PL235901B1 - Method and the device for measuring tissue perfusion - Google Patents
Method and the device for measuring tissue perfusion Download PDFInfo
- Publication number
- PL235901B1 PL235901B1 PL420080A PL42008016A PL235901B1 PL 235901 B1 PL235901 B1 PL 235901B1 PL 420080 A PL420080 A PL 420080A PL 42008016 A PL42008016 A PL 42008016A PL 235901 B1 PL235901 B1 PL 235901B1
- Authority
- PL
- Poland
- Prior art keywords
- heater
- temperature
- measuring
- supply current
- perfusion
- Prior art date
Links
Landscapes
- Measuring And Recording Apparatus For Diagnosis (AREA)
Abstract
Przedmiotem zgłoszenia jest sposób i urządzenie do pomiaru perfuzji tkanki, w szczególności tkanek obwodowych. Sposób polega na tym, że sondę pomiarową (1) z grzałką umieszcza się na ciele pacjenta, po czym zasila się grzałkę prądem zasilającym wytworzonym regulowanym układem zasilającym, przy czym w pierwszym etapie pomiarowym grzałkę zasila się pomiarowym prądem zasilającym, po czym w drugim etapie pomiarowym wartość prądu zasilającego zwiększa się do wartości podgrzewającego prądu zasilającego w wyniku czego podgrzewa się grzałkę, a po osiągnięciu przez nią temperatury końcowej w trzecim etapie, zmniejsza się wartość podgrzewającego prądu zasilającego do wartości pomiarowego prądu zasilającego. Podczas zasilania grzałki mierzy się napięciowy sygnał pomiarowy na zaciskach pomiarowych (6b, 6c) sondy pomiarowej (1), po czym napięciowy sygnał pomiarowy filtruje się w pierwszym filtrze wejściowym a następnie wzmacnia pierwszym wzmacniaczem, jednocześnie prąd zasilający kieruje się na bocznik pomiarowy, na którym mierzy napięciowy sygnał kontrolny, który filtruje się drugim filtrem wejściowym i wzmacnia drugim wzmacniaczem, po czym wzmocnione analogowe sygnały napięciowe pomiarowy i kontrolny próbkuje się. Następnie dyskretny wzmocniony napięciowy sygnał pomiarowy przetwarza się na cyfrowy sygnał pomiarowy, który kieruje się do procesora (8) oraz dyskretny wzmocniony napięciowy sygnał kontrolny przetwarza się na cyfrowy sygnał kontrolny, który kieruje się do procesora (8), w którym na podstawie zmierzonych dyskretnych wartości cyfrowych sygnałów pomiarowego i kontrolnego wylicza się chwilowe wartości rezystancji grzałki według wzoru RG = (UP / UB) * (KB / KP), gdzie UP - cyfrowy sygnał pomiarowy, UB - cyfrowy sygnał kontrolny, KP - wzmocnienie pierwszego wzmacniacza, KB - wzmocnienie drugiego wzmacniacza, a następnie na podstawie wartości rezystancji grzałki wylicza się chwilowe wartości temperatury grzałki T = (RG - α)/(R0 + α), gdzie α - temperaturowy współczynnik rezystancji przewodnika grzałki, R0 - rezystancja grzałki w temperaturze 0°C, zaś na podstawie wyliczonych wartości temperatury grzałki wylicza się co najmniej jedną wartość wybraną z grupy: stała czasowa narostu temperatury, stała czasowa spadku temperatury, czas narostu temperatury grzałki o progową wartość przyrostu temperatury grzałki względem temperatury odniesienia czas spadku temperatury grzałki o progową wartość przyrostu temperatury grzałki względem temperatury końcowej, która to wartość jest wartością odzwierciedlającą perfuzję tkanki i stanowi funkcję czasu w postaci funkcji odwzorowania perfuzji (f). Urządzenie zawiera co najmniej jedną sondę pomiarową (1), przy czym każda sonda pomiarowa (1) połączona jest wyprowadzeniami elektrycznymi zasilającymi (6a, 6d) i sygnałowymi (6b, 6c) z co najmniej jednym układem pomiarowym (7), natomiast układ pomiarowy (7) jest połączony z procesorem (8), do którego podłączony jest wyświetlacz (9), korzystnie wyposażony w panel dotykowy.The subject of the application is a method and device for measuring tissue perfusion, in particular peripheral tissues. The method consists in placing a measuring probe (1) with a heater on the patient's body, and then supplying the heater with the supply current generated by the regulated supply system, while in the first measurement stage the heater is supplied with the measurement supply current, and then in the second measurement stage the value of the supply current is increased to the value of the heating supply current, whereby the heater is heated, and after it reaches the final temperature in the third stage, the value of the heating supply current is reduced to the value of the measured supply current. When the heater is powered, the voltage measurement signal is measured on the measurement terminals (6b, 6c) of the measurement probe (1), then the voltage measurement signal is filtered in the first input filter and then amplified with the first amplifier, at the same time the supply current is directed to the measurement shunt, on which measures a voltage control signal which is filtered by a second input filter and amplified by a second amplifier, after which the amplified analog voltage measurement and control signals are sampled. Then, the discrete amplified voltage measurement signal is converted to a digital measurement signal which is directed to the processor (8) and the discrete amplified voltage control signal is converted to a digital control signal which is directed to the processor (8), in which, based on the measured discrete values of the digital measurement and control signals, the instantaneous resistance values of the heater are calculated according to the formula RG = (UP / UB) * (KB / KP), where UP - digital measurement signal, UB - digital control signal, KP - amplification of the first amplifier, KB - amplification of the second amplifier amplifier, and then, on the basis of the resistance of the heater, instantaneous values of the heater temperature T = (RG - α)/(R0 + α) are calculated, where α - temperature coefficient of resistance of the heater conductor, R0 - resistance of the heater at 0°C, and based on the calculated values of the heater temperature, at least one value selected from the group is calculated: time constant of temperature increase, time constant of temperature drop, time of the heater temperature increase by the threshold value of the heater temperature increase relative to the reference temperature time of the heater temperature decrease by the threshold value of the heater temperature increase relative to the final temperature, which value is a value reflecting tissue perfusion and is a function of time in the form of a perfusion mapping function ( f). The device includes at least one measuring probe (1), each measuring probe (1) is connected by electrical power leads (6a, 6d) and signal leads (6b, 6c) to at least one measuring system (7), while the measuring system ( 7) is connected to a processor (8) to which a display (9) is connected, preferably equipped with a touch panel.
Description
Opis wynalazkuDescription of the invention
Przedmiotem wynalazku jest sposób i urządzenie do pomiaru perfuzji tkanki, w szczególności tkanek obwodowych.The present invention relates to a method and device for measuring tissue perfusion, in particular peripheral tissues.
Urządzenie do monitorowania przepływu krwi w tkankach znane z opisu patentowego USA nr US6805672 zawiera elementy grzejne służące do dostarczania ciepła do tkanki, w której przepływ krwi zmniejsza się w czasie szoku, elementy do przerywanego dostarczania zasilania do elementu grzejnego, elementy do pomiaru termicznej odpowiedzi tkanki na ogrzewanie oraz układy służące do przeliczania wyników pomiarów na wartości określające stan szoku pacjenta. Elementem dostarczającym ciepło jest termistor, a tkanką badaną jest ściana rektum. Urządzenie ma sondę połączoną poprzez przetwornik analogowo-cyfrowy z mikroprocesorem, przy czym sonda i mikroprocesor zasilane są układem zasilania i kontroli mocy. Ponadto do mikroprocesora podłączony jest wyświetlacz.The device for monitoring blood flow in tissues known from US Patent No. US6805672 includes heating elements for supplying heat to tissue in which blood flow decreases during shock, means for intermittently supplying power to the heating element, means for measuring the thermal response of the tissue to heating and systems for converting measurement results into values determining the state of patient shock. The element providing heat is a thermistor, and the tissue examined is the wall of the rectum. The device has a probe connected through an analog-to-digital converter with a microprocessor, while the probe and the microprocessor are powered by the power supply and power control system. In addition, a display is connected to the microprocessor.
