MX2007002542A - Dispositivo sensor. - Google Patents

Abstract

Se describe un dispositivo sensor fisiologico, que comprende en combinacion, un sensor (4) para la medicion de la presion parcial de dioxido de carbono (pCO2), un sensor de temperatura corporal (5) y un sensor del ritmo cardiaco y de la saturacion de oxigeno (54). El dispositivo sensor se puede utilizar para monitorear continuamente los signos vitales de un paciente.

Description

DISPOSITIVO SENSOR CAMPO DE LA INVENCIÓN La invención se refiere a un sensor fisiológico. Se describe en el documento WO 00/04386, un sensor simple particularmente adecuado para la presión parcial de la medición del dióxido de carbono (pC02) , especialmente como parte de una técnica para monitorear isquemias. ANTECEDENTES DE LA INVENCIÓN Además de la detección de la isquemia, ahora se ha observado que la medición de ?C02 puede ser útil en el diagnóstico de las condiciones amenazadoras severas y potencialmente mortíferas que conducen a cambios en por ejemplo la perfusión sanguínea de los tejidos, en la respiración y/o metabolismo, tal como choque y sepsis. Así, sería ventajoso proporcionar un dispositivo sensor que sea - particularmente apropj.ado - para el monitoreo del paciente hospitalizado, también para las unidades de cuidados intensivos externas, para detectar el inicio de la sepsis. BREVE DESCRIPCIÓN DE LA INVENCIÓN En vista de un primer aspecto, la presente invención proporciona un dispositivo "sensor fisiológico que comprende en combinación: un sensor para la medición de la presión parcial del dióxido de carbono (pC02) ; REF.: 179842 un sensor de temperatura corporal ; un sensor de ritmo cardíaco; y un sensor de saturación de oxígeno. Así, de acuerdo a la invención, se puede proporcionar un solo dispositivo que mida los signos vitales esenciales tales como pC02, temperatura corporal, pulso y oxigenación- de la sangre. Se cree que la medición y monitoreo de tan sólo estos cuatro parámetros permite que un médico identifique el inicio de las condiciones críticas y que requieren tratamiento en un paciente tal como, por ejemplo, sepsis. Por lo tanto, el dispositivo de acuerdo a la invención permite que un médico monitoree conveniente y exactamente un paciente para el inicio de la sepsis. En general, el sensor de pC02 se configura para la inserción a través de la piel de un paciente. De esta manera, el sensor se puede insertar en el tejido, por ejemplo un músculo .del paciente. Así, el sensor se puede dimensionar para la inserción en el tejido de un paciente con una alteración mínima al tejido. El sensor de pC02 se puede configurar para penetrar la piel del paciente (y tejido) .

Por lo tanto, el sensor de pC02 o dispositivo en general, se puede proporcionar • con "una punta afilada, por ejemplo puntiaguda. Alternativamente, el sensor de pC02 se puede configurar para la inserción en una incisión en el tejido del paciente.

En vista de un aspecto adicional, por lo tanto, la invención también proporciona un dispositivo sensor fisiológico que comprende un sensor de pC02 configurado para la inserción a través de la piel de un paciente y una punta afilada para pinchar la piel de un paciente durante la inserción del sensor de pC02. El dispositivo sensor se puede proporcionar con un dispositivo de inserción para insertar el sensor de pC02 a través de la piel del paciente. En una modalidad, el dispositivo de inserción es un huso desechable que es recibido en un manguito conectado al sensor de pC02 y se acopla el sensor de pC02 para forzarlo a través de la piel del paciente. El huso puede ser desechado una vez que el sensor pC02 se ha insertado en el tejido del paciente. Alternativamente, el dispositivo sensor puede comprender una aguja hueca en la cual el sensor de pC02 es recibido para la inserción a través de la piel de un paciente. La aguja hueca puede desprenderse del dispositivo sensor después de la inserción del sensor de pC02. Ventajosamente, la sección transversal de la aguja puede ser una curva abierta. Esto tiene la ventaja de que las conexiones eléctricas al sensor de pC02 pueden pasar a través de la aguja y se pueden separar de la aguja cuando la aguja se retira del paciente. Por ejemplo, la aguja puede tener una sección transversal que está en forma de U, forma de V o forma de C . Ventajosamente, el dispositivo se proporciona con una membrana auto-selladora para cerrar el orificio de la aguja (u otro dispositivo de inserción) cuando se retira la aguja . Ventajosamente, el dispositivo sensor y/o dispositivo de inserción se pueden proporcionar con desinfectante, particularmente en el sensor de pC02, sensor de temperatura o punta afilada, para poder aplicar el dispositivo sensor rápidamente a un paciente, por ejemplo en una emergencia. Así, el dispositivo sensor se puede empaquetar con el desinfectante en las superficies que entran en contacto con el paciente. El sensor de pC02 se puede conectar a un cable eléctrico para comunicar las señales del sensor y conectarse eléctricamente en su extremo distal al sensor. El dispositivo puede comprender un manguito conectado mecánicamente al sensor de pC02 y extenderse con y rodear por lo menos una porción de la longitud del cable. En un arreglo, el manguito comprende una pluralidad de porciones flexibles que se extienden sustancial y longitudinalmente, separadas por una pluralidad de hendiduras Longitudinales, tal que el movimiento del extremo próximo del manguito hacia el extremo distal del manguito acorta la distancia entre los extremos de las porciones flexibles y causa que las porciones flexibles se proyecten exteriormente y de tal modo se aumenta el diámetro efectivo del manguito en la región de las porciones flexibles, tal que el sensor de pC02 se puede conservar en el tejido mediante las porciones flexibles de proyección. Así, de acuerdo a este arreglo, el sensor se puede insertar en el tejido del paciente y se puede tirar del cable para dirigir los extremos de las porciones flexibles juntos y causar entonces que se proyecten exteriormente. Las porciones flexibles de proyección se acoplan con el tejido del paciente y retienen el sensor de pC02 en su posición mientras que el sensor monitorea la fisiología del órgano. Cuando el monitoreo se completa, el extremo próximo del manguito puede liberarse de tal modo que las porciones flexibles regresan a su posición original nivelada con el manguito y desacoplan el tejido. El sensor entonces se puede retirar fácilmente del paciente. Las porciones flexibles pueden ser elásticas, por ejemplo compuestas de un material elástico. Las porciones flexibles se pueden alterar en la posición nivelada, por ejemplo por su propia elasticidad o por un componente elástico separado. Un mecanismo de aseguramiento se puede proporcionar, por ejemplo en el extremo próximo del manguito, para mantener los extremos del manguito en la posición en la cual los miembros flexibles se proyectan exteriormente. El dispositivo puede además comprender una línea, por ejemplo una línea de Keviar, que está conectada mecánicamente al extremo distal del manguito. La línea se puede extender longitudinalmente con el cable para ayudar a empujar del extremo distal del manguito hacia el extremo próximo del manguito. Tal línea tiene la ventaja de que no es necesaria para que las conexiones del cable y/o eléctricas al sensor sean lo suficiente fuertes para soportar las fuerzas necesarias para inclinar los miembros flexibles. Es posible que el cable se pueda rodear por otro conducto además del manguito, pero no se prefiere esto. En una modalidad