agua puede atravesar el tubo externo espumado 1307 permeable al vapor de agua. En ciertas realizaciones, la totalidad del tubo externo 1307 es transpirable. De esta manera, aunque los gases espirados puedan experimentar cierto descenso de temperatura a medida que pasan por la montura de catéter 1301 hacia el conector 1323 del tubo de respiración espiratorio, junto con este descenso de temperatura se produce una reducción de humedad a medida que el vapor de agua pasa por el material espumado transpirable del tubo externo 1307. Por consiguiente, la saturación relativa del flujo espiratorio se reduce y, de este modo, la escorrentía también se reduce. Las paredes del tubo hechas de material espumado transpirable pueden tener un espesor de pared entre 0,1 y 3 mm (o de aproximadamente 0,1 y 3,0 mm) y ser lo suficientemente rígidas para ser autoportantes o semirrígidas, pero seguir manteniendo una elevada transpirabilidad.
La montura de catéter 1301 que incorpora los polímeros espumados transpirables descritos en el presente documento incluyen la división explícita de los flujos inspiratorio y espiratorio a través de la montura de catéter 1301, reduciendo significativamente de este modo la re-respiración. La escorrentía también se reduce al reducir la humedad de los gases espirados incluso cuando la temperatura de dichos gases se reduce.
Componente de un sistema de insuflación o de evacuación de humos
La cirugía laparoscópica, también denominada cirugía mínimamente invasiva (CMI) o cirugía "de cerradura", es una moderna técnica quirúrgica en la que las operaciones en el abdomen se realizan a través de pequeñas incisiones (habitualmente de 0,5 a 1,5 cm) en comparación con las incisiones más grandes requeridas en los procedimientos quirúrgicos tradicionales. La cirugía laparoscópica incluye operaciones dentro de las cavidades abdominal o pélvica.
Durante la cirugía laparoscópica con insuflación, también puede ser deseable que el gas de insuflación (habitualmente CO2) se humidifique antes de pasar a la cavidad abdominal. Esto puede ayudar a prevenir el "secado" de los órganos internos del paciente y puede disminuir la cantidad de tiempo necesaria para recuperarse de la cirugía. Incluso cuando se emplea la insuflación de gas seco, el gas puede quedar saturado si recoge humedad de la cavidad corporal del paciente. La humedad de los gases tiende a condensarse sobre las paredes de las ramas de descarga o el conducto del sistema de insuflación. El vapor de agua también se condensa sobre otros componentes del sistema de insuflación tales como los filtros. Cualquier vapor que se condense sobre el filtro y corra por las ramas (entrada o salida) debido a la humedad es muy indeseable. Por ejemplo, el agua que se condensa sobre las paredes, puede saturar el filtro y hacer que se bloquee. Esto produce potencialmente un aumento en la contrapresión y disminuye la capacidad del sistema para eliminar el humo. Además, el agua líquida de las ramas puede caer sobre otro equipo conectado, lo que no es deseable.
En cirugía abdominal, por ejemplo, habitualmente el abdomen se insufla con dióxido de carbono gaseoso para crear un espacio de trabajo y de visión. El gas utilizado es generalmente CO2 que es común para el cuerpo humano y se puede absorber en los tejidos y eliminarse mediante el sistema respiratorio. También es no inflamable, lo que es importante ya que en los procedimientos laparoscópicos se utilizan habitualmente dispositivo electroquirúrgicos. Ha sido práctica habitual en cirugía laparoscópica el uso de gases secos. Sin embargo, también es deseable que el CO2 u otros gases de insuflación se humidifiquen antes de pasar a la cavidad abdominal. Esto puede ayudar prevenir el secado "secar" los órganos internos del paciente y puede disminuir la cantidad de tiempo necesaria para recuperarse de la cirugía. Los sistemas de insuflación generalmente comprenden cámaras de humidificación que contienen una cantidad de agua en su interior. El humidificador generalmente incluye una placa calefactora que calienta el agua para crear un vapor de agua que se transmite a los gases aferentes para humedecer los gases. Los gases se transportan al exterior del humidificador con el vapor de agua.
Los procedimientos quirúrgicos implican frecuentemente la electrocirugía o la electrocauterización o crecientemente, el uso de láseres. El uso de estos dispositivos tiende a crear humo quirúrgico en el espacio de trabajo debido a la calcinación del tejido. Los sistemas de evacuación de humo que utilizan un brazo o rama de descarga se utilizan habitualmente para eliminar el humo del sitio quirúrgico, de manera que el cirujano pueda ver lo que está haciendo, y por tanto este material potencialmente peligroso no debe permanecer dentro de la cavidad corporal después de la cirugía. Un extremo del brazo o rama de descarga está conectado, o insertado, en una segunda incisión (o a veces la misma incisión). Un sistema de evacuación de humos típico incluye generalmente un trócar y una cánula en el extremo para ayudar a la inserción en el sitio de intervención. El humo sale de la zona abdominal insuflada a través de la rama de descarga. La rama de descarga puede estar conectada al extremo del instrumento laparoscópico para proporcionar evacuación cerca del sitio donde se realiza la electrocauterización. Habitualmente, los gases y el humo de la cavidad corporal se filtran a través de un filtro para eliminar la materia particulada antes de ventilarse a la atmósfera. El filtro también puede estar adicionalmente diseñado para eliminar sustancias químicas y posible microorganismos perjudiciales del humo quirúrgico.
A continuación, se hace referencia a la Fig. 14, que muestra un sistema de insuflación 1401, de acuerdo con al menos una realización. El sistema de insuflación 1401 incluye un insuflador 1403 que produce una corriente de gases de insuflación a una presión por encima de la atmósfera para su administración a la cavidad abdominal o peritoneal del paciente 1405. Los gases pasan a un humidificador 1407, que incluye una base calentadora 1409 y una cámara de humidificación 1411, donde la cámara 1411 durante el uso está en contacto con la base calentadora 1409 de modo que la base calentadora 1409 proporciona calor a la cámara 1411. En el humidificador 1407, los gases de insuflación atraviesan la cámara 1411 de manera que se humedecen hasta un nivel de humedad adecuado.
El sistema 1401 incluye un conducto de suministro 1413 que se conecta entre la cámara de humidificación 1411 y la cavidad peritoneal o sitio quirúrgico del paciente 1405. El conducto 1413 tiene un primer extremo y un segundo extremo, estando el primer extremo conectado a la salida de la cámara de humidificación 1411 y recibiendo los gases humidificados desde la cámara 1411. El segundo extremo del conducto 1413 está situado en la cavidad peritoneal o sitio quirúrgico del paciente 1405 y los gases de insuflación humidificados se desplazan desde la cámara 1411, por el conducto 1413 y al interior del sitio quirúrgico para insuflar y expandir el sitio quirúrgico o la cavidad peritoneal. El sistema también incluye un controlador (no se muestra) que regula la cantidad de humedad suministrada a los gases controlando la potencia suministrada a la base calentadora 1409. El controlador también se puede usar para controlar el agua en el cámara de humidificación 1411. Se muestra un sistema de evacuación de humos 1415 saliendo de la cavidad corporal del paciente 1405.
El sistema de evacuación de humos 1415 se puede usar junto con el sistema de insuflación 1401 anteriormente descrito o se puede usar con otros sistemas de insuflación adecuados. El sistema de evacuación de humos 1415 comprende una rama de descarga o evacuación 1417, un conjunto de descarga 1419 y un filtro 1421. La rama de descarga 1417 se conecta entre el filtro 1421 y el conjunto de descarga 1419, que durante el uso está situado en o adyacente al sitio quirúrgico o cavidad peritoneal del paciente 1405. La rama de descarga 1417 es un tubo autoportante (es decir, el tubo puede soportar su propio peso sin colapsar) con dos extremos abiertos: un extremo en el sitio de intervención y un extremo de salida.
Los gases suministrados mediante el sistema de insuflación 1401 ya están humedecidos en el punto de entrada a la cavidad corporal del paciente 1405. Puesto que la cavidad corporal ya está húmedo y humedecida, los gases no tienen tendencia a perder humedad en el cuerpo, y pueden quedar totalmente saturados si es que ya no están en el punto de saturación. Si los gases están secos a la entrada a la cavidad corporal, tienen a quedar humidificados a medida que pasan por la cavidad corporal, recogiendo humedad de la atmósfera húmeda de la cavidad corporal por encima de los órganos internos.
Cuando estos gases saturados salen de la cavidad corporal del paciente 1405, pasan a lo largo de las paredes enfriadas de la rama de descarga 1417, que tiene normalmente 1 m (o así) de longitud. La humedad de los gases tiende a condensar del gas sobre las paredes de la rama de descarga 1417, conjunto de descarga 1419 y/o el filtro 1421. El vapor se condensa en el filtro 1421 y baja por las paredes de la rama de descarga 1417 a partir de la humedad que se ha condensado sobre las paredes, puede saturar el filtro 1421 y hacer que se bloquee. Esto produce potencialmente un aumento en la contrapresión y disminuye la capacidad del sistema para eliminar el humo.
La humedad condensada dentro del filtro 1421 puede hacer que el filtro 1421 quede parcial o totalmente bloqueado, lo que produce un aumento de la contrapresión y una reducción de la eficacia del filtro debido al bloqueo. Esto es una desventaja ya que el aumento en la contrapresión disminuye la capacidad del sistema para limpiar el humo quirúrgico con eficacia. El humo quirúrgico que permanece en el sitio del intervención dentro de la cavidad quirúrgica o dentro del conducto del sistema de evacuación puede ser peligroso para el paciente ya que el humo quirúrgico contiene varias toxinas potenciales que pueden arrastrarse a la cavidad quirúrgica o tejido del paciente 1405. La visión de los cirujanos puede obstruirse o impedirse debido a la humo quirúrgico que permanece en el sitio de intervención y que no se extrae, produciendo potencialmente un entorno de trabajo peligroso para los cirujanos. La condensación puede bloquear parcialmente el filtro 1421 dando como resultado una reducción en la filtración de toxinas procedentes del humo quirúrgico. Esto podría dar como resultado sustancias potencialmente peligrosas tales como olores, humo quirúrgico, materia celular muerta y así sucesivamente durante su escape al quirófano. Estos tipos de materiales pueden ser peligrosos para la salud y pueden producir muchos problemas de salud para los médicos y para el paciente.
Al menos una realización incluye la creencia de que el uso de una rama de descarga 1417 que tiene una pared transpirable o una pared de la rama que incluya material transpirable puede ayudar a aliviar este problema. En particular, un material espumado transpirable como se ha descrito en el presente documento es especialmente adecuado para conformar este tipo de conducto de rama de descarga 1417 de un sistema de insuflación debido a las propiedades analizadas con respecto al material espumado, componente y tubo de respiración anteriormente descritas. Una determinada cantidad de humedad de los gases expulsados atraviesa la pared de la rama de descarga 1417 antes de llegar al filtro 1421 y, de esta manera, hay mucha menos humedad en el gas que puede condensar del gas y obturar el filtro 1421. Por consiguiente, la rama de descarga 1417 está preferentemente fabricada de un material espumado transpirable como se describe en el presente documento. El proceso detallado a continuación para fabricar un tubo de respiración se puede aplicar directamente a los tubos del sistema de insuflación, incluyendo las ramas de entrada o escape (evacuación de humos).
Método de fabricación
A continuación, se hace referencia a la Fig. 15, que ilustra un ejemplo de método para fabricar un componente transpirable adecuado para suministrar gas humidificado, tal como el tubo de la Fig. 2A y la Fig. 2B o cualquier otro tubo descrito en el presente documento, de acuerdo con al menos una realización.
En general, un método de fabricación de un componente implica mezclar un agente de espumación con un material de base polimérico y formar una mezcla licuada. Se deja que el agente de espumación libere burbujas dentro de la porción del material de base de la mezcla licuada. A continuación, se detiene la liberación de burbujas de gas y se solidifica la mezcla para formar el componente deseado. Las propiedades deseadas del componente acabado se han descrito anteriormente.
