MX2013009761A - Ensamble de sujetador de sensor protegido y camara de sangre para sistema de monitoreo de sangre optico. - Google Patents
Ensamble de sujetador de sensor protegido y camara de sangre para sistema de monitoreo de sangre optico.Info
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Abstract
Un sistema de monitoreo de sangre óptico para bloquear que la luz no deseada llegue a los sensores que se encuentran en el ensamble de gancho de sensor sujetados a una cámara de sangre conectada en un sistema de tratamiento de sangre extracorpóreo. La cámara de sangre tiene una cavidad de flujo interno para comunicar el flujo de sangre extracorpóreo y las ventanas de visualización, para permitir que el ensamble de gancho de sensor ilumine la sangre con la luz, conforme la sangre fluye a través de la cámara de sangre con el objeto de monitorear las características de la sangre. El ensamble de gancho de sensor incluye cabezas opuestas con emisores LED y fotodetectores. En una modalidad, los lentes en las cabezas están rodeados por protecciones que se extienden desde los lentes, de modo que cuando el ensamble de gancho de sensor es sujetadorurado a la cámara de sangre, las protecciones bloquean que la luz no deseada alcance los fotodetectores. Ya sea alternativamente o como un complementos de las protecciones, la cámara de sangre incluye una parte opaca o una parte con color para atenuar las longitudes de onda de luz particulares, para incrementar en forma adicional la capacidad general de la cámara de sangre y ensamble de gancho de sensor, para bloquear que la luz no deseada alcance los fotodetectores.
Description
ENSAMBLE DE SUJETADOR DE SENSOR PROTEGIDO Y
CÁMARA DE SANGRE PARA SISTEMA DE MONITOREO DE
SANGRE ÓPTICO
Solicitudes Relacionadas
La presente solicitud reclama la prioridad de la Solicitud Provisional Norteamericana No. 61/553,078, presentada el 28 de octubre de 2011. Esta solicitud también reclama la prioridad de la Solicitud Norteamericana No. 13/034,788, presentada el 25 de febrero de 2011. Las descripciones de estas solicitudes están incorporadas en su totalidad a la presente invención como referencia .
Campo de la Invención
La presente descripción se refiere de manera general a sistemas de monitoreo de sangre óptico utilizados para monitorear el flujo de sangre extracorpóreo del paciente, y tomar medidas de hematocritos, niveles de saturación de oxígeno y/o otros constituyentes de la sangre en tiempo real. La presente descripción está dirigida más particularmente a mejorar la inmunidad al ruido de dichos sistemas.
Antecedentes de la Invención
Los pacientes con falla renal o falla renal parcial, normalmente pasan por tratamiento de hemodiálisis con el objeto de eliminar toxinas y fluidos en exceso de su sangre. Para hacer esto, se toma la sangre de un paciente a través de
una aguja o catéter de entrada, que extrae sangre de una arteria o vena localizada en una ubicación de acceso aceptada en forma específica -- por ejemplo, una derivación colocada en forma quirúrgica en un brazo, fémur, subclavia y similares. La aguja o catéter se conecta a una tubería extracorporea que es alimentada a una bomba peristáltica, y posteriormente a un dializador que limpia la sangre y elimina el fluido en exceso. La sangre limpia posteriormente regresa al paciente a través de una tubería extracorpórea adicional y otra aguja o catéter. Algunas veces, se ubica un gotero de heparina en el circuito de hemodiálisis para evitar que la sangre se coagule.
Conforme la sangre extraída pasa a través del dializador, viaja en tubos tipo paja dentro del dializador, que sirven como pasajes semipermeables para la sangre no limpia. La solución del dializado fresca entra al dializador en su extremo de corriente descendente. El dializado rodea los tubos tipo paja y fluye a través del dializador en la dirección opuesta de la sangre que fluye a través de los tubos. El dializado fresco recolecta toxinas que pasan a través de los tubos tipo paja mediante difusión y los fluidos en exceso en la sangre, mediante ultrafiltración. El dializado que contiene las toxinas eliminadas y los fluidos en exceso, se elimina como un desperdicio. Los glóbulos rojos que permanecen en los tubos tipo paja y su conteo de volumen, no se ve afectado por el proceso.
Con frecuencia se utiliza un sistema de monitoreo de sangre durante el tratamiento de hemodiálisis u otros tratamientos que implican flujo de sangre extracorpóreo. Un ejemplo es el sistema de monitoreo CRIT-LINE® vendido por Fresenius USA Manufacturing, Inc. of Waltham, MA. El sistema de monitoreo CRIT-LINE® utiliza técnicas ópticas para medir en forma no invasiva en tiempo real el nivel de hematocritos y de saturación de oxígeno en la sangre que fluye a través del sistema de hemodiálisis. El sistema de monitoreo de sangre mide la sangre en una cámara de sangre estéril unida en línea a la tubería extracorpórea , normalmente en la parte arterial del d i a I i z a d o r .
En general, las cámaras de sangre junto con el conjunto de tubos y el dializador, son reemplazadas para cada paciente. La cámara de sangre está proyectada para un solo uso. La cámara de sangre define una cavidad de flujo de sangre interna que comprende una región de visión sustancialmente plana, y dos lentes de visión opuestos. Se sujetan en la cámara de sangre sobre las lentes, emisores LED y fotodetectores del monitor de sangre óptico. Las longitudes de onda de luz múltiples pueden ser dirigidas a través de la cámara de sangre y la sangre del paciente que fluye a través de la cámara con un fotodetector que detecta la intensidad resultante de cada longitud de onda.
Las longitudes de onda preferidas para medir los
hematocritos son de aproximadamente 810 nm, lo cual es sustancialmente isobéstico para glóbulos rojos, y de aproximadamente 1300 nm, lo cual es sustancialmente isobéstico para agua. Una técnica ratiométrica implementada en el controlador CRIT-LINE®, sustancialmente como se describe en la Patente Norteamericana No. 5,372,136 titulada "Sistema y Método para Monitoreo de Hematocritos no Invasivos", que fue emitida el 13 de Diciembre de 1999, y está asignada al cesionario de la presente solicitud, utiliza esta información de intensidad de luz para calcular en tiempo real el valor de hematocritos del paciente. El valor de hematocritos, tal como es extensamente utilizado en la técnica, es un porcentaje determinado por la proporción entre (1) el volumen de los glóbulos rojos en una muestra de sangre determinada, y (2) el volumen general de la muestra de sangre.
En una instalación clínica, se puede determinar en tiempo real el porcentaje real de cambio en el volumen de sangre que ocurre durante la hemodiálisis, a partir del cambio en los hematocritos medidos. Por lo tanto, un monitor de sangre óptico tiene la capacidad de monitorear en forma no invasiva, no únicamente el nivel de hematocritos del paciente, sino también el cambio en tiempo real en el volumen de sangre del paciente durante una cesión de tratamiento de hemodiálisis. La capacidad de monitorear en tiempo real el cambio en el volumen de la sangre, ayuda a facilitar una hemodiálisis efectiva,
segura.
Para monitorear la sangre en tiempo real, se montan diodos de emisión de luz (LEDs) y fotodetectores para ellos en dos cabezas opuestas de un ensamble de sujetador de sensor, que se ajusta sobre la cámara de sangre. Para la precisión del sistema, es importante que los LEDs y los fotodetectores se localicen en una posición y orientación predeterminada cada vez que el ensamble del sujetador de sensor, se sujeta sobre la cámara de sangre. La posición y orientación predeterminada asegura que la luz que recorre de los LEDs a los fotodetectores, viaje a través de un lente de la cámara de sangre.
El monitor óptico es calibrado para las dimensiones específicas de la cámara de sangre, y la posición y orientación específica del ensamble de sujetador de sensor con respecto a la cámara de sangre. Para este propósito, las cabezas de los sujetadores de sensor están diseñadas para acoplarse con la cámara de sangre, de modo que los LEDs y los fotodetectores estén en una posición y orientación conocidas. En el sistema de monitoreo CRIT-LINE®, la cabeza de los sujetadores del sensor y la cámara de sangre, tienen configuraciones complementarias en forma de D.
Bajo ciertas condiciones, se puede mezclar la luz no deseada con la luz que viaja directamente desde los LEDs, a través de la sangre en la cámara y en los fotodetectores,
originando imprecisiones en los niveles de saturación de oxígeno y/o hematocritos medidos. Las técnicas de procesamiento de señal, remedian la mayor parte de los aspectos que pertenecen a la luz ambiental bajo la mayor parte de las condiciones. Además, las cámaras de sangre pueden incluir un "foso" alrededor del área del lente, lo cual permite que la sangre fluya alrededor del área de la lente, así como a través de la misma. Este "foso" se llena con sangre, y bajo la mayor parte de las condiciones, bloquea en forma efectiva la luz no deseada para que no llegue a los fotodetectores en el ensamble de sujetador de sensor. La efectividad del foso depende de muchos factores que incluyen la condición de la sangre del paciente, y el espectro de longitud de onda de la luz no deseada. Por ejemplo, cuando un paciente muestra valores de hematocrito muy bajos, se ve comprometida la capacidad del foso para bloquear en forma efectiva la luz no deseada, lo que permite que entren mayores cantidades de ruido dentro de la señal medida por los fotodetectores.
Breve Descripción de la Invención
Un objetivo principal de la presente descripción, es facilitar la medida precisa de los niveles de hematocritos y saturación de oxígeno en el rango dinámico completo esperado de sus valores, y para mantener particularmente valores altamente precisos cuando la sangre está siendo medida, se caracteriza por bajos niveles de hematocritos.
En un aspecto de la presente descripción, un cuerpo de una cámara de sangre se elabora de al menos parcialmente un material opaco para una región de longitud de onda de rayo de luz asociada con la cámara de sangre, para calcular los niveles de saturación de oxígeno de la sangre que fluye a través de la cámara de sangre, para atenuar de esta forma la luz (ruido) no deseada, y evitar de manera efectiva que se mezcle con el rayo de luz de la medición. La atenuación de la luz no deseada (por ejemplo, ducto de luz a través del cuerpo de la cámara) incrementa el rango de medidas precisas de los niveles de saturación de oxígeno y particularmente, mejora la precisión de las medidas en bajos niveles de saturación de oxígeno que comúnmente están presentes cuando los pacientes tienen bajos valores de hematocritos. Para proteger en forma adicional contra la inyección de ruido en el rayo de luz de medición, otro aspecto de la presente descripción protege fotoemisores y fotodetectores que crean y detectan el rayo de luz con el objeto de evitar que la luz ambiental se mezcle fuertemente con el rayo de medición. La protección es una parte integral ya sea de la cámara de sangre y/o de un ensamble de sujetador de sensor que genera y detecta el rayo de luz. En la modalidad ilustrada, la protección es parte del ensamble del clip del sujetador de sensor y un extremo libre de cada protección es recibido por un receptáculo anular en la cámara de sangre. No obstante, la protección puede ser, alternativamente, parte de la cámara de
sangre y parte del receptáculo del sujetador. De cualquier forma, cada protección rodea y se extiende entre una ventana de la cámara de sangre y un lente de los fotoemisores o los fotodetectores. Al extender cada protección más allá del lente en la cabeza del ensamble del sujetador de sensor, la protección aisla efectivamente el ruido óptico que procede tanto de la luz ambiental como de la luz indirecta procedente de los fotoemisores, que da como resultado la canalización de la luz de los fotoemisores a través de las áreas de la cámara fuera de la ventana.
Otro aspecto de la presente descripción, permite que las protecciones sujeten el ensamble de gancho de sensor a la cámara de sangre, proporcionando de esta forma una interfaz ópticamente robusta y mecánicamente segura, entre la cámara y el sujetador. Para asegurar el sujetador y la cámara de sangre, la modalidad ilustrada incluye un resorte en el sujetador, de modo que la cámara de sangre quede sujetada entre las dos cabezas del sujetador. Cuando se acoplan con las protecciones, los receptáculos anulares en la cámara de sangre alinean los fotoemisores y los fotodetectores con las ventanas de la cámara de sangre. Para evitar la rotación relativa entre ellos, la interfaz entre el sujetador y la cámara incluye un tope mecánico. En la modalidad ilustrada, la cámara de sangre incluye una o más presillas antirotación, que son recibidas por las ranuras antirotación complementarias que se encuentran en
el alojamiento, para evitar la rotación relativa. Para las presillas antirotación y el acoplamiento, las ranuras complementarias pueden tomar cualquier forma geométrica razonable. Además, otros tipos de sujetadores y topes de rotación pueden trabajar igualmente bien, y están contemplados. Por ejemplo, ya sea la cámara de sangre o el sujetador pueden incluir postes de alineación que guían la cámara de sangre y al sujetador dentro de un encaje adecuado, tanto para registrar los LEDs como los fotodetectores con los lentes y evitar la rotación.
Otras ventajas y características de la presente descripción podrán ser apreciadas por los expertos en la técnica al momento de revisar los dibujos y la siguiente descripción de los mismos.
Breve Descripción de las Figuras
La figura 1, es una vista en perspectiva de un paciente que está pasando por tratamiento de hemodiálisis con un monitor de sangre óptico, no invasivo que monitorea la sangre del paciente en tiempo real conforme ésta pasa a través de la tubería extracorporea en el sistema de hemodiálisis utilizando una cámara de sangre y ensamble de gancho de sensor convencional.
La figura 2A, es una vista en perspectiva del ensamble de gancho de sensor y la cámara de sangre de la figura 1.
La figura 2B, es una vista en perspectiva de la figura 2A
con la cámara de sangre eliminada del ensamble de sujetador, con el objeto de observar de mejor manera la cámara de sangre;
La figura 3A, es una vista aislada de la cámara de sangre mostrada en las figuras 1 y 2A.
La figura 3B, es una vista aislada del ensamble de gancho de sensor mostrado en las figuras 1 y 2A.
La figura 4A, es una vista de sección transversal, longitudinal de la cámara de sangre y el ensamble de gancho de sensor, tomada a lo largo de la línea 4-4 en la figura 2A.