simple, el cable es rodeado solamente por el manguito. Ventajosamente, el manguito puede formar una membrana permeable de dióxido de carbono del sensor de pC02. Esto proporciona una construcción particularmente simple. Los materiales adecuados para el manguito en este caso son PTFE, gomas de silicona y poliolefinas. El dispositivo sensor se puede proporcionar con una porción de unión para unir el dispositivo a la superficie de la piel del. paciente. En una modalidad conveniente, la porción de unión es un parche adhesivo, tal como una férula. En el contexto de un sensor de pC02, esto se cree que es un aspecto de novedad de la invención. Así, visto desde otro aspecto, la invención proporciona un dispositivo sensor fisiológico que comprende un sensor de pC02 configurado para la inserción a través de la piel de un paciente y un parche adhesivo para adherir el dispositivo a la piel de un paciente para mantener el sensor de pC02 insertado en su posición. Se tiene varias otras ventajas al proporcionar una férula, así como la retención del dispositivo sensor en su posición. En particular, la férula sella el punto en el cual el sensor de pC02 se inserta a través de la piel del paciente, de tal modo reduciendo el riesgo de infección. En este aspecto, el lado orientado hacia el paciente de la férula se puede proporcionar con desinfectante o antibióticos. Además, la férula puede llevar convenientemente alambres, otros sensores o un dispositivo de comunicación inalámbrica. Tal dispositivo se aplica convenientemente al paciente y se mantiene en su posición mientras que se monitorea el paciente. Deseablemente, las conexiones eléctricas y mecánicas del sensor de pC02, tal como cables eléctricos y manguitos son flexibles. De esta manera, se minimiza la incomodidad del paciente cuando el sensor de pC02 se ha insertado. El sensor puede comprender una cámara cerrada unida, por lo menos parcialmente, por una membrana permeable de dióxido de carbono; y por lo menos dos electrodos dentro de la cámara, con la cámara conteniendo el líquido sustancialmente libre de electrólitos en contacto con los electrodos y la membrana. Por "sustancialmente libre de electrólitos", se entiende que el líquido tiene una osmolalidad iónica no mayor de la que se encuentra a 37°C de una solución de cloruro de sodio acuosa de 5 mM, preferiblemente no más de una solución de cloruro de sodio de 500 µM, más especialmente no más de una solución de HCl de 10"5 a 10"6 M. Preferiblemente, el líquido en contacto con los electrodos es acuoso y de forma especial es preferiblemente agua, sustancialmente libre de electrólitos según lo definido anteriormente. Así mismo, se pueden utilizar otros solventes que reaccionan con C02 para aumentar o disminuir su conductancia, por ejemplo mediante la producción o neutralización de iones. En la práctica, sin embargo el agua desionizada o destilada con o sin la adición de un ácido fuerte (por ejemplo HCl) a una concentración de 0.1 a 100 uM, preferiblemente de 0.5 a 50 uM, más especialmente de aproximadamente 1 µM, se ha encontrado que funciona particularmente bien. La función de esta adición pequeña de ácido es generalmente mantener el pH del líquido a 6 o menos para evitar las aportaciones significativas a la conductancia por iones de hidroxilo y mantener la linealidad de las mediciones de pC02.

El líquido puede contener un excipiente no iónico.

De esta manera, la osmolalidad del líquido en la cámara se puede aumentar para prevenir la salida del líquido a través de la membrana, sin afectar las características eléctricas del líquido. El excipiente debe tener por lo menos una concentración isotónica, es decir debe ser isos ótica con una solución acuosa de 0.9% p/v de NaCl. Preferiblemente, la concentración del excipiente es hipertónica, es decir hiperosmótica con 0.9% p/v de NaCl acuoso. Así, la osmolalidad del excipiente en la cámara puede ser mayor que la de 0.9% p/v de NaCl acuoso, preferiblemente mayor que la de 1.8% p/v de NaCl acuoso (dos veces la concentración isotónica) . Se pueden utilizar las osmolalidades mayores que la de 4.5% p/v NaCl acuoso (cinco veces la concentración isotónica) , o incluso mayor que la de 9% p/v de NaCl acuoso (diez veces la concentración isotónica) . Se puede utilizar cualquier excipiente adecuado que sea inerte a la reacción de bicarbonato en la cámara. El excipiente debe también ser soluble en el líquido, por ejemplo agua. El excipiente es también deseablemente un excipiente farmacéuticamente aceptado para el uso intravenoso y con una viscosidad baja para el relleno simple de la cámara. El excipiente preferiblemente debe ser esterilizable y de almacenamiento estable. Deseablemente, el excipiente debe inhibir el crecimiento microbiológico . Un excipiente adecuado es polietilenglicol ( PEG) y el excipiente actualmente preferido es propilenglicol . Los componentes primarios del sensor de pC02 son una cámara de electrodos , una membrana permeable de C02 que forma por lo menos una parte de la pared de la cámara de electrodos , el primero y segundo electrodos tienen superficies dentro de la cámara ( o proporcionan superf icies internas a la cámara ) , y un líquido ( generalmente agua sustancialmente libre de electrólitos) en la cámara de electrodos en contacto con la membrana y el primero y segundo electrodos . El sensor incluye o se conecta a una fuente de energía de corriente alterna CA, un dispositivo de determinación de conductancia (o resistencia) , un generador de señal (que puede ser parte del medio de determinación) y opcionalmente un transmisor de señal . El mecanismo por el cual se determina pCC^ usando el dispositivo sensor de la invención es simple . En un solvente prótico puro, por ejerrplo agua, la resistencia eléctrica es alta debido a la falta de especies iónicas . La adición de C02 da lugar a la formación (con agua) de iones H+ y HCO"3 y así una reducción en la resistencia eléctrica. Puesto que el único factor responsable de la reducción en la resistencia en el sensor es CQ2 que pasa a través de la membrana, el cambio en la resistencia permite que el pC02 sea medido. A partir de la constante de equilibrio para el equilibrio de H20 + C02 a H+ + HCO"3 , la concentración de C02 es igual a apC02 (donde a 25°C es 0.310). La conductividad eléctrica para los protones es GH+ = 349.8 S.cm2/mol, para hidroxilos es G0H" = 198.3 S.cm2/mol y para bicarbonato es GHCO3~ = 44.5 S.cm2/mol. Las concentraciones de H+ y OH" varían inversamente, y las concentraciones de H+ y HC03" son directamente proporcionales a pC02. La conductancia total de la solución es así efectivamente proporcional a pC02, puesto que la contribución de OH" es mínima. La conductividad de la solución Gsoiución así es dada por Gsolución = TH+ [ H ] G + + TOH- [ OH ] GrjH- + THCO-3 [ HC03 ] GHC03 ~ donde TH-, T0H~ y THCO3- son los coeficientes de actividad para las tres especies iónicas. La tabla 1 posterior muestra, a modo de ejemplo, el pC02 medido y los valores de pH y los valores calculados correspondientes para las concentraciones de H+, OH" y HC03" que muestran el aumento de H+ y HC03" con el aumento de pC02. (pC02 y pH medidos con un analizador de gas en sangre estándar, ABL® System 625 a 37°C) La conductividad eléctrica se mide en la película de solvente en el sensor de pC02 de la invención. Esto se puede hacer aplicando un voltaje constante (o corriente) a los electrodos y midiendo los cambios de corriente (o voltaje) que corresponden a los cambios en la conductividad mientras que C02 entra al solvente a través de la membrana. Sin embargo, preferiblemente