En al menos una realización, el proceso usado para fabricar un componente tal como un tubo de respiración implica extrudir un extrudido fundido 1501 en un acanalador 1503 para formar el componente deseado, tal como un tubo 1505.
En ciertas realizaciones, el material polimérico de base para el extrudido tiene un coeficiente de difusión mayor de 0,75x10-7cm2/s (o alrededor). El material de base puede tener las siguientes propiedades de rigidez: (a) un módulo de tracción mayor de 15 MPa (o aproximadamente 15 MPa), que puede ser deseable para los materiales de base de tipo elastómero termoplástico de uretano (o materiales base basados en TPU, según define la norma ISO 18064:2003(E)); o (b) un módulo de tracción mayor de 100 MPa (o aproximadamente 100 MPa), que puede ser deseable para los materiales de base de tipo elastómero termoplástico de copoliéster (o materiales base basados en TPC, según se define en la 18064:2003(E)), tal como materiales de base de tipo ARNITEL®. Estas propiedades anteriores son simplemente un ejemplo. Un material de base no tiene que tener estas propiedades para producir un material espumado con la transpirabilidad y la rigidez deseadas, y los números del ejemplo de módulo no se limitan expresamente a materiales base basados en TPU y TPC.
Se ha descubierto que una extrusora tal como una extrusora Welex provista de un husillo de 30 mm de diámetro y un cabezal de matriz anular de 12 mm con una separación de 0,5 mm es adecuada para producir de forma rápida tubos de bajo coste. Tras salir del cabezal 1507 de la matriz de la extrusora, el tubo fundido 1501 puede pasar entre una serie de moldes o bloques rotatorios en el acanalador 1503. También se ha descubierto que es adecuado un acanalador tales como los fabricados y suministrados por UNICOR®. Esto forma un tubo acanalado 1505.
el método anteriormente descrito es simplemente un ejemplo. Son también adecuados métodos alternativos para formar componentes que comprenden los materiales espumados descritos en el presente documento. Por ejemplo, otro método para fabricar un componente transpirable implica extrudir una tira de material espumado, bobinar la tira espumada sobre un mandril y sellar las costuras de la tira enrollada con una perla (tal como una perla del material espumado).
La espumación se puede realizar durante el proceso de extrusión de varias maneras, incluyendo la espumación física y la espumación química.
En la espumación física, el agente de espumación es un gas inerte (por ejemplo, CO2 o N2), que se inyecta en el cilindro de la extrusora a un caudal y presión suficientemente altas para disolverlo en el polímero fundido. Por ejemplo, una presión mayor de 100 bares (o aproximadamente 100 bares) y puede ser adecuado un caudal tan pequeño como el 1 % (o aproximadamente el 1 %) del caudal polimérico. Preferentemente, también se introduce un agente nucleante en el polímero para crear sitios para que se expandan las burbujas de gas. Un ejemplo de este método incluye usar una unidad comercial de tipo Sulzer para inyectar gases inertes al final del cilindro de la extrusora y mezclar el gas con mezcladores estáticos antes de la salida de la matriz.
La espumación química implica la adición de un producto químico que induce una reacción de descomposición química (endotérmica o exotérmica) cuando se calienta, liberando de este modo gases. Los gases se disuelven en la masa fundida polimérica durante el proceso de extrusión ya que la presión en la masa fundida es mayor que la presión de solubilización crítica de los gases. Los gases salen de la solución cuando encuentran una disminución de presión, tal como a (o poco después de ) la salida del cabezal de la matriz. Los agentes de espumación actúan como plastificantes, reduciendo de este modo la viscosidad de la masa fundida. Una reducción en la viscosidad se traduce en una menor presión de la masa fundida a una temperatura, velocidad de cizalladura y geometría del cabezal de la matriz dadas. Por consiguiente, debe tenerse cuidado en asegurar que los gases no espuman prematuramente manteniendo la presión en la extrusora por encima de la presión de solubilización crítica. Se puede mantener esta presión controlando la velocidad de cizalladura en el cabezal de la matriz yo la temperatura de la masa fundida.
Un proceso ilustrativo adecuado para espumar el material en la extrusora antes de acanalar los tubos implica añadir un agente de espumación química en cantidades de 0,3 a 1,5% (o aproximadamente 0,3 a 1,5%) en peso a un polímero base (tal como a Rn ITEL® VT 3108). Esto se puede conseguir mezclando directamente un agente de espumación (tal como HYDROCEROL® CT 671 o un equivalente) en polvo con el polímero base o mezclando en primer lugar una "mezcla maestra" de un agente de espumación, es decir, una mezcla de un polímero transportador, tal como polietileno, y un agente de espumación activo (tal como HYDROCEROL® BIH-10E o un equivalente) al 80/20 % o aproximadamente 80/20 % en peso de polímero transportador para activar el agente de espumación antes de alimentar la mezcla a la zona de alimentación del cilindro de la extrusora. En el primer caso, el agente de espumación en polvo es el agente de espumación. En el segundo caso, la mezcla maestra de agente de espumación es el agente de espumación. El HYDROCEROL® CT 671 tiene una temperatura de descomposición de 160 °C y una presión de solubilización de 60 bares. El ARNITEL® VT 3108 tiene una temperatura de fusión de 185 °C. Por tanto, en este ejemplo de extrusión, las temperaturas de procesamiento pueden disminuir de 10 a 20 °C (o aproximadamente de 10 a 20 °C) para evitar la disminución de la presión por debajo del valor crítico, ya que la disminución de la temperatura de fusión aumenta la viscosidad
Las velocidades de cizalladura (mediante la velocidad de la extrusora) se establecen lo suficientemente altas para asegurar que la presión sea mayor que la presión crítica así como para asegurar que el agente de espumación se mezcla bien con el polímero fundido. Una vez que el polímero sale del cabezal de la matriz, comienza a tener lugar la espumación y se puede observar que las burbujas se nuclean y se expanden hasta que el polímero se enfría hasta un punto donde las fuerzas de expansión de las burbujas son menores que las fuerzas requeridas para deformar el polímero fundido (por ejemplo, por debajo de la temperatura de fusión del polímero o por debajo de la temperatura de activación de los agentes de espumación, donde la reacción de espumación se inicia/se detiene). El enfriamiento comienza cuando el polímero entra en el acanalador y se moldea sobre los bloques del acanalador. Dichos bloques, a su vez, se enfrían mediante suministro de agua al acanalador y el vacío de conformación.
Una vez espumado, el componente consiste en un tubo corrugado que tiene miles de huecos de celdas espumadas distribuidas en la totalidad del espesor de la pared del componente. Se ha descubierto que para un componente de tubo de respiración típico, un diámetro de tamaño de hueco que no exceda aproximadamente 700 jm (nivel de confianza del 95 %) en la dirección transversal puede producir un producto deseable. Sin embargo, es ventajoso que el diámetro de tamaño de hueco en la dirección transversal sea menor de 700 jm para evitar que los huecos se extiendan completamente a través del espesor de la pared del tubo y que originen una ruta de fuga. Por ejemplo, en algunas realizaciones, el diámetro de tamaño de hueco en la dirección transversal puede no exceder aproximadamente 500 ym (nivel de confianza del 95 %). También se ha descubierto que un diámetro de tamaño de hueco en la dirección transversal entre 75 y 300 ym (o aproximadamente 75 y 300 ym) produce un producto de alta calidad para circuitos médicos. El diámetro máximo de tamaño de hueco en la dirección transversal dependerá del espesor mínimo de la pared del componente. Por ejemplo, el tamaño máximo de hueco en la dirección transversal puede estar limitado a menos de la mitad (o aproximadamente la mitad) del espesor mínimo de la pared. Sin embargo, el tamaño máximo de hueco en la dirección transversal puede ser menor de un tercio (o aproximadamente un tercio), menor del 30 % (o aproximadamente el 30 %) o incluso menor de un cuarto (o aproximadamente un cuarto) del espesor mínimo de la pared.
Como se ha analizado anteriormente, las burbujas de espumación detienen su crecimiento a medida que el material se enfría. Se ha descubierto que el enfriamiento rápido da como resultado la formación de dos zonas a través del espesor de la pared. Las Figs. 16A y 16B muestran un material espumado extrudido que comprende dos zonas, de acuerdo con al menos una realización. Una primera zona 1601 de 100 ym de espesor (o de aproximadamente 100 ym de espesor), forma una "piel" exterior de material espumado de celda cerrada sobre la superficie que entra en contacto con los moldes/bloques del acanalador. En esta zona, el tamaño de hueco promedio y máximo es más pequeño y es menos probable que la piel forme una ruta de fuga a través de la pared. En la segunda zona 1603 restante, el material se enfría más lentamente y los huecos más grandes pueden dar como resultado celdas abiertas. Por consiguiente, al menos una realización incluye la realización en la que es deseable enfriar el material rápidamente una vez que se ha iniciado la espumación a medida que sale del cabezal de la matriz.
El tubo se enfría como parte del proceso de acanalación una vez que entra en contacto con los bloques del acanalador (los bloques metálicos donde se mecaniza la forma del perfil). Se consigue un enfriamiento rápido manteniendo la temperatura de los bloques del acanalador a un valor bajo, por ejemplo, 15 °C (o aproximadamente 15 °C), usando un refrigerante tal como agua. Se puede conseguir también un enfriamiento rápido modificando la temperatura de fusión a la salida de la extrusora (y antes de tocar los bloques) a una temperatura próxima a la temperatura de fusión del polímero para de que el plástico fundido solidifique rápidamente. Esto se puede llevar a cabo con una separación de aire entre la extrusora y el acanalador, que se puede aumentar con gases de enfriamiento y/o chorros de aire o un baño líquido, tal como un baño de agua. Se puede conseguir también un enfriamiento rápido aumentando la presión del vacío en los bloques para que el polímero quede "succionado" sobre la forma metálica muy rápidamente y por tanto se enfríe antes de que las burbujas tengan tiempo de expandirse completamente. Se pueden usar una o más de estas técnicas solas o combinadas para conseguir un enfriamiento rápido en varias realizaciones.
La formación de la piel depende no solo de un enfriamiento rápido. La formación de la piel depende también de la composición del material (tal como el nivel de espumación), la velocidad de la extrusora, la temperatura de fusión y la presión, la separación antes del enfriamiento, la temperatura del agua y la longitud del baño, y finalmente la velocidad de arrastre (un mecanismo que impulsa el tubo formado desde la extrusora). El enfriamiento rápido depende principalmente de la velocidad de arrastre, la separación, y la temperatura del agua.
El espesor de la piel resultante puede estar entre 5 y 10 % (o de aproximadamente 5 y 10 %) del espesor de la pared, por ejemplo, entre 10 y 50 ym (o de aproximadamente 10 y 50 ym). Cada una de la primera zona y la segunda zona tiene huecos. En ciertas realizaciones, no más del 5 % (o aproximadamente el 5 %) de los huecos de la primera zona tiene un diámetro superior a 100 ym. Los huecos de la segunda zona son más grandes que los huecos de la primera zona. Por ejemplo, en algunas realizaciones, no más del 5 % (o aproximadamente un 5 %) de los huecos de dicha segunda zona del material espumado tiene un diámetro superior a 700 ym.
A continuación, se hace referencia a la Fig. 17, que describe un ejemplo de método de la fabricación de un tubo de acuerdo con al menos una realización. En el ejemplo de método, un agente de espumación se mezcla en primer lugar en un material de base para formar un extrudido, como se muestra en el bloque 1701. El material de base comprende uno o más elastómeros termoplásticos transpirables que tienen un coeficiente de difusión mayor de 0,75x10-7cm2/s (o aproximadamente 0,75x10-7cm2/s) y un módulo de tracción mayor de aproximadamente 15 MPa. A continuación se aplica presión al extrudido usando una extrusora para conformar un tubo hueco, como se muestra en el bloque 1703.