La figura 4B, es una vista de sección transversal de la cámara de sangre y el ensamble de gancho de sensor en la figura 4A, con el ensamble de sujetador expandido fuera de la cámara de sangre.
La figura 5A, es un dibujo esquemático que ilustra la detección de luz y la luz infrarroja en diversas longitudes de onda a través de la cámara de sangre, con el objeto de monitorear la saturación de hematocritos y oxígeno de la sangre que pasa a través de la cámara de sangre.
La figura 5B, es un dibujo esquemático similar al de la figura 5A, que ilustra en forma adicional el efecto de la luz ambiental o canalizada que no pasa a través de la trayectoria directa a través de la sangre en la cámara de flujo de sangre.
La figura 6 es una vista de elevación frontal del controlador del monitor de sangre óptico que ilustra datos que
incluyen los niveles en tiempo real de hematocrito (HCT), el cambio en el volumen de sangre (BVA), hemoglobina (HBG) y saturación de oxígeno (SAT), así como la cantidad de tiempo en la sesión de tratamiento de hemodiálisis y una representación gráfica del cambio en el volumen de sangre durante el curso de la sesión de tratamiento de hemodiálisis.
La figura 7, es una vista en perspectiva de una cámara de sangre construida de acuerdo con la primera modalidad.
La figura 8 es una vista similar a la figura 7 que muestra un cuerpo de ventana expandido fuera del cuerpo de la cámara.
La figura 9, es una vista en perspectiva de la parte trasera de la cámara de sangre mostrada en las figuras 7 y 8.
La figura 10, es una vista de sección longitudinal tomada a lo largo de la línea 10-10 en la figura 7.
La figura 11, es una vista seccionada tomada a lo largo de la línea 1-1 en la figura 10.
La figura 12, es una vista similar a la figura 8 que ilustra una segunda modalidad.
La figura 13, es una vista seccionada longitudinal de la segunda modalidad.
La figura 14, es una vista seccionada tomada a lo largo de la línea 14-14 en la figura 13.
La figura 15, es una vista en perspectiva de un lado de la cámara de sangre construida de acuerdo con una tercera modalidad.
La figura 16, es una vista en perspectiva de la otra parte de la cámara de sangre mostrada en la figura 15.
La figura 17, es una vista de elevación frontal de la cámara de sangre mostrada en la figura 15.
La figura 18, es una vista de sección transversal, longitudinal tomada a lo largo de la línea 18-18 en la figura 15.
La figura 19, es una vista en perspectiva de una modalidad alternativa del ensamble de gancho de sensor para acoplarse a la tercera modalidad de la cámara de sangre.
La figura 20A, es la vista en perspectiva del ensamble de gancho de sensor de la figura 19 sujetado a la cámara de sangre de las figuras 15 a 18.
La figura 20B, es la vista en perspectiva del ensamble de gancho de sensor y la cámara de sangre en la figura 20A, con el ensamble de gancho de sensor expandido fuera de la cámara de sangre para permitir una mejor vista de las superficies del ensamble y la cámara que encajan cuando las dos se sujetan juntas.
La figura 21A, es una vista de sección transversal, longitudinal del ensamble de gancho de sensor sujetado a la cámara de sangre tomada a lo largo de la línea 21-21 en la figura 20A.
La figura 21B, es una vista de sección longitudinal de la figura 21A, con el ensamble del gancho de sensor expandido fuera de la cámara de sangre.
La figura 22, ilustra una distribución alternativa para sujetar la cámara de sangre al ensamble de gancho de sensor.
La figura 23, es una vista en perspectiva de la cámara de sangre de la figura 22, que muestra una de las caras de la cámara que se acoplan a un brazo del ensamble de gancho de sensor.
La figura 24, es una vista en perspectiva de la cámara de sangre de la figura 22 que muestra la otra cara de la cámara que se acopla con el otro brazo del ensamble de gancho de sensor.
La figura 25A, ilustra una vista en perspectiva de aún una modalidad alternativa adicional de la cámara de sangre.
La figura 25B, es una vista superior en elevación de la cámara de sangre de la figura 25A.
La figura 25C, es una vista lateral en elevación de la cámara de sangre de la figura 25A.
La figura 25D, es una vista de sección transversal longitudinal de la cámara de sangre de la figura 25A.
La figura 25E, es una vista en perspectiva expandida de la cámara de sangre de la figura 25A.
La figura 26A, es una vista en perspectiva de la parte de cuerpo principal de la cámara de sangre de las figuras 25A a E.
La figura 26B, es una vista superior en elevación de la parte de cuerpo principal de la cámara de sangre de la figura 26A.
La figura 27A, es una vista en perspectiva de uno de los dos lentes en oposición de la cámara de sangre de las figuras 25A a E.
La figura 27B, es una vista inferior en elevación de los lentes de la figura 27A.
La figura 28A, es una vista lateral en elevación del conector de la cámara de sangre de las figuras 25A-E.
La figura 28B, es una vista superior en elevación del conector de la figura 28A.
La figura 29A, es una vista expandida en perspectiva del ensamble de gancho de sensor y la cámara de sangre de las figuras 25A a E.
La figura 29B, es una vista en elevación de la superficie de correspondencia de la protección de un brazo del ensamble de gancho de sensor de la figura 29A.
La figura 29C, es una vista en perspectiva del ensamble de gancho de sensor unido a la cámara de sangre de las figuras 25A a E.
La figura 29D, es una vista de sección transversal longitudinal de la cámara de sangre de las figuras 25A a E, cuando se adhieren al ensamble de gancho de sensor de la figura 29A.
La figura 29E, es una vista de sección transversal de la cámara de sangre de las figuras 25A a E, cuando se une al ensamble de gancho de sensor de la figura 29A.
Descripción Detallada de la Invención
La figura 1, ilustra a un paciente 10 que está pasando por tratamiento de hemodiálisis con un sistema de hemodiálisis convencional 12, y también ilustra un monitor de sangre óptico, no invasivo 14. La clínica de hemodiálisis típica, tendrá diversos sistemas de hemodiálisis 12 para tratar pacientes.
Se inserta una aguja o catéter de entrada 16 en un sitio de acceso del paciente 10, tal como una derivación en el brazo, y se conecta a la tubería extracorpórea 18 que conduce a una bomba peristáltica 20 y posteriormente a un dializador o filtro de sangre 22. El dializador 22 elimina toxinas y el fluido en exceso de la sangre del paciente. La sangre dializada se regresa del dializador 22 al paciente a través de la tubería extracorpórea 24, y regresa la aguja o catéter 26. El flujo de sangre extracorpóreo en los Estados Unidos de América, generalmente recibe un goteo de heparina para evitar la coagulación, aunque esto no se muestra en la figura 1. Se eliminan los fluidos en exceso y las toxinas mediante líquido de dializado limpio, el cual es suministrado al dializador 22 a través del tubo 28 y eliminado para desecho a través del tubo 30. La sesión de tratamiento de hemodiálisis típica, en los Estados Unidos de América toman aproximadamente 3 a 5 horas. En un tratamiento de hemodiálisis típico tal como se describe en la figura 1, el sitio de acceso extrae sangre arterial del paciente. Si no está disponible un acceso arterial, entonces
se puede utilizar un catéter venoso para accesar a la sangre del paciente. Tal como se menciona, otras aplicaciones de diálisis tal como la Terapia de Reemplazo Renal Continuo (CRRT) de flujo lento, algunas veces se utiliza en la Unidad de Cuidados Intensivos, y las medidas de perfusión de flujo de alto nivel durante la cirugía cardíaca, también miden la sangre del paciente. La técnica actual indica que los niveles de saturación de oxígeno en la sangre venosa se correlacionan con la salida cardíaca del paciente. El monitor de sangre típico 14 mostrado en la figura 1, se puede utilizar también en estas otras aplicaciones.
El monitor de sangre óptico 14 incluye una cámara de sangre 32, un ensamble de gancho de sensor 34 y un controlador 35. La cámara de sangre 32 normalmente se localiza en línea con la corriente ascendente de la tubería extracorpórea 18 del dializador 22. La sangre de la bomba peristáltica 20 fluye a través de la tubería 18 dentro de la cámara de sangre 32. El ensamble de sensor preferido 34, incluye fotoemisores LED que emiten luz sustancialmente en 810 nm, lo cual es isobéstico para glóbulos rojos, sustancialmente 1300 nm, lo cual es isobéstico para agua, y sustancialmente 660 nm, lo cual es sensible para hemoglobina oxigenada. La cámara de sangre 32 incluye ventanas, de modo que los emisores y detectores del sensor puedan ver la sangre que fluye a través de la cámara de sangre 32, y determinar el
valor de hematocrito y el valor de saturación oxígeno del paciente en tiempo real, utilizando técnicas ratiométricas conocidas.
Haciendo referencia ahora a las figuras 2A a 4B, el cuerpo de una cámara de sangre convencional 32 está elaborado de policarbonato claro, de grado médico, moldeado. Incluye un borde escalonado, elevado 33 que tiene una configuración de doble D. También se incluyen dos ventanas de visión 36, 38 (ver la figura 4A). En las modalidades ilustradas descritas posteriormente, la entrada 40 y la salida 42 de la cámara de sangre están diseñadas para ser compatibles con los dispositivos de conexión de la industria médica estándar, convencionalmente conocidos como conectores de cerradura Luer. Alternativamente, uno o ambos de la entrada 40 y la salida 42 pueden configurarse para incluir una abertura que acepta la circunferencia externa de la tubería 30.
En la cámara de sangre 32 mostrada en las figuras 2A y 4B, la entrada 40 está moldeada integralmente con la cámara de sangre 32, mientras que la salida 42 consiste en un adaptador de conexión fuera del anaquel adecuado, unido al cuerpo de la cámara de sangre 32. El adaptador es preferentemente de un material sin látex y sin ftalato, tal como AM287T tri-octil-trimelitato. La unión del adaptador para proporcionar la salida 42, se logra utilizando un coctel de solvente mezclado de 50% de cetona de metil etilo y 50% de
Ciclohexano. La unión del adaptador al cuerpo de la cámara de sangre, debe llevarse a cabo cuidadosamente para evitar que se extraiga solvente dentro de la cavidad de la cámara de sangre. La exposición de la cavidad interna de la cámara de sangre al solvente, agrietará el cuerpo de la cámara.
El ensamble de sensor 34 incluye subensambles de emisor y detector 44 y 46, respectivamente. Haciendo referencia a las figuras 3B y 4A, cada uno de los subensambles de emisor y detector 44 y 46, tienen una parte de cabeza 47 y 45, respectivamente. Haciendo referencia a la vista de sección transversal en la figura 4A, cada lado de las cabezas 45, 47 proporciona una abertura en la cual se montan los lentes de difusión moldeados 50, 54. El ensamble de sensor 34 es un ensamble de sujetador cargado con resorte adaptado para ser montado en forma removible en la cámara de sangre 32, tal como se muestra en la figura 2A.
Cada una de las cabezas 47 y 45, tiene una configuración de doble D que complementa la configuración de doble D de la cámara de sangre 32, tal como se aprecia de mejor manera en la figura 3A. La configuración de doble D de intercierre, fija el gancho de sensor 34 en una posición predeterminada, tanto lateral como rotacionalmente, cuando se sujeta a la cámara de sangre 32 tal como se ilustra en la figura 2A. El fijar el gancho de sensor 34 en una posición predeterminada, significa que se reduce significativamente el ruido del sistema inducido por un
sensor de rotación libre en la cámara de sangre. Tal como se apreciará a partir de las diversas modalidades que se ilustran más adelante, están contempladas varias distribuciones mecánicas para fijar el ensamble de gancho de sensor 34 en la cámara de sangre, para colocar correctamente los fotoemisores y fotodetectores con respecto a las ventanas de visión de la cámara de sangre.
Un lado de la cámara 32 está moldeado para tener una configuración de doble D que complementa y recibe la configuración de doble D de la cabeza 45 del ensamble de sensor 34, con el objeto de fijar el ensamble en una posición predeterminada con respecto a la cámara de sangre 32, cuando el ensamble y la cámara de sangre están sujetados juntos. Tal como se mencionó, la cámara de sangre 32 es un componente de policarbonato claro de un solo uso. Entre los tratamientos de los pacientes, la cámara de sangre 32 es reemplazada junto con la tubería extracorpórea 18, 24, y el filtro de sangre 22.
Tal como se muestra de mejor manera en las figuras 4A y 4B, un tablero de circuito de emisor 48 que contiene LEDs que emiten luz sustancialmente en 660 nm, 810 nm y 1300 nm, está montado dentro del alojamiento del subensamble de sensor 46. Los fotoemisores en el tablero de circuito LED 48, emiten luz visible e infrarroja a través de los lentes moldeados 50 montados en la cabeza 45. Dirigen luz visible e infrarroja directa a través de la ventana de visión 36 de la cámara de
sangre 32. El controlador 35 (figura 1), controla la operación de los emisores y detectores LED respectivos, con el objeto de multiplexar las medidas de longitud de onda independientes de modo que las medidas del emisor y el detector respectivo, permanezcan correlacionadas.
Otro tablero de circuito 52 contiene fotodetectores, al menos uno elaborado de silicón para detectar la intensidad de luz sustancialmente en 810 nm y 660 nm, y al menos uno elaborado de InGaAs para detectar la intensidad de luz en 1300 nm. El tablero de circuito de detector 52 está montado dentro del alojamiento del subensamble de detector 44. Un lente moldeado 54 está montado en la cabeza 47 del subensamble 44. El controlador 35 incluye el hardware y el software de adquisición de datos que reciben señales proporcionales a las intensidades detectadas por los diodos de detector InGaAs y Si.