Układ do pomiaru ilościowego przepływu krwi w tkankach znane z opisu patentowego US8454525 zawiera elementy mierzące temperaturę nieogrzanego łożyska naczyniowego, elementy grzejne i układy zasilające elementy grzejne w taki sposób, że moc niezbędna do wywołania danego przyrostu temperatury powyżej temperatury odniesienia jest zmienną funkcją czasu, a środki służące do określania rezystancji elementu grzejnego i mocy niezbędnej do utrzymania określonej różnicy temperatur względem temperatury odniesienia. W urządzeniu element grzejny i element sensoryczny stanowią pojedynczy element, w szczególności termistor.The system for quantifying blood flow in tissues known from US8454525 includes elements measuring the temperature of the unheated vascular bed, heating elements and systems supplying heating elements in such a way that the power necessary to induce a given temperature rise above the reference temperature is a variable function of time, and the means for determining the resistance of the heating element and the power necessary to maintain a certain temperature difference from the reference temperature. In the device, the heating element and the sensing element form a single element, in particular a thermistor.
Urządzenie do pomiaru funkcji śródbłonka znane z opisu patentowego USA nr US8915862 zawiera element grzejny, w szczególności termistor dostarczający ciepło do określonego obszaru ciała oraz środki służące do określania rozpraszania dostarczonego ciepła w tkankach, a także środki służące do wywierania ciśnienia na ww. obszar tkanki w taki sposób, aby uzyskać termiczny kontakt elementu grzejnego z ciałem. Wyniki pomiaru perfuzji u pacjenta porównuje się z wartościami odniesienia dla osoby zdrowej w celu określenia funkcjonowania nabłonka, ponadto porównuje się wartości zmierzone po zaburzeniu stanu tkanek z wartościami referencyjnymi.The device for measuring endothelial function known from US Patent No. US8915862 comprises a heating element, in particular a thermistor providing heat to a specific area of the body, and means for determining the dissipation of the delivered heat in the tissues, and means for applying pressure to the above-mentioned. tissue area so as to achieve thermal contact of the heating element with the body. The results of the patient's perfusion measurement are compared with the reference values of the healthy person to determine epithelial function, and the values measured after the tissue disorder are compared with the reference values.
Sonda do pomiaru temperatury metodą zerowego strumienia ciepła jest znana z opisu patentowego USA nr US8292502, zawiera dwie warstwy elastycznego podłoża, grzałkę w postaci ścieżki naniesionej na pierwszą warstwę podłoża, dwa czujniki temperatury umieszczone na pierwszej i drugiej warstwie podłoża po dwóch stronach podłoża. Ponadto pierwsza i druga warstwa podłoża oddzielone są elastyczną warstwą izolacji.A zero heat flux temperature probe is known from US Patent No. US8292502, it comprises two layers of flexible substrate, a heater in the form of a track applied to the first substrate layer, two temperature sensors placed on the first and second substrate layers on both sides of the substrate. Moreover, the first and second base layers are separated by an elastic insulation layer.
Sposób i urządzenie znane z opisu patentowego USA nr US6488623 służą do pomiaru perfuzji skóry. Urządzenie zawiera element termoelektryczny, w szczególności ogniwo Peltiera, służące do generowania różnicy temperatury, czujnik temperatury do pomiaru różnicy temperatury pomiędzy stroną zimną oraz ciepłą elementu termoelektrycznego oraz kontroler podłączony do czujnika i elementu termoelektrycznego, dostarczający energię do elementu termoelektrycznego. W urządzeniu mierzy się energię potrzebną do utrzymania stałej różnicy temperatur, a ilość energii jest miarą perfuzji badanego obszaru skóry.The method and device known from US Patent No. US6488623 are used to measure skin perfusion. The device comprises a thermoelectric element, in particular a Peltier cell, for generating a temperature difference, a temperature sensor for measuring the temperature difference between the cold and hot sides of the thermoelectric element, and a controller connected to the sensor and the thermoelectric element for supplying energy to the thermoelectric element. The device measures the energy needed to keep the temperature difference constant, and the amount of energy is a measure of the perfusion of the area of skin being examined.
Urządzenie znane z opisu patentowego USA nr US6221025 zawiera element grzejny, w szczególności diodę półprzewodnikową, czujnik temperatury, w szczególności diodę półprzewodnikową i izolację termiczną, oddzielającą wymienione elementy od otoczenia zewnętrznego. Sposób polega na tym, że dostarcza się energię elektryczną do elementu grzejnego i wytwarza gradient temperatury w obszarze badanej tkanki, przy czym określa się ilość energii niezbędną do utrzymania stabilnego, określonego gradientu temperatury.The device known from the US patent description No. US6221025 comprises a heating element, in particular a semiconductor diode, a temperature sensor, in particular a semiconductor diode, and thermal insulation separating said elements from the external environment. The method consists in supplying electrical energy to the heating element and creating a temperature gradient in the area of the tissue to be examined, the amount of energy necessary to maintain a stable, defined temperature gradient is determined.
Urządzenie do nieinwazyjnego pomiaru właściwości termicznych i perfuzji w biomateriałach znane jest z opisu patentowego USA nr US4859078. Urządzenie zawiera co najmniej dwa elementy, w szczególności termistory, które mogą być podgrzewane oraz służą do pomiaru temperatury, przy czym jeden z elementów pozostaje w kontakcie termicznym ze skórą, a drugi w kontakcie termicznym z pierwszym elementem. Element drugi jest podgrzewany do temperatury, która powoduje skierowanie strumienia ciepła pierwszego elementu w głąb tkanki, następnie mierzy się przepływ ciepła i na jego podstawie wylicza wartości parametrów termicznych i perfuzję tkanki.A device for non-invasive measurement of thermal properties and perfusion in biomaterials is known from US Patent No. US4859078. The device comprises at least two elements, in particular thermistors that can be heated and measure temperature, one of the elements being in thermal contact with the skin and the other in thermal contact with the first element. The second element is heated to a temperature that directs the heat flux of the first element into the tissue, then the heat flow is measured and based on this thermal parameter values and tissue perfusion are calculated.