El tubo hueco se suministra a un molde acanalador, como se muestra en el bloque 1705. El tubo hueco se deja enfriar dentro del molde acanalador, dejando de este modo que la porción del agente de espumación del extrudido libere las burbujas de gas, como se muestra en el bloque 1707. Por último, el tubo hueco enfriado se retira del acanalador, como se muestra en el bloque 1709, formando de este modo un tubo que comprende un elastómero termoplástico sólido y los huecos formados por las burbujas de gas. En este ejemplo, el tubo resultante tiene un espesor de pared entre 0,1 y 3,0 mm (o de aproximadamente 0,1 y 3,0 mm). Y el tamaño máximo de hueco es menor de un tercio (o aproximadamente un tercio) del espesor mínimo de la pared y la fracción de huecos del tubo acanalador es mayor que el 25 % (o aproximadamente el 25 %).
Mediciones
Las propiedades, incluyendo el módulo, fracción de huecos, masa, diámetro, espesor y difusividad, se refieren a lo anterior. Se indican a continuación métodos preferidos para medir estas propiedades. Todas las mediciones se realizan a temperatura ambiente (23 °C o aproximadamente).
A. Módulo
Se llevaron a cabo mediciones de tracción para determinar la relación fuerza/deformación de los tubos acanalados espumados bajo extensión constante. Se determinó que esta relación es normalmente lineal durante hasta un 10 % de la extensión. Se usó una máquina Instron equipada con un captador dinamométrico de 500 N para llevar a cabo este experimento y se usaron muestras de tubo acanalado de 200 mm de longitud como probetas de ensayo.
Se implementó un modelo (numérico) de elementos finitos de eje simétrico 2D para extraer el módulo de Young del material a partir del experimento. La geometría de este modelo se construyó a partir de las mediciones de los tubos acanalados. El modelo incluyó un comportamiento del material linealmente elástico (Hookeano) para el análisis de un módulo de (E). El uso de materiales elásticos lineales en el modelo se justifica en las condiciones de pequeña extensión. El modelo se restringió desde un extremo y se estiró desde el otro con una carga constante para simular un comportamiento similar al observado en la máquina Instron. Se extrajeron los valores de extensión para diferentes módulos (E) a partir del modelo y se compararon los datos del modelo con los del experimento Instron de acuerdo con la siguiente igualdad:
FL] [FL]
— = —
. £ . modelo . £ .Instron
donde
F representa la fuerza
L representa la longitud de la probeta, y
£ representa la extensión.
Se seleccionó el módulo como el valor que corresponde a esta igualdad entre el modelo y el experimento. Se llevó a cabo un experimento de validación usando un tubo acanalado con un módulo conocido y los resultados concuerdan completamente con el modelo numérico.
B. Medición de la fracción de huecos
La fracción de huecos ($v) de la muestra del polímero espumado se define en la Ec. 1 como:
* ’ = 1 - K ? J <1>
donde p(S) es la densidad de una muestra de polímero espumado y p(P) es la densidad del polímero no espumado correspondiente. Dos ejemplos de métodos para medir p(S) son el método de la flotabilidad y el método del desplazamiento, descritos a continuación.
El método de la flotabilidad implica medir la masa de una muestra suspendida en el aire (Mi) y a continuación medir la masa de la muestra suspendida en un fluido que tenga una densidad baja conocida (M2), tal como heptano. La densidad de la muestra de polímero espumado puede calcularse de acuerdo con la Ec. 2 de la siguiente forma:
P(S) m i P f
Mt -M 2 (2)
donde p r representa la densidad del fluido de suspensión. El método de la flotabilidad es adecuado para muestras más pequeñas, cuando la densidad de la muestra es más grande que la densidad del fluido de suspensión. Por ejemplo, si se emplea heptano como el fluido de suspensión, este método es adecuado para las muestras de ARNITEL® espumadas que tienen una fracción de huecos menor del 45 %.
El método del desplazamiento implica calcular el volumen de una muestra midiendo la cantidad de líquido que esta desplaza. Usando un medidor de altura digital, se midieron las alturas de las marcas de una probeta vacía. Esto proporciona una correlación calibrada entre la altura y el volumen. Se introduce un líquido en la probeta y, midiendo hasta la parte inferior de un menisco cóncavo o la parte superior de un menisco convexo, se determina la altura del líquido en la probeta. Esto proporciona un volumen inicial ( V1). A continuación una muestra de polímero espumado de masa seca conocida (Mi) se introduce en el líquido y la altura del líquido en la probeta se determina de nuevo. Esto proporciona un volumen final (V2). La densidad de la muestra de polímero espumado puede calcularse de acuerdo con la Ec. 3 de la siguiente forma:
^ ) = ¿ k (3)
Aunque el método del desplazamiento requiere una muestra más grande para conseguir una precisión adecuada, permite la medición de muestras de densidades más bajas, debido a que una muestra se puede sumergir y mantenerse en su lugar.
C. Masa
Se obtuvieron todas las masas usando una microbalanza de diapasón Vibra AJ-420 CE fabricada por Shinko Denshi Co. (Planta n.° 504068).
D. Espesor y diámetro
Se pueden obtener el espesor y/o los diámetros de la muestra de las siguientes maneras.
Para muestras tubulares, se puede usar un calibre digital Mitutoyo (Modelo CD-8 CSX) para medir el diámetro. Se pueden medir los diámetros de la muestra en múltiples puntos y tomarse un simple promedio de estas mediciones como el diámetro de la muestra.
Para las muestras de películas, se puede obtener el espesor en muchos puntos usando un micrómetro vernier D de Mitutoyo (0-25 mm). De nuevo, se puede tomar un simple promedio como el espesor de la muestra.
Para medir el espesor de una muestra tubular acanalada, el tubo puede cortarse en secciones y tomarse numerosas mediciones usando el calibre digital en diversas posiciones a lo largo del perfil. Se puede calcular un espesor promedio ponderado por área. En la alternativa, se puede usar también un microscopio calibrado, tal como un microscopio Techno de Meiji, para medir el espesor de una muestra tubular acanalada. El método implica tomar muchas mediciones (normalmente más de 90) del espesor del pico y el valle a lo largo de la longitud del tubo en diferentes posiciones alrededor de la circunferencia. Esto se lleva a cabo cortando el tubo por la mitad, pero a lo largo de una ruta helicoidal que cubre 45 acanaladuras por giro helicoidal.
E. Difusividad
La sorción y desorción de agua en función del tiempo en sistemas poliméricos depende de la difusividad de agua en el polímero. Crank J. The mathematics of diffusion. 2a ed. Oxford: Clarendon Press; 1975 proporciona descripciones detalladas de cómo se pueden analizar datos experimentales para conseguir el coeficiente de difusión del agua en un polímero (páginas 46-49, 60, 61 y 72-75 de Crank).
De acuerdo con Crank, cuando el coeficiente de difusión D es una constante, la desorción/absorción de agua en una muestra de espesor 2 / se define por la Ec. 4.
^ = 1 - ' L nAn exp(.-P¿Dt-) (4)
donde:
representa la pérdida de fracción másica o aumento de masa
M(t) = m(t) - m(0), gramos
m (~) = m(~) - m(0), gramos
m(0) representa la masa a tiempo = 0, gramos
m(t) representa la masa a tiempo = t, gramos
rn(~) representa la masa de la muestra a tiempos muy prolongados, gramos
n representa el n-ésimo término de la suma infinita
n (2 n l)2n 2 (5)
n _ (2n+l)rc
P n 21 (6)
D representa el coeficiente de difusión, cm2/s
t representa el tiempo, s, y
2l representa el espesor de la muestra, cm.
En la Ec. 4, el exponente principal de n = 1 (es decir, para A i y f3i) resulta el término dominante para valores
Figure imgf000026_0001
>0,4.
Una reprresentación alternativa de la M(ro) se obtiene resolviendo la ecuación de difusión usando las transformadas de Laplace. El resultado se da en Crank y se reproduce a continuación como la Ec. 7.
^ = 2 Jf{J¡ + 2 Zn(- 1 )n ie r fc (Vn) } (7)
donde
ni
Yn
VDt
exp (—x 2)
ie rfc(x) x erfc(x),
Vñ
y
erfc(x) representa la función de error complementaria de x.
Para tiempos cortos, para valores de
Figure imgf000027_0002
< 0,4, solamente el término
Figure imgf000027_0001
dentro de los paréntesis {-} contribuye muy significativamente.
La Ec. 7 sugiere que las representaciones gráficas de M(ro) versus V serán líneas rectas con una pendiente igual a
La Fig. 18 muestra una curva de sorción/desorción idealizada con un coeficiente de difusión constante D = 3,0x10-7cm2/s y l = 0,075 cm. Las curvas experimentales reales, como se muestra en la Fig. 19, tienen un aspecto diferente al de la curva idealizada. En comparación con la curva idealizada, el cambio de fracción de masa en las curvas experimentales parecen retardadas en el tiempo, y las curvas experimentales globales tienen forma sigmoidea. Se obtiene una forma sigmoidea cuando la desorción de agua desde la película está limitada por la velocidad de evaporación en las superficies de la película. Esto se describe matemáticamente mediante la condición límite de la Ec. 8 en la superficie del material.
—D d^ = a(C0 — Cs) (8)
donde
Co representa la concentración de la película que estaría en equilibrio con el entorno externo, g/cm3
Cs representa la concentración de agua justo en el interior de la superficie, g/cm3, y
a representa una constante relacionada con la velocidad de evaporación en la superficie, cm/s.
Con la evaporación, la análoga a la Ec. 1 se puede expresar de acuerdo con la Ec. 9.
Figure imgf000027_0003
donde
Figure imgf000027_0004
L = lf (10)
y pn es una solución de la ecuación
L = pn tan(pn) (11)
De nuevo, a tiempos prolongados, cuando la < 0,4, Ec. 9 está controlada por el exponente principal (n = 1), con A i y p i As a, y por tanto L, es más grande, entonces An y p n se reduce a las definiciones de las Ecs. 5 y 6.
Debido al fuerte acoplamiento entre p L, y D en la Ec. 9, puede ser deseable también derivar D a partir de los datos para tiempos cortos. En el caso de difusión ideal, el coeficiente de difusión D se extrajo mirando en los datos experimentales a corto plazo usando la Ec. 7. La ecuación correspondiente para Ec. 7 con la condición límite dada por la Ec. 8 no se muestra en Crank. Por consiguiente, las soluciones de la transformada de Laplace se derivaron a partir de los términos n = 2. Para los valores de < 0,4, la Ec. 12 proporciona una aproximación muy cercana a los resultados reales.
Figure imgf000028_0001
— ¿{ 1 — (exP [ L 4 m W ] ) i erf c[ L 4 m \ ) } términos de orden superior (12)
Para tiempos cortos, los términos de orden superior son pequeños y se pueden despreciar.
Usando la derivación anterior, se proporciona un ejemplo de método para calcular la difusividad:
1. Recoger datos experimentales sobre (la pérdida de fracción másica o aumento de masa) con el tiempo (t) en segundos. Para un experimento de desorción, esto se realiza equilibrando en primer lugar una muestra de peso seco conocido con vapor de agua a una HR controlada y midiendo después el peso de la muestra a diferentes tiempos, incluido su valor inicial m(0). Las mediciones se toman hasta que el peso no varía más, m(~). Todas las mediciones se toman soplando aire seco sobre la muestra a velocidades de 10-30 l/min (o de aproximadamente 10-30 l/min) para reducir el efecto de la evaporación sobre las observaciones experimentales.