La ventana de visión 38 en la cámara de sangre 32 facilita la transmisión de la luz visible e infrarroja en las longitudes de onda respectivas hacia los detectores en el tablero del circuito 52 del subensamble de detector 44. Se debe observar que la ventana de visión 38 está moldeada en un inserto separado 58 (referido como el cuerpo del lente 58) que está soldada mediante ultrasonido al cuerpo de la cámara de sangre 32. La sangre fluye desde la entrada 40 a través del pasaje 60 hasta una región de visión central 62, también referida en la presente invención como una cavidad interna de flujo de sangre 62. La
cavidad interna de flujo de sangre proporciona una región de visión sustancialmente plana, delgada (por ejemplo con menos de 0.1 pulgadas (x 2.54 cm) para la sangre que fluye a través de la cámara de sangre 32. La luz visible o infrarroja multiplexada en las tres longitudes de onda seleccionadas, de aproximadamente 810 nm, 1300 nm y 660 nm, son transmitidas a través de la sangre que fluye a través de la región de visión plana proporcionada por la cavidad interna de flujo de sangre 62, así como a través de las ventanas de visión 36, 38 en la cámara 32. Un foso 64 rodea la región de visión plana 62. El foso 64 es un poco más profundo que la región de visión plana 62. El foso ayuda a distribuir El flujo no laminar de forma más pareja y constante a través de la región de visión, y proporciona una región con mayor volumen de sangre, la cual bajo la mayor parte de las condiciones de operación, aisla en forma óptica los detectores de la luz ambiental y la luz canalizada para que no pase a través de la trayectoria directa a través de la sangre en la cámara de flujo de sangre. Se localizan uno o más postes de turbulencia 66 inmediatamente en la corriente ascendente de la región de visión 62 para crear corrientes inducidas constantes en el flujo a través de la región de visión 62.
La figura 5A es una ilustración esquemática de la cámara de sangre 32 con la sangre del paciente 82 fluyendo a través de la cámara 32. Tal como se describió anteriormente, la sangre 82
entra a la cámara de sangre a través de una entrada 40 y posteriormente fluye dentro de un foso 64 que rodea el área de visión plana 62. La distancia a través del área de visión 62 se proporciona a través de la flecha marcada con db, lo cual significa el grosor de la sangre que fluye a través del área de visión plana 62. Después de que la sangre abandona el área de visión plana 62, fluye dentro del foso 64 localizado en el otro lado del área de visión 62, y fuera de la cámara a través de la salida 42. La figura 5A muestra tres emisores LED 84, 86 y 88. El LED 84 emite luz infrarroja sustancialmente en 1300 nm, el LED 86 emite luz infrarroja sustancialmente en 810 nm, y el LED 88 emite luz infrarroja sustancialmente en 660 nm. Tal como se mencionó, cada uno de los LEDs 84, 86, 88 emite luz en una intensidad promedio fija. Los LEDs son pulsados durante un período de tiempo de modo que cualquier LED determinado esté en un momento en el cual el otro no está (por ejemplo, multiplexión basada en sincronización), aunque son posibles otros métodos de multiplexión. Tal como se muestra en la figura 5A, la luz de cada emisor LED 84, 86 y 88 se transmite primero a través de la ventana de transmisión de policarbonato claro 90 dentro de la cámara de sangre 32, posteriormente a través de la sangre que fluye a través de la región de visión plana 62, y finalmente se transmite a través de la ventana de recepción de policarbonato claro 92 en el otro lado de la cámara de sangre 32. Un detector arsénido de galio de indio 93 detecta la
intensidad de la onda de luz de 1300 nm, que es transmitida a través de las paredes de la cámara de sangre 32, y la sangre que fluye a través de la región de visión plana 92. Un detector de silicón 95 detecta la intensidad de la luz en 810 nm y en 660 nm transmitida a través de las paredes de la cámara de sangre 32 y la sangre que fluye a través de la región de visión plana 62.
El modelo ratiométrico matemático para determinar el valor de hematocrito (HCT), puede representarse a través de la siguiente ecuación:
en donde ??2 es la intensidad de luz infrarroja detectada por el fotoreceptor en aproximadamente 810 nm, /?2 es la intensidad infrarroja detectada en 1300 nm y l0¦ X2 y ?-?? son constantes que representan la intensidad de luz infrarroja incidental en la sangre, que abarca las pérdidas a través de la cámara de sangre. La función /, es una función matemática que ha sido determinada con base en datos experimentales para producir el valor de hematocrito. Preferentemente, la función / en la Ecuación (1) anterior, es un polinomio relativamente simple, por ejemplo, un polinomio de segundo orden. La Ecuación (1) anterior, se mantiene real únicamente si la
distancia recorrida por la radiación de luz infrarroja de los emisores LED a los fotodetectores en ambas longitudes de onda, son distancias constantes, y preferentemente la misma distancia.
Las longitudes de onda preferidas para medir el nivel de saturación de oxígeno son de aproximadamente 810 nm y aproximadamente 660 nm. El modelo ratiométrico matemático para determinar el nivel de saturación de oxígeno (SAT) puede ser representado por la siguiente ecuación:
en donde /?3 es la intensidad de luz del fotoreceptor en 660 nm, /?1 es la intensidad detectada en 810 nm, y I0-X3 y ??-?? son constantes que representan la intensidad incidental en la sangre, lo que abarca las pérdidas a través de la cámara de sangre. La función g es una función matemática determinada con base en los datos experimentales para producir el nivel de saturación de oxígeno, nuevamente preferentemente, un polinomio de segundo orden. Asimismo, igual que la Ecuación (1) para el cálculo de hematocritos, la Ecuación (2) para el cálculo de nivel de saturación de oxígeno, se mantiene real únicamente si la distancia recorrida por la luz visible infrarroja procedente del emisor LED respectivo hacia el detector
respectivo en longitudes de onda tanto de 660 nm como 810 nm, son distancias constantes y preferentemente la misma distancia.
La intensidad de luz en cada una de las diversas longitudes de onda, se reduce mediante la atenuación y dispersión de la intensidad fija de la luz emitida de cada uno de los LEDs 84, 86, 88. La ley de Beers para cada longitud de onda de luz, describe la atenuación y dispersión como se indica a continuación:
en donde /n = la intensidad de luz recibida en la longitud de onda n después de la atenuación y dispersión; l0.n es la intensidad de luz transmitida en la longitud de onda n incidental en el medio medido; e es el término exponencial log natural; e es el coeficiente de extinción del medio medido (p = policarbonato, b = sangre); X es la concentración molar del medio medido (p = policarbonato, b = sangre); y d es la distancia a través del medio medido (pt = policarbonato de transmisión, b = sangre, pr = policarbonato de recepción).
Ya que las propiedades de la cámara de sangre de policarbonato no cambian, el primero y el tercer términos exponenciales en la Ecuación (3) anterior, normalmente se asumen como constantes para cada longitud de onda. Matemáticamente, estos términos constantes son multiplicativos
con el término constante inicial l0.n, que representa la intensidad fija de la radiación transmitida desde el emisor LED respectivo 84, 86 y 88. Con propósitos de simplificación, la Ecuación (3) con frecuencia se vuelve a escribir en la siguiente forma utilizando coeficientes de extinción de volumen y una constante inicial modificada G0.? como se indica:
t\ -abdb
h,— l o- n*e Eq. (4) EC. (4) en donde /n es la intensidad de luz recibida en la longitud de onda n después de la atenuación y dispersión, aunque el detector estuviera en los límites de sangre; a es el coeficiente de extinción de volumen de la sangre; ab = e b t>; y l'o-n es el equivalente de la intensidad de radiación transmitida en los límites de la longitud de onda n, que abarca las pérdidas a través de las paredes de la cámara de sangre.
Utilizando el método definido en la Ecuación (4) anterior, la longitud de onda 810 nm, la cual es isobéstica para los glóbulos rojos, y la longitud de onda 1300 nm, la cual es isobéstica para el agua, se pueden utilizar para determinar el valor de hematocritos del paciente. La proporción de amplitudes normalizadas de la intensidad medida en estas dos longitudes de onda, produce la proporción de los valores de extinción compuestos a, de los glóbulos rojos y los constituyentes de agua en la cámara de sangre, respectivamente. Posteriormente, la siguiente función matemática define el valor HCT medido:
en donde i8i0 es la intensidad infrarroja detectada del fotorreceptor 95 (figura 5A) en 810 nm, i30o, es la intensidad infrarroja detectada del fotodetector 93 (figura 5A) en 1300 nm, y I o-81 o y ?-1300 son las constantes que representan la intensidad de luz infrarroja incidental en la sangre que abarca las pérdidas a través de la cámara de sangre en 810 nm y 1300 nm, respectivamente. La ecuación anterior se mantiene real, asumiendo que el flujo de sangre a través de la cámara de sangre 32 está en estado constante, es decir, el área de visión 62 está completamente llena de la sangre bajo prueba. La función / preferida, es un polinomio de segundo orden que tiene la siguiente forma:
Un polinomio de segundo orden, normalmente es adecuado siempre que la radiación infrarroja incidental en la primera y segunda longitudes de onda sea sustancialmente isobéstica.
El nivel de saturación de oxígeno, o el nivel de hemoglobina oxigenada, se determina utilizando una ecuación ratiométrica para la intensidad de la luz infrarroja en 660 nm
detectada por el detector 95 (ver figura 5A) y la intensidad de la luz infrarroja en 810 nm detectada por el detector 95 (ver figura 5A). La forma del modelo ratiométrico para determinar el nivel de saturación de oxígeno es tal como se indica:
en donde i6eo es la intensidad detectada del fotoreceptor 660 nm, ¡ 81 o es la intensidad detectada del fotodetector en 810 nm y l0-66o y ?-ß?? son las constantes que representan la intensidad de luz incidental en la sangre, que abarca las pérdidas a través de la cámara de sangre. La función g es una función matemática basada en datos experimentales para producir el nivel de saturación de oxígeno, nuevamente, preferentemente un polinomio de segundo orden:
La figura 5B es una figura esquemática similar a la figura 5A que ilustra en forma adicional el efecto de la luz ambiental canalizada, que no pasa a través de una trayectoria directa a través de la sangre en la cámara de flujo de sangre. A este respecto, el rayo 96 es ilustrativo de la luz ambiental o
canalizada. Si los detectores 93, 95 detectan luz ambiental o canalizada, pueden surgir imprecisiones en la medición, si no es tomada en cuenta en forma adecuada por el procesamiento de señal. Se ha descubierto como deseable eliminar físicamente el efecto de la luz ambiental que de otra forma puede ser detectado por los fotodetectores 93, 95. Tal como se mencionó, esto se realiza proporcionando protecciones en el ensamble de gancho de sensor y proporcionando una cámara de sangre de un solo uso con una configuración de acoplamiento. Esto también es deseable para construir el cuerpo de cámara de un material opaco para atenuar en forma adicional la luz ambiental.
Un rayo de señal 96 de la radiación de luz canalizada se muestra en la figura 5B, y en particular, un solo rayo de luz infrarroja que tiene una longitud de onda de aproximadamente 660 nm que es detectado por el fotodetector 95. Ocurre la conducción de luz cuando el ángulo incidental de la luz procedente del LED (por ejemplo, onda de luz de 660 nm del LED 88) en el límite de la cámara 32 y la sangre 82, es menor que el ángulo crítico definido por la ley de Snell. En esta circunstancia, la luz se refleja en el material de la cámara de sangre 32, en lugar de pasar a través de la sangre 82 directamente hacia el fotodetector 96. Debido a la geometría de la cámara de sangre 32 y la capacidad de su material de policarbonato claro para transmitir luz a través de
reflexión/refracción, la luz canalizada puede tomar muchas trayectorias únicas, antes de ser refractada hacia el detector 95. Realmente, la señal resultante en el fotodetector 95 es la suma de todos los rayos directos y conducidos que llegan a dicha ubicación. Debido a que la longitud de onda de la luz es comparativamente pequeña, virtualmente cualquier cambio en la tolerancia de fabricación desde la cámara de sangre hasta la cámara de sangre, denegará cualquier capacidad de caracterizar en forma total y predecible una función de transferencia de la luz canalizada o conducida. La conducción es una función (pero no se limita a) del material de la cámara de sangre 32, las dimensiones de la cámara de sangre, el número de reflexiones/refracciones del emisor LED hacia el fotodetector, la longitud de onda de la radiación de luz o infrarroja, y la trayectoria total de la distancia recorrida. Para simplicidad y análisis, la intensidad de la luz conducida en el detector (ip) es una función de diversas variables:
ip = ?„?2,?3····?„)/?
Ec. (9)
en donde:
lo = la intensidad impresa del fotoemisor LED en la longitud de onda de interés,
ip = la intensidad recibida de la trayectoria de conducción directa en el fotodetector;
p = la función de conducción de diversas variables: v,, v2, v3,... vn
La intensidad total recibida en el fotodetector 95, será la suma resultante de las señales de luz individual que llegan en el fotodetector 95. Debido a que la luz exhibe características tanto de partícula como de onda, es razonable concluir que esta suma será en forma de vector que contienen las sumas del vector de la amplitud en las fases respectivas de cada componente de luz respectiva. En general:
/ = is + ip Ec. (10)
en donde:
i = la señal de intensidad total sumada e integrada en una corriente en el fotodetector
is = el componente de luz que llega del LED 88 a lo largo de la trayectoria de señal db
ip = el componente de luz que llega del LED 88 a través de las trayectorias de conducción de luz.
Cuando está presente la conducción, la Ecuación (8) debe ser modificada mediante ip agregado a cada término ratiométrico is. Ya que el término ratiométrico es no cambia proporcionalmente, el polinomio g no tiene solución y no puede ser determinado si el valor de ip es significativo en comparación con el término ratiométrico is.
Considerando que la señal / de intensa total incluye tanto el componente is para la trayectoria de señal directa, como los
compontes de la luz conducida ip, se vuelve difícil si no es que imposible, determinar una función g adecuadamente confiable para la Ecuación (7) anterior en el rango dinámico total necesario para medir los niveles de saturación de oxígeno, cuando el hematocrito del paciente es tan bajo que las señales de conducción de luz 96 no son atenuadas por la sangre en el foso 64 de la cámara de sangre 32. Los esfuerzos para tomar en cuenta matemáticamente los errores de conducción de luz, hasta la fecha han sido difíciles de lograr. Se ha descubierto que el método preferido es eliminar la intensidad de luz conducida detectada por el fotodetector 95. Esto se llevó a cabo agregando materiales o tintes al cuerpo de la cámara de sangre que atenúa la luz en las longitudes de onda adecuadas conforme recorre a través del cuerpo de la cámara de sangre, para eliminar de esta forma los términos de conducción de luz de las matemáticas necesarias para el modelo ratiométrico.