Aparatura zintegrowana i system czujników fizjologicznych znane z międzynarodowego zgłoszenia PCT nr WO2009032074, zawiera środki grzewcze przystosowane do ogrzewania obszaru tkanki, zwłaszcza obszaru tkanki znajdującej się w pobliżu czujnika fizjologicznego przystosowanego do mierzenia co najmniej jednej cechy fizjologicznej. Poprzez ogrzewanie obszaru tkanki na ciele pacjenta zwiększa się perfuzję krwi w obszarze tkanki i mierzy co najmniej jedną fizjologiczną cechęThe integrated apparatus and physiological sensor system known from the international PCT application WO2009032074 comprises heating means adapted to heat a tissue area, in particular a tissue area near a physiological sensor adapted to measure at least one physiological characteristic. By heating a tissue area on the patient's body, blood perfusion in the tissue area is increased and at least one physiological feature is measured
PL 235 901 B1 w docelowym miejscu pomiaru czujnikiem fizjologicznym podczas lub w określonym czasie po ogrzaniu rozszerzonego obszaru tkanki. W jednym przykładzie wykonania układ czujnikowy obejmuje co najmniej jeden algorytm temperatury, który jest dostosowany do dostosowania ciepła przyłożonego do rozszerzonego obszaru tkanki w oparciu o reakcję organizmu na bodźce cieplne. W innym przykładzie wykonania, gdy skóra pacjenta jest podgrzewana do ogólnie znormalizowanego zakresu temperatur około 40-42°C, tętniczki w sieci naczyń krwionośnych, które rozprzestrzeniają się w płytkiej warstwie w skórze właściwej, reagują na bodziec cieplny, poprzez czynne rozszerzenie wewnętrznych średnic tętniczek i ogólne rozszerzenie naczyń krwionośnych. Rozszerzona średnica powoduje obniżoną odporność na przepływ krwi, a tym samym zwiększa przepływ krwi przez nią. W celu zoptymalizowania wzrostu perfuzji, skóra lub tkanka pacjenta jest początkowo ogrzewana do co najmniej temperatury około 35°C lub co najmniej 3°C powyżej skóry lub powierzchni temperatura i poniżej temperatury około 42°C, aby uniknąć poparzenia pacjenta.At the target measurement site with a physiological sensor during or at a predetermined time after heating the expanded tissue area. In one embodiment, the sensing system includes at least one temperature algorithm that is adapted to adjust the heat applied to the extended area of tissue based on the body's response to thermal stimuli. In another embodiment, when the patient's skin is heated to a generally standardized temperature range of about 40-42 ° C, arterioles in the network of blood vessels that spread in the shallow layer in the dermis respond to the thermal stimulus by actively expanding the inner diameters of the arterioles and general dilation of blood vessels. The expanded diameter causes a reduced resistance to blood flow and thus increases blood flow through it. To optimize perfusion growth, the patient's skin or tissue is initially heated to at least about 35 ° C or at least 3 ° C above the skin or surface temperature and below about 42 ° C to avoid burns to the patient.
Urządzenie do regulacji i określenia plateau przepływu krwi znane z międzynarodowego zgłoszenia PCT nr WO2015144125, dotyczy urządzenia do regulacji i określania plateau przepływu krwi w kończynie pacjenta, przy czym urządzenie ma komorę, której ścianka obejmuje wnętrze komory i ma co najmniej jeden otwór, do wprowadzania co najmniej części kończyny do wnętrza, i co najmniej jedno wgłębienie, które umożliwia dostęp do części kończyny znajdującej się we wnętrzu komory, i w którym urządzenie ma co najmniej jeden element grzejny, który jest w kontakcie cieplnym z wnętrzem. Urządzenie ma ponadto środki do określania plateau przepływu krwi w części kończyny znajdującej się we wnętrzu komory. Element grzejny zawiera wiele termopar, na przykład drutów metalowych lub węglowych, lub pierwszy czujnik temperatury do określania temperatury wewnętrznej elektrycznego elementu grzejnego.The device for regulating and determining the plateau of blood flow known from the international PCT application No. WO2015144125 relates to a device for regulating and determining the plateau of blood flow in a patient's limb, the device having a chamber, the wall of which encloses the inside of the chamber and has at least one opening for introducing a at least a portion of the limb inwardly, and at least one recess which allows access to a portion of the limb within the chamber, and wherein the device has at least one heating element that is in thermal contact with the interior. The device further comprises means for determining a blood flow plateau in the portion of the limb within the chamber. The heating element comprises a plurality of thermocouples, for example metal or carbon wires, or a first temperature sensor to determine the internal temperature of the electric heating element.
Istota sposobu według wynalazku polega na tym, że sondę pomiarową z grzałką umieszcza się na ciele pacjenta, po czym prądem zasilającym wytworzonym regulowanym układem zasilającym zasila się grzałkę, przy czym w pierwszym etapie pomiarowym grzałkę zasila się pomiarowym prądem zasilającym, po czym w drugim etapie pomiarowym wartość prądu zasilającego zwiększa się do wartości podgrzewającego prądu zasilającego w wyniku czego podgrzewa się grzałkę, a po osiągnięciu przez nią temperatury końcowej w trzecim etapie, zmniejsza się wartość podgrzewającego prądu zasilającego do wartości pomiarowego prądu zasilającego, przy czym podczas zasilania grzałki mierzy się napięciowy sygnał pomiarowy na wyprowadzeniach elektrycznych pomiarowych sondy pomiarowej, po czym napięciowy sygnał pomiarowy filtruje się w pierwszym filtrze wejściowym a następnie wzmacnia pierwszym wzmacniaczem, jednocześnie prąd zasilający kieruje się na bocznik pomiarowy, na którym mierzy się napięciowy sygnał kontrolny, który filtruje się drugim filtrem wejściowym i wzmacnia drugim wzmacniaczem. Wzmocnione analogowe sygnały napięciowe pomiarowy i kontrolny próbkuje się, korzystnie wzmocniony analogowy napięciowy sygnał pomiarowy próbkuje się synchronicznie ze wzmocnionym analogowym napięciowym sygnałem kontrolnym, następnie dyskretny wzmocniony napięciowy sygnał pomiarowy przetwarza się na cyfrowy sygnał pomiarowy, który kieruje się do procesora oraz dyskretny wzmocniony napięciowy sygnał kontrolny przetwarza się na cyfrowy sygnał kontrolny, który kieruje się do procesora, w którym na podstawie zmierzonych dyskretnych wartości cyfrowych sygnałów pomiarowego i kontrolnego wylicza się chwilowe wartości rezystancji grzałki według wzoru Rg= (Up/Ub)*(Kb/Kp), gdzie Up - cyfrowy sygnał pomiarowy, Ub - cyfrowy sygnał kontrolny, Kp - wzmocnienie pierwszego wzmacniacza, Kb - wzmocnienie drugiego wzmacniacza, a następnie na podstawie wartości rezystancji grzałki wylicza się chwilowe wartości temperatury grzałki T = (Rg- a)/(Rc+ a), gdzie a - temperaturowy współczynnik rezystancji przewodnika grzałki, R0 - rezystancja grzałki w temperaturze 0°C, zaś na podstawie wyliczonych wartości temperatury grzałki wylicza się co najmniej jedną wartość wybraną z grupy: stała czasowa narostu temperatury, stała czasowa spadku temperatury, czas narostu temperatury grzałki o progową wartość przyrostu temperatury grzałki względem temperatury odniesienia, czas spadku temperatury grzałki o progową wartość przyrostu temperatury grzałki względem temperatury końcowej, która to wartość jest wartością odzwierciedlającą perfuzję tkanki i stanowi funkcję czasu w postaci funkcji odwzorowania perfuzji.The essence of the method according to the invention is that the measuring probe with the heater is placed on the patient's body, then the supply current generated by the regulated supply system is supplied to the heater, while in the first measuring stage the heater is supplied with the measuring supply current, and then in the second measuring stage the value of the supply current increases to the value of the heating supply current, as a result of which the heater is heated, and after it reaches the final temperature in the third stage, the value of the heating supply current decreases to the measured supply current value, while the voltage measurement signal is measured while the heater is being supplied on the electrical measuring leads of the measuring probe, then the voltage measuring signal is filtered in the first input filter and then amplified with the first amplifier, at the same time the supply current is directed to the measuring shunt, on which the voltage control signal is measured, which f it is filtered with a second input filter and amplified with a second amplifier. The amplified analog voltage measurement signals are sampled, preferably the amplified analog voltage measurement signal is sampled synchronously with the amplified analog voltage test signal, then the discrete amplified voltage measurement signal is converted into a digital measurement signal which is directed to the processor and a discrete amplified voltage test signal is converted into a digital control signal, which is directed to the processor, in which, based on the measured discrete values of the digital measurement and control signals, the instantaneous values of the heater resistance are calculated according to the formula Rg = (Up / Ub) * (Kb / Kp), where Up - digital measuring signal, Ub - digital control signal, Kp - gain of the first amplifier, Kb - gain of the second amplifier, and then, based on the resistance value of the heater, the instantaneous values of the heater temperature T = (Rg- a) / (Rc + a), where a - temperature coefficient of conductor resistance heater, R0 - heater resistance at 0 ° C, and on the basis of the heater temperature value calculated, at least one value selected from the group is calculated: temperature increase time constant, temperature drop time constant, heater temperature increase time by the heater temperature increase threshold value relative to the reference temperature, the time it takes for the heater temperature to fall by the threshold value of the heater temperature rise from the final temperature, which is a value reflecting tissue perfusion and is a function of time as a perfusion mapping function.