2. Calcular los gramos de agua por gramo de polímero seco (W%) en cada tiempo. De estos datos y otros experimentos, se calcula el valor de l(t) a cada tiempo, donde 2/(t) representa el espesor de la muestra en cm. 3. Seleccionar valores iniciales (o primeras estimaciones) de L y D.
4. Definir una función G(t) derivada de la Ec. 12 anterior de acuerdo con la Ec. 13:
Figure imgf000028_0002
5. Calcular los valores de G(t) usando las estimaciones iniciales de L y D.
6. Representar G(t) versus - l (pt)-V t y, a partir de la pendiente de los primeros cuatro puntos de datos, calcular un valor de comparación para D usando la Ec. 14:
Figure imgf000028_0003
7. Usando el valor inicial de L en la etapa 3, repetir las etapas 5 y 6 hasta que D converge. Esto define D y L como parámetros de entrada para etapas posteriores.
8. Usando el valor de L de la etapa 3, calcular las seis primeras raíces de ¡5n(n = 1... 6) de acuerdo con la Ec. 11.
9. A partir del experimento, calcular el valor de
/ nL [ l — - M ^(o ->1)J ( v15) '
a cada tiempo t. A partir de la Ec. 9 a tiempos prolongados, la Ec. 15 es equivalente a la relación dada a continuación en la Ec. 16:
M 1 - S H " ^ ) - [ fd ] (16)
10. Por consiguiente, los valores calculados de acuerdo con la Ec. 15 se representan a continuación t frente aí(t) .
11. A partir de la pendiente de esta gráfica en el intervalo donde 0,35 < [ i - ^ (^ )] < 0,65 y a partir del valor de calculado en la etapa 8, se puede calcular un nuevo valor de D usando la Ec. 16.
12. Ajustar el valor de L en la etapa 3 y repetir la etapas de la 4 a la 11 hasta que el valor de D en la etapa 11 y el valor de D en la etapa 7 sean iguales. Esto define valores únicos para L y D que satisfacen tanto la Ec. 9 como la Ec. 12.
13. Registrar los valores de D, L, Ai y ¡ 5n para n = 1... 6. Calcular la curva completa usando la Ec. 9 y calcular y registrar R2 para el ajuste. La Fig. 20 muestra el resultado del método de cálculo anterior para un tubo de polímero espumado de tamaño infantil. El tubo comprende la muestra MB-276 % con una fracción de huecos del 52 %, a un caudal de 16,7 l/min, HR = 100 %, D = 1,228x10‘6cm2/s y L = 3,5697. La R2 del ajuste de la curva fue 0,9998.
La anterior descripción de la invención incluye las formas preferidas de la misma. Se pueden realizar modificaciones en la misma sin separarse del alcance de la invención. Los expertos en la materia a la que se refiere la invención, idearán muchos cambios en la construcción y realizaciones muy diferentes, así como aplicaciones de la invención, sin apartarse del alcance de la invención tal como se define en las reivindicaciones adjuntas. Las divulgaciones y descripciones del presente documento son meramente ilustrativas y no pretenden ser limitantes en forma alguna.

Claims (18)

REIVINDICACIONES
1. Una rama espiratoria (117) para un circuito de respiración para transportar gases humidificados exhalados por un paciente, comprendiendo la rama espiratoria:
una entrada y una salida; y
un conducto de polímero espumado que es permeable al vapor de agua y sustancialmente impermeable al agua líquida y al flujo volumétrico de gas, de modo que el conducto de polímero espumado permite el flujo de gas humidificado desde la entrada a la salida dentro de un espacio de gases cerrado por el conducto de polímero espumado,
en donde el conducto de polímero espumado comprende un material elastomérico termoplástico sólido y celdas huecas distribuidas por la totalidad del material sólido, teniendo el conducto de polímero espumado una superficie interior adyacente al espacio de gases encerrado por el conducto de polímero espumado y un volumen interior adyacente a la superficie interior.
2. La rama espiratoria de acuerdo con la reivindicación 1, en donde el conducto de polímero espumado tiene un coeficiente de difusión mayor de 3x10-7cm2/s.
3. La rama espiratoria de acuerdo con las reivindicaciones 1 o 2, en donde al menos algunas de las celdas huecas del volumen interior están conectadas a otras celdas huecas, formando de este modo rutas de celdas abiertas que fomentan el movimiento del vapor de agua a través del conducto de polímero espumado.
4. La rama espiratoria de acuerdo con la reivindicación 3, en donde al menos un 10% de las celdas huecas del volumen interior están conectadas a otras celdas huecas.
5. La rama espiratoria de acuerdo con cualquiera de las reivindicaciones 1 a 4, en donde el conducto de polímero espumado está extrudido y/o acanalado.
6. La rama espiratoria de acuerdo con cualquiera de las reivindicaciones 1 a 5, que comprende además una pluralidad de nervaduras de refuerzo perimetralmente dispuestas alrededor de la superficie interior del conducto de polímero espumado y en general longitudinalmente alineadas a lo largo de la longitud del conducto de polímero espumado entre la entrada y la salida.
7. La rama espiratoria de acuerdo con cualquiera de las reivindicaciones 1 a 6, que comprende además una línea de calentamiento en general longitudinalmente alineada a lo largo de la longitud del conducto de polímero espumado entre la entrada y la salida.
8. La rama espiratoria de acuerdo con cualquiera de las reivindicaciones 1 a 7, en donde el volumen interno tiene una fracción de huecos mayor del 25 %.
9. La rama espiratoria de acuerdo con cualquiera de las reivindicaciones 1 a 8, en donde al menos el 80 % de los huecos está aplanado a lo largo de un eje longitudinal del conducto con una relación dimensional entre la longitud longitudinal y la altura transversal mayor de 2:1.
10. La rama espiratoria de acuerdo con cualquiera de las reivindicaciones 1 a 9, en donde el conducto de polímero espumado tiene un espesor de pared de entre 0,1 mm y 3,0 mm.
11. La rama espiratoria de acuerdo con cualquiera de las reivindicaciones 1 a 10, en donde el volumen interno tiene un tamaño promedio de hueco en la dirección transversal menor del 30 % del espesor de la pared del conducto de polímero espumado.
12. La rama espiratoria de acuerdo con cualquiera de las reivindicaciones 1 a 11, en donde la permeabilidad P del conducto de polímero espumado en g-mm/m2/día es al menos 60 g-mm/m2/día medido según el Procedimiento A de la norma ASTM E96, usando el método del desecante a una temperatura de 23 °C y una humedad relativa del 90 %, y cumple la fórmula:
P > exp{0,019[ln(M)]2 -0,7ln(M)+6,5}
donde M representa el módulo elástico del polímero espumado en MPa y M está comprendido entre 30 y 1000 MPa.
13. La rama espiratoria de acuerdo con cualquiera de las reivindicaciones 1 a 12, teniendo el conducto de polímero espumado además una piel exterior adyacente al volumen interno en el que las celdas huecas son celdas cerradas.
14 14. La rama espiratoria de acuerdo con cualquiera de las reivindicaciones 1 a 13, en donde el conducto de polímero espumado es lo suficientemente rígido, de manera que el conducto de polímero espumado se puede doblar alrededor de un cilindro metálico de 25 mm de diámetro sin torcerse ni colapsar, como se define en el ensayo del aumento en la resistencia al flujo con flexión según la norma ISO 5367:2000(E).
15. La rama espiratoria de acuerdo con cualquiera de las reivindicaciones 1 a 14, en donde el conducto de polímero espumado está configurado para situarse entre un ventilador y un paciente y configurado para suministrar gas humidificado al ventilador desde el paciente.
16. La rama espiratoria de acuerdo con cualquiera de las reivindicaciones 1 a 15, en donde el conducto de polímero espumado comprende al menos un 80 % de la longitud de la rama espiratoria.
17. La rama espiratoria de acuerdo con cualquiera de las reivindicaciones 1 a 16, en donde el conducto de polímero espumado transmite vapor de agua desde los gases humidificados contenidos en el conducto hasta el aire ambiente circundante, reduciendo de este modo la acumulación de condensación dentro del conducto de polímero espumado.
18. La rama espiratoria de acuerdo con cualquiera de las reivindicaciones 1 a 17, en donde el conducto de polímero espumado comprende uno cualquiera o más de:
una mezcla de polímeros;
un elastómero termoplástico con un segmento blando de poliéter;
un elastómero termoplástico de copoliéster con un segmento blando de poliéter.
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Families Citing this family (70)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
BR0102116B1 (pt) * 2000-05-10 2010-09-21 componente para um membro de circuito de respiração.
US7559324B2 (en) 2000-06-21 2009-07-14 Fisher & Paykel Healthcare Limited Conduit with heated wick
AU2003244171B2 (en) 2002-09-09 2007-11-15 Fisher & Paykel Healthcare Limited Limb for Breathing Circuit
US7493902B2 (en) 2003-05-30 2009-02-24 Fisher & Paykel Healthcare Limited Breathing assistance apparatus
AU2004203870B2 (en) 2003-09-17 2011-03-03 Fisher & Paykel Healthcare Limited Breathable Respiratory Mask
JP4652397B2 (ja) 2004-03-31 2011-03-16 フィッシャー アンド ペイケル ヘルスケア リミテッド 患者の換気／吸引システム
CN101959480B (zh) 2008-03-05 2013-06-05 凯希特许有限公司 用于将减压施加到组织部位并收集和存储组织部位的流体的敷料和方法
GB2540695C (en) 2009-12-22 2017-10-25 Fisher & Paykel Healthcare Ltd Components for medical circuits
US8814842B2 (en) 2010-03-16 2014-08-26 Kci Licensing, Inc. Delivery-and-fluid-storage bridges for use with reduced-pressure systems
GB2496569B (en) 2010-09-10 2014-08-27 Fisher & Paykel Healthcare Ltd A component for conveying gases
PL3556416T3 (pl) * 2010-10-18 2024-04-22 Fisher & Paykel Healthcare Limited Kaniula donosowa, kanał rurkowy oraz system mocowania
US8781306B2 (en) * 2011-04-22 2014-07-15 Mark Hatten Herbal vaporizer with electric heating element
JP6219271B2 (ja) 2011-06-07 2017-10-25 パリオン・サイエンシィズ・インコーポレーテッド 治療の方法
CA2852045C (en) * 2011-10-14 2022-11-22 Fisher & Paykel Healthcare Limited Medical tubes and methods of manufacture
US11207484B2 (en) 2011-11-21 2021-12-28 Snap Cpap, Llc Respiratory assembly
US10905842B2 (en) 2011-11-21 2021-02-02 Snap Cpap, Llc Respiratory assembly
CN103987348B (zh) 2011-12-16 2016-05-11 凯希特许有限公司 可释放的医用布单
US10940047B2 (en) 2011-12-16 2021-03-09 Kci Licensing, Inc. Sealing systems and methods employing a hybrid switchable drape
JP6352240B2 (ja) 2012-03-30 2018-07-04 フィッシャー アンド ペイケル ヘルスケア リミテッド 加湿システム
US20130269693A1 (en) * 2012-04-17 2013-10-17 Devilbiss Healthcare Llc Method And Apparatus For Controlling The Delivery Of Humidified Air
DE112013003245T5 (de) 2012-06-25 2015-04-02 Fisher & Paykel Healthcare Limited Medizinische Komponenten mit Mikrostrukturen für die Befeuchtung und das Kondensatmanagement
JP6324983B2 (ja) 2012-11-16 2018-05-16 ケーシーアイ ライセンシング インコーポレイテッド パターン化された接着剤層を有する医療用ドレープおよびその製造方法
JP6412879B2 (ja) 2012-12-04 2018-10-24 フィッシャー アンド ペイケル ヘルスケア リミテッド 医療用チューブおよびその製造方法
EP2928532A4 (en) * 2012-12-07 2016-06-29 Parion Sciences Inc NOSE CANNULA FOR THE ADMINISTRATION OF MEDICAMENTS IN AEROSOL FORM
US10413687B2 (en) 2013-03-14 2019-09-17 Fisher & Paykel Healthcare Limited Catheter mount with suction port
EP3909633B1 (en) 2013-03-14 2023-11-22 Fisher & Paykel Healthcare Limited Humidification chamber with a mixing element comprising microstructures
US10500364B2 (en) 2013-03-15 2019-12-10 Fisher & Paykel Healthcare Limited Drying expiratory limb with tailored temperature profile and multi-lumen configuration
AU2014230083B2 (en) * 2013-03-15 2019-07-25 Fisher & Paykel Healthcare Limited Components for medical circuits
CA3176652A1 (en) * 2013-09-13 2015-03-19 Fisher And Paykel Healthcare Limited Circuit connector for a humidification system
EP3470030B1 (en) 2013-10-28 2024-06-26 Solventum Intellectual Properties Company Hybrid sealing tape
US10398814B2 (en) 2013-10-30 2019-09-03 Kci Licensing, Inc. Condensate absorbing and dissipating system
EP3744361A1 (en) * 2013-10-30 2020-12-02 KCI Licensing, Inc. Absorbent conduit and system
TR201807060T4 (tr) 2013-10-30 2018-06-21 Kci Licensing Inc Farklı boyutlarda perforasyonlara sahip sargı.
WO2015065616A1 (en) 2013-10-30 2015-05-07 Kci Licensing, Inc. Dressing with sealing and retention intereface
US20150208951A1 (en) * 2014-01-29 2015-07-30 Oridion Medical 1987 Ltd. Breath sampling tubes
US20150208952A1 (en) * 2014-01-29 2015-07-30 Oridion Medical 1987 Ltd. Breath sampling tubes
US11026844B2 (en) 2014-03-03 2021-06-08 Kci Licensing, Inc. Low profile flexible pressure transmission conduit
GB201404219D0 (en) * 2014-03-08 2014-04-23 Smiths Medical Int Ltd Tracheostomy tube assemblies, inner cannulae and methods of manufacture
AU2015259946B2 (en) * 2014-05-15 2019-12-12 Fisher & Paykel Healthcare Limited Active smoke filtration for insufflation
CA2951043A1 (en) 2014-06-05 2015-12-10 Kci Licensing, Inc. Dressing with fluid acquisition and distribution characteristics
US11161285B2 (en) * 2014-08-20 2021-11-02 Toledo Molding & Die, Inc. Sub-ambient pressure morphology control process for use in molding extruded polymer foams, and parts produced therefrom
US9649468B2 (en) 2014-09-03 2017-05-16 Fisher & Paykel Healthcare Limited Respiratory gas humidifier
CN117323533A (zh) * 2014-09-24 2024-01-02 费雪派克医疗保健有限公司 用于医疗系统的导管
DE102014014661B4 (de) * 2014-10-08 2022-10-13 Drägerwerk AG & Co. KGaA Vorrichtung zur Entnahme und zum Transport eines Atemgasstromes
US11471636B2 (en) * 2015-04-15 2022-10-18 Medline Industries, Lp Moisture removal and condensation and humidity management apparatus for a breathing circuit
EP3294245B1 (en) 2015-05-08 2019-09-04 KCI Licensing, Inc. Low acuity dressing with integral pump
US11096830B2 (en) 2015-09-01 2021-08-24 Kci Licensing, Inc. Dressing with increased apposition force
EP3349807B1 (en) 2015-09-17 2021-02-24 3M Innovative Properties Company Hybrid silicone and acrylic adhesive cover for use with wound treatment
US11511066B2 (en) * 2015-10-06 2022-11-29 Snap Cpap, Llc Respiratory assembly
SG10202100138RA (en) 2015-12-11 2021-02-25 Fisher & Paykel Healthcare Ltd Humidification system
DE102016003172A1 (de) * 2016-03-16 2017-09-21 W. O. M. World of Medicine GmbH lnsufflationsschlauch für die Laparoskopie mit Heizelement, Befeuchtungsmittel und Vorrichtung zur Bestimmung des Feuchtigkeitsgehaltes
CN115569281A (zh) * 2016-06-07 2023-01-06 菲舍尔和佩克尔保健有限公司 用于呼吸设备的呼吸回路部件
GB2601450B (en) * 2016-07-21 2022-10-26 Fisher & Paykel Healthcare Ltd Medical tubes for breathing circuit
EP3528880B1 (en) 2016-10-19 2021-07-07 Teleflex Medical Incorporated Moisture removal and condensation and humidity management apparatus for a breathing circuit
US20190308005A1 (en) 2016-11-23 2019-10-10 Fisher & Paykel Healthcare Limited High flow luer connector
JP7118965B2 (ja) 2016-12-09 2022-08-16 フィッシャー アンド ペイケル ヘルスケア リミテッド フィルターアセンブリ
US11839719B2 (en) 2017-01-30 2023-12-12 Globalmed, Inc. Heated respiratory hose wiring
US10792454B2 (en) 2017-01-30 2020-10-06 Globalmed, Inc. Heated respiratory hose assembly
US11813403B2 (en) 2017-01-30 2023-11-14 Globalmed, Inc. Heated respiratory hose wiring
WO2019014088A1 (en) 2017-07-10 2019-01-17 Teleflex Medical Incorporated APPARATUS FOR REMOVING HUMIDITY AND CONDENSING AND MOISTURE MANAGEMENT FOR A RESPIRATORY CIRCUIT
WO2019117797A1 (en) * 2017-12-15 2019-06-20 Maquet Critical Care Ab Breathing system component and a process for the manufacture of the breathing system component
GB2569802B (en) * 2017-12-22 2021-12-15 Intersurgical Ag Medical tubing
AU2019211028A1 (en) * 2018-01-24 2020-09-10 Fisher & Paykel Healthcare Limited Medical tubes for breathing circuit
EP4081284A4 (en) * 2019-12-26 2024-01-24 Fisher & Paykel Healthcare Limited RESPIRATORY THERAPY SYSTEM, INCUBATOR AND LINE FOR DELIVERING MEDICAL RESPIRATORY GAS
US20210379413A1 (en) * 2020-06-08 2021-12-09 Dental PPE, LLC Dental contaminate shield
CN113069679B (zh) * 2021-04-08 2022-12-30 遵义医科大学附属医院 一种避免药液渗漏的外敷固定带
TW202243699A (zh) * 2021-04-30 2022-11-16 南亞塑膠工業股份有限公司 醫療用管件
WO2022254214A1 (en) * 2021-06-04 2022-12-08 Flexicare (Group) Limited A breathing assembly
GB2607347B (en) * 2021-06-04 2024-03-27 Flexicare Group Ltd A breathing assembly
TW202402336A (zh) * 2022-04-08 2024-01-16 紐西蘭商費雪派克保健有限公司 醫用氣體導管

Family Cites Families (296)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE28036C (de) 1884-02-12 1884-07-23 J. WOLFF in Grofs-Gerau, Gr. Hessen Freiluftathmer
US928237A (en) 1908-12-16 1909-07-20 John P Baird Hose-coupling.
GB191509683A (en) 1915-12-22 1916-09-21 Edgar George Payne Improvements in, or connected with, Ambulances, Stretchers, Litters, and the like.
GB587163A (en) 1944-02-04 1947-04-16 Wingfoot Corp Improvements relating to tubes or packages and methods of making the same
US2868199A (en) 1955-05-20 1959-01-13 Charles H Hudson Cannula
GB975819A (es) 1960-04-01
BE608328A (es) 1960-09-19
US3303105A (en) 1963-03-25 1967-02-07 Gen Electric Diffusion of water vapor through slicone rubber
US3376181A (en) 1963-07-31 1968-04-02 Continental Can Co Method and apparatus for blowing plastic liner in continuously formed tubes having longitudinal seam
US3245206A (en) 1963-08-02 1966-04-12 Engelhard Ind Inc Diffusion purification apparatus
US3292346A (en) 1964-03-06 1966-12-20 Renard P Adams Gas drying apparatus
US3367850A (en) 1964-12-07 1968-02-06 Exxon Research Engineering Co Method and apparatus for determining moisture content of hydrocarbon fluids
US3307330A (en) 1965-04-30 1967-03-07 Du Pont Diffusion process and apparatus
US3434471A (en) 1966-04-06 1969-03-25 Smithkline Corp Therapeutic intermittent positive pressure respirator
US3394954A (en) 1966-05-06 1968-07-30 Sarns Inc Tube coupling for medical appliances
US3513844A (en) 1968-04-30 1970-05-26 Metro Hospital Supply Co Inc Adjustable nonrestrictive nasal cannula
US3578777A (en) * 1969-06-11 1971-05-18 Koppy Tool Corp Corrugated tubing
US3616796A (en) 1969-06-30 1971-11-02 Richard Robert Jackson Humidified respiratory tube and method
US3700513A (en) 1969-09-18 1972-10-24 Spiess C F & Sohn Method of making tube
US3639970A (en) 1969-10-02 1972-02-08 Phillips Petroleum Co Method and apparatus for forming plastic-lined metal conduit
US3829340A (en) 1971-03-17 1974-08-13 Western Electric Co Methods of making a tubular member having a sealed longitudinal seam
US3682171A (en) 1971-03-31 1972-08-08 Baxter Laboratories Inc Nasal cannula
US3754552A (en) 1971-06-08 1973-08-28 Sandoz Ag Flexible nasal cannula
US3735558A (en) 1971-06-29 1973-05-29 Perma Pure Process Inc Process for separating fluids and apparatus
US3891556A (en) 1971-11-15 1975-06-24 Oxy Metal Ind Intra Inc Multi-layer braided tubular membrane reinforcement
US3735559A (en) 1972-02-02 1973-05-29 Gen Electric Sulfonated polyxylylene oxide as a permselective membrane for water vapor transport
US3856051A (en) 1972-02-28 1974-12-24 J Bain Flexible tube device
US3803810A (en) 1972-05-01 1974-04-16 Pall Corp Liquid-gas separator and filter
DE2321553C2 (de) 1972-08-30 1983-10-20 Steward Plastics, Inc., Santa Ana, Calif. Vorrichtung zum Herstellen eines wendelförmig gewickelten flexiblen Rohres
US3910808A (en) 1972-08-30 1975-10-07 Steward Plastics Apparatus for making helically wound plastic tubing
US3871373A (en) 1972-10-30 1975-03-18 Richard R Jackson Humidifying gas
US3912795A (en) 1972-10-30 1975-10-14 Richard R Jackson Humidifying gas
US3895630A (en) 1973-06-04 1975-07-22 Del Mar Eng Lab Respiratory gas analyzer including a carbon dioxide and respiratory quotient computer
US3889717A (en) 1973-12-14 1975-06-17 Deere & Co Reinforced flexible tube
US4007737A (en) 1974-01-28 1977-02-15 Paluch Bernard R Anesthesia breathing system
CH581474A5 (es) 1974-06-27 1976-11-15 Draegerwerk Ag
US4035211A (en) 1974-07-02 1977-07-12 Western Electric Company, Inc. Forming sealed seams in moisture barriers for cable
US3963856A (en) 1974-11-25 1976-06-15 Steward Plastics, Inc. Flexible, corrugated, plastic tubing having conductive helical bead
US4000759A (en) 1974-12-11 1977-01-04 The Gates Rubber Company Hose
DE2529050C2 (de) 1975-06-30 1983-01-05 Drägerwerk AG, 2400 Lübeck Feuchtigkeitsaustauscher in Geräten für Atmung und Narkose
DE2711236C2 (de) 1976-05-14 1982-09-23 Shiro Osaka Ibaragi Kanao Verfahren und Vorrichtung zum kontinuierlichen Herstellen eines Rohres
US4086305A (en) 1976-06-10 1978-04-25 Dragerwerk Aktiengesellschaft Humidifier for respirators having a sealed container water supply to a water storage tank
US4083245A (en) 1977-03-21 1978-04-11 Research Development Corporation Variable orifice gas flow sensing head
US4327775A (en) 1977-05-09 1982-05-04 The Gates Rubber Company Formable hose with a reformable insert
US4130617A (en) 1977-12-30 1978-12-19 Airco, Inc. Method of making endotracheal tube cuffs
US4204562A (en) 1978-04-27 1980-05-27 Kelly Walter F Two-ply duct core
US4194041A (en) 1978-06-29 1980-03-18 W. L. Gore & Associates, Inc. Waterproof laminate
US4207457A (en) 1978-06-29 1980-06-10 The Kanthal Corporation Porcupine wire coil electric resistance fluid heater
US4262704A (en) 1978-08-30 1981-04-21 Caterpillar Tractor Co. High pressure reinforced hydraulic hose
US4216769A (en) 1978-09-29 1980-08-12 Grimes Jerry L Bi-flow nasal cup
US4265239A (en) 1978-11-27 1981-05-05 Fischer Jr Charles M Gas scavenging exhaust system
US4265235A (en) 1979-05-11 1981-05-05 Fukunaga Atsuo F Anesthetic system
DE2929584A1 (de) 1979-07-21 1981-02-05 Draegerwerk Ag Feuchtigkeitsaustauscher in einrichtungen fuer die atmung
JPS5689531A (en) 1979-12-20 1981-07-20 Toyo Chem Co Ltd Corrugated pipe
US4367735A (en) 1979-12-31 1983-01-11 Novametrix Medical Systems, Inc. Nasal cannula
US4456034A (en) 1980-02-19 1984-06-26 Bixby Guy T Formable hose
US4406514A (en) 1980-03-26 1983-09-27 Harris Corporation Single fiber connector for pluggable card or module optical interconnections
US4403514A (en) 1980-05-20 1983-09-13 Critikon, Inc. Pneumotachograph with pitot-like tubes
US4337800A (en) 1980-07-07 1982-07-06 Steward Plastics, Inc. Two piece extruded hose
US4327718A (en) 1980-09-18 1982-05-04 Becton, Dickinson And Company Continuously draining trap for removal of condensate from a patient breathing circuit
US4653542A (en) 1980-10-02 1987-03-31 The Kendall Company Medical tubing and connector
US4336798A (en) 1980-10-06 1982-06-29 Anthony V. Beran Medical corrugated respiratory tube
US4462397A (en) 1981-04-03 1984-07-31 Terumo Corporation Breathing circuit
US4463755A (en) 1981-05-18 1984-08-07 Terumo Corporation Breathing circuit
SE428345C (sv) 1981-12-23 1989-04-17 Gambro Engstrom Ab Foerfarande vid maetning och anordning foer maetning av koncentrationen av en eller flera givna komponenter i en av en patient in- och eller utandad andningsgas
US4420016A (en) 1982-01-07 1983-12-13 Nichols Ralph A Kink-preventing spine for aquarium air hoses
US4406283A (en) 1982-02-04 1983-09-27 Phillip Bir Oxygen cannulae for continuous administration of oxygen, and its associated mounting structure and method for mounting same onto the head of a patient
US4417574A (en) 1982-05-03 1983-11-29 Sherwood Medical Company Liquid drain for patient breathing apparatus
CA1191439A (en) 1982-12-02 1985-08-06 Cornelius M.F. Vrouenraets Flexible layered product
GB2139110B (en) 1982-12-27 1987-05-20 Gen Electric Water vapor exchange system
JPS59119304U (ja) 1983-01-29 1984-08-11 株式会社エルマ 液体中の溶存ガス脱気装置
US4682010A (en) 1983-03-07 1987-07-21 Safeway Products, Inc. In-line electric heater for an aerosol delivery system
US4490575A (en) 1983-05-26 1984-12-25 Automation Industries, Inc. Flexible hose with external sheathed electrical conductor
US4597594A (en) 1983-09-09 1986-07-01 Chris Kaye Plastics Corp. Hose connector
US4592351A (en) 1983-12-05 1986-06-03 Smith Norma W Cannula holder
US4580816A (en) 1984-01-25 1986-04-08 E. R. Squibb & Sons, Inc. Quick disconnect tube coupling
FR2564733B1 (fr) 1984-05-22 1987-05-29 Centre Nat Rech Scient Appareil portable de lutte contre l'hypothermie chez l'homme, par inhalation d'air chaud et humidifie
US4773410A (en) 1984-10-09 1988-09-27 Transpirator Technologies, Inc. Method and apparatus for the treatment of the respiratory track with vapor-phase water
JPH0310464Y2 (es) 1984-10-22 1991-03-14
US4621632A (en) 1984-11-01 1986-11-11 Bear Medical Systems, Inc. Humidifier system
SU1342514A1 (ru) 1984-11-26 1987-10-07 Всесоюзный научно-исследовательский институт горноспасательного дела Влаготеплообменное устройство дыхательного аппарата на химически св занном кислороде
WO1986004660A1 (en) 1985-02-04 1986-08-14 Witzenmann Gmbh Metallschlauch-Fabrik Pforzheim Flexible hose with ring-shaped parallel waves with axial support
EP0192143B1 (en) 1985-02-09 1996-01-10 Asahi Kasei Kogyo Kabushiki Kaisha Permeable polymer membrane for desiccation of gas
GB2173274B (en) 1985-04-04 1989-02-01 Boc Group Plc Improvements in inhalation apparatus
AU581986B2 (en) 1985-05-22 1989-03-09 Fisher & Paykel Healthcare Limited Improvements in or relating to methods of and/or apparatus for humidifying gases
US4722334A (en) 1985-07-16 1988-02-02 Transpirator Technologies, Inc. Method and apparatus for pulmonary and cardiovascular conditioning of racehorses and competition animals
US4698890A (en) 1985-10-31 1987-10-13 The Gates Rubber Company Method for making a formable and curve shape retentive hose
US4698196A (en) 1985-12-24 1987-10-06 Xerox Corporation Method and apparatus for extruding creaseless thin walled tubes
JPS62236724A (ja) 1986-04-08 1987-10-16 Taigaasu Polymer Kk 可撓管の製造方法
US4715915A (en) 1986-06-19 1987-12-29 Carlisle Corporation Longitudinal seam and method of forming
US4705543A (en) 1986-09-19 1987-11-10 Perma Pure Products, Inc. Fluid drying tube
US4808201A (en) 1986-09-19 1989-02-28 Perma Pure Products, Inc. Connector construction for fluid drying tube
US5623922A (en) 1986-09-23 1997-04-29 Smith; Charles A. Insulated breathing tube
US5377670A (en) 1986-09-23 1995-01-03 Smith; Charles A. Insulated breathing tube
US4753233A (en) 1987-02-10 1988-06-28 Advantage Medical Nasal cannula
SE459155B (sv) 1987-04-14 1989-06-12 Siemens Elema Ab Foerfarande och anording foer aateranvaendning av anestesimedel
FI76488C (fi) 1987-05-05 1988-11-10 Instrumentarium Oy Roervattenavskiljare till en gasanalysator.
US5061258A (en) * 1987-08-07 1991-10-29 Martz Joel D Vapor permeable dressing with releasable medication
EP0331702B1 (en) 1987-09-10 1992-06-24 Hewlett-Packard Company Apparatus for drying a wet gas
NL8702422A (nl) 1987-10-12 1989-05-01 Akzo Nv Absorberend hygienisch produkt.
JPH01194927A (ja) 1988-01-27 1989-08-04 Japan Gore Tex Inc 水蒸気選択透過膜
US5335656A (en) 1988-04-15 1994-08-09 Salter Laboratories Method and apparatus for inhalation of treating gas and sampling of exhaled gas for quantitative analysis
US5233996A (en) 1988-05-20 1993-08-10 Boc Health Care, Inc. Patient interfacing system and method to prevent water contamination
US4910384A (en) 1988-08-23 1990-03-20 The Kendall Company Position independent humidifier apparatus
US4919128A (en) 1988-08-26 1990-04-24 University Technologies International Inc. Nasal adaptor device and seal
NZ226784A (en) 1988-09-29 1992-10-28 Fisher & Paykel Gas humidifier with microporous wall
FR2638361B1 (fr) 1988-10-28 1991-01-11 Diffusion Tech Francaise Sarl Embout narinaire adaptable sur tous appareils a usage medical du type nebuliseurs et autres
US4915105A (en) 1988-10-28 1990-04-10 Lee Tien Chu Miniature respiratory apparatus
US4967744A (en) 1988-11-03 1990-11-06 Airoflex Medical, Inc. Flexible breathing circuit
US4932269A (en) 1988-11-29 1990-06-12 Monaghan Medical Corporation Flow device with water trap
FI84757C (fi) 1988-12-12 1992-01-10 Instrumentarium Oy Foer stroemningsmaetning avsett gasens stroemning begraensande och styrande organ.
US4985055A (en) 1988-12-19 1991-01-15 The Boc Group, Inc. Liquid/gas separation device
US4915104A (en) 1989-01-09 1990-04-10 Cynthia L. Vogt Nasal oxygen tube support and method
US4995384A (en) 1989-10-30 1991-02-26 Keeling James L Neck support for nasal cannula
JP2889294B2 (ja) 1989-11-29 1999-05-10 古河電気工業株式会社 カテーテル用チューブ
WO1991008012A1 (en) 1989-12-01 1991-06-13 Borody Thomas J Oxygenating oral medical appliance
WO1991014476A1 (en) * 1990-03-22 1991-10-03 Methodist Hospital Of Indiana, Inc. Exhaled gas cooling device
US5042500A (en) 1990-06-18 1991-08-27 Medical Graphics Corporation Drying sample line
SE9100525D0 (sv) 1991-02-22 1991-02-22 Inpipe Sweden Ab Laminat
JP2688662B2 (ja) * 1991-07-05 1997-12-10 ジャパンゴアテックス株式会社 加湿器における加湿水流路
JP3057831B2 (ja) 1991-08-27 2000-07-04 ダイキン工業株式会社 加湿器及び熱交換器
SE502780C2 (sv) * 1991-09-25 1996-01-08 Siemens Elema Ab Avfuktningsanordning
US5284160A (en) 1991-11-13 1994-02-08 Dryden Gale E Consolidated anesthesia circuit
FI92138C (fi) 1991-12-20 1994-10-10 Instrumentarium Oy Laite nestemäisen komponentin erottamiseksi analysointiyksikölle johdettavasta hengitysilmasta
DE9200567U1 (de) 1992-01-18 1992-07-02 HEW - Kabel Heinz Eilentropp KG, 5272 Wipperfürth Beheizbarer Beatmungsschlauch
US5165395A (en) 1992-02-14 1992-11-24 Ricci Mark R Ultra-violet germicidal mask system
US5186035A (en) 1992-02-18 1993-02-16 General Electric Company Tube loading sleeve for pilger mill
US5223996A (en) 1992-03-20 1993-06-29 Digital Equipment Corporation Combined shock mount frame and seal for a rigid disk drive
AU3713193A (en) 1992-04-24 1993-10-28 Fisher & Paykel Limited Humidifier apparatus and/or gases distribution chambers and/or temperature probes for the same
US5645054A (en) 1992-06-01 1997-07-08 Sleepnet Corp. Device and method for the treatment of sleep apnea syndrome
CN1066620C (zh) 1992-06-19 2001-06-06 铃木总业株式会社 凹凸成形层及其制造方法
JPH0623051A (ja) 1992-07-06 1994-02-01 Toransumedo Kk 加温加湿装置
GB9215154D0 (en) * 1992-07-16 1992-08-26 Smiths Industries Plc Tubing and humidification systems
US5349946A (en) * 1992-10-07 1994-09-27 Mccomb R Carter Microprocessor controlled flow regulated molecular humidifier
US5341206A (en) 1992-12-03 1994-08-23 Hewlett-Packard Company Method for calibrating a spectrograph for gaseous samples
US5915378A (en) 1993-01-29 1999-06-29 Aradigm Corporation Creating an aerosolized formulation of insulin
US5389430A (en) 1993-02-05 1995-02-14 Th. Goldschmidt Ag Textiles coated with waterproof, moisture vapor permeable polymers
US5308337A (en) 1993-03-16 1994-05-03 Bingisser Timothy A Medical tube clip device
IT229819Y1 (it) 1993-04-19 1999-02-05 Dar Spa Struttura di tubo spiralato per apparecchiature di ventilazione artificiale di pazienti
US5445874A (en) 1993-05-10 1995-08-29 Fabrite Scientific Corp. Waterproof, blood-proof and virus-proof breathable laminates
US5392770A (en) 1993-06-29 1995-02-28 Clawson; Burrell E. Tubing circuit systems for humidified respiratory gas
US5411474A (en) 1993-07-14 1995-05-02 Douglas E. Ott Method and apparatus for conditioning insufflation gas for laparoscopic surgery
EP0712352B1 (de) 1993-08-06 1997-10-08 Brandenburger Patentverwertungsgesellschaft des bürgerlichen Rechts Verfahren zum herstellen eines rohrförmigen auskleidungsschlauches
SE501042C2 (sv) 1993-09-17 1994-10-24 Gibeck Respiration Ab Anordning vid fukt-värmeväxlare
US5427291A (en) 1993-09-21 1995-06-27 Smith; David S. Ski carrier and method employing same
US5438978A (en) 1993-09-23 1995-08-08 Weh, Inc. Device for enhancing moisture content of inspired air in a closed respiratory system
GB2284356B (en) 1993-11-22 1997-10-29 Fisher & Paykel Respiratory humidifier conduit
EP0657502A1 (en) 1993-12-13 1995-06-14 Du Pont De Nemours International S.A. Thermoplastic composition containing compatibilizer
US5599610A (en) 1994-02-04 1997-02-04 Fabrite Laminating Corp. Trilaminate fabric for surgical gowns and drapes
US5595174A (en) 1994-02-28 1997-01-21 Gwaltney; Max R. Nasal adaptor, mask, and method
US5532053A (en) 1994-03-01 1996-07-02 W. R. Grace & Co.-Conn. High moisture transmission medical film
US5640951A (en) 1994-03-15 1997-06-24 Fisher & Paykel Limited Humidifier conduit
DE4410921C2 (de) 1994-03-29 1996-12-19 Atochem Elf Deutschland Polymermischung und deren Verwendung
SE501880C2 (sv) 1994-03-24 1995-06-12 Siemens Elema Ab Anordning för att minska den relativa fuktigheten i en strömmande gas
JPH07275637A (ja) 1994-04-08 1995-10-24 Asahi Glass Co Ltd 除湿方法
US5823184A (en) * 1994-04-18 1998-10-20 Tyco International (Us) Inc. Breathing circuit
US5513634A (en) 1994-05-06 1996-05-07 Chek-Med Systems, Inc. Combination integral bite block airway and nasal cannula
US5848223A (en) 1994-05-27 1998-12-08 Steward Plastics, Inc. Double-walled flexible tubing product with helical support bead and heating conductor and apparatus and method for making
US5454061A (en) 1994-05-27 1995-09-26 Steward Plastics, Inc. Apparatus and method for making flexible tubing with helically wound heating conductor
US5438979A (en) 1994-06-17 1995-08-08 Johnson Enterprises, Inc. Nasal cannula support
US5794986A (en) 1994-09-15 1998-08-18 Infrasonics, Inc. Semi-disposable ventilator breathing circuit tubing with releasable coupling
US5653228A (en) 1994-10-25 1997-08-05 Byrd; Timothy N. Medical tube holding device and associated securing strap
DE4439104A1 (de) 1994-11-02 1996-05-09 Rovema Gmbh Vorrichtung zur Bildung einer Längsnaht eines Folienschlauches
FR2727738A1 (fr) 1994-12-05 1996-06-07 Coflexip Conduite tubulaire flexible comportant une nappe d'armure agrafee
US5709762A (en) 1995-01-27 1998-01-20 Karen F. Hurwitz And Daniel N. Lundeen, P.C. Method for making reinforced flexible ducting
GB9503012D0 (en) 1995-02-16 1995-04-05 Smiths Industries Plc Humidifier systems
US5862652A (en) 1995-03-03 1999-01-26 Rovema Packaging Machines, L.P. Tubular bagging machine with an asymmetrical forming shoulder and tubular bags with an edge-side longitudinal seam
US5630409A (en) 1995-03-22 1997-05-20 Bono; Michael Nebulizer and inhalation device containing same
JPH08266631A (ja) 1995-03-31 1996-10-15 Asahi Glass Co Ltd 呼吸用気体の加湿装置
US5850833A (en) 1995-05-22 1998-12-22 Kotliar; Igor K. Apparatus for hypoxic training and therapy
US5724965A (en) 1995-06-06 1998-03-10 Respironics Inc. Nasal mask
US5586551A (en) 1995-07-17 1996-12-24 Hilliard; Kenneth R. Oxygen mask with nebulizer
US6114024A (en) * 1995-08-01 2000-09-05 Kimberly-Clark Worldwide, Inc. Multilayer breathable film
US5603991A (en) 1995-09-29 1997-02-18 Target Therapeutics, Inc. Method for coating catheter lumens
AU727989B2 (en) 1995-11-13 2001-01-04 Fisher & Paykel Healthcare Limited Heated respiratory conduit
AU718139B2 (en) 1995-11-13 2000-04-06 Fisher & Paykel Healthcare Limited Heated respiratory conduit
JPH09234247A (ja) 1995-12-27 1997-09-09 Nikkiso Y S I Kk 人工呼吸装置および改良された加温加湿装置
US6033368A (en) 1996-03-28 2000-03-07 Nitromed, Inc. Condensate colorimetric nitrogen oxide analyzer
DE19621541C1 (de) 1996-05-29 1997-04-10 Draegerwerk Ag Beatmungsanfeuchter
US5829428A (en) 1996-05-29 1998-11-03 Alliance Pharmaceutical Corp. Methods and apparatus for reducing the loss of respiratory promoters
FI104312B (fi) 1996-06-27 1999-12-31 Instrumentarium Oy Sovitelma intuboidun potilaan hengityskaasun käsittelemiseksi
FI102918B (fi) 1996-07-02 1999-03-15 Instrumentarium Oy Mittausanturi ja järjestelmä kaasun virtausmittausta varten
JPH1028737A (ja) 1996-07-16 1998-02-03 Metoran:Kk 加湿調整ユニット、人工呼吸器用加湿器及び加湿調整ユニットの製造方法
JP3748466B2 (ja) 1996-08-23 2006-02-22 株式会社メトラン 加湿調整ユニット及び加湿調整ユニットの製造方法
US5704344A (en) 1996-09-06 1998-01-06 Cole; Jeanne M. Device for relieving anxiety in respiratory patients
US6192886B1 (en) 1996-10-17 2001-02-27 Hans Rudolph, Inc. Nasal mask
US5722391A (en) 1996-11-12 1998-03-03 Par Medical, Inc. Anesthesia tube assembly
US5778872A (en) 1996-11-18 1998-07-14 Medlis, Inc. Artificial ventilation system and methods of controlling carbon dioxide rebreathing
CA2222830C (en) 1996-12-02 2004-03-30 Fisher & Paykel Limited Humidifier sleep apnea treatment apparatus
DE29720046U1 (de) * 1996-12-05 1998-01-15 Gottlieb Weinmann Geräte für Medizin und Arbeitsschutz GmbH + Co, 22525 Hamburg Gaszuführleitung
AUPO418696A0 (en) 1996-12-12 1997-01-16 Resmed Limited A substance delivery apparatus
JP3304049B2 (ja) 1997-02-17 2002-07-22 タイガースポリマー株式会社 可撓性ホース
US5794619A (en) 1997-02-18 1998-08-18 Edelman; Robert Nasal cannula mounted solely by frictional engagement with the columella
JP3547109B2 (ja) 1997-03-13 2004-07-28 大陽東洋酸素株式会社 医療用ガスの加湿方法及びその供給管
FI102453B1 (fi) 1997-03-17 1998-12-15 Instrumentarium Oy Parannettu mittausanturi ja järjestelmä kaasun virtausmittausta varten
CA2617553C (en) 1997-06-17 2011-12-13 Fisher & Paykel Healthcare Limited Respiratory humidification system
FR2766547B1 (fr) 1997-07-24 1999-09-17 Gessil Conduit flexible, par exemple tuyau a usage medical ou chirurgical
US6119694A (en) 1997-07-24 2000-09-19 Respironics Georgia, Inc. Nasal mask and headgear
US5862651A (en) 1997-10-14 1999-01-26 Standard-Knapp, Inc. Flight bar grouper for packer
US6216732B1 (en) 1997-10-30 2001-04-17 Rpm Industries, Inc. Portable fluid transfer conduit
US6039696A (en) 1997-10-31 2000-03-21 Medcare Medical Group, Inc. Method and apparatus for sensing humidity in a patient with an artificial airway
NL1007699C2 (nl) 1997-12-04 1999-06-09 Medisize Bv Beademingssysteem.
GB9726820D0 (en) 1997-12-20 1998-02-18 Smiths Industries Plc Tubes
US5992413A (en) 1997-12-24 1999-11-30 Enternet Medical, Inc. Heat and moisture exchanger and generator
US6167883B1 (en) 1998-01-23 2001-01-02 Respiratory Support Products, Inc. Medical air hose internal flow heater
IL123122A0 (en) 1998-01-29 1998-09-24 Oridion Medical Ltd Oral/nasal cannula
GB9803199D0 (en) 1998-02-17 1998-04-08 Smiths Industries Plc Laryngeal mask airways and their manufacture
JP3451336B2 (ja) 1998-05-13 2003-09-29 真佐子 中村 土木用排水材
EP0963760A1 (en) 1998-06-09 1999-12-15 The Procter & Gamble Company Low viscosity thermoplastic compositions for moisture vapour permeable structures and the utilisation thereof in absorbent articles
JP2000024113A (ja) 1998-07-09 2000-01-25 Tonokura Ika Kogyo Kk 医療用チューブ装置
US6363930B1 (en) 1998-07-10 2002-04-02 Enternet Medical, Inc. Apparatus for providing heat/moisture to respiratory gases
JP2000024111A (ja) 1998-07-13 2000-01-25 Senko Medical Instr Mfg Co Ltd 呼吸回路
US6105576A (en) 1998-10-14 2000-08-22 Enternet Medical, Inc. Apparatus for treating respiratory gases including liquid trap
US6637434B2 (en) 1998-10-30 2003-10-28 Linda J. Noble Nasal gas delivery system and method for use thereof
AU756477C (en) 1998-12-23 2003-09-11 Fisher & Paykel Healthcare Limited Fault protection system for a respiratory conduit heater element
US6330883B1 (en) 1999-02-17 2001-12-18 Filtrona Richmond, Inc. Heat and moisture exchanger comprising hydrophilic nylon and methods of using same
US6595215B2 (en) 2000-03-13 2003-07-22 Innomed Technologies, Inc. Ventilation interface for sleep apnea therapy
WO2000059436A1 (en) * 1999-04-01 2000-10-12 The Procter & Gamble Company Improved resilient, three dimensional polymeric film with slanted capillary apertures, and absorbent article with backsheet comprising the film
WO2000072905A1 (en) 1999-05-28 2000-12-07 Euromedico Ltd. Gas-supplying device
US7083849B1 (en) * 1999-06-04 2006-08-01 3M Innovative Properties Company Breathable polymer foams
DE10014792A1 (de) 1999-06-17 2001-01-18 Daimler Chrysler Ag Vorrichtung und Verfahren zur Gastrocknung
AU775872B2 (en) 1999-08-10 2004-08-19 Fisher & Paykel Healthcare Limited A ventilation system and/or breathing tube
US6203534B1 (en) * 1999-08-10 2001-03-20 Biosense Webster, Inc. Catheter with protective covering
US6605172B1 (en) * 1999-09-30 2003-08-12 The Procter & Gamble Company Method of making a breathable and liquid impermeable web
US6378520B1 (en) 1999-10-29 2002-04-30 Salter Labs Variable pressure and flow control for a pneumatically-operated gas demand apparatus
US7314046B2 (en) 1999-12-10 2008-01-01 Vapotherm, Inc. Apparatus and method for respiratory tract therapy
US6412481B1 (en) 1999-12-23 2002-07-02 Robert Bienvenu Sealed backpressure attachment device for nebulizer
US6523538B1 (en) 2000-01-05 2003-02-25 Instrumentarium Corp. Breathing circuit having improved water vapor removal
US6516798B1 (en) 2000-03-07 2003-02-11 Timothy A. Davies Method of breathing tracheally
US6539937B1 (en) 2000-04-12 2003-04-01 Instrumentarium Corp. Method of maximizing the mechanical displacement of a piezoelectric nebulizer apparatus
BR0102116B1 (pt) 2000-05-10 2010-09-21 componente para um membro de circuito de respiração.