La figura 6 es una vista de elevación frontal de un controlador de ejemplo 35 para el monitor de sangre óptico 14. El controlador 35 incluye una pantalla 68 que proporciona datos de monitoreo de sangre de tiempo real para el paciente que está pasando por hemodiálisis. La pantalla 68 en la figura 6, ilustra la cantidad de tiempo 70 que el paciente 10 ha pasado por hemodiálisis durante la sesión de tratamiento normal. El tiempo 70 mostrado en la pantalla 68 de la figura 6 es de 2 horas y 53 minutos. La pantalla 68 también ilustra valores de
tiempo real para el nivel de hematocrito (HCT) 72 y de saturación de oxígeno (SAT) 74 monitoreados ópticamente, así como los valores calculados de hemoglobina (HGB) 76 y el cambio en el volumen de sangre (BVA) durante la sesión de tratamiento. La gráfica 80 en la pantalla 68, ilustra el cambio en el volumen de sangre del paciente durante el curso de la sesión de tratamiento de 2 horas y 53 minutos. Estos datos se muestran, tal como se muestran en la figura 1, en una ubicación que se localiza dentro de los alrededores del paciente 10.
PRIMERA MODALIDAD
Las figuras de la 7 a la 11 ilustran una cama de sangre 100 de acuerdo con la primera modalidad ilustrada. Estructuralmente, la cámara de sangre 100 es similar en muchos aspectos a la cámara de sangre convencional 32 mostrada en las figuras 3 A y 4 A; sin embargo, la cámara de sangre 100 tiene un cuerpo de cámara 102 que incluye una parte entintada de azul 108, con el objeto de atenuar la luz conducida en la longitud de onda de 660 nm. Haciendo referencia en particular a la figura 10, la ventana 106 en el cuerpo de la cámara 102 está elaborada preferentemente de un material de policarbonato de grado médico, claro que está moldeado con un acabado pulido con el objeto de facilitar la transmisión de luz confiable, por ejemplo, Bayer Makrolon FC R2458-55115 (sin permitir la reelaboración), está aprobado para el contacto de sangre, USP XXI 1, Class VI. Se espera que
el material sea certificado para el número de grado, número de lote y fecha de fabricación.
No se debe utilizar liberación de molde, y cualquiera lubricaciones deben ser de grado médico y sin base de silicón. Las partes moldeadas deben ser producidas sin material extraño suelto mayor a 0.1 mm, y sin material extraño incrustado mayor a 0.2 mm. El acabado del molde es preferentemente SPIA3 (escala), excepto a lo largo de la superficie de las ventanas de visión, en donde el acabado es preferentemente al menos SPIA1. Sin embargo, las ventanas de visualización no deben contener separaciones, burbujas o marcas cuando se observa a través de la ventana de pantalla de 12 pulgadas (x 2.54 cm), a simple vista. Las partes deben ser limpiadas y estar libres de suciedad, aceites y otras materias extrañas antes de utilizarse. La ventana clara 106 está moldeada preferentemente antes de sobremoldear la parte restante entintada con azul del cuerpo de la cámara 102. Más específicamente, la ventana clara 106 se coloca en el molde, mientras que la parte con tinta azul 108 del cuerpo de la cámara está sobremoldeada. El material de la parte entintada con color azul 108 debe ser compatible con el material de la ventana clara 106, y es preferentemente del mismo material (policarbonato de grado médico) excepto para el entintado. La compatibilidad de los materiales es importante debido a que es inaceptable que ocurra una filtración en la costura entre la
ventana clara 106 y la parte con tinta azul 108 restante.
La parte con tinta azul 108 está entintada preferentemente en color azul oscuro que es opaco y no transparente para la luz roja en general, y en particular la luz roja que tiene una longitud de onda de aproximadamente 660 nm. Una tinta color azul adecuada para el material de policarbonato para este propósito es el Pantone PMS 2935.
Deberá observarse que la cámara de sangre 100 de las figuras 7 a 11, no incluye un foso que rodee el área de visualización dentro de la cavidad de flujo de sangre 120. Tal como se mencionó, puede ser recomendable eliminar el foso de la cámara de sangre, si el sistema tiene la capacidad de eliminar los efectos de la luz ambiental, por ejemplo a través del uso de un procesamiento de señal adecuado.
El cuerpo de la ventana 104 está elaborado preferentemente totalmente de policarbonato de grado médico, claro, y se suelda mediante ultrasonido para colocarlo en el cuerpo de la cámara 102. La ventana sobremoldeada 106 dentro del cuerpo de la cámara 102 incluye una pared interna sustancialmente plana 110 que forma parte de la cavidad interna de flujo de sangre 120. El cuerpo de la ventana 104 incluye una pared interna sustancialmente plana 112.
El cuerpo de la cámara incluye una pared interna sustancialmente plana 110 que forma parte de la cavidad interna del flujo de sangre 120. Cuando la ventana 104 está
unida al cuerpo de la cámara 102, la pared interna plana 112 en el cuerpo de la ventana, está sustancialmente paralela a la pared interna plana 110 en el cuerpo de la cámara 102. La pared interna plana 112 en la ventana 104 está separada de la pared interna plana 110 en el cuerpo de la cámara 102 por una distancia fija predeterminada. Las partes claras 106 en el cuerpo de la cámara sobremoldeado 102 y la ventana 104, son proporcionales con al menos una parte de las paredes internas planas 110, 112 que sirven como ventanas de visualización para la sangre que fluye a través de la cavidad interna del flujo de sangre 120. La cavidad de flujo de sangre 120 está definida por las paredes internas planas 110, 112, así como una pared periférica 114 (figura 8) que se encuentra en el cuerpo de la cámara 102 que se extiende entre la periferia de las paredes internas planas 110, 112 cuando la ventana 104 está soldada en su lugar. El cuerpo de la cámara 102 incluye una primera puerta 122 y un canal 124 que están en comunicación de fluidos a través de la primera abertura 126 en la pared periférica 114 con la cavidad interna del flujo de sangre 120. El cuerpo de la cámara 102 también incluye una segunda puerta 128 y un canal 130 que están en comunicación de fluidos a través de una segunda abertura 132 en la pared periférica 114 con la cavidad interna de flujo de sangre 120. En la modalidad mostrada en las figuras 7 a 11, la segunda puerta 128 y el canal 130 están en alineación axial con la primera puerta 122 y el canal 124 a lo
largo de un eje que se expande a través de la parte media de la cavidad interna de flujo de sangre 120. Tal como se mencionó, la cavidad de flujo interna 120 en la modalidad mostrada en las figuras 7 a 11, no incluye un foso alrededor de la periferia del área de visualización .
El cuerpo de la cámara 102 también incluye un par de postes de turbulencia 118 que sujetan el flujo no laminar, robusto a través del área de visualización en la cavidad interna del flujo de sangre 120. Al interrumpir el flujo laminar a través de la cámara, los postes 118 sujetan que la cavidad de la cámara se llene de sangre. La resistencia de flujo proporcionada por los postes 118, crean corrientes inducidas en la cavidad que también ayudan a mezclar la sangre para hacerla más homogénea cuando se mide. Con el objeto de proporcionar la función de llenar la cavidad de la cámara de sangre y mezclar la misma, los postes 118 deben estar en la parte de entrada de la cámara 100. En la modalidad ilustrada, la primera puerta 122 es la puerta de entrada. Sin embargo, la segunda puerta 128 puede ser alternativamente la puerta de entrada. En dicho caso, haciendo referencia a la figura 10, los postes 118 pueden localizarse en la parte derecha de la cavidad, de modo que la sangre sea interceptada por los postes al momento de entrar en la cavidad de la cámara de sangre. Los postes 118 necesitan estar en la parte de corriente ascendente de la cavidad, para ser efectivos.
La cámara de sangre 100 sujeta el ensamble de sujetador sustancialmente en la misma forma a la ilustrada y descrita en relación con la modalidad introductora ilustrada en las figuras 1 a 6. Tal como se ilustra de mejor manera en la figura 7, la cámara de sangre 100 incluye un borde anular cuya circunferencia interna define una configuración de doble D, muy similar a la de la cámara de sangre 32 de la figura 3 A. La configuración de doble D de intercierre, fija el sujetador del sensor 34 en una posición predeterminada tanto lateral como rotacionalmente, cuando se sujeta a la cámara de sangre 32, tal como se ilustra en la figura 2A.
SEGUNDA MODALIDAD
Las figuras 12 a 14, ilustran una cámara de sangre 200 construida de acuerdo con una segunda modalidad ilustrada. La cámara de sangre 200 incluye un foso 264 que rodea la cavidad interna de flujo de sangre interno 220 como en la cámara de flujo de sangre convencional 32 ilustrada en las figuras 3A y 4A. De hecho, la estructura y dimensiones de la cámara de sangre 200 mostrada en las figuras 12 a 14, son sustancialmente las mismas a las mostradas en la cámara de sangre 32, con la diferencia principal siendo que la parte 208 del cuerpo de la cámara de sangre 202 está elaborada de un material entintado de azul, tal como el policarbonato entintado de azul oscuro de la primera modalidad, con el objeto de atenuar la luz roja conducida particularmente en 660 nm, si el
emisor LED 88 emite luz roja en 660 nm. Debido a la presencia del foso 264, la conducción de la radiación infrarroja a través del cuerpo de la cámara 202 (o luz ambiental), es incluso menos probable que origine errores en las matemáticas que pertenecen a los modelos ratiométricos para determinar la saturación de oxígeno de tiempo real y los niveles de hematocrito.
Como con la cámara de sangre 100 mostrada en las figuras 7 a 11, la ventana de visualización 206 en el cuerpo de la cámara 202 está elaborada preferentemente de material de policarbonato pulido claro, y la parte restante 208 del cuerpo de la cámara 202, está sobremoldeada en la ventana 206. Tal como se mencionó anteriormente, la parte opaca (entintada de azul) 208 del cuerpo de la cámara 202, está elaborada preferentemente del mismo material que la parte del lente claro 206, pero entintada de azul con el objeto de bloquear la transmisión de la luz roja que ocurre en las longitudes de onda relevantes, por ejemplo, aproximadamente 660 nm. Como en las modalidades previas, el cuerpo del lente 204 está elaborado de material claro, por ejemplo, policarbonato claro, que está soldado con ultrasonido al cuerpo de la cámara 202. Tal como en la modalidad anterior, la cámara de sangre 200 incluye un par de postes de turbulencia 218 que sujetan el flujo no laminar, robusto a través del área de visualización en la cavidad interna del flujo de sangre 220. Los postes se colocan
en la parte corriente ascendente de la cavidad, tal como se explica en relación con los postes similares de la primera modalidad.
La cámara de sangre 200 se sujeta en el ensamble de sujetador del sensor 34 de la figura 3B, sustancialmente en la misma forma a la ilustrada y descrita anteriormente para las cámaras de sangre 32 y 100. Específicamente, la cámara de sangre 200 incluye un borde anular cuya circunferencia interna define una configuración de doble D muy parecida a la de las cámaras de sangre 32 y 100 de las figuras 3B y 7, respectivamente. La configuración de doble D de intercierre, fija al gancho de sensor 34 en una posición determinada, tanto lateral como rotacionalmente, cuando se sujetan a la cámara de sangre 200.
TERCERA MODALIDAD
Las figuras 15 a 18, ilustran una cámara de sangre 300 construida de acuerdo con una tercera modalidad ilustrada. Esta modalidad incluye una parte entintada de azul para mantenerse como la primera y segunda modalidades ilustradas, y está configurada para acoplarse con un ensamble de sujetadores de sensor que incluye una protección para bloquear la luz no deseada de la ventana de la cámara de sangre. La cámara de sangre 300 incluye un primer y segundo lados exteriores tal como se ilustra en las figuras 15 y 16. Cada lado tiene una ventana de visualización, y una protección distinta,
separada que se acopla a la superficie localizada circunferencialmente alrededor de la ventana de visualización. Preferentemente, en una superficie exterior de la cámara de sangre (figura 16), la ventana de visualización está elevada arriba de la protección circunferencial, que se acopla a la superficie, de modo que se forme un depósito anular sumido alrededor de la ventana de visualización elevada. La forma del piso del depósito anular sumido, complementa la forma de la superficie de acoplamiento de protección en la parte de la cámara de sangre. Preferentemente cuando se monta la cámara de sangre, la protección en el ensamble de sujetador llena sustancialmente el área del piso del depósito anular sumido, para maximizar de esta forma la cantidad de luz no deseada bloqueada por la protección. Una pared vertical en la otra superficie exterior de la cámara de sangre (figura 15), rodea la segunda ventana de visualización y las separa de la superficie de acoplamiento de la protección en la parte de la cámara de sangre. En esta forma, se forma un depósito anular alrededor de la segunda ventana de visualización, aunque este depósito anular está sustancialmente a la misma profundidad que la ventana de visualización en la parte de la cámara de sangre. Nuevamente, la forma del piso del depósito anular, complementa la forma de la superficie de acoplamiento de la protección en la parte exterior de la cámara de sangre, y tiene dimensiones sustancialmente iguales a las dimensiones del piso
del depósito anular sumido en la otra parte de la cámara de sangre, de modo que la protección llene el área de superficie del piso del depósito.
La figura 16, ilustra el primer lado exterior de la sangre 300. La cámara de sangre 300 está construida de un cuerpo de cámara moldeado 301 que incluye una entrada y una salida, así como una primera ventana de visualización 303. El cuerpo de la cámara 301 puede moldearse completamente de un material de policarbonato de grado médico, claro u otro material adecuado. Alternativamente, puede ser recomendable utilizar un inserto de ventana 302 elaborado de policarbonato de grado médico, completamente claro, y sobremoldear las partes restantes del cuerpo de la cámara 301 con un material opaco, tal como el policarbonato de grado medico entintado en azul de las modalidades previas. En cualquier caso, el cuerpo de la cámara preferido 301 incluye una ventana de visualización circular 303 y una superficie de acoplamiento de protección distinta, separada 304 localizada circunferencialmente alrededor de la ventana de visualización 303. La superficie de acoplamiento de la protección 304 está sumida con respecto a la superficie de la ventana de visualización 303, y está adaptada para recibir una protección en un ensamble de gancho de sensor, tal como se describirá con mayor detalle más adelante. La figura 16 también ilustra dos presillas anti-rotación 307, 308, formadas en la superficie exterior de la cámara de sangre 300. Las presillas
anti-rotación 307, 308 están elevadas arriba de la superficie de la ventana 303.
La figura 15, ilustra la otra parte exterior de la cámara de sangre 300. Este lado de la cámara de sangre 300 incluye una segunda ventana de visualización circular 400. La región entre la segunda ventana de visualización 400 en la figura 15 y la primera ventana de visualización 303 en la figura 16, consiste en un material tal como policarbonato de grado médico, claro, y la sangre que fluye a través de la cavidad interna de flujo de sangre dentro de la cámara de sangre 300. Las ventanas 303, 400 proporcionan de esta manera una vista ópticamente neutral del ensamble de gancho de sensor, para monitorear la sangre que fluye a través de la cámara de sangre 300. Haciendo referencia todavía a la figura 15, una pared anular vertical 406 rodea la segunda ventana de visualización 400. Se forma un depósito anular 404 entre la pared anular vertical 406 y la pared periférica 410 en la cámara de sangre 300. El piso de este depósito anular 404 es otra superficie de acoplamiento de protección que nuevamente está separado y es diferente a la ventana de visualización 400. De acuerdo con la modalidad actualmente preferida, un cuerpo de la ventana 402 que contiene la ventana de visualización 400, la pared vertical 406, y el depósito anular circundante 404, está moldeado de un material de policarbonato claro, y es unido mediante soldadura de ultrasonido u otros medios, al cuerpo de la cámara 301
durante el proceso de fabricación.
La figura 18, muestra la sección transversal de la cámara de sangre 300. El cuerpo de la cámara 301 incluye una pared interna sustancialmente plana 310 que forma parte de la cavidad interna de flujo de sangre 320. El cuerpo de la ventana 402 unido al cuerpo de la cámara 301 también incluye una pared interna sustancialmente plana 312 que está sustancialmente paralela a la pared interna sustancialmente plana 310 en el cuerpo de la cámara 301. La pared interna plana 312 en el cuerpo de la ventana 402 está separada de la pared interna plana 310 en el cuerpo de la cámara 301 por una distancia fija predeterminada. La primera ventana de visualización 303 en el cuerpo de la cámara 301, y la segunda ventana de visualización 400 en el cuerpo de la cámara 402 sirven como ventanas de visualización 336 y 338 (figura 21) para la sangre que fluye a través de la cavidad interna de flujo de sangre 320. El cuerpo de la cámara 301 (figura 18) incluye una primera puerta 322 y un canal 324 (entrada) que están en comunicación de fluidos a través de la primera aberturas 326 en la cavidad interna de flujo de sangre 320. El cuerpo de la cámara 301 también incluye una segunda puerta 328 y un canal 330 (salida) que están en comunicación de fluidos a través de una segunda abertura 332 hacia la cavidad interna de flujo de sangre 320.
Tal como se aprecia en la figura 18, un par de postes de
turbulencia 318 están colocados en la entrada de la cavidad 320. Como con los postes de las modalidades previas, los postes 318 proporcionan resistencia para suprimir cualquier tendencia del flujo de sangre, a ser un flujo laminar, lo cual puede dar como resultado que la sangre no llene la cavidad 320. Los postes también crean una corriente de sangre inducida en la cavidad 320, lo cual tiende a mezclar la sangre para una consistencia más homogénea, que proporciona mejores medidas. Debido a que cada una de la primera y segunda puertas 322 y 328 pueden servir ya sea como una salida o una entrada, los postes 318 pueden estar en cualquier extremo de la cavidad 320 tal como se explica anteriormente en relación con la primera y segunda modalidades. Los postes deben colocarse en la entrada de flujo dentro de la cavidad 320 para sujetar que los postes proporcionen en forma adecuada la resistencia al rompimiento de un flujo laminar, y crean corrientes 320 para mezclar la sangre que se mida.
La figura 19 ilustra un ensamble de gancho de sensor 334 configurado de acuerdo con una modalidad actualmente preferida. El ensamble de gancho de sensor 334 se utiliza para monitorear la sangre del paciente que fluye a través de la cámara de sangre 300. Tal como se ilustra en la modalidad ilustrada en la figura 20B, el brazo emisor LED 344 y el brazo fotodetector 346 se fijan alrededor de una cámara de sangre 300, con el objeto de monitorear el nivel de hematocritos,
hemoglobina, cambio en el volumen de sangre y saturación de oxígeno, y/o los constituyentes de la sangre que fluye a través de la cámara de sangre 300. Por consiguiente, el ensamble de gancho de sensor 334 incluye preferentemente un puente inclinado con resorte 348 o una estructura equivalente, para unir un ensamble de gancho de sensor 334 a una cámara de sangre 300.
El ensamble de gancho de sensor 334 incluye un brazo emisor de 344 y un brazo fotodetector 346 LED, que están conectados a través de un puente inclinado con resorte 348. El brazo emisor LED 344 contiene un subensamble de emisor con los dos emisores LED, uno que emite luz o radiación infrarroja en una primera longitud de onda (? de aproximadamente 1300 nm, y otro que emite luz o radiación infrarroja en una segunda longitud de onda (?2) de aproximadamente 810 nm. El emisor LED preferentemente incluye también un tercer emisor LED emitir luz y radiación visible en una tercera longitud de onda (?3) de aproximadamente 660 nm. Otras longitudes de onda pueden ser sustituidas o agregadas para medir constituyentes o propiedades de sangre adicionales de otros fluidos. El brazo detector 346 contiene preferentemente dos tipos de fotodetectores: un fotodetector de silicón para detectar longitudes de onda aproximadas de 660 y 810 nm, y un fotodetector de arsénido de galio de indio para detectar la longitud de onda aproximada de 1300 nm. Tal como se
configura en la modalidad ilustrada en las figuras 19 a 21, el ensamble de gancho de sensor 334 emite luz o radiación infrarroja a través de los lentes de visualización 303 y 400 y a través de las ventanas de visualización 336 y 338 y a través de la sangre que fluye a través de la región de visualización plana 362 de la cámara de sangre 300 (ver figuras 21 A y 2 1B).
En contraste con el ensamble de sensor 34 de las figuras 2A, 2B, 3B, 4A y 4B, el ensamble de gancho de sensor 334 de las figuras 19, 20A, 20B, 21 A y 21B, incluye dos protecciones que se extienden desde las cabezas de los brazos 344 y 346 del ensamble. Una protección 340 está en la pieza de alojamiento interna del subensamble de brazo emisor 344 y evita que la luz ambiental entre a la cámara de sangre a través de las ventanas de visualización. Una segunda protección 342 está en la pieza de alojamiento interno del subensamble de brazo detector 346, y también evita que la luz ambiental entre a la cámara de sangre a través de ventanas de visualización.
Las protecciones 340 y 342 son preferentemente imágenes de espejo una de la otra. Por consiguiente la descripción de la protección 340 en el brazo emisor 344, es representativa y aplica igualmente a la descripción de la protección 342 en el brazo fotodetector 346. Haciendo referencia en particular a la figura 19, se podrá apreciar que la protección 342 contiene un borde anular o superficie de escalón exterior 350, y un borde anular o superficie de escalón interno 352. La diferencia en las
alturas de la superficies de escalón 350, 352 corresponden a la altura de la pared anular 406 que se encuentra en el segundo lado exterior de la cámara de sangre 300 (ver figura 15), y también a la altura en la cual la superficie de ventana 303 se eleva arriba del depósito sumido 304 que se encuentra en el primer lado de la cámara de sangre 300 (ver figura 16). Preferentemente, la forma y área de superficie de la superficie de escalón anular externa 350, es sustancialmente igual a la forma y área de superficie de las superficies de acoplamiento de protección respectivas 304, 404 que se encuentran en la cámara de sangre 300, ver las figuras 20A, 20B y 21 A, con el objeto de maximizar el bloqueo de la luz ambiental.
Aun haciendo referencia a la figura 19, la protección 342 ilustrada en la figura 19 incluye ranuras 354, 356 que se adaptan para recibir las presillas antirotación 307, 308 que se encuentran en la cámara de sangre 300 (ver figura 16). La protección 340 en el brazo emisor 344 incluye ranuras idénticas, de modo que el ensamble de gancho de sensor 334 pueda estar sujetado en la cámara de sangre 300 en cualquier dirección. Sin embargo, en cualquier dirección el ensamble de gancho de sensor está fijado en una posición y orientación de rotación predeterminada, que ayuda a eliminar el ruido que de otra manera es probable que resulte de los artefactos en movimiento durante la calibración en fabrica del sistema de monitoreo óptico. Esta posición fija puede ser establecida y
mantenida en varias formas. Por ejemplo, la forma de las presillas antirrotación 307, 308 y las ranuras correspondientes 354, 356 pueden tomar cualquier forma razonable. Asimismo, la colocación de presillas antirrotación en las protecciones y que incluyen retenes o ranuras de acoplamiento en la cámara de sangre, pueden ser adaptadas en forma alternativa.
Un experto en la técnica podrá apreciar que cualquier ajuste antirrotación para sujetar el ensamble de gancho de sensor y la cámara de sangre, pueden ser adecuados siempre que el sujetador y la cámara se acoplen para colocar correctamente los LEDs y los sensores del ensamble de gancho de sensor con la ventana de la cámara de sangre. Por ejemplo, en la solicitud Norteamericana también pendiente No. 12/876,798, presentada el 7 de Septiembre del 2010, la cual está asignada al mismo cesionario que la presente solicitud, la cámara de sangre descrita se acopla a un ensamble de gancho de sensor similar al ensamble de gancho de sensor 34 y 334 ilustrado en la presente invención. Las figuras 1A, 2A y 4A de la solicitud '798, son reproducidas en la presente invención como las figuras 22, 23 y 24, respectivamente, para ilustrar una distribución antirrotación alternativa de ejemplo. La figura 22, muestra el ensamble de gancho de sensor 411 sujetado a la cámara de sangre 412 con los fotodetectores en el brazo izquierdo 416A y los fotoemisores en el brazo derecho 416B. Las características de dimensión del brazo izquierdo 416A y el
brazo derecho 416B del ensamble de sensor 411, normalmente no son congruentes, sin embargo, la cámara de flujo de sangre 412 está diseñada para ser utilizada con los fotodetectores ya sea en el brazo derecho o el brazo izquierdo con los fotoemisores estando en el lado opuesto.
Haciendo referencia en particular a las figuras 23 y 24, la cámara de sangre 412 incluye pedestales verticales 462 colocados axialmente a lo largo del cuerpo 424 de la cámara de sangre. Los pedestales 462 se extienden hacia afuera desde una pared de recepción de sensor 464 de la cámara 412. La pared de recepción de sensor 464 está sustancialmente paralela a un lente circular 438 del área de visualización, y proporciona una abertura para que el lente 438 quede expuesto a los fotoemisores en la cabeza 418A del ensamble de gancho de sensor 411. Los pedestales 462 guían el brazo de acoplamiento 416B del ensamble de gancho de sensor 411 en una alineación de rotación adecuada, cuando el sujetador queda sujetado en la cámara de sangre 412. Esta configuración da como resultado que la cara del brazo del sujetador 418B se asiente sobre la cámara de sangre 412 en una orientación de rotación y paralela adecuada con respecto al área de visualización del lente de visualización 438.
Haciendo referencia ahora en particular a la figura 24, el otro lado del cuerpo de la cámara 424 incluye bordes de recepción dentados 470 que rodean el área de visualización
circular 440. La cámara de cuerpo 424 también incluye dedos verticales 466 y paredes de guía 468 que guían los fotodetectores en el brazo 416B del ensamble de gancho de sensor 411 en alineación adecuada, cuando el ensamble de gancho de sensor queda sujetado en la cámara de sangre 412.
Volviendo ahora a las figuras 21 A y 2 1 B, las protecciones en las cabezas de los brazos 344 y 346 del ensamble de gancho de sensor 334, se muestran sujetadas en sección transversal en la cámara de sangre 300 (figura 21 A) y se expanden hacia afuera (figura 2 1B) de la cámara. Haciendo referencia específicamente a la cámara de sangre 300 tal como se muestra en las figuras 21A y 21B, la cámara de sangre 300 incluye dos ventanas de visualización 336 y 338. La superficie 303 de la primera ventana de visualización 336 queda expuesta en el primer lado exterior de la cámara de sangre 300 (ver figura 16). La superficie exterior de la otra ventana de visualización 338 queda expuesta en la otra parte exterior de la cámara de sangre 300 (ver figura 15). La cámara de sangre 300 incluye una entrada 345 y una salida 341 que están diseñadas para ser compatibles con los dispositivos de conexión de la industria médica estándar, convencionalmente conocidos como conectores de cierre Luer. En la cámara de sangre 300 mostrada en las figuras 21A y 21B, la entrada 345 está moldeada integralmente con la cámara de sangre 300, mientras que la salida 341 consiste en un adaptador de conector fuera
del anaquel adecuado unido al cuerpo de la cámara de sangre 300. Alternativamente, se puede unir la tubería directamente al cuerpo de la cámara de sangre 300 en lugar del conector 341. El subensamble del emisor LED 344, tal como se muestra en las figuras 21A y 21B, contiene un tablero de circuito de emisor 355 que contiene LEDs que emiten luz substancialmente en 660 nm, 810 nm y 1300 nm. Los LEDs radian luz a través de los lentes de difusión moldeados 351. Tal como se muestra en las figuras 21A y 21B, la protección 340 en el subalojamiento del emisor 344 está separada de los lentes de difusión moldeados 351. Además, la protección 340 se extiende hacia el subensamble de detector 346 más allá de los lentes de difusión 351.
El subensamble de fotodetector 346 incluye un tablero de circuito 349 al cual están montados el fotodetector de silicón, el cual puede detectar la radiación en 810 nm y 660 nm, y el fotodetector de arsénido de galio de indio, el cual puede detectar radiación en 1300 nm. Los fotodetectores están montados para recibir energía de luz a través de un lente de difusión moldeado 353. Las figuras 21A y 21B muestran que la protección 342 está separada de los lentes de difusión 353, y también que la protección 342 se extiende más allá del lente de difusión 353 hacia el subensamble de emisor 344. En las figuras 21A y 21B, las presillas anti-rotación 307, 308 se muestran en la sección transversal tomada a lo largó de la línea 21-21 en la figura 20A.
La ventana de visuahzación 336 de la cámara de sangre 300 en las figuras 21A y 21B, es cualquier parte de un inserto separado que posteriormente se sobremoldea en el resto del cuerpo de la cámara 301, si se desea un cuerpo opaco o, la ventana puede ser moldeada como parte del cuerpo de la cámara 301 como una pieza. La ventana de visualización 338 en el otro lado de la cámara de sangre 300, es parte de un inserto moldeado por separado, el cual está soldado con ultrasonido, o adherido de otra forma al cuerpo de la cámara. Aunque las ventanas 303 y 400 deben ser elaboradas de material claro, es deseable entintar las partes restantes del cuerpo de la cámara, para mantenerlas con la primera y segunda modalidades tal como se describieron anteriormente, con el objeto de proporcionar protección adicional contra la luz no deseada. Específicamente, el material de policarbonato entintado de azul puede ser utilizado para las partes restantes del cuerpo de la cámara.
La sangre fluye desde la entrada dentro de la región de visualización central de la cámara de sangre 300 en las figuras 21A y 21B, que ha sido referida previamente como la cavidad interna de flujo de sangre 362. La cavidad interna de flujo de sangre 362 proporciona un área de visualización substancialmente plana, delgada (por ejemplo, menos de 0.1 pulgadas) para la sangre que fluye a través de la cámara de sangre 300. La luz infrarroja o visible multiplexada en las
longitudes de onda seleccionadas se transmite a través de la sangre que fluye a través de la región de visualización plana, así como a través de las ventanas de visualización 336 y 338. Un foso 364 rodea la región de visualización plana 362 y proporciona protección aún adicional contra la luz no deseada. El foso 364 es un poco más profundo que la región de visualización plana 362, y sirve en parte para distribuir de manera uniforme y constante el flujo no laminar a través de la región de visualización. El foso 364 también proporciona una región de sangre más gruesa, la cual bajo la mayor parte de las condiciones de operación aisla ópticamente los detectores de la luz no deseada (por ejemplo, conducida o ambiental) de modo que no pase a través de la trayectoria directa desde los fotoemisores , pasando por la sangre, y hasta los fotodetectores.
Las ventanas de visualización 303 y 400 están elaboradas preferentemente de material de policarbonato de grado médico, claro, el cual se moldea con un acabado terminado con el objeto de facilitar una transmisión de luz confiable, por ejemplo, Bayer Makrolon FCR 2458-5515 (no se permite la reelaboración), que está aprobado para el contacto con sangre, USPXX11 clase VI. Se espera que el material sea certificado para número de grado, número de lote y fecha de fabricación. Además, las ventanas de visualización no deben de contener separaciones, burbujas o marcas cuando se observa a través de la ventana de
observación, vista desde doce pulgadas (x 2.54 cm) a simple vista. Las partes moldeadas deben ser producidas sin material extraño suelto mayor a 0.1 mm2, y sin material extraño incrustado mayor a 0.2 mm2. No se debe utilizar liberación de molde y cualquiera lubricaciones deben ser de grado alimenticio y sin base de silicón. El acabado del molde es preferentemente SPIA3 (escala) excepto a lo largo de las superficies de las ventanas de visualización, las cuales preferentemente deben ser al menos SPIA1. Las partes deben ser limpiadas y estar libres de suciedad, aceites y otra materia extraña antes de utilizarse.
CUARTA MODALIDAD
Las figuras 25A a 29E, ilustran una modalidad aún adicional de la cámara de sangre. La diferencia principal entre la tercera y la cuarta modalidades, es la construcción de la cámara de sangre. En esta modalidad, las dos mitades de la parte del cuerpo principal de la cámara de sangre están elaboradas para ser imágenes de espejo una de la otra. De igual manera, los dos lentes opuestos soldados a la parte del cuerpo principal, están construidos como imágenes de espejo una de la otra. Además de estas características que facilitan la fabricación de la cámara de sangre, los lentes están soldados a la parte del cuerpo principal de la cámara de sangre, y se mantienen en su lugar sin la adición de sobremoldeo en la parte del cuerpo principal. El conector fijado a la parte del cuerpo
principal, es substancialmente similar al conector descrito en asociación con las modalidades previas.
La figura 25A, muestra una vista en perspectiva de la cámara de sangre 500 de la cuarta modalidad. La cámara de sangre 500 incluye una parte del cuerpo principal 501, los lentes 502, 503, y el conector 504. La parte del cuerpo principal 501 está construida moldeando juntas dos mitades de imagen de espejo. Cada mitad de la parte del cuerpo principal 501 tiene un receso en donde los lentes 502, 503 pueden ser moldeados en el lugar. Cuando se moldean en la parte del cuerpo principal 501, los lentes 502, 503 están separados a una distancia predeterminada, y junto con la parte del cuerpo principal 501 , crean una cavidad de flujo de sangre dentro de la cámara de sangre 500.
Los lentes 502, 503 pueden estar elaborados completamente de material de policarbonato de grado médico, claro. Cuando los lentes 502, 503 se ensamblan juntos con la parte del cuerpo principal 501, los lentes 502, 503 abastecen cada lado de la cámara de sangre 500 con una ventana de visualización 505, 506 en la cavidad de flujo de sangre. Cada lente 502, 503 tiene una superficie de acoplamiento de protección 507, 508 localizada en forma circunferencial alrededor de las ventanas de visualización 505, 506. Las superficies de acoplamiento de protección 507, 508 están configuradas para recibir las protecciones del ensamble de
gancho de sensor. Preferentemente, cuando se montan sobre la cámara de sangre 500, las protecciones en el ensamble de gancho de sensor llenan substancialmente las superficies de acoplamiento de protección 507, 508, para maximizar de esta forma la cantidad de luz no deseada bloqueada por las protecciones .
Las ventanas de visualización 505, 506 están rodeadas por paredes anulares verticales 509, 510, que separan las superficies de acoplamiento de protección 507, 508 de las ventanas de visualización 505, 506. En esta forma, los depósitos anulares 511, 512 están formados alrededor de las ventanas de visualización 505, 506 que están substancialmente en la misma profundidad que la ventana de visualización. Los depósitos anulares 511, 512 son congruentes con las superficies de acoplamiento de protección 507, 508 en las partes exteriores de la cámara de sangre 500.
La figura 25B, ilustra una parte exterior de la cámara de sangre 500. Debido a que los lados de la cámara de sangre 500 son imágenes de espejo una de la otra, únicamente se describirá con detalle un lado de la cámara de sangre 500. La cámara de sangre 500 está construida de una parte del cuerpo principal 501 que incluye una entrada y una salida. La parte del cuerpo principal 501 puede estar completamente moldeada de material de policarbonato de grado médico, claro u otro material adecuado. Alternativamente, puede ser recomendable moldear
la parte del cuerpo principal 501 con un material opaco, tal como el material de policarbonato de grado médico entintado de azul de las modalidades previas.
En cualquier caso, la parte del cuerpo principal 501 incluye los lentes 502, 503, cada uno de los cuales tiene una ventana de visualización circular 505, 506. En operación, la sangre fluye a través de la cavidad interna de flujo de sangre definida por los lentes 502, 503 y la parte del cuerpo principal 501 dentro de la cámara de sangre 500. Los lentes 502, 503, incluyendo sus partes de ventana de visualización circular 505, 506, están elaborados de un material tal como policarbonato de grado médico, claro. Las ventanas de visualización 505, 506 proporcionan de esta forma una visualización ópticamente neutral del ensamble de gancho de sensor para monitorear la sangre que fluye a través de la cámara de sangre 500. Tal como se muestra en la figura 29B, la pared anular vertical 509 rodea la ventana de visualización 505. Los lentes 502, 503 cada uno tiene paredes periféricas 513, 514 que son concéntricas con las paredes anulares verticales 509, 510, y se colocan en la periferia de los lentes 502, 503. En esta forma, los depósitos anulares 511, 512 están definidos por las paredes anulares 509, 510 y las paredes periféricas 513, 514. El piso del depósito anular 511 es otra superficie de acoplamiento de protección 507 que está separada y es distinta a la ventana de visualización 505. De acuerdo con la modalidad actualmente preferida, los
lentes 502 que contienen la ventana de visualización 505, la pared anular vertical 509, la pared periférica 513, y el depósito anular 511, están moldeados de un material de policarbonato claro y se adhieren mediante soldadura de ultrasonido u otro medio a la parte del cuerpo principal 501 durante el proceso de fabricación. El lente 503, con sus componentes asociados, se fabrica del mismo material, y se adhiere a la parte del cuerpo principal 501 en la misma forma que el lente 502.
La figura 25C, ilustra una vista en elevación de la cámara de sangre 500. La parte del cuerpo principal 501 está conectada al conector 504. El conector 504 puede ser un conector de cierre Luer, tal como los conectores descritos previamente en la presente invención. La parte del cuerpo principal 501 está ajustada con los lentes 502, 503 en los lados opuestos de la parte del cuerpo principal 501. Las paredes periféricas 513, 514 de los lentes 502, 503 están visibles desde la vista en elevación lateral de la cámara de sangre 500. La cavidad interna de flujo de sangre está definida por la distancia predeterminada entre los lentes 502, 503, cuando se moldean en la parte del cuerpo principal 501, y se unen alrededor de su circunferencia a través de la parte del cuerpo principal 501.
La figura 25D, muestra la sección transversal de la cámara de sangre 500. Los lentes 502, 503 se adhieren a la parte del cuerpo principal 501, e incluyen las paredes internas substancialmente planas 515, 516 que forma parte de la cavidad
de flujo de sangre 517. La pared interna 515 está substancialmente paralela a la pared interna 516, y está separada de la misma por una distancia predeterminada fija. Las ventanas de visualización 505, 506 permiten la observación de la sangre que fluye a través de la cavidad interna de flujo de sangre 517.
La parte del cuerpo principal 501 incluye una primera puerta 518 y una segunda puerta 519. La cavidad de flujo de sangre 517 incluye una primera abertura 520 y una segunda abertura 521. La primera puerta 518 y la primera abertura 520 están en comunicación de fluidos a través del primer canal 522. La segunda puerta 519 y la segunda abertura 521 están en comunicación de fluidos a través del segundo canal 523. La cámara de sangre 500 también incluye la entrada 524 y la salida 525. En una modalidad preferida, la sangre fluye en la entrada 524, a través del primer canal 522, y dentro de la cavidad de flujo de sangre 517 cuando sus características son detectadas por el ensamble de gancho de sensor. Después de pasar a través de la cavidad de flujo de sangre 517, la sangre pasa a través del segundo canal 523, y sale de la cámara de sangre 500 desde la salida 525.
Tal como se aprecia mejor en la figura 25D, los lentes 502, 503 cada uno incluye un par de postes de turbulencia. Los pares de postes de turbulencia 526, 527 son integrales a los lentes 502, 503. Los lentes 502, 503 están moldeados a la parte
del cuerpo principal 501, de modo que los pares de postes de turbulencia 526, 527 se coloquen cerca de la primera abertura 520 de la cavidad de flujo de sangre 517. Como con los postes de las modalidades previas, los pares de postes de turbulencia 526, 527 proporcionan resistencia para suprimir cualquier tendencia para que la sangre fluya de una manera puramente laminar, lo cual si no se suprime, puede dar como resultado que la sangre no llene la cavidad de flujo de sangre 517. Los pares de postes 526, 527 también crean corrientes inducidas dentro de la sangre en la cavidad de flujo de sangre 517, lo cual tiende a mezclar la sangre hasta obtener una consistencia más homogénea que proporciona mejores medidas por parte del ensamble de gancho de sensor. Debido a que ya sea la primera puerta 518 o la segunda puerta 519 pueden servir como una puerta de entrada, tal como se explica en relación con la primera y segunda modalidades, los pares de postes 526, 527 pueden estar en cualquier extremo de la cavidad de flujo de sangre 517, dependiendo de la orientación de moldeo de los lentes 502, 503 con respecto a la parte del cuerpo principal 501. Los postes de turbulencia colocados en la entrada de flujo de sangre dentro de la cavidad de flujo de sangre 517, sujetan que los postes proporcionen en forma adecuada resistencia al rompimiento de un flujo laminar, y crean corrientes inducidas para mezclar la sangre antes de que se detecten sus características.
La figura 25E, muestra una vista expandida de los componentes de la cuarta modalidad de la cámara de sangre 500. Durante el proceso de fabricación, los lentes 502, 503 son recibidos y unidos en la parte del cuerpo principal 501, creando una cavidad interna de flujo de sangre 517 de la cámara de sangre 500. Los lentes 502, 503 son imágenes de espejo una de la otra. Cuando los lentes 502, 503 se unen a la parte del cuerpo principal 501, se colocan de modo que queden substancialmente paralelos y opuestos uno del otro. El conector 504 puede ser unido a la parte del cuerpo principal 501 en la segunda puerta 519 de la parte del cuerpo principal 501. En esta forma, la sangre que fluye desde la cavidad interna de flujo de sangre 517 pasa fuera de la segunda puerta 519 a través del segundo canal 523, a través del conector 504, y fuera de la salida 525. Después que la sangre fluye desde la salida 525, puede fluir hasta un dializador o filtro de sangre, tal como el dializador o filtro de sangre 22 mostrado en la figura 1.
Las figuras 26A y 26B, ilustran la parte del cuerpo principal 501 de la cámara de sangre 500 en su forma más simple, en donde las dos mitades moldeadas del cuerpo están acopladas, aunque el conector y los lentes aún no han sido agregados. Tal como se muestra en la figura 26A, la pared lateral 528 se extiende en una forma substancialmente circular alrededor de una periferia interna de la parte del cuerpo principal 501. Extendiéndose substancialmente en forma
ortogonal a partir de la pared lateral 528, se encuentran los bordes de recepción 529, 530. Los bordes de recepción 529, 530 también son substancialmente circulares. Durante el ensamble, los lentes 502, 503 se reciben en la parte del cuerpo principal 501 en los bordes de recepción 529, 530. Para orientar en forma adecuada los lentes 502, 503 con respecto a la parte del cuerpo principal 501, la parte del cuerpo principal 501 incluye las protuberancias 531, 532 localizadas en los bordes de recepción 529, 530, la pared lateral adyacente 528. En la modalidad ilustrada, las protuberancias 531, 532 están localizadas en los lados opuestos de la pared lateral 528, y colocados en línea con la segunda abertura 521. Los lentes
502, 503 están colocados con respecto a la parte del cuerpo principal 501, de modo que las protuberancias 531, 532 son recibidas en los recesos complementarios que se encuentran en los lentes 502, 503. Cuando se emparejan en esta forma, los lentes 502, 503 quedan asentados en los bordes de recepción 529, 530, y las paredes internas 515, 516 de los lentes 502,
503, junto con la pared lateral 528, definen la cavidad de flujo de sangre 517. Específicamente, la pared lateral 528 se extiende entre las paredes internas planas 515, 516 cuando los lentes 502, 503 están acoplados para permanecer en la parte del cuerpo principal 501. Aunque la modalidad ilustrada utiliza protuberancias y recesos generalmente cúbicos, las protuberancias y recesos pueden tomar cualquier forma
geométrica razonable. Además, otros tipos de sujetadores y topes de rotación pueden operar igualmente bien y están contemplados.
La parte del cuerpo principal 501 incluye la entrada 524, que aloja la primera puerta 518. El primer canal 522 pasa a través de la primera puerta 518. La primera puerta 518 y el primer canal 522 están en comunicación de fluidos con la cavidad interna de flujo de sangre 517 a través de la primera abertura 520 en la pared lateral 528. La parte del cuerpo principal 501 también incluye una segunda puerta 519. El segundo canal 523 pasa a través de la segunda puerta 519. La segunda puerta 519 y el segundo canal 523 están en comunicación de fluidos con la cavidad interna de flujo de sangre 517 a través de la segunda abertura 521 en la pared lateral 528. En la modalidad mostrada en las figuras 26A y 26B, la segunda puerta 519 y el segundo canal 523 están en alineación axial con la primera puerta 518 y el primer canal 522 a lo largo de un eje que se expande a través de la parte media de la cavidad interna de flujo de sangre 517.
La figura 26B, muestra una vista superior en elevación de la parte del cuerpo principal 501. Durante el ensamble, el lente 502 (no mostrado) se recibe en el borde de recepción 529 y los recesos complementarios en el lente 502 están alineados con la protuberancia 531, lo cual forma un límite de la cavidad de flujo de sangre 517. En la modalidad ilustrada, la entrada 524 es la
segunda puerta opuesta 519 que se encuentra en la parte del cuerpo principal 501. La entrada 524 también está en alineación axial con la segunda puerta 519 a lo largo de un eje que se expande a través de la parte media de la cavidad interna de flujo de sangre 517.
Las figuras 27A y 27B, muestran vistas en perspectiva y vistas inferiores en elevación de uno de los lentes de la propia cámara de sangre 500. Debido a que los lentes 502, 503 son imágenes de espejo unas de las otras, únicamente se describirá con detalle el lente 502. La figura 27A, muestra el lente 502 con la ventana de visualización 505 en su centro. El lente 502 incluye dos anillos de crestas concéntricas. En anillo interno es la pared anular vertical 509, y rodea la ventana de visualización 505. El anillo externo es la pared periférica 513 y está situado en la periferia del lente 502 cerca del lugar donde el lente se acopla a la parte del cuerpo principal 501. El área entre la pared anular 509 y la pared periférica 513 define el depósito anular 511. El piso del depósito anular 511 es la superficie de acoplamiento de protección 507, que está separado y es diferente a la ventana de visualización 505, y está configurado para recibir la protección de un brazo del ensamble de gancho de sensor.
Cuando se acopla, el depósito anular 511 y la inclinación del resorte del ensamble de sujetador, retienen juntos el sujetador y la cámara de sangre 500. Para evitar la rotación
relativa del sujetador y la cámara de sangre 500, el lente 502 incluye una presilla anti-rotación 533 que se extiende radialmente hacia dentro desde la pared periférica 513. El lente 503 tiene una presilla anti-rotación correspondiente 534. Las presillas antirrotación 533, 534 están colocadas en las partes laterales de los lentes 502, 503 que son las paredes internas opuestas 515, 516. Esto es, cuando los lentes 502, 503 son recibidos en la parte del cuerpo principal 501, las presillas antirotación 533, 534 se orientan hacia fuera desde los lados exteriores de la cámara de sangre 500. En esta orientación, las presillas antirrotación 533, 534 se acoplan para recibir ranuras en las protecciones del ensamble de gancho de sensor, para sujetar en forma de rotación el ensamble de sujetador y la cámara de sangre 500 acoplados.
Las presillas antirrotación 533, 534 de los lentes 502, 503, y las ranuras de recepción complementarias en las protecciones del ensamble de gancho de sensor, toman cualquier forma geométrica razonable. Además, pueden operar igualmente bien otros tipos de sujetadores y topes de rotación, y están contemplados. Por ejemplo, ya sea los lentes o el sujetador pueden incluir postes de alineación que guían la cámara de sangre y el sujetador en un encaje adecuado tanto para registrar los LEDs y los fotodetectores con los lentes, como para evitar la rotación. La interacción entre las presillas antirrotación 533, 534 y las ranuras de recepción en las
protecciones del ensamble de gancho de sensor, se describen en forma adicional a continuación.
La figura 27B, ilustra un par de postes de turbulencia 526 en el lente 502 que se extiende en la cavidad de flujo de sangre 517 e introducen turbulencia en el flujo de sangre. Sin los postes 526, el flujo de sangre a través de la cavidad de flujo de sangre 517 de la cámara de sangre 500, es más susceptible a un flujo laminar que reduce la calidad de las medidas a través de los detectores en el ensamble de sujetador. También se muestra en la figura 27B el receso complementario 535 del lente 502. El receso complementario 535 está configurado para acoplarse con la protuberancia 531 que se asienta en el borde de recepción 529 de la parte del cuerpo principal 501 (ver figuras 26A y 26B). La interacción de la protuberancia-receso ayuda a sujetar que los lentes 502, 503 queden orientados en forma adecuada con respecto a la parte del cuerpo principal 501 durante el ensamble de la cámara de sangre 500. Cuando el receso complementario 535 se coloca en forma substancialmente en línea con, y opuesta a los postes de turbulencia 526, tal como se muestra en el lente 502, los postes de turbulencia 526 están en proximidad cercana con la primera abertura 520 de la parte del cuerpo principal 501. El ubicar los postes de turbulencia 526 cerca de la primera abertura 520 y la entrada de la cavidad de flujo de sangre 517, origina que los postes de turbulencia 526 perturben el flujo laminar de la
sangre que entra a la cavidad de flujo de sangre de la cámara de sangre 500.
Las figuras 28A y 28B, son vistas del conector 504 en aislamiento. En la cámara de sangre de la cuarta modalidad, la entrada 524 (ver figura 25D) y la salida 525 del conector 504, están diseñados para ser compatibles con los dispositivos de conexión estándar de la industria médica, con vencionalmente conocidos como conectores de cierre Luer.
Las figuras 29A a 29E, ilustran un ensamble de gancho de sensor configurado de acuerdo con una modalidad actualmente preferida. La cámara de sangre de esta modalidad se ajusta con el ensamble de gancho de sensor en una forma substancialmente igual a la descrita anteriormente en relación con la tercera modalidad ilustrada. Cuando el ensamble de gancho de sensor está acoplado a la cámara de sangre, las protecciones del ensamble de gancho de sensor bloquean la luz no deseada de las ventanas de visualización de la cámara de sangre.
La figura 29A, muestra el ensamble de gancho de sensor 537 expandido fuera de la cámara de sangre 500. Las protecciones 538 y 539 son imágenes de espejo una de la otra, y se adhieren a ambos brazos del ensamble de gancho de sensor 537, en las cabezas de los brazos. Las protecciones 538, 539 cada una incluye un borde anular externo 540, 541, y un borde anular interno 542, 543. La diferencia en las alturas
de los bordes anulares externos e internos corresponde a la altura de las paredes anulares 509, 510 en los lentes 502, 503. Preferentemente, la forma y el área de superficie de los bordes anulares externos 540, 541 son substancialmente similares a la forma y área de superficie de las superficies de acoplamiento de protección respectivas 507, 508 que se encuentran en los lentes 502, 503, con el objeto de maximizar el bloqueo de la luz ambiental.
Tal como se muestra en la figura 29A, y más particularmente en la vista frontal en elevación de un brazo del ensamble de gancho de sensor de la figura 29B, las protecciones 538, 539 cada una incluyen un par de ranuras de recepción. En particular, la protección 538 incluye ranuras de recepción 544, 545, y la protección 539 incluye ranuras de recepción 546, 547. En la modalidad ilustrada, y en cada protección, las dos ranuras de recepción están diametralmente opuestas una de la otra, y están colocadas en los bordes anulares externos 540, 541. Las ranuras de recepción 544, 545 y 546, 547 están adaptadas para recibir presillas a nti-rotación 533, 534 que son integrales a los lentes 502, 503 de la cámara de sangre 500. Dependiendo de la orientación de la cámara de sangre 500 con respecto al ensamble de gancho de sensor 537, la presilla anti-rotación 533 puede ser recibida en la ranura de recepción 544 o en la ranura de recepción 545, y la presilla anti-rotación 534 puede ser recibida en la ranura de recepción
546 o en la ranura de recepción 547.
Cuando las protecciones en sus ranuras de recepción están configuradas de esta forma, el ensamble de gancho de sensor 537 puede fijarse en una posición y orientación de rotación predeterminadas con respecto a la cámara de sangre 500, lo cual ayuda a eliminar el ruido que de otra forma es probable que resulte de los artefactos en movimiento durante la calibración en fábrica del sistema de monitoreo óptico. La posición fija puede establecerse y mantenerse en otras formas, incluyendo las descritas previamente en relación con las otras modalidades. Por ejemplo, las formas de las presillas antirrotación 533, 534 y las ranuras de recepción correspondientes 544, 545 y 546, 547 pueden tomar cualquier configuración razonable. Así mismo, la colocación de las presillas antirrotación en las protecciones y la inclusión de los retenes o ranuras de recepción de acoplamiento en la cámara de sangre, puede ser una alternativa adecuada.
La figura 29C, muestra el ensamble de gancho de sensor 537 adherido a la cámara de sangre 500. En la modalidad ilustrada, el ensamble de gancho de sensor 537 está orientado en un ángulo substancialmente recto con respecto a la cámara de sangre 500 debido a las posiciones relativas de las presillas anti-rotación 533, 534 en los lentes 502, 503, y las ranuras de recepción 544, 545 y 546, 547 en las protecciones 538, 539. Se contempla que la posición relativa de las presillas anti-rotación
y las ranuras de recepción pueda ser diferente a la mostrada, produciendo un ángulo relativo diferente entre el ensamble de gancho de sensor 537 y la cámara de sangre 500.
Las figuras 29D y 29E, muestran, respectivamente, vistas de sección transversal longitudinales y transversales de la cámara de sangre 500 cuando se adhieren al ensamble de gancho de sensor 537. Tal como se muestra, la cámara de sangre 500 incluye ventanas de visualización 505, 506, las cuales están unidas a través de las paredes anulares 509, 510 de los lentes 502, 503. Aunque las ventanas de visualización 505, 506 deben elaborarse de material claro, es recomendable entintar la parte del cuerpo principal 501 de la cámara de sangre 500, para mantenerse con la primera, segunda, y tercera modalidades descritas anteriormente, con el objeto de proporcionar protección adicional contra la luz no deseada. Específicamente, se puede utilizar el material de policarbonato entintado de azul para fabricar la parte del cuerpo principal 501.
Cuando no se unen al ensamble de gancho de sensor 537, las partes exteriores de las ventanas de visualización 505, 506 se exponen en los lados exteriores de la cámara de sangre 500 (ver figuras 25A a 25D). La cámara de sangre 500 incluye la entrada 524 y la salida 525 que están diseñadas para ser compatibles con dispositivos de conexión estándar de la industria médica convencionalmente conocidos como conectores
de cierre Luer. En la modalidad ilustrada, la entrada 524 está moldeada en forma integral con la parte del cuerpo principal 501, por lo que la salida 525 comprende un conector fuera del anaquel adecuado 504, unido a la parte del cuerpo principal 501 de la cámara de sangre 500. Alternativamente, se puede adherir tubería directamente a la parte del cuerpo principal 501 de la cámara de sangre 500 en lugar del conector 504.
En operación, la sangre fluye desde la entrada 524 hacia dentro de la cavidad de flujo de sangre 517 de la cámara de sangre 500. La cavidad de flujo de sangre 517 proporciona un área de visualización substancialmente plana, delgada (por ejemplo, menos de 0.1 pulgadas) (x 2.54 cm) para la sangre que fluye a través de la cámara de sangre 500. Mientras tanto, en la cavidad de flujo de sangre 517, la luz visible o infrarroja multiplexada en diversas longitudes de onda es transmitida a través de la sangre que fluye a través del área de visualización plana, y también a través de las ventanas de visualización 505, 506.
Unido a la cámara de sangre 500 se encuentra un ensamble de gancho de sensor 537. El ensamble de gancho de sensor 537 incluye dos brazos, uno que comprende un subensamble de emisor LED 548, y el otro que comprende un subensamble de fotodetector 549. El subensamble de emisor LED 548 contiene un tablero de circuitos de emisor 550, que incluye los LEDs configurados para emitir radiación en las
longitudes de onda deseadas, tal como substancialmente de 660 nm, 810 nm, y 1300 nm. La radiación emitida pasa a través de los lentes de difusión moldeados 551. El subensamble de fotodetector 549 incluye el tablero de circuito de detector 553 que está configurado para detectar la radicación emitida por el subensamble de emisor LED 548. El tablero de circuito de detector 553 está montado para recibir la radiación emitida por el subensamble de emisor LED 548 a través del lente de difusión moldeado 552.
Tal como se muestra en la figura 29D, la protección 538 en el subensamble de emisor LED 548 se extiende más allá del lente de difusión moldeado 551, y hacia el subensamble de fotodetector 549. De manera inversa, la protección 539 en el subensamble de fotodetector 549 se extiende más allá del lente de difusión moldeado 552 y hacia el subensamble de emisor LED 548. Los lentes de difusión moldeados 551, 552 están separados de las ventanas de visualización 505, 506. Cuando el ensamble de gancho de sensor 537 se acopla a la cámara de sangre 500, las protecciones 538, 539 son recibidas en las superficies de acoplamiento de protección 507, 508 de la cámara de sangre 500, de modo que los bordes anulares externos 540, 541 de las protecciones 538, 539 son substancialmente descargados con las superficies de acoplamiento de protección 507, 508. Además, las paredes anulares 509, 510, que unen las ventanas de visualización 505,
506, quedan en contacto con los bordes anulares internos 542, 543 de las protecciones 538, 539. En esta forma, las protecciones 538, 539 ayudan a aislar ópticamente la luz emitida por el subensamble de emisor LED 548 y detectada por el subensamble de fotodetector 549.
La vista de sección transversal de la figura 29E, muestra presillas antirrotación 533, 534, así como ranuras de recepción 544, 545 y 546, 547 de las protecciones 538, 539. Cuando las presillas anti-rotación de la cámara de sangre 500 son recibidas en las ranuras de recepción de las protecciones 538, 539, tal como se muestra en la figura 29E, el ensamble de gancho de sensor 537 está en una orientación de posición y rotación predeterminada fija con respecto a la cámara de sangre 500.
Todas las referencias, incluyendo publicaciones, solicitudes de patente, y patentes aquí mencionadas, están incorporadas a la presente invención como referencia, en el mismo grado como si cada referencia estuviera indicada en forma individual y específica como incorporada como referencia, y quedan establecidas en su totalidad en la presente invención.
El uso de los términos "un" y "uno, una" y "el, la" y las referencias similares dentro del contexto de la descripción de la presente invención (especialmente dentro del contexto de las siguientes reivindicaciones), se construirán para cubrir tanto el singular como el plural, a menos que se indique de otra manera en la presente invención, o se contraindique claramente en el
contexto. Los términos "que comprende", "que tiene", "que incluye", y "que contiene" serán construidos como términos de extremo abierto (por ejemplo, significando "que incluye pero no se limita a"), a menos que se indique lo contrario. La referencia a la alineación de los fotoemisores y los fotodetectores, se refiere únicamente a una alineación física relativa aproximada, que permite que la luz de los emisores sea recibida por los detectores. Excepto como se indica de otra forma ya sea de manera expresa o dentro de su contexto, las referencias a "luz" incluyen radiación electromagnética de cualquier frecuencia, y no deberán construirse como limitadas a la radiación visible para el ojo humano. La luz no deseada que alcanza los fotodetectores, es luz ambiental procedente de fuentes diferentes a los fotoemisores y/o la luz de los fotoemisores que alcanza los fotodetectores indirectamente, tal como a través del efecto de conducción de luz descrito anteriormente. Los términos sujeción y conexión, tal como se utilizan en la presente invención, están proyectados para incluir tanto encajes mecánicos como encajes de presión. La mención de los rangos de valores en la presente invención, están proyectados meramente para servir como un método sencillo para hacer referencia individual a cada valor separado que está dentro del rango, a menos que se indique de otra forma en el presente documento, y cada valor separado está incorporado en la especificación como si fuera mencionado en forma individual.
Todos los métodos descritos pueden llevarse a cabo en cualquier orden adecuado a menos que se indique lo contrario en la presente invención, o se contraindique claramente en el contexto. El uso de cualquiera y todos los ejemplos, o lenguaje de ejemplo, (por ejemplo, "tal como") aquí proporcionado, pretende meramente iluminar de mejor manera la presente invención, y no impone una limitación en el alcance de la presente invención, a menos que se reivindique lo contrario. Ningún lenguaje en la especificación deberá ser construido como que indica cualquier elemento no reivindicado como esencial para la práctica de la presente invención.
Las modalidades preferidas de la presente invención se describen en el presente documento, incluyendo el mejor modo conocido para los inventores, para llevar a cabo la misma. Las variaciones de las modalidades preferidas, podrán ser apreciadas por los expertos en la técnica, al momento de leer la descripción anterior. Los inventores esperan que los expertos en la técnica empleen dichas variaciones según sea adecuado, y los inventores pretenden que la presente invención se practique en formas diferentes a la descrita específicamente en el presente documento. Por consiguiente, la presente invención incluye todas las modificaciones y equivalentes del asunto materia mencionado en las reivindicaciones adjuntas, según lo permita la ley aplicable. Además, cualquier combinación de los elementos antes descritos en todas las posibles variaciones de
los mismos, está contemplada en la presente invención a menos que se indique lo contrario o esté contraindicado claramente dentro del contexto.
Claims (25)
1. Una cámara de sangre para utilizarse con un sistema para monitorear el flujo de sangre extracorpóreo, en donde la cámara de sangre comprende: una entrada, una salida y un cuerpo que tiene una cavidad interna de flujo de sangre; primera y segunda ventanas en lados opuestos del cuerpo para ver el flujo de sangre extracorpóreo a través de la cavidad interna de flujo de sangre; y primera y segunda superficies de acoplamiento de protección, que rodean substancialmente las periferias de la primera y segunda ventanas para encajar protecciones que se extienden más allá del lente de un ensamble de gancho de sensor del sistema de monitoreo, y que operan junto con las protecciones para (1) proteger el flujo de sangre extracorpóreo que se encuentra en la cavidad interna de flujo de sangre contra la iluminación procedente de la luz no deseada, cuando la cámara de sangre está sujetada al ensamble de gancho de sensor, y (2) alinear los fotoemisores y fotodetectores en el ensamble de gancho de sensor con la primera y segunda ventanas.
2. La cámara de sangre tal como se describe en la reivindicación 1, caracterizada porque incluye una superficie de sujetamiento para acoplarse con una superficie complementaria del ensamble de gancho de sensor, para fijar de esta forma la cámara de sangre y el ensamble de gancho de sensor en una posición predeterminada.
3. La cámara de sangre tal como se describe en la reivindicación 1, caracterizada porque el cuerpo está elaborado de un material que atenúa la luz en al menos algunas regiones de longitud de onda de la luz generada por los fotoemisores.
4. La cámara de sangre tal como se describe en la reivindicación 1, caracterizada porque cada una de la primera y segunda superficies de acoplamiento de protección, tiene una forma anular.
5. La cámara de sangre tal como se describe en la reivindicación 1, caracterizada porque la superficie de sujetamiento de la cámara de sangre incluye al menos una estructura antirrotación para evitar la rotación de las protecciones encajadas en la primera y segunda superficies de acoplamiento de protección.
6. La cámara de sangre tal como se describe en la reivindicación 5, caracterizada porque al menos una estructura antirrotación es una presilla para encajarse con una ranura complementaria en una de las protecciones.
7. La cámara de sangre tal como se describe en la reivindicación 1, caracterizada porque cada una de la primera y segunda superficies de acoplamiento de protección, incluye una pared anular que alinea los fotoemisores y fotodetectores del ensamble de gancho de sensor con la primera y segunda ventanas.
8. La cámara de sangre tal como se describe en la reivindicación 2, caracterizada porque la superficie de sujetamiento incluye un tope de rotación para fijar los fotoemisores y fotodetectores alineados en una posición de rotación relativa con respecto a las ventanas.
9. La cámara de sangre tal como se describe en la reivindicación 2, caracterizada porque la posición predeterminada es cuando los fotoemisores y fotodetectores están substancialmente alineados y en una posición de rotación relativa .
10. La cámara de sangre tal como se describe en la reivindicación 3, caracterizada porque las ventanas del cuerpo comprenden un material de policarbonato claro, y el resto del cuerpo comprende un material de policarbonato opaco.
11. La cámara de sangre tal como se describe en la reivindicación 9, caracterizada porque las ventanas se elaboran completamente de material de policarbonato claro y se adhieren al cuerpo durante un proceso de fabricación.
12. Un aditamento para un sistema de tratamiento de sangre extracorpóreo que detecta las propiedades ópticas de la sangre, en donde el aditamento comprende: una cámara de sangre que tiene una entrada, una salida, y un cuerpo, en donde la entrada y la salida conectan al cuerpo en línea con una tubería extracorpórea que contiene la sangre que está fluyendo; una cavidad de flujo de sangre en el cuerpo que conecta la entrada y la salida para proporcionar una trayectoria de flujo a través de la cámara de sangre: cada uno del primero y segundo lados opuestos del cuerpo teniendo una ventana para exponer la sangre que fluye a través de la cavidad de flujo de sangre, para la radiación desde una fuente de radiación; un ensamble de gancho de sensor que tiene cabezas opuestas que se sujetan a la cámara de sangre para detectar las propiedades de transmisión óptica de la sangre en la trayectoria de flujo de la cavidad de flujo de sangre; cada una de las cabezas opuestas tienen un lente para dar forma a la radiación de la fuente de radiación dentro de un rayo que pasa entre las cabezas y a través de las ventanas y la trayectoria de flujo; y una protección que rodea cada uno de los lentes y ventanas, y se extiende más allá de un plano de la superficie de al menos uno de los lentes y ventanas, de modo que se bloquee la radiación no deseada de la iluminación de la sangre en la trayectoria de flujo y se mezcla con el rayo.
13. El aditamento tal como se describe en la reivindicación 12, caracterizado porque cada una de las protecciones está integrada con el ensamble de gancho de sensor.
14. El aditamento tal como se describe en la reivindicación 12, caracterizado porque cada una de las protecciones está integrada con la cámara de sangre.
15. El aditamento tal como se describe en la reivindicación 12, caracterizado porque al menos una parte del cuerpo de la cámara de sangre tiene color para atenuar las longitudes de onda de la radiación utilizada por el sistema de monitoreo de sangre.
16. El aditamento tal como se describe en la reivindicación 13, caracterizado porque la cámara de sangre incluye depósitos anulares que rodean cada una de las ventanas para recibir un extremo libre de una de las protecciones.
17. El aditamento tal como se describe en la reivindicación 16, caracterizado porque incluye un sujetador para mantener una relación de rotación fija entre la cámara de sangre y el ensamble de gancho de sensor.
18. El aditamento tal como se describe en la reivindicación 16, caracterizado porque cada depósito anular y cada ventana tiene una profundidad, y la profundidad de al menos uno de los depósitos anulares que rodea la ventana, está debajo de la profundidad de la ventana.
19. El aditamento tal como se describe en la reivindicación 17, caracterizado porque el sujetador incluye una ranura en el extremo libre de al menos una de las protecciones para encajar una presilla antirrotación de la cámara de sangre.
20. En un sistema de hemodiálisis, un método para recolectar información que describe al menos un constituyente de sangre, en donde el método comprende: unir una cámara de sangre en línea con una tubería extracorpórea a través de la cual, la sangre de un paciente fluye para hemodiálisis, en donde la cámara de sangre tiene ventanas de oposición para iluminar la cavidad de flujo de sangre de la cámara de sangre; unir a la cámara de sangre un ensamble de gancho de sensor, de modo que las cabezas opuestas del ensamble de gancho de sensor se asienten en las ventanas de oposición de la cámara de sangre; generar un rayo de luz entre las cabezas de oposición del ensamble de gancho de sensor que pasa a través de las ventanas de oposición, y la sangre que fluye a través de la cavidad de flujo de sangre; detectar características del rayo de luz después de que ha pasado a través de la sangre en la cavidad de flujo de sangre; y evitar que la luz no deseada se mezcle con el rayo de luz, protegiendo una unión entre las cabezas opuestas del ensamble de gancho de sensor y las ventanas opuestas de la cámara de sangre.
21. El método tal como se describe en la reivindicación 20, caracterizado porque incluye alinear en forma automática las cabezas opuestas con las ventanas opuestas, en donde las cabezas opuestas están asentadas en las ventanas opuestas.
22. El método tal como se describe en la reivindicación 21, caracterizado porque incluye evitar la rotación relativa del ensamble de gancho de sensor y la cámara de sangre, cuando las cabezas opuestas del ensamble de gancho de sensor están asentadas en las ventanas opuestas de la cámara de sangre.
23. En un sistema de hemodiálisis, un aparato para recolectar información que describe al menos un constituyente de sangre, en donde el aparato comprende: medios para exponer a radicación un flujo extracorpóreo de la sangre de un paciente; un ensamble de gancho de sensor que incluye medios para unirse a los medios de exposición; y un par de cabezas opuestas del ensamble de gancho de sensor que incluye medios para radiar el flujo extracorpóreo de la sangre del paciente con la radiación deseada; medios para detectar atributos de la radiación deseada después de que pasa a través del flujo extracorpóreo de la sangre de un paciente; y medios para evitar que la radicación no deseada se mezcle con la radiación deseada.
24. En un sistema de hemodiálisis, el aparato tal como se describe en la reivindicación 23, incluye medios para evitar la rotación relativa de los medios de exposición y el ensamble de gancho de sensor, cuando el ensamble de gancho de sensor y los medios de exposición se unen.
25. En un sistema de hemodiálisis, el aparato tal como se describe en la reivindicación 23, incluye medios para formar parte de los medios de exposición, lo cual inhibe que la radiación no deseada se mezcle con la radiación deseada.
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