Korzystnie, temperaturę odniesienia wyznacza się dla grzałki zasilanej pomiarowym prądem zasilającym.Preferably, the reference temperature is established for a heater powered by the measurement supply current.
Korzystnie, stałą czasową narostu temperatury wylicza się na podstawie krzywej narostu temperatury grzałki.Preferably, the temperature rise time constant is calculated on the basis of the heater temperature rise curve.
Korzystnie, krzywą narostu temperatury grzałki wyznacza się dla grzałki zasilanej podgrzewającym prądem zasilającym.Preferably, the heater temperature-rise curve is determined for a heater powered by the heating supply current.
PL 235 901 B1PL 235 901 B1
Korzystnie, stałą czasową spadku temperatury wylicza się na podstawie krzywej spadku temperatury grzałki.Preferably, the temperature drop time constant is calculated from the heater temperature drop curve.
Korzystnie, krzywą spadku temperatury grzałki po podgrzaniu grzałki podgrzewającym prądem zasilającym wyznacza się dla grzałki zasilanej pomiarowym prądem zasilającym.Preferably, the curve of the heater temperature drop after the heater is heated with the supply current is determined for the heater supplied with the measurement supply current.
Korzystnie, temperaturą końcową jest temperatura ustalona, najkorzystniej temperatura ustalona jest wtedy, gdy temperatura grzałki w co najmniej dwóch kolejnych pomiarach nie różni się o więcej, niż maksymalna różnica zmian ustalonej temperatury lub temperaturą końcową jest temperatura grzałki równa temperaturze odniesienia powiększonej o progową wartość przyrostu temperatury grzałki.Preferably, the end temperature is the set temperature, most preferably the set temperature is when the heater temperature in at least two consecutive measurements does not differ by more than the maximum set temperature change difference or the end temperature is the heater temperature equal to the reference temperature plus the threshold temperature rise value heaters.
Korzystnie, wartości perfuzji prognozuje się za pomocą ekstrapolacji wcześniej zmierzonych wartości perfuzji.Preferably, perfusion values are predicted by extrapolating previously measured perfusion values.
Korzystnie, przy zmianie perfuzji o określoną wartość generuje się sygnał alarmowy.Preferably, an alarm signal is generated when the perfusion changes by a predetermined amount.
Korzystnie, na ciele pacjenta, umieszcza się co najmniej dwie sondy, po czym przetwarza się wyniki pomiarów w wyniku czego uzyskuje się co najmniej dwie informacje o perfuzji.Preferably, at least two probes are placed on the patient's body and the measurement results are processed resulting in at least two perfusion information.
Korzystnie, wartości pomiarowego prądu zasilającego oraz podgrzewającego prądu zasilającego są zmiennymi funkcjami czasu takimi, że moc elektryczna dostarczana do grzałki jest stała w pierwszym etapie pomiarowym, w drugim etapie pomiarowym i w trzecim etapie pomiarowym.Preferably, the values of the measurement driving current and the heating driving current are variable time functions such that the electrical power supplied to the heater is constant in the first measuring step, in the second measuring step and in the third measuring step.
Korzystnie, funkcja odwzorowania perfuzji jest funkcją liniową lub funkcja odwzorowania perfuzji (f) ma postać P(t) = A*( T1(t)/T2(t)) + B, gdzie A, B są stałe, ti - stała czasowa narostu temperatury, a T2 - stała czasowa spadku temperatury.Preferably, the perfusion mapping function is a linear function or the perfusion mapping function (f) has the form P (t) = A * (T1 (t) / T2 (t)) + B, where A, B are constant, ti - the accretion time constant temperature, and T2 - temperature drop time constant.
Korzystnie, stałą czasową stałą czasową narostu temperatury i/lub stałą czasową spadku temperatury wyznacza się za pomocą aproksymacji krzywych odpowiednio narostu temperatury grzałki i/lub spadku temperatury grzałki.Preferably, the temperature rise time constant time constant and / or the temperature drop time constant are determined by approximating the curves of the heater temperature increase and / or the heater temperature decrease, respectively.
Istota urządzenia według wynalazku polega na tym, że ma co najmniej jedną sondę pomiarową, przy czym każda sonda pomiarowa połączona jest wyprowadzeniami elektrycznymi zasilającymi i pomiarowymi z co najmniej jednym układem pomiarowym, natomiast układ pomiarowy jest połączony z procesorem, do którego podłączony jest wyświetlacz, korzystnie wyposażony w panel dotykowy , przy czym układ pomiarowy ma na wejściu dwa układy zabezpieczające pierwszy i drugi, przy czym pierwszy układ zabezpieczający, jest połączony z wyprowadzeniami elektrycznymi pomiarowymi oraz poprzez pierwszy filtr wejściowy, pierwszy wzmacniacz i pierwszy przetwornik analogowo-cyfrowy z procesorem, zaś drugi układ zabezpieczający jest połączony z wyprowadzeniami elektrycznymi zasilającymi oraz przez bocznik pomiarowy, drugi filtr wejściowy, drugi wzmacniacz i drugi przetwornik analogowo-cyfrowy z procesorem, ponadto drugi układ zabezpieczający połączony jest z drugim filtrem wejściowym i jednocześnie drugi układ zabezpieczający połączony jest przez regulowany układ zasilający z procesorem, natomiast sonda pomiarowa zawiera grzałkę wykonaną w warstwie przewodzącej prąd elektryczny naniesionej na podłoże osadzone w warstwie i izolatora termicznego, ponadto końce grzałki połączone są przewodami wykonanymi z warstwy przewodzącej z wyprowadzeniami elektrycznymi zasilającymi i pomiarowymi, ma co najmniej jedną sondę pomiarową, przy czym każda sonda pomiarowa połączona jest wyprowadzeniami elektrycznymi zasilającymi i pomiarowymi z co najmniej jednym układem pomiarowym, natomiast układ pomiarowy jest połączony z procesorem, do którego podłączony jest wyświetlacz, korzystnie wyposażony w panel dotykowy.The essence of the device according to the invention consists in the fact that it has at least one measuring probe, each measuring probe connected with power supply and measuring leads to at least one measuring system, while the measuring system is connected to the processor to which the display is connected, preferably equipped with a touch panel, the measuring system has at the input two first and second protection circuits, the first protection circuit is connected to the measuring electrical terminals and through the first input filter, the first amplifier and the first analog-to-digital converter with the processor, and the second the protection circuit is connected to the supply electric terminals and through the measuring shunt, the second input filter, the second amplifier and the second analog-to-digital converter with the processor, moreover, the second protection circuit is connected to the second input filter and the second circuit protects The sensor is connected by an adjustable power supply system to the processor, while the measuring probe contains a heater made of an electrically conductive layer applied to the substrate embedded in the layer and a thermal insulator, moreover, the ends of the heater are connected by conductors made of a conductive layer with electrical supply and measuring terminals, which has at least one measuring probe, each measuring probe connected with power supply and measuring circuits to at least one measuring system, and the measuring system being connected to a processor to which the display is connected, preferably equipped with a touch panel.