un voltaje de función de onda sinusoidal alterna con un valor máximo constante se aplica y se mide la caída de voltaje a través de los electrodos. La conductividad de solución es entonces igual a la corriente que pasa a través del electrodo dividido por la caída de voltaje a través de los electrodos. El sensor de pC02 puede funcionar aplicando un potencial eléctrico alterno a los electrodos por lo que se causa una corriente alterna en el líquido. El líquido debe ser reactivo con dióxido de carbono para alterar su conductancia. El potencial eléctrico puede tener una frecuencia de 20 a 10,000 Hz, preferiblemente 100 a 4,000 Hz . Los sensores de pC02 de la invención se proporcionan o se conectan a una fuente de energía eléctrica arreglada para aplicar un potencial eléctrico alterno a través de los electrodos con una frecuencia de 100 a 10,000 Hz . La frecuencia es preferiblemente mayor de 1 kHz . La frecuencia es preferiblemente menor de 5 kHz, más preferiblemente menor de 2 kHz. A frecuencias por debajo de 100 Hz, la sensibilidad de la determinación de pC02 es inferior debido a la electropolarización y además el tiempo de respuesta del instrumento llega a ser excesivamente lento, mientras que a frecuencias por encima de 10 kHz, la sensibilidad es otra vez menor debido a la impedancia baja de las capacitancias en el sensor. La fuente de energía puede ser una fuente de energía de corriente alterna CA o alternativamente una fuente de corriente continua DC en conjunto con un oscilador, es decir una combinación que junta constituye una fuente de energía de corriente alterna. La fuente de energía es preferiblemente tal que la densidad de corriente máxima a través del líquido en los electrodos no es de más de 50 A/m2, preferiblemente no más de 30 A/m2, más preferiblemente no más de 20 A/m2, en particular no más de 10 A/m2, y muy preferiblemente aproximadamente 1 A/m2 o menos. Valores de densidad de corriente más altos de 20 A/m2 o mayores se deben utilizar solamente a frecuencias más altas, por ejemplo 1-10 kHz. La densidad de corriente máxima más pequeña es determinada por los límites de detección, pero se usan los valores menores de 10"8 A/m2. La densidad de corriente máxima más pequeña sin embargo será generalmente de por lo menos 0.1 µA/m2. Operando en tales densidades de corriente y frecuencias de voltaje, y mediante la construcción apropiada, el sensor puede determinar la conductancia/resistencia del líquido en la cual C02 emigra sin ninguna pérdida significativa de exactitud que se presenta como resultado de la electropolarización de los electrodos. Para particularmente una exactitud alta, el potencial o corriente a través de los electrodos (y por lo tanto la resistencia o conductancia del líquido entre los electrodos) se determina usando un sistema de amplificador síncrono a la misma frecuencia que la del generador de voltaje o de la fuente de corriente eléctrica. Además se prefiere incorporar durante la detección un filtro de paso alto para filtrar la corriente con una frecuencia de menos de 100 Hz, preferiblemente menos de 150 Hz . El filtro es preferiblemente un filtro pasivo, por ejemplo un condensador y un resistor. La fuente de energía y el circuito detector pueden, si se desea, incluirse en el sensor de la invención. En este caso, si se desea que el sensor sea inalámbrico, preferiblemente también será proporcionado con medios que permitan que la señal sea detectada remotamente, por ejemplo un transmisor, por ejemplo un transmisor de RF . Un electrodo adicional puede estar con la condición de que sea conectado eléctricamente al paciente, por ejemplo a la piel del paciente. La señal de este electrodo adicional se puede procesar con la señal del sensor para compensar el ruido electromagnético del paciente. Los efectos de la electropolarización son reducidos considerablemente aumentando el área superficial de los electrodos en contacto con el líquido, por ejemplo ubicando los electrodos en los pozos localizados lejos del plano de la membrana o usando superficies de electrodos no planas, por ejemplo superficies ásperas o texturizadas . En general, por lo tanto es deseable tener una relación del área superficial de electrodos al contacto de líquido tan grande como sea posible, y tan baja como sea posible una profundidad de líquido por sobre tanto como sea posible su área de contacto con la membrana. De esta manera se reduce el tiempo de respuesta, se reduce la electropolarización, las frecuencias más bajas se pueden utilizar y los efectos de la capacitancia perdida se reducen considerablemente. La resistencia eléctrica aumentada en relación a la resistencia en los electrodos, se puede lograr restringiendo el área en sección transversal de la trayectoria eléctrica a través del líquido entre los electrodos en una zona en la cual el líquido está en contacto con la membrana, por ejemplo disminuyendo la profundidad del líquido para una parte de la trayectoria entre los electrodos, y/o asegurando un área relativamente grande de contacto entre cada electrodo y el líquido.

La resistencia del líquido en la membrana y entre los electrodos se puede aumentar por el uso de elementos estructurales para definir los canales de líquido a través de la membrana entre los electrodos, por ejemplo ubicando la membrana a través o adyacente a una porción de pared de cámara aislante en la cual se formen tales canales, por ejemplo por ataque químico. Asimismo un separador poroso se puede ubicar entre la membrana y la pared de la cámara para definir la profundidad del líquido. De hecho, tales separadores son importantes para usar donde, bajo las condiciones de presión experimentadas en el uso, la membrana es flexible lo suficiente y la profundidad del líquido detrás de la membrana es lo suficientemente pequeña, para la conductancia medida para variar con presión. En un arreglo preferido, el sensor de pC02 comprende : un cuerpo de sensor que tiene un eje longitudinal; por lo menos dos electrodos separados en una dirección transversal al eje longitudinal del cuerpo de sensor; una pluralidad de miembros de soporte que se extienden exteriormente desde el eje del cuerpo de sensor y definen entre los miembros adyacentes de soporte por lo menos un canal de líquido que proporciona una trayectoria de fluido entre los electrodos; y una membrana permeable al gas soportada por los miembros de soporte y proporciona una pared externa de los canales de líquido. Este arreglo proporciona una configuración compacta del sensor con una geometría longitudinal que se adapta a la inserción en el tejido de un paciente. Además, los miembros de soporte pueden proporcionar soporte físico a la membrana, así como definir los canales de líquido del área en sección transversal pequeña que permiten la medición exacta. Para reducir el efecto de electropolarización mencionado anteriormente, los electrodos se pueden ubicar en una cavidad en el cuerpo del sensor que tiene un área en sección transversal mayor que los canales de líquido. De esta manera, la densidad de corriente alrededor de los electrodos es reducida por el volumen mayor para el líquido. Los electrodos del sensor de pC02 se pueden extender longitudinalmente, por ejemplo de forma paralela al eje longitudinal del cuerpo de sensor. Similarmente, los canales de líquido pueden ser transversales, por ejemplo perpendiculares, al eje longitudinal del cuerpo de sensor. En un arreglo preferido, el sensor de pC02 comprende una pluralidad de canales de líquido. Por ejemplo, el sensor puede comprender por lo menos tres canales de líquido.