US6367510B1 (en) 2000-06-02 2002-04-09 Eric Carlson Tubing product having a helical support bead with lumen and method
US7559324B2 (en) 2000-06-21 2009-07-14 Fisher & Paykel Healthcare Limited Conduit with heated wick
AU780911C (en) 2000-06-21 2005-09-22 Fisher & Paykel Healthcare Limited Conduit with heated wick
DE10035054C1 (de) 2000-07-19 2001-10-25 Draeger Medical Ag Atemstromsensor
DE10038365C2 (de) 2000-08-05 2002-12-05 Draeger Medical Ag Verdampferkammer für einen Atemgasanfeuchter
US6431172B1 (en) 2000-10-20 2002-08-13 Mallinckrodt Inc. Nasal cannula with inflatable plenum chamber
US20020102392A1 (en) * 2000-12-28 2002-08-01 Kimberly-Clark Worldwide, Inc. Flexible laminate structures having enclosed discrete regions of a material
ITMI20011073A1 (it) 2001-05-22 2002-11-22 Mallinckrodt Holding Bv Dispositivo per incrementare l'umidificazione del flusso d'aria respirata da un paziente
TWI308306B (en) 2001-07-09 2009-04-01 Matsushita Electric Ind Co Ltd Digital work protection system, record/playback device, recording medium device, and model change device
JP2003111774A (ja) 2001-07-31 2003-04-15 Senko Medical Instr Mfg Co Ltd 気腹ガス用加温加湿器及び気腹装置
US6667592B2 (en) 2001-08-13 2003-12-23 Intellibot, L.L.C. Mapped robot system
US6684883B1 (en) 2001-08-21 2004-02-03 Bonnie C. Burns Nasal cannula headband apparatus
CA2370995C (en) 2001-09-13 2010-08-17 Fisher & Paykel Healthcare Limited Breathing assistance apparatus
CA2407118A1 (en) 2001-10-10 2003-04-10 Fisher & Paykel Healthcare Limited Breathing assistance apparatus
US6779522B2 (en) 2001-10-16 2004-08-24 Perma Pure, Inc. Method and apparatus for treating breathing gases
US7856981B2 (en) 2001-11-16 2010-12-28 Fisher & Paykel Healthcare Limited Nasal positive pressure device
US7140367B2 (en) * 2002-02-20 2006-11-28 Fisher & Paykel Healtcare Limited Conduit overheating detection system
ITBO20020310A1 (it) 2002-05-20 2003-11-20 Sim Italia S R L Apparato di controllo dell ' erogazione di gas medicinali , particolarmente per l ' ausilio alla respirazione
AU2003281801A1 (en) * 2002-05-31 2004-02-23 Federal-Mogul Powertrain, Inc. Monolayer foamed corrugated sleeve
AU2002329013A1 (en) 2002-07-24 2004-02-09 Versamed Medical Systems Ltd. Respiratory flow sensor
US6986353B2 (en) 2002-08-21 2006-01-17 Medical Device Group, Inc. Divided nasal cannula assembly
AU2003244171B2 (en) 2002-09-09 2007-11-15 Fisher & Paykel Healthcare Limited Limb for Breathing Circuit
US7291240B2 (en) 2002-09-09 2007-11-06 Fisher & Paykel Healthcare Limited Method of forming a conduit using a wound sacrificial layer
RU2231473C1 (ru) * 2002-10-16 2004-06-27 Монахов Валерий Павлович Дыхательная трубка для пловца
US20050009972A1 (en) * 2003-05-06 2005-01-13 Engineered Plastics Corporation Permaflex
US7493902B2 (en) 2003-05-30 2009-02-24 Fisher & Paykel Healthcare Limited Breathing assistance apparatus
ATA8392003A (de) * 2003-05-30 2004-05-15 Andritz Ag Maschf Anlage zum chemischen behandeln der oberfläche von bandförmigem material
AU2004203870B2 (en) 2003-09-17 2011-03-03 Fisher & Paykel Healthcare Limited Breathable Respiratory Mask
CN1609128A (zh) * 2003-10-25 2005-04-27 江伟 一种酚醛泡沫材料及其制备方法
CN1886167B (zh) * 2003-11-25 2012-09-26 雷斯梅德有限公司 用于治疗睡眠呼吸紊乱的cpap患者接口的通气系统
US7178521B2 (en) * 2004-01-09 2007-02-20 King Systems Corporation Adjustable length breathing circuit
US7856982B2 (en) 2004-03-11 2010-12-28 Ric Investments, Llc Patient interface device
JP4503322B2 (ja) 2004-03-22 2010-07-14 株式会社メトラン 呼吸回路用の蛇管
JP4652397B2 (ja) * 2004-03-31 2011-03-16 フィッシャー アンド ペイケル ヘルスケア リミテッド 患者の換気／吸引システム
EP1740247B1 (en) * 2004-04-15 2012-09-26 ResMed Limited Positive-air-pressure machine conduit
WO2006120683A2 (en) 2005-05-10 2006-11-16 Oridion Medical Ltd. Fluid drying mechanism
EP1907622A2 (en) * 2005-06-09 2008-04-09 3M Innovative Properties Company Liquid impermeable and moisture vapor permeable carpet cushion
KR101233002B1 (ko) * 2005-07-13 2013-02-13 도요 세이칸 가부시키가이샤 진주와 같은 외관을 갖는 플라스틱 용기 및 그 제조 방법
US20070235100A1 (en) 2005-10-12 2007-10-11 Arrowhead Products Corporation Double walled, self-insulating, lightweight duct
US20080027344A1 (en) * 2006-07-27 2008-01-31 Ric Investments, Llc Modular sidestream gas sampling assembly
EP2425868B1 (en) * 2006-07-28 2014-11-19 ResMed Limited Delivery of respiratory therapy
US7658208B2 (en) 2006-09-25 2010-02-09 Veyance Technologies, Inc. Kink, crush, and burst resistant flexible hose construction
CN101687085B (zh) * 2006-12-15 2013-08-21 雷斯梅德有限公司 呼吸治疗的传送系统
US7807260B2 (en) * 2007-01-17 2010-10-05 Microgreen Polymers, Inc. Multi-layered foamed polymeric objects and related methods
MX2007014259A (es) * 2007-02-05 2008-10-24 American Fuji Seal Inc Lamina espumada contraible por calor.
US20090025724A1 (en) * 2007-07-16 2009-01-29 Herron Jr Roy Howard System for removal of water from a hose and the hygroscopic hose utilized
US8105410B2 (en) * 2007-07-17 2012-01-31 Teleflex Medical Incorporated Water dissipation device with capillary action
US8236081B2 (en) * 2007-07-17 2012-08-07 Teleflex Medical Incorporated Permeable membrane water dissipation device
US8663318B2 (en) * 2007-07-23 2014-03-04 Hocor Cardiovascular Technologies Llc Method and apparatus for percutaneous aortic valve replacement
US8063343B2 (en) * 2007-10-29 2011-11-22 Smiths Medical Asd, Inc. Heated breathing circuit detection
US8511305B2 (en) * 2007-10-29 2013-08-20 Smiths Medical Asd, Inc. Redundant power control for respiratory system heaters
US8049143B2 (en) * 2007-10-29 2011-11-01 Smiths Medical Asd, Inc. Hot plate heater for a respiratory system
US7777635B2 (en) 2007-10-29 2010-08-17 Smiths Medical Asd, Inc. Power failure management for respiratory system heater unit
US8197123B2 (en) * 2007-10-29 2012-06-12 Smiths Medical Asd, Inc. Thermistor circuit calibration
US8908129B2 (en) * 2007-12-28 2014-12-09 Sabic Global Technologies B.V. Reflective polymeric article and manufacture
US8453681B2 (en) * 2009-01-15 2013-06-04 Schouenburg Hose Technology GmbH Flexible, stretchable, crush resistant hose well suited for medical applications
DE102009009790B3 (de) * 2009-02-20 2010-06-17 Schauenburg Hose Technology Gmbh Beheizbarer Schlauch
US9067035B2 (en) 2009-03-03 2015-06-30 Oridion Medical (1987) Ltd. Drying substances, preparation and use thereof
CN101507826B (zh) * 2009-03-24 2012-11-14 中国科学院长春应用化学研究所 一种医用快速吸液泡沫材料的制备方法
GB2540695C (en) 2009-12-22 2017-10-25 Fisher & Paykel Healthcare Ltd Components for medical circuits
TWI446940B (zh) 2010-10-13 2014-08-01 Hsiner Co Ltd Nasal breathing apparatus
WO2012077052A1 (en) 2010-12-08 2012-06-14 Koninklijke Philips Electronics N.V. Proximal humidifier comprising hydrophobic membrane
JP6412879B2 (ja) 2012-12-04 2018-10-24 フィッシャー アンド ペイケル ヘルスケア リミテッド 医療用チューブおよびその製造方法
US10500364B2 (en) 2013-03-15 2019-12-10 Fisher & Paykel Healthcare Limited Drying expiratory limb with tailored temperature profile and multi-lumen configuration
CN115569281A (zh) 2016-06-07 2023-01-06 菲舍尔和佩克尔保健有限公司 用于呼吸设备的呼吸回路部件

Also Published As

Publication number Publication date
GB201212814D0 (en) 2012-09-05
GB2540697B (en) 2017-06-07
JP6017312B2 (ja) 2016-10-26
JP6999388B2 (ja) 2022-01-18
CA3106017A1 (en) 2011-06-30
AU2021202865B2 (en) 2024-05-23
CN105363109B (zh) 2019-04-30
GB2540695A (en) 2017-01-25
DK201970290A1 (en) 2019-07-15
CA3177059A1 (en) 2011-06-30
LT5929B (lt) 2013-04-25
JP2013514849A (ja) 2013-05-02
US20190209803A1 (en) 2019-07-11
AU2019222796A1 (en) 2019-10-03
WO2011077250A1 (en) 2011-06-30
CA2785433A1 (en) 2011-06-30
DK201270445A (en) 2012-07-19
JP2018057905A (ja) 2018-04-12
WO2011077250A8 (en) 2011-09-09
DK201570675A1 (en) 2015-10-26
JP6258369B2 (ja) 2018-01-10
DE112010004968T5 (de) 2012-11-29
AU2019219855B2 (en) 2021-05-27
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GB2540695B (en) 2017-06-21
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DK179969B1 (da) 2019-11-12
GB2540695C (en) 2017-10-25
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CA3106017C (en) 2024-04-16

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