Korzystnie, do procesora podłączona jest klawiatura.Preferably, a keyboard is connected to the processor.
Korzystnie, do procesora podłączony jest układ komunikacji radiowej.Preferably, a radio communication system is connected to the processor.
Korzystnie, do procesora podłączony jest port komunikacyjny.Preferably, a communication port is connected to the processor.
Korzystnie, do procesora podłączony jest czujnik temperatury otoczenia.Preferably, an ambient temperature sensor is connected to the processor.
Korzystnie, do procesora podłączony jest sygnalizator.Preferably, a siren is connected to the processor.
Korzystnie, grzałka wykonana jest w postaci meandra lub spirali.Preferably, the heater is made in the form of a meander or spiral.
Korzystnie, podłoże jest folią.Preferably, the substrate is a foil.
Korzystnie, warstwa izolatora termicznego jest uformowana w płaską obudowę.Preferably, the thermal insulator layer is formed into a flat casing.
Korzystnie, warstwa izolatora termicznego jest wykonana z pianki polimerowej.Preferably, the thermal insulator layer is made of a polymer foam.
Korzystnie, sonda pomiarowa jest mocowana na ciele pacjenta paskiem.Preferably, the probe is secured to the patient with a strap.
Korzystnie, sonda pomiarowa jest pokryta warstwą samoprzylepną.Preferably, the measurement probe is covered with a pressure sensitive adhesive.
Korzystnie, obudowa jest uformowana w klips.Preferably, the housing is formed into a clip.
Korzystnie, sonda pomiarowa zawiera grzałkę wykonaną z nici przewodzącej prąd elektryczny w postaci meandra, na opatrunku.Preferably, the measuring probe comprises a heater made of a meandering electrically conductive thread on the dressing.
Korzystnie, grzałka wykonana z nici przewodzącej prąd elektryczny jest wszyta w opatrunek.Preferably, a heater made of electrically conductive thread is sewn into the dressing.
PL 235 901 B1PL 235 901 B1
Korzystnie, grzałka wykonana z nici przewodzącej prąd elektryczny jest umieszczona na opatrunku pokrytym warstwą samoprzylepną.Preferably, a heater made of electrically conductive thread is placed on a dressing covered with a self-adhesive layer.
Urządzenie według wynalazku umożliwia ciągły monitoring zmian perfuzji lokalnej, w szczególności tkanek obwodowych. Badanie perfuzji jest szczególnie istotne w szeregu stanów nagłych spotykanych w intensywnej terapii, w szczególności szoku, ostrej dekompensacyjnej niewydolności serca, a także zaburzeniach krążenia lokalnego, m.in. niedokrwieniu kończyn. Możliwe jest także monitorowanie pooperacyjne, np. graftów skórnych i złożonych, w szczególności w chirurgii rekonstrukcyjnej i plastycznej lub przeszczepów kończyn. Zastosowana technika pomiarowa oparta na analizie zależności czasowych przebiegu aktywnie kontrolowanej temperatury, pozwala na uzyskanie wysokiej czułości w szerokim zakresie perfuzji, przy jednoczesnym zachowaniu relatywnie wysokiej częstotliwości wykonywania pomiarów. Pomiar jest wykonywany za pomocą łatwej w użyciu sondy, w szczególności samoprzylepnej, co znacząco upraszcza procedurę przygotowania urządzenia do pracy i uniezależnia wyniki pomiaru od kompetencji personelu obsługującego urządzenie.The device according to the invention enables continuous monitoring of changes in local perfusion, in particular in peripheral tissues. Perfusion testing is particularly important in a number of emergencies encountered in intensive care, in particular shock, acute decompensatory heart failure, and local circulation disorders, e.g. limb ischemia. Post-operative monitoring of, for example, skin and complex grafts is also possible, particularly in reconstructive and plastic surgery or limb transplants. The measurement technique used, based on the analysis of time dependencies of the course of actively controlled temperature, allows for obtaining high sensitivity in a wide range of perfusion, while maintaining a relatively high frequency of measurements. The measurement is performed with an easy-to-use probe, especially a self-adhesive probe, which significantly simplifies the procedure of preparing the device for operation and makes the measurement results independent of the competences of the operating personnel.
Przedmioty wynalazków objaśnione są w przykładzie wykonania i uwidocznione na rysunku na którym, fig. 1 przedstawia urządzenie do pomiaru perfuzji tkanki z jedną sondą pomiarową, fig. 2 - urządzenie do pomiaru perfuzji tkanki z dwiema sondami pomiarowymi, fig. 3 - układ pomiarowy, fig. 4 - sondę pomiarową z grzejnikiem w postaci spirali, fig. 5 - sondę pomiarową z grzejnikiem w postaci meandra, fig. 6 - sondę pomiarową w postaci grzałki wykonanej z nici przewodzącej prąd elektryczny na opatrunku samoprzylepnym, fig. 7 - sondę pomiarową w postaci klipsa, fig. 8 - charakterystykę prądu zasilającego i temperatury tkanki w czasie pomiaru przy podgrzewaniu grzałki o progową wartość przyrostu temperatury grzałki Δ Tr, fig. 9 - charakterystykę prądu zasilającego i temperatury tkanki w czasie pomiaru przy podgrzewaniu grzałki do temperatury ustalonej, fig. 10 - charakterystykę prądu zasilającego i temperatury tkanki w czasie pomiaru przy podgrzewaniu grzałki temperatury końcowej i pomiarze czasu narostu oraz czasu spadku temperatury, a fig. 11 - charakterystykę prądu zasilającego i temperatury tkanki w czasie pomiaru przy podgrzewaniu grzałki do temperatury końcowej równej temperaturze ustalonej i pomiarze stałej czasowej narostu temperatury i stałej czasowej spadku temperatury.The objects of the invention are explained in an exemplary embodiment and shown in the drawing in which Fig. 1 shows a tissue perfusion measuring device with one measuring probe, Fig. 2 - a tissue perfusion measuring device with two measuring probes, Fig. 3 - measuring system, Fig. 4 - measuring probe with a spiral heater, fig. 5 - measuring probe with a meander heater, fig. 6 - measuring probe in the form of a heater made of electrically conductive thread on a self-adhesive dressing, fig. 7 - measuring probe in the form of the clip, Fig. 8 - characteristics of the supply current and tissue temperature during the measurement when heating the heater by the threshold value of the heater temperature increase Δ Tr, Fig. 9 - characteristics of the supply current and tissue temperature during the measurement when the heater is heated to the set temperature, Fig. 10 - characteristics of the supply current and the tissue temperature during the measurement with the heating of the end temperature heater and the measurement of the time 11 - the characteristics of the supply current and the temperature of the tissue during the measurement when the heater is heated to the final temperature equal to the set temperature and the time constant of temperature increase and time constant of temperature decrease is measured.