Los miembros de soporte pueden ser transversales al eje longitudinal del cuerpo de sensor. Por ejemplo, los miembros de soporte pueden ser perpendiculares al eje longitudinal del cuerpo del sensor en la dirección circunferencial. En un arreglo preferido, los miembros de soporte están en la forma de anillos formados sobre el eje longitudinal del cuerpo de sensor. La sección transversal de los miembros de soporte puede ser cualquier forma conveniente. Se ha encontrado en particular que miembros de soporte con una sección transversal sustancialmente triangular, en particular aserrada, se forman particularmente fácil mediante el moldeo por inyección. Alternativamente, se puede usar una sección transversal sustancialmente rectangular. Los miembros de soporte se pueden formar integralmente con el cuerpo de sensor, por ejemplo mediante el moldeo por inyección. El sensor comprende preferiblemente por lo menos cuatro miembros de soporte. El cuerpo de sensor y/o el sensor de pC02 pueden ser generalmente cilindricos. La membrana se puede arreglar para rodear el cuerpo de sensor. La geometría descrita se puede aplicar a cualquier sensor adecuado. En el arreglo preferido, el sensor es un sensor de pC02. Donde el sensor de pC02 se construye con la película de líquido en el lugar, los electrodos son preferiblemente de, o revestidos con, un material inerte tal que la resistencia del líquido no cambiará significativamente con el almacenamiento. Los materiales adecuados incluyen platino (especialmente platino negro) , oro, plata, aluminio y carbón. Se prefiere particularmente el oro. En general, se prefieren los electrodos inertes que no generan iones solvatados . La membrana puede ser de cualquier material que sea permeable al C02, y sustancialmente impermeable al solvente del líquido, cualquier electrolito y agua. Se puede utilizar politetrafluoroetileno, por ejemplo Teflon®, goma de silicona, polisiloxano, poliolefinas u otras películas de polímero aislantes, por ejemplo a espesores de 0.5 a 250 µm. Cuanto más gruesa sea la membrana, en general, más lento será el tiempo de respuesta del sensor de pC02. Sin embargo, cuanto más delgada sea la membrana mayor será el riesgo de no uniformidades o de perforación u otro daño. Convenientemente, sin embargo, el espesor de la membrana será de 1 a 100 µm, preferiblemente de 1 a 100 µm. Las paredes de la cámara del sensor de pC02 de la invención pueden ser de cualquier material adecuado, por ejemplo plástico. Preferiblemente el material debe ser capaz de resistir las condiciones usadas normalmente en la esterilización, por ejemplo esterilización por radiación (por ejemplo usando radiación gamma) o esterilización térmica (por ejemplo usando temperaturas de aproximadamente 121°C según lo utilizado en la esterilización con autoclave) . En el caso de la esterilización térmica, el líquido generalmente será estéril, llenado en el sensor después de la esterilización. Las paredes de la cámara y la membrana pueden ser del mismo material, por ejemplo Teflon®, mecanizadas para que tengan paredes de auto-soporte y una membrana más delgada permeable al gas . El sensor de pC02 de la invención es general y relativamente económico y así, a diferencia de los sensores de la técnica anterior, puede ser un dispositivo de uso único. Por otra parte la cámara de electrodos se puede hacer extremadamente pequeña sin dificultad (a diferencia de los sensores que contienen electrodos de cristal de la técnica anterior para los cuales la miniaturización presenta problemas de impedancia insuperables) . El arreglo anterior proporciona un sensor de pC02, que se puede insertar fácilmente en el tejido de un animal, incluyendo un humano, el cual se puede mantener en el tejido durante el monitoreo y se puede retirar fácilmente al completar el monitoreo. El sensor de pC0 es lo suficientemente pequeño que no causa alteraciones indebidas al tejido que es monitoreado. Por lo tanto, el sensor puede tener un diámetro máximo de 2 mm, preferiblemente 1 mm.

El sensor de temperatura se puede aplicar a la piel del paciente, durante el uso del dispositivo sensor. Sin embargo, en una modalidad de la invención, el sensor de temperatura se configura para la inserción a través de la piel del paciente. En particular, el sensor de temperatura y el sensor de pC02 se pueden incorporar en una sola unidad de sensor. Es decir el sensor de pC02 puede incluir el sensor de temperatura. Los niveles de saturación del oxígeno en la sangre se pueden medir por la oximetría de pulso. Así, el dispositivo puede comprender un sensor de oximetría de pulso. En la oximetría de pulso, la saturación de oxihemoglobina en la sangre de un paciente es determinada midiendo la absorción de la luz por la hemoglobina. El grado de absorción difiere dependiendo de si la hemoglobina está saturada o no saturada con oxígeno. El sensor de oxigenación de la sangre de acuerdo a la presente invención puede, en particular, ser un sensor de oximetría de pulso de reflectancia. Es decir el sensor se puede configurar para iluminar la piel del paciente con luz de una longitud de onda o de longitudes de onda especificadas y para medir la reflectancia de estas longitudes de onda para determinar el grado de saturación de oxígeno de la sangre del paciente. Convenientemente, por lo tanto, el sensor de oxigenación de la sangre se puede configurar para mantenerse contra la piel del paciente mediante un parche adhesivo. El dispositivo sensor puede comprender un sensor del ritmo cardíaco dedicado. Convenientemente, sin embargo, el sensor de saturación de oxígeno y el sensor del ritmo cardíaco son proporcionados por un sensor de oximetría de pulso . El dispositivo sensor puede comprender una pluralidad de sensores para los parámetros fisiológicos respectivos. Por ejemplo, el dispositivo puede comprender una serie de sensores. Tales sensores pueden medir, por ejemplo una o más de la presión parcial de dióxido de carbono, presión parcial de oxígeno, temperatura, pH o concentración de glucosa. Los sensores se pueden proporcionar, por ejemplo, en la férula o parche adhesivo. En la modalidad actualmente preferida, el dispositivo comprende un sensor de temperatura, sensor de pC02, sensor del ritmo cardíaco y un sensor de oxigenación de la sangre. El pC02, la oxigenación y la temperatura determinados por el dispositivo sensor pueden ser un valor cuantificado o pueden simplemente ser una indicación de que los valores están por encima o por debajo de uno o más valores de umbral indicativos de sepsis, valores que pueden variar de acuerdo a la localización del sitio de medición. El dispositivo sensor se puede utilizar para una sola medición o, más preferiblemente, se puede utilizar para el monitoreo continuo o repetido, por ejemplo en instalaciones de emergencia y cuidados intensivos o en salas o sanatorios de cualquier paciente en riesgo para la detección rápida y el tratamiento inmediato de cambios en los signos vitales. Aunque el sensor se ha descrito con referencia a la detección de la sepsis, se puede utilizar para detectar cualquier condición que cause hipocapnia o hipercapnia en el tejido, es decir cualquier condición que cambie el patrón respiratorio del paciente, o las condiciones que aumentarán la producción de o reduzcan la eliminación de C02. Las condiciones donde es probable que la hipocapnia se encuentre, incluyen sepsis, fiebre de un origen distinto a la sepsis per se, falla cardiaca moderada, edema pulmonar, síndrome de dificultad respiratoria agudo (ARDS) y hiperventilación de cualquier causa. Las condiciones donde es probable encontrar la hipercapnia, incluyen isquemia en el lugar en donde se localiza el sensor, choque circulatorio de origen hemorrágico, cardiaco o séptico e insuficiencia respiratoria, aguda o crónica, por ejemplo ARDS o enfermedad pulmonar obstructiva crónica (COLD) . BREVE DESCRIPCIÓN DE LAS FIGURAS Una modalidad de la invención ahora será descrita, solamente a modo de ejemplo, con referencia a las figuras anexas, en las cuales: La figura 1 es un diagrama esquemático de un sistema de detección completo que incorpora el dispositivo sensor de la invención; La figura 2 es un diagrama esquemático que ilustra el principio de medición para el sensor de pC02 en el sistema de la figura 1; La figura 3 es una vista parcialmente cortada de un sensor de pC02 de acuerdo a la invención; La figura 4 es una vista en sección transversal a lo largo de la línea A-A de la figura 3; La figura 4a es una vista amplificada del detalle indicado por el círculo en la figura 4; La figura 5 es una vista del sensor de pC02 de la figura 3 con la membrana retirada; La figura 6 ilustra una variante del sensor de pC02 de la figura 3 en donde está visible el mecanismo de unión; La figura 7 es una vista plana de un dispositivo sensor de acuerdo a una modalidad de la invención; La figura 8 es una vista lateral, parcialmente seccionada, del dispositivo sensor de la figura 7; La figura 9 es una vista lateral del dispositivo sensor de las figuras 7 y 8 en la posición de uso; La figura 10 es una vista agrandada del sensor de pC02 y de temperatura del dispositivo sensor de las figuras 7 a 9; La figura 11 muestra un dispositivo sensor de acuerdo a una modalidad alternativa de la invención; La figura 12 es una vista en perspectiva, parcialmente seccionada, del dispositivo sensor de la figura 11; La figura 13 es una vista seccional un detalle del dispositivo sensor de las figuras 11 y 12; La figura 14 es una vista plana del dispositivo sensor de las figuras 11 a 13 sin la aguja de inserción; y La figura 15 es una vista en perspectiva del dispositivo sensor en la posición de la figura 14. DESCRIPCIÓN DETALLADA DE LA INVENCIÓN De acuerdo con la invención, el sistema de detección de pC02 comprende un dispositivo sensor 50, una unidad superficial electrónica 2, y una unidad de monitoreo 3, según lo mostrado en la figura 1. El dispositivo sensor 50 comprende una unidad de sensor de pC02 y de temperatura combinado 1 y dos sensores de oximetría de pulso 54. Las figuras 7 a 10 muestran el dispositivo sensor 50 de acuerdo a una modalidad de la invención. El dispositivo 50 comprende una tira auto-adhesiva 52 sobre la cual se montan dos sensores de oximetría de pulso de reflectancia 54 y una unidad de sensor 1, que será descrita detalladamente después. Los sensores de oximetría de pulso pueden ser del tipo disponible comercialmente de Nellcor de Pleasanton, California como sensores frontales adhesivos MAX FAST. La tira auto-adhesiva 52 se proporciona con una tira desprendible 56 que se pueda desprender de la tira adhesiva 52 para descubrir la superficie adhesiva de la tira adhesiva 52 para la aplicación a la piel de un paciente. Se proporciona el dispositivo sensor 50 empaquetado con la unidad de sensor 1 en un tubo (no mostrado) llenado con una solución isotónica acuosa estéril de propilenglicol para prevenir cualquier daño, contaminación o evaporación. El dispositivo sensor 50 incluye un huso 58 proporcionado con un extractor 60. El huso 58 es recibido en un manguito flexible (o catéter) 62 que contiene las conexiones de cable 6 de la unidad de sensor 1. Según lo mostrado en la figura 10, en su extremo distal, el huso 58 acopla la unidad de sensor 1 y permite que la unidad de sensor puntiaguda 1 sea conducida a través de la piel de un paciente mediante la aplicación de presión manual al extractor 60 del huso 58. De esta manera, la unidad de sensor 1 se localiza en el músculo del paciente, por ejemplo en la axila del paciente. Cuando la unidad de sensor de pC02 1 se ha localizado correctamente en el músculo del paciente, el huso 58 se retira del manguito flexible 62 que deja el dispositivo sensor 50 en la configuración mostrada en la figura 9. El manguito 62 y los cables 6 que se conectan a la unidad de sensor 1 son suficientemente flexibles tal que el paciente siente un poco de, si lo hay, malestar con la unidad de sensor 1 en posición. La unidad de sensor 1 se mantiene en posición en el músculo mediante la tira adhesiva 52 que se adhiere a la piel del paciente. Al mismo tiempo, la adhesión de la tira adhesiva 52 a la piel lleva los sensores de oximetría de pulso 54 a su posición de uso contra la piel del paciente. Los sensores de oximetría de pulso 54 miden la reflectancia de las longitudes de onda de luz especificadas de la piel del paciente para determinar el nivel de saturación de oxígeno en la sangre del paciente. Según lo mostrado más claramente en la figura 7, las conexiones eléctricas 64 de los sensores de oximetría de pulso 54 y de la unidad de sensor 1 corren longitudinalmente a lo largo de la tira adhesiva 52 para la conexión a la unidad superficial electrónica 2. Alternativamente, según lo mostrado en la figura 9, el dispositivo sensor 50 se puede proporcionar con un dispositivo inalámbrico 70 para la comunicación con la unidad superficial electrónica 2 o con la unidad de monitoreo 3. El dispositivo sensor 50 se entrega empaquetado y esterilizado. Éste incluye un sensor conductimétrico con membrana protegida 4 con un diámetro de menos de 1 mm, y una sonda de temperatura 5 integrada en la unidad de sensor 1. Los cables 6 conectan el sensor 4 y la sonda 5 eléctricamente por medio de un conectador con la unidad superficial electrónica 2. La unidad superficial electrónica 2 envía y recibe las señales a y desde el dispositivo sensor 50. Ésta se coloca en la piel del paciente, realiza el procesamiento de la señal en señales de la unidad de sensor 1 y transmite la señal acondicionada a la unidad de monitoreo 5. La unidad de monitor 3 se basa en una computadora personal portátil 7 con una tarjeta de entrada/salida PCMCIA 8 y un software Labview (disponible de National Instruments Corporation de Austin, Texas). El sensor de pC02 4 se utiliza para las mediciones del nivel (presión parcial) del C02 (pC02) en el tejido, de acuerdo al principio de medición ilustrado en la figura 2. La cámara de medición consiste de dos cavidades pequeñas 9 con un electrodo 10 colocado en cada una. Las dos cavidades 9 se conectan mediante uno o más conductos 11 incorporados por una membrana semipermeable 12, es decir una membrana que permite solamente el transporte de C02 dentro y fuera del volumen del sensor 4. El volumen completo se llena con agua desionizada y 5% de polietilenglicol. La conductividad en el agua depende del pC02, y midiendo la conductividad entre los electrodos 10 en el volumen, se puede extraer la información concerniente al pC02. Según lo mostrado en las figuras 3 a 5, la unidad de sensor 1 comprende un soporte plástico moldeado por inyección 23, que es sustancialmente cilindrico y es rodeado por la membrana semi-permeable 12. El soporte 23 tiene una punta puntiaguda 24 en su extremo distal y una porción de cuerpo 25 que se extiende próximamente desde la punta 24. En la porción de cuerpo 25 son montados, pegando, dos electrodos de oro 10. Los electrodos 10 se extienden longitudinalmente a lo largo de los lados opuestos de la porción de cuerpo 25 y son recibidos en hendiduras respectivas en la porción de cuerpo 25. Entre la punta 24 y la porción de cuerpo 25, una proyección frustocónica 26 es proporcionada para asegurar la membrana 12 mediante un ajuste por fricción. Se proporciona una proyección correspondiente 26 en el extremo próximo de la porción de cuerpo 25. La membrana 12 se puede pegar al soporte 23, pero es importante que el pegamento usado asegure que la membrana 12 y los electrodos 10 estén seleccionados tal que no se filtren los iones en la cámara llena de agua formada entre la porción de cuerpo 25 del soporte 23 y la membrana 12. Además, las caras de sellado del soporte 23 se pueden hacer selectivamente hidrófobas para evitar la formación de una película de agua en la cual los iones se puedan filtrar. La membrana 12 se puede también asegurar al soporte 23 por medio de la conexión engastada y una junta suave, en caso de ser necesario. La membrana 12 puede actuar como la junta, particularmente donde la membrana 12 se forma de goma de silicona. Un hilo fino de contracción por calor se puede utilizar para formar la conexión engastada, al igual que el caso en la figura 6. Alternativamente, los anillos engastados de metal se pueden utilizar en ubicaciones que corresponden a las de las proyecciones de sellado 26. Se proporciona la porción de cuerpo 25 del soporte 23 con una pluralidad de rebordes 27, que se forman con un perfil aserrado para el moldeado fácil. Los rebordes 28 proporcionan soporte mecánico a la membrana 12 y también definen los conductos de fluido 11 requeridos para que el sensor 4 funcione efectivamente. Entre cada electrodo 10 y los conductos de fluido formados entre los rebordes 27 se proporciona un depósito 9 formado por la hendidura en el cual se ubica el electrodo 10. El depósito 9 proporciona una región de densidad de corriente relativamente baja alrededor de los electrodos 10 para reducir los efectos de la electropolarización . Durante la fabricación, la membrana 12 se fija sobre el soporte 23, mientras que se sumerge en la solución de agua desionizada y propilenglicol, de modo que la cámara unida por la membrana 12, electrodos 10, y los rebordes 27 se llena totalmente de líquido. Así, esta cámara forma un sensor de pC02 según lo mostrado esquemáticamente en la figura 2. Es posible que el sensor 1 incluya más de un cámara de detección. Por ejemplo, se pueden proporcionar dos electrodos paralelos 10 separados por un miembro de pared en cada lado de soporte 23. Una cámara de detección de tal modo se forma entre un electrodo 10 en un lado del soporte 23 vía los conductos de fluido 11 entre los rebordes 27 en la parte superior del soporte 23 a uno de los electrodos 10 en el otro lado del soporte 23. Una cámara de detección correspondiente se proporciona entre los electrodos restantes 10 y los conductos de fluido 11 en la parte inferior del soporte 11. Un electrodo 10 de cada una de estas cámaras se puede conectar eléctricamente al electrodo correspondiente de la otra cámara, tal que la señal eléctrica del sensor refleje la conductividad de ambas cámaras. Se incorpora en el extremo próximo del soporte 23 un sensor de temperatura 5 en forma de un termoacoplador . El sensor de temperatura 5 se utiliza para los cálculos correctivos de pC02 y para las temperaturas del tejido medidas que se exhibirán en el monitor 3, los cuales son informativos para la diagnosis médica. El sensor de temperatura 5 tiene una intervalo de medición mínimo de 33-42 °C y una exactitud mínima de +/- 0.2°C. Un cable de cintas 6 se conecta eléctrica y mecánicamente a los electrodos 10 y al sensor de temperatura . Los electrodos 10 se forman como extensiones de los conductores del cable de cintas 6. Alternativamente, los electrodos pueden se pueden formar mediante el revestimiento sobre el soporte 23. Donde el cable 6 y la conexión al soporte 23 son suficientemente fuertes, el cable 6 se puede utilizar para jalar la unidad de sensor 1 desde su posición de uso. Alternativamente, se puede proporcionar una cuerda de Keviar, por ejemplo incorporada con el cable de cintas 6, para proporcionar una conexión mecánica externa fuerte. La membrana 12 se puede extender próximamente desde el soporte 23 con el cable 6 para formar un catéter alrededor del cable 6. Alternativamente, se puede proporcionar un catéter separado 28. En este caso, el catéter 28 se une próximamente al soporte 23 de los electrodos 10 y la membrana 12. Según lo mostrado en la figura 6, el catéter 28 se puede proporcionar con una pluralidad de aberturas 29 para fijar la unidad de sensor 1 en posición en el tejido. Las aberturas 29 se arreglan tal que cuando el catéter 28 se empuja distalmente (en la dirección de la flecha B en la figura 6) , con relación al cable 6 (o a la cuerda de Keviar) , las porciones 30 del catéter 28 entre las aberturas 29 se fuerzan hacia afuera y asumen la forma mostrada en las líneas discontinuas en la figura 6. Las porciones proyectadas radialmente 30 del catéter 28 mantienen la unidad de sensor 1 en el tejido en el cual se insertan. La posición relativa del catéter 28 y el cable 6 se puede mantener con un mecanismo de bloqueo (no mostrado) hasta que sea momento de retirar del tejido la unidad de sensor 1. En este momento, el mecanismo de bloqueo se puede liberar y las porciones 30 del catéter 28 volverán a su posición relajada para poder retirar del tejido la unidad de sensor 1. La punta de catéter con el sensor integrado 4 se coloca 0.5-4 centímetros dentro del tejido para medir el pC02 a modo de detectar y monitorear el efecto del tratamiento de las enfermedades y de las condiciones mencionadas anteriormente durante un período de hasta cuatro semanas . La unidad de sensor 1 tiene un diámetro máximo de 1 mm y la distancia máxima de la punta de catéter al elemento de sensor es de 2 mm. El sensor 4 tiene un intervalo de medición de pC02 mínimo de 2-25 kPa, con una diferencia de pC02 detectable mínima de 0.2 kPa. La respuesta máxima del sensor 4 es de 20 segundos. La corriente de medición máxima permitida que está en cualquier área de la cámara de fluido es tal que j<lmA/cm2 mientras que el voltaje de entrada de medición no de es más de 50 mV RMS. Los electrodos 10 son revestidos de oro y su área total es de aproximadamente 0.3 mm2. La frecuencia de medición fmedición debe ser más alta que 100 Hz . A frecuencias más bajas, los efectos de polarización en la cámara de medición dominan las mediciones. A frecuencias por encima de 10 kHz, la impedancia baja de las capacitancias se convierte en un problema significativo. La resistencia de medición Redición esta en el intervalo de 500 kOhm a 7 MOhm. El sensor 4 está conectado eléctricamente a una unidad superficial electrónica 2 localizada en la piel del paciente mediante el cable de cintas 6, que tiene una longitud de entre 5 cm y 1 metro. El diámetro máximo del cable/catéter es de 1 mm. El cable/catéter es suave y flexible de modo que no altera excesivamente el tejido vecino. El cable/catéter y sus conexiones son también suficientemente remitentes para soportar cualquier fuerza de tracción que se pueda causar por el uso normal y "anormal". Durante la esterilización, almacenamiento y transporte, la unidad de sensor 1 es cubierto por agua desionizada, estéril y libre de endotoxina para asegurarse de que no hay pérdida sustancialmente neta de agua del depósito de sensor. Las figuras 11 a 15 muestran un dispositivo sensor 50 de acuerdo a una modalidad alternativa de la invención. A menos donde se indique lo contrario, la configuración de esta modalidad es igual a la del dispositivo sensor descrito con relación a las figuras 7 a 10. Tal como en la modalidad anterior, el dispositivo 50 comprende una tira auto-adhesiva 52 sobre la cual se montan dos sensores de oximetría de pulso de reflexión 54 y una unidad de sensor 1 según lo descrito anteriormente. La tira auto-adhesiva 52 se proporciona con una tira desprendible 56 que se puede despegar de la tira adhesiva 52 para descubrir la superficie adhesiva de la tira adhesiva 52 para la aplicación a la piel de un paciente. Se proporciona el dispositivo sensor 50 empaquetado con la unidad de sensor 1 en un tubo lleno de agua estéril 72 llenado de una solución isotónica acuosa estéril del propilenglicol para prevenir cualquier daño, contaminación o evaporación. El dispositivo sensor 50 incluye una aguja de inserción en U 74 proporcionada con un extractor 60. En el dispositivo sensor empaquetado 50, la unidad de sensor 1 y las conexiones de cable asociadas son recibidas en el canal en forma de U en la aguja de inserción 74. Con el tubo protector 72 retirado, la aguja de inserción 74 se puede conducir a través de la piel de un paciente mediante la aplicación de presión manual al extractor 60. La aguja de inserción 74 entonces se puede retirar del dispositivo sensor 50, dejando la unidad de sensor 1 ubicada en el músculo del paciente en la configuración general mostrada en la figura 14. La forma en U de la aguja de inserción 74 permite que la aguja sea desacoplada de las conexiones de cable 6 a la unidad de sensor 1 mientras que se retira. La figura 13 muestra el detalle de las conexiones entre la aguja de inserción 74 y el dispositivo sensor 50. Según lo mostrado en la figura 13, la aguja de inserción en U 74 se moldea en el extractor 60. El dispositivo sensor 50 se proporciona con un alojamiento plástico 76 que se localiza sobre y se acopla con un orificio definido en la tira auto-adhesiva 52. El alojamiento plástico 76 se une a la tira auto-adhesiva 52. En el centro del alojamiento plástico. 76 se define un agujero a través de la cual la aguja de inserción 74 pasa. Sobre el agujero en el alojamiento plástico 76, se une una guía de metal 78 en forma de un disco con un agujero central para la aguja de inserción 74 al alojamiento plástico 76. El agujero central en la guía de metal 78 tiene una forma de U que corresponde a la sección transversal de la aguja de inserción 74 y actúa para sostener la aguja 74 en posición a modo que no pueda girar y causar daño a las conexiones de cable 6 a la unidad de sensor 1. Las conexiones de cable 6 de la unidad de sensor 1 pasan desde la aguja de inserción 74 entre la guía de metal 78 y el alojamiento plástico 76, y son rodeadas por un manguito protector 62 que se pegue a la guía de metal 78. Los agujeros a través de la guía de metal 78 y del alojamiento plástico 76 son cerrados por una membrana de silicona 80 proporcionada sobre la guía de metal y a través de la cuál pasa la aguja de inserción 74. La membrana de silicona 80 se deforma elásticamente para sellar los agujeros cuando se retira la aguja de inserción 74. Según lo mostrado en la figura 13, un borde redondeado 82 del tubo de cubierta 72 se ajusta a tope en una hendidura correspondiente en el alojamiento plástico 76 para sellar el tubo 72 al dispositivo sensor 50. El tubo 72 se retira del dispositivo sensor 50 para exponer la aguja de inserción 74 cuando la unidad de sensor 1 se inserte en el músculo del paciente. Según lo mostrado en las figuras 1 y 2, la unidad superficial electrónica 2 comprende un generador sinusal 13 el cual proporciona un voltaje de por lo menos 5 Volts y una fuente de corriente de 50 mV, y se impulsa por las baterías 14. Un filtro 15 se proporciona para filtrar o mediar la entrada del amplificador síncrono 16. Se puede utilizar un filtro pasivo, el cual reduce el consumo de corriente. Un pre-amplificador 17 se combina con un servo mecanismo para eliminar la corriente CD de la señal para reducir los efectos de la electrólisis. De acuerdo al servo-arreglo, la salida del pre-amplificador se retroalimenta a su entrada vía un filtro de paso bajo. Así, solamente los componentes CD de la salida se retroalimentan y cancelan cualquier corriente CD dirigida a través del sensor de pC02. De esta manera, se asegura que no haya corriente CD a través del sensor de pC02, lo cual degradaría los electrodos. El amplificador operacional (op-amp) usado en esta etapa, consume un mínimo de corriente y tiene un valor de CMMR grande. Al mismo tiempo, la corriente de polarización es mínima. Un amplificador síncrono 16 amplifica la señal AC del sensor 4. Esto se puede lograr con los amplificadores operacionales o usando un paquete IC con por lo menos 1% de exactitud para la detección de la señal a frecuencias menores de 1 kHz . Una división galvánica 19 tal como un acoplador óptico o un acoplador de bobina se proporciona para prevenir la transferencia de ruido de la unidad de monitoreo 3 y se asocia al cableado 18. El acoplador óptico es favorecido normalmente debido a la relación de a señal de ruido. Una amplificación de señal de temperatura y una unidad de acondicionamiento 20 se proporciona para amplificar la señal del sensor de temperatura 5. La unidad electrónica 2 es impulsada por una batería de tipo estándar recargable y cambiable 14. La capacidad de la batería es suficiente para 14 días de monitoreo continuo. La unidad superficial 2 también se proporciona con un indicador LED de apagado/encendido 21, y un indicador del estado de la batería (no mostrado) . La comunicación entre la unidad superficial 2 y el monitoreo 3 es análoga a través de un cable blindado 18. Sin embargo, la unidad superficial 2 puede incluir un convertidor de análogo a digital tal que la comunicación entre la unidad superficial 2 y el monitoreo 3 puede ser digital, por ejemplo mediante la transmisión alámbrica digital o transmisión inalámbrica digital. El cable 18 es por lo menos de 4 m de largo y ligero y flexible. Según lo mostrado en las figuras 1 y 2, una corriente CA es generada por el generador sinusal 13 y alimentada a uno de los electrodos de sensor de pC02 10 y al amplificador síncrono 16. La señal de paso alto del otro electrodo de pC02 10 pasa a través de un filtro 15 a un amplificador de bajo ruido 17 y de allí al amplificador síncrono 16 donde se compara a la señal de referencia generada por el generador sinusal 13. Los componentes fuera de fase, es decir, los componentes indeseados, de la señal se rechazan y la porción restante de la señal se amplifica. La señal amplificada es proporcional a pC02 (o a la conductancia) y pasa para la manipulación de registro o posterior al monitoreo 3. La unidad superficial 2 también se puede conectar eléctricamente a un electrodo de referencia (no mostrado) que se conecta eléctricamente a la piel del paciente. La señal del electrodo de referencia se puede utilizar para compensar las señales de la unidad de sensor 1 para el efecto de ruido electromagnético generado por el paciente. Una sola unidad superficial 2 puede recibir señales de varias unidades de sensor 1 y proporcionar una salida multiplexada a la unidad de monitoreo 3. La unidad de monitoreo 3 comprende una PC portátil 7 que incluye un CD RW y un puerto IR, y una tarjeta PCMCIA 1/0 8, la cual puede recolectar simultáneamente las señales de por lo menos 4 diferentes unidades superficiales 2. La tarjeta PCMCIA 8 puede tener un acoplador no-galvánico integrado. La fuente de alimentación 22 para la unidad de monitoreo 3 es de un tipo aprobado médicamente que opera a 110 V y 230 V. Las funciones del software de la unidad de monitoreo 3 implementar en Labview, una paquete de software disponible de Nacional Instruments de Austin, Texas y de capaz de controlar simultáneamente hasta 4 diferentes unidades superficiales. El software proporciona la facilidad para la calibración de los sensores con tres puntos de calibración y una segunda función de calibración de orden. El software se puede modificar para soportar cualquier otro número de puntos de calibración y cualquier tipo de función de calibración. El software también tiene la facilidad de normalizar la señal del dispositivo sensor 50 durante intervalos de tiempo definidos. Es posible tener por lo menos dos niveles de alarma para los valores de medición y dos niveles de alarma para sus gradientes. Los gradientes de valor de medición se calculan para intervalos de tiempo individualmente definidos. La alarma es visible y audible. Es posible detener una indicación de alarma mientras que se mantienen activas otras alarmas. El monitoreo 3 puede registrar todos los valores medidos, ajustes de parámetro y alarmas a través de una sesión. Con un segundo intervalo de registro 30 debe haber una capacidad de almacenamiento para por lo menos 10 sesiones de dos semanas sobre en el disco duro. El registro de sesión se puede guardar en un CD grabable en un formato que sea legible por Microsoft Excel. El dispositivo sensor 50 de acuerdo a esta modalidad de la invención puede proporcionar, en un solo dispositivo, la medición de pC02, temperatura y oxigenación de la sangre del músculo del paciente. Con esta información, un médico puede identificar, entre otras condiciones, el inicio de la sepsis en el paciente rápida y exactamente. Aunque el dispositivo sensor se ha descrito en la presente con referencia particular a la medición de pC02, la configuración general del dispositivo sensor se puede utilizar para otros sensores fisiológicos, por ejemplo temperatura corporal, presión parcial de oxígeno, pH o concentración de glucosa. Se hace constar que con relación a esta fecha, el mejor método conocido por el solicitante para llevar a la práctica la citada invención, es el que resulta claro de la presente descripción de la invención.

Claims (12)

1. REIVINDICACIONES Habiéndose descrito la invención como antecede, se reclama como propiedad lo contenido en las siguientes reivindicaciones : 1. Dispositivo sensor fisiológico, caracterizado porque comprende en combinación: un sensor para la medición de la presión parcial de dióxido de carbono (pC02) ; un sensor de temperatura corporal; un sensor del ritmo cardíaco; y un sensor de la saturación de oxígeno.
2. 2. Dispositivo sensor de conformidad con la reivindicación 1, caracterizado porque el sensor de pC02 se configura para la inserción a través de la piel de un paciente.
3. 3. Dispositivo sensor de conformidad con la reivindicación 1 ó 2, caracterizado porgue el sensor de temperatura se configura para la inserción a través de la piel de un paciente.
4. 4. Dispositivo sensor de conformidad con cualquiera de las reivindicaciones anteriores, caracterizado porque el sensor de temperatura y el sensor de pC02 son proporcionados por una unidad de sensor para la inserción a través de la piel de un paciente.
5. 5. Dispositivo sensor de conformidad con cualquiera de las reivindicaciones 2 a 4, caracterizado porque comprende una punta afilada para pinchar la piel de un paciente durante la inserción del sensor de pC02.
6. 6. Dispositivo sensor fisiológico, caracterizado porque comprende un sensor de pC02 configurado para la inserción a través de la piel de un paciente y una punta afilada para pinchar la piel de un paciente durante la inserción del sensor de pC02.
7. 7. Dispositivo sensor de conformidad con la reivindicación 5 ó 6, caracterizado porque la punta afilada es proporcionada por una aguja hueca retirable en la cual está ubicado el sensor de pC02 para la inserción a través de la piel de un paciente.
8. 8. Dispositivo sensor de conformidad con cualquiera de las reivindicaciones anteriores, caracterizado porque el sensor de saturación de oxígeno se configura para la aplicación a la superficie de la piel de un paciente.
9. 9. Dispositivo sensor de conformidad con la reivindicación 8, caracterizado porque el sensor del ritmo cardíaco y el sensor de saturación de oxígeno son proporcionados por un sensor de oximetría de pulso.
10. 10. Dispositivo sensor de conformidad con cualquiera de las reivindicaciones anteriores, caracterizado porque comprende un parche adhesivo para adherir el dispositivo a la piel de un paciente.
11. 11. Dispositivo sensor fisiológico, caracterizado porque comprende un sensor de pC02 configurado para la inserción a través de la piel de un paciente y un parche adhesivo para adherir el dispositivo a la piel de un paciente para mantener en posición el sensor de pC02 insertado.
12. 12. Dispositivo sensor de conformidad con cualquiera de las reivindicaciones anteriores, caracterizado porque el sensor de pC02 comprende una cámara unida, por lo menos en parte, por una membrana permeable al dióxido de carbono y que contiene un líquido sustancialmente libre de electrólitos y por lo menos dos electrodos.