P r z y k ł a d 1P r z k ł a d 1
Sposób pomiaru perfuzji tkanki polega na tym, że sondę pomiarową 1 z grzałką 5 umieszcza się na ciele pacjenta, po czym prądem zasilającym Iz wytworzonym regulowanym układem zasilającym 23 zasila się grzałkę 5. W pierwszym etapie pomiarowym grzałkę 5 zasila się pomiarowym prądem zasilającym Izp, po czym w drugim etapie pomiarowym wartość prądu zasilającego zwiększa się do wartości podgrzewającego prądu zasilającego Izg w wyniku czego podgrzewa się grzałkę 5, a po osiągnięciu przez nią temperatury końcowej Tk w trzecim etapie pomiarowym, zmniejsza się wartość podgrzewającego prądu zasilającego Izg do wartości pomiarowego prądu zasilającego Izp. Podczas zasilania grzałki 5 mierzy się napięciowy sygnał pomiarowy na wyprowadzeniach elektrycznych pomiarowych 6b, 6c sondy pomiarowej 1, po czym napięciowy sygnał pomiarowy filtruje się w pierwszym filtrze wejściowym 15 a następnie wzmacnia pierwszym wzmacniaczem 16. Jednocześnie prąd zasilający Iz kieruje się na bocznik pomiarowy 19, na którym mierzy się napięciowy sygnał kontrolny, który filtruje się drugim filtrem wejściowym 20 i wzmacnia drugim wzmacniaczem 21. Wzmocnione analogowe sygnały napięciowe pomiarowy i kontrolny próbkuje się przetwornikami analogowo-cyfrowymi odpowiednio pierwszym 17 i drugim 22. Następnie dyskretny wzmocniony napięciowy sygnał pomiarowy przetwarza się na cyfrowy sygnał pomiarowy, który kieruje się do procesora 8 oraz dyskretny wzmocniony napięciowy sygnał kontrolny przetwarza się na cyfrowy sygnał kontrolny, który kieruje się do procesora 8, w którym na podstawie zmierzonych wartości cyfrowych sygnałów pomiarowego i kontrolnego wylicza się chwilowe wartości rezystancji Rg grzałki według wzoru Rg = (Up/Ub) * (Kb/Kp), gdzie Up - cyfrowy sygnał pomiarowy, Ub - cyfrowy sygnał kontrolny, Kp - wzmocnienie pierwszego wzmacniacza, Kb - wzmocnienie drugiego wzmacniacza, a na podstawie wartości rezystancji grzałki Rg wylicza się chwilowe wartości temperatury grzałki T = (Rg - a)/(Ro + a), gdzie a - temperaturowy współczynnik rezystancji przewodnika grzałki, Ro - rezystancja grzałki w temperaturze 0°C. Na podstawie wyliczonych wartości temperatury grzałki T wylicza się stałą czasową ti, która to wartość jest wartością odzwierciedlającą perfuzję tkanki P(t) = f(T(t)), gdzie f jest funkcją odwzorowania perfuzji taką, że P(t) = A*T1(t) + B, gdzie A, B są stałe ti - stała czasowa narostu temperatury . Stałą czasową ti wylicza się na podstawie krzywej narostu temperatury grzałki T. Charakterystyka prądu zasilającego Iz i temperatury tkanki w czasie pomiaru przy podgrzewaniu grzałki o progową wartość przyrostu temperatury grzałki .-\Tr względem temperatuThe method of measuring tissue perfusion consists in placing the measuring probe 1 with a heater 5 on the patient's body, and then with the supply current Iz produced by the regulated supply system 23, the heater 5 is energized. In the first measuring step, the heater 5 is supplied with the measuring supply current Izp, after whereby in the second measuring stage the value of the supply current increases to the value of the heating supply current Izg, as a result of which the heater 5 is heated, and after it reaches the final temperature Tk in the third measurement stage, the value of the heating supply current Izg decreases to the value of the measured supply current Izp . While the heater 5 is being powered, the voltage measurement signal is measured on the measurement leads 6b, 6c of the measuring probe 1, then the voltage measurement signal is filtered in the first input filter 15 and then amplified by the first amplifier 16. At the same time, the supply current Iz is directed to the measuring shunt 19, on which the voltage control signal is measured, filtered with the second input filter 20 and amplified by a second amplifier 21. The amplified analog voltage measurement and control signals are sampled with analog-to-digital converters, respectively, first 17 and second 22. Then the discrete amplified voltage measurement signal is converted into the digital measuring signal that is directed to the processor 8 and the discrete amplified voltage test signal are converted into a digital control signal that is directed to the processor 8, in which the instantaneous value is calculated from the measured values of the digital measurement and control signals resistance value Rg of the heater according to the formula Rg = (Up / Ub) * (Kb / Kp), where Up - digital measuring signal, Ub - digital control signal, Kp - gain of the first amplifier, Kb - gain of the second amplifier, and based on the resistance value heater Rg, the instantaneous heater temperature values are calculated T = (Rg - a) / (Ro + a), where a - temperature coefficient of the heater conductor resistance, Ro - heater resistance at 0 ° C. On the basis of the calculated values of the heater temperature T, the time constant ti is calculated, which value is a value reflecting the perfusion of the tissue P (t) = f (T (t)), where f is a perfusion mapping function such that P (t) = A * T1 (t) + B, where A, B are constants ti - temperature increase time constant. The time constant ti is calculated on the basis of the heater temperature growth curve T. Characteristics of the supply current Iz and the tissue temperature during the measurement when heating the heater by the threshold value of heater temperature increase .- \ Tr with respect to the temperature
PL 235 901 B1 ry odniesienia To zilustrowana jest na fig. 9. Temperaturę odniesienia To wyznacza się dla grzałki zasilanej pomiarowym prądem zasilającym Izp, a krzywą narostu temperatury grzałki wyznacza się dla grzałki zasilanej podgrzewającym prądem zasilającym Izg. Temperatura końcowa Tk jest równa temperaturze odniesienia To powiększonej o progową wartość przyrostu temperatury grzałki ATr.The reference temperature To is illustrated in Fig. 9. The reference temperature To is determined for a heater supplied with the measurement supply current Izp, and the heater temperature rise curve is determined for a heater supplied with the heating supply current Izg. The end temperature Tk is equal to the reference temperature To increased by the threshold value of the heater temperature rise ATr.
P r z y k ł a d 2P r z k ł a d 2
Sposób pomiaru perfuzji tkanki przebiega jak w przykładzie pierwszym z tą różnicą, że wzmocniony analogowy napięciowy sygnał pomiarowy próbkuje się synchronicznie ze wzmocnionym analogowym napięciowym sygnałem kontrolnym oraz dodatkowo stałą czasową spadku temperatury τ2 wylicza się na podstawie krzywej spadku temperatury grzałki T podczas zasilania grzałki 5 pomiarowym prądem zasilającym Izp oraz funkcja odwzorowania perfuzji (f) ma postać P(t) = A*(^(t)^2(t)) + B, gdzie A, B są stałe. Charakterystykę prądu zasilającego Iz i temperatury tkanki w czasie pomiaru przy podgrzewaniu grzałki 5 do temperatury końcowej Tk równej temperaturze ustalonej Tu i pomiarze stałej czasowej narostu temperatury τ i stałej czasowej spadku temperatury τ2, przedstawia fig. 11. Ponadto wartości perfuzji prognozuje się za pomocą ekstrapolacji wartości perfuzji zmierzonych wcześniej.The method of measuring tissue perfusion is as in the first example, with the difference that the amplified analog voltage measurement signal is sampled synchronously with the amplified analog voltage control signal and, additionally, the temperature constant time constant τ2 is calculated on the basis of the heater temperature drop curve T when the heater is supplied with measuring current. Izp and the perfusion mapping function (f) has the form P (t) = A * (^ (t) ^ 2 (t)) + B, where A, B are constant. The characteristics of the supply current Iz and the tissue temperature during the measurement when heating the heater 5 to the final temperature Tk equal to the set temperature Tu and measuring the temperature rise time constant τ and the temperature decrease time constant τ2 are shown in Fig. 11. Moreover, the perfusion values are predicted by extrapolating the values. perfusions measured earlier.
Stałe czasowe narostu temperatury τ1 oraz spadku temperatury τ2 wyznacza się za pomocą aproksymacji krzywych czasu narostu temperatury grzałki T i spadku temperatury grzałki T.The time constants of the temperature rise τ1 and the temperature drop τ2 are determined by approximation of the curves of the heater temperature rise time T and the heater temperature drop T.
P r z y k ł a d 3P r z k ł a d 3
Sposób pomiaru perfuzji tkanki przebiega jak w przykładzie pierwszym z tą różnicą, że na podstawie wyliczonych wartości temperatury grzałki T wylicza się czas narostu tp1 temperatury grzałki T o progową wartość przyrostu temperatury grzałki ATr względem temperatury odniesienia To, przy czym czas narostu t p1 temperatury grzałki T o progową wartość przyrostu temperatury grzałki ATr jest wartością odzwierciedlającą perfuzję tkanki P. Temperaturę odniesienia To wyznacza się dla grzałki 5 zasilanej pomiarowym prądem zasilającym Izp, a krzywą narostu temperatury grzałki T wyznacza się dla grzałki 5 zasilanej podgrzewającym prądem zasilającym Izg. Funkcja odwzorowania perfuzji (f) ma postać P(t) = A*tp1 (t) + B, gdzie A, B są stałe. Charakterystykę prądu zasilającego i temperatury tkanki w czasie pomiaru przy podgrzewaniu grzałki o określoną różnicę ATk, przedstawia fig. 8.The method of measuring tissue perfusion is the same as in the first example, with the difference that on the basis of the calculated values of the heater temperature T, the heater temperature Tp1 increase time is calculated by the threshold value of heater temperature ATr increase in relation to the reference temperature To, where the increase time t p1 of the heater temperature T is o the heater temperature rise threshold ATr is a value reflecting the perfusion of tissue P. The reference temperature To is determined for the heater 5 supplied with the measurement supply current Izp, and the temperature increase curve of the heater T is determined for the heater 5 supplied with the heating supply current Izg. The perfusion mapping function (f) has the form P (t) = A * tp1 (t) + B, where A, B are constant. The characteristics of the supply current and the tissue temperature during the measurement while heating the heater by a specific difference ATk are shown in Fig. 8.
P r z y k ł a d 4P r z k ł a d 4
Sposób pomiaru perfuzji tkanki przebiega jak w przykładzie pierwszym i trzecim z tą różnica, że dodatkowo mierzy się czas tp2 spadku temperatury grzałki T o progową wartość przyrostu temperatury grzałki ATK względem temperatury końcowej Tk, a następnie wylicza się wartość perfuzji wg wzoru P(t) = A*(tp1(t)/tp2(t)) + B, gdzie A, B są stałe. Charakterystykę prądu zasilającego i temperatury tkanki w czasie pomiaru przy podgrzewaniu grzałki temperatury końcowej i pomiarze czasu narostu oraz czasu spadku temperatury, przedstawia fig. 10.The method of measuring tissue perfusion is as in the first and third examples, with the difference that the time tp2 of the temperature drop of the heater T by the threshold value of the temperature increase of the ATK heater relative to the final temperature Tk is measured, and then the perfusion value is calculated according to the formula P (t) = A * (tp1 (t) / tp2 (t)) + B, where A, B are constant. The characteristics of the supply current and the tissue temperature during the measurement when heating the end temperature heater and measuring the rise time and time of temperature decrease are shown in Fig. 10.
P r z y k ł a d 5P r z k ł a d 5
Sposób pomiaru perfuzji tkanki przebiega jak w przykładzie pierwszym lub drugim lub trzecim lub czwartym z tą różnica, że na ciele pacjenta w różnych miejscach, umieszcza się dwie sondy 1, po czym przetwarza się wyniki pomiarów w wyniku czego uzyskuje się dwie informacje o perfuzji P, funkcja odwzorowania perfuzji f jest funkcją liniową a przy zmianie perfuzji P o określoną wartość generuje się sygnał alarmowy. Ponadto wartości pomiarowego prądu zasilającego Izp oraz podgrzewającego prądu zasilającego Izg są zmiennymi funkcjami czasu takimi, że moc elektryczna dostarczana do grzałki 5 jest stała w pierwszym etapie pomiarowym, w drugim etapie pomiarowym, i w trzecim etapie pomiarowym.The method of measuring tissue perfusion is as in the first or second or third or fourth example, with the difference that two probes 1 are placed on the patient's body at different places, and the measurement results are processed, resulting in two P perfusion information, the perfusion mapping function f is a linear function and an alarm signal is generated when the perfusion P is changed by a certain amount. Moreover, the values of the measurement supply current Izp and the heating supply current Izg are variable time functions such that the electric power supplied to the heater 5 is constant in the first measurement step, in the second measurement step, and in the third measurement step.
P r z y k ł a d 6P r z k ł a d 6
Urządzenie do pomiaru perfuzji tkanki zawiera jedną sondę pomiarową 1, przy czym sonda pomiarowa 1 połączona jest wyprowadzeniami elektrycznymi zasilającymi 6a, 6d i pomiarowymi 6b, 6c z układem pomiarowym 7, natomiast układ pomiarowy 7 jest połączony z procesorem 8, do którego połączony jest wyświetlacz 9, klawiatura 10, układ komunikacji radiowej 11, port komunikacyjny 12 oraz czujnik temperatury otoczenia 13. Układ pomiarowy 7 ma na wejściu dwa układy zabezpieczające pierwszy 14 i drugi 18. Pierwszy układ zabezpieczający 14, jest połączony z wyprowadzeniami elektrycznymi pomiarowymi 6b, 6c oraz poprzez pierwszy filtr wejściowy 15, pierwszy wzmacniacz 16 i pierwszy przetwornik analogowo-cyfrowy 17 z procesorem 8. Drugi układ zabezpieczający 18 jest połączony z wyprowadzeniami elektrycznymi zasilającymi 6a, 6d oraz przez bocznik pomiarowy 19, drugi filtr wejściowy 20, drugi wzmacniacz 21 i drugi przetwornik analogowo-cyfrowy 22 z procesorem 8. Ponadto drugi układ zabezpieczający 18 połączony jest z drugim filtrem wejściowym 20 i jednocześnie drugi układ zabezpieczający 18 połączony jest przez regulowany układ zasilający 23 z procesorem 8. Sonda pomiarowa 1 zawiera grzałkę 5 wykonaną w warstwie przewodzącej prąd elekThe tissue perfusion measuring device comprises one measuring probe 1, where the measuring probe 1 is connected by electric leads 6a, 6d and measuring 6b, 6c to the measuring system 7, while the measuring system 7 is connected to the processor 8 to which the display 9 is connected. , a keyboard 10, a radio communication system 11, a communication port 12 and an ambient temperature sensor 13. The measuring system 7 has at the input two first protection circuits 14 and a second 18. The first protection circuit 14 is connected to the electrical measurement leads 6b, 6c and through the first an input filter 15, a first amplifier 16, and a first A / D converter 17 with a processor 8. The second protection circuit 18 is connected to the electric leads 6a, 6d and via a measuring shunt 19, a second input filter 20, a second amplifier 21 and a second A / D converter. digital 22 with processor 8. In addition, the second protection circuit 18 after it is connected to the second input filter 20 and at the same time the second protection circuit 18 is connected to the processor 8 via an adjustable power supply 23. The measuring probe 1 comprises a heater 5 made in the electrically conductive layer
PL 235 901 B1 tryczny naniesionej na podłoże 3 wykonane z folii, osadzone w warstwie izolatora termicznego 2a, ponadto końce grzałki 5 połączone są przewodami 4 wykonanymi z warstwy przewodzącej z wyprowadzeniami elektrycznymi zasilającymi 6a, 6d i pomiarowymi 6b, 6c. Grzałka 5 wykonana jest w postaci spirali. Warstwa izolatora termicznego 2a jest uformowana w płaską obudowę 2. Ponadto sonda pomiarowa 1 jest pokryta warstwą samoprzylepną 25.In addition, the ends of the heater 5 are connected with conductors 4 made of a conductive layer with power supply 6a, 6d and measuring 6b, 6c leads, and applied to the substrate 3 made of foil, embedded in the thermal insulator layer 2a. The heater 5 is made in the form of a spiral. The thermal insulator layer 2a is formed into a flat housing 2. In addition, the measuring probe 1 is covered with a self-adhesive layer 25.
P r z y k ł a d 7P r z k ł a d 7
Urządzenie do pomiaru perfuzji tkanki wykonane jak w przykładzie szóstym z tą różnicą, że ma dwie sondy pomiarowe 1, przy czym każda sonda pomiarowa 1 połączona jest wyprowadzeniami elektrycznymi zasilającymi 6a, 6d i pomiarowymi 6b, 6c z dwoma układami pomiarowymi 7 połączonymi z procesorem 8, do którego podłączone są układ komunikacji radiowej 11, port komunikacyjny 12, czujnik temperatury otoczenia 13, sygnalizator 9b oraz wyświetlacz 9 wyposażony w panel dotykowy 9a. Grzałka 5 wykonana jest w postaci meandra, a sonda 1 jest pokryta warstwą samoprzylepną.The tissue perfusion measuring device is made as in the sixth example, with the difference that it has two measuring probes 1, where each measuring probe 1 is connected with power supply 6a, 6d and measuring leads 6b, 6c with two measuring systems 7 connected to the processor 8, to which are connected the radio communication system 11, communication port 12, ambient temperature sensor 13, indicator 9b and display 9 equipped with a touch panel 9a. The heater 5 is made in the form of a meander and the probe 1 is covered with a self-adhesive layer.
P r z y k ł a d 8P r z k ł a d 8
Urządzenie do pomiaru perfuzji tkanki wykonane jak w przykładzie szóstym albo siódmym z tą różnica, że grzałka 5 wykonana z nici 26 przewodzącej prąd elektryczny jest wszyta w opatrunek 24, przy czym opatrunek 24 jest pokryty warstwą samoprzylepną 25.Tissue perfusion measuring device made as in the sixth or seventh example, with the difference that a heater 5 made of electrically conductive thread 26 is sewn into the dressing 24, the dressing 24 being covered by an adhesive 25.
P r z y k ł a d 9P r z k ł a d 9
Urządzenie do pomiaru perfuzji tkanki wykonane jak w przykładzie szóstym albo siódmym z tą różnica, że sonda pomiarowa 1 jest mocowana na ciele pacjenta paskiem 27.The tissue perfusion measuring device is made as in the sixth or seventh example, with the difference that the measuring probe 1 is attached to the patient's body by a strap 27.
P r z y k ł a d 10P r z k ł a d 10
Urządzenie do pomiaru perfuzji tkanki wykonane jak w przykładzie szóstym albo siódmym z tą różnica, że obudowa 2 jest uformowana w klips, a warstwa izolatora termicznego 2a jest wykonana z pianki polimerowej.The tissue perfusion measuring device is made as in the sixth or seventh example, with the difference that the housing 2 is formed into a clip and the thermal insulator layer 2a is made of a polymer foam.
Wykaz oznaczeń na rysunku:List of symbols in the drawing:
- sonda pomiarowa,- probe,
- obudowa,- housing,
2a - izolator termiczny,2a - thermal insulator,
- podłoże,- substrate,
- przewody,- wires,
- grzałka,- heater,
6a, 6d - wyprowadzenia elektryczne zasilające,6a, 6d - power supply electrical outlets,
6b, 6c - wyprowadzenia elektryczne pomiarowe,6b, 6c - electrical measuring outputs,
- układ pomiarowy,- measuring system,
- procesor,- processor,
- wyświetlacz,- display,
9a - panel dotykowy,9a - touch panel,
9b - sygnalizator,9b - siren,
- klawiatura,- keyboard,
- układ komunikacji radiowej,- radio communication system,
- port komunikacyjny,- communication port,
- czujnik temperatury otoczenia,- ambient temperature sensor,
- pierwszy układ zabezpieczający,- first protection system,
- pierwszy filtr wejściowy,- first input filter,
- pierwszy wzmacniacz,- the first amplifier,
- pierwszy przetwornik analogowo-cyfrowy,- the first analog-to-digital converter,
- drugi układ zabezpieczający,- second safety system,
- bocznik pomiarowy,- measuring shunt,
- drugi filtr wejściowy,- second input filter,
- drugi wzmacniacz,- second amplifier,
- drugi przetwornik analogowo-cyfrowy,- second analog-to-digital converter,
- regulowany układ zasilający,- regulated power supply,
- opatrunek,- dressing,
- warstwa samoprzylepna,- self-adhesive layer,
- nić przewodząca prąd elektryczny,- electrically conductive thread,
PL 235 901 B1PL 235 901 B1
- pasek,- belt,
Iz - prąd zasilający,Iz - supply current,
Izp - pomiarowy prąd zasilający, Izg - podgrzewający prąd zasilający, Kp - wzmocnienie pierwszego wzmacniacza, Up - cyfrowy sygnał pomiarowy, Ub - cyfrowy sygnał kontrolny, Kb - wzmocnienie drugiego wzmacniacza, Rb - rezystancja bocznika pomiarowego, Rg - rezystancja grzałki, T - temperatura grzałki, Tk - temperatura końcowa, To - temperatura odniesienia, ATr - progowa wartość przyrostu temperatury grzałki, ATust - maksymalna różnica zmian ustalonej temperatury, Tu - temperatura ustalona, a - temperaturowy współczynnik rezystancji przewodnika grzałki, Ro - rezystancja grzałki w temperaturze 0°C, n - numer próbki, P - perfuzja,Izp - measuring supply current, Izg - heating supply current, Kp - gain of the first amplifier, Up - digital measuring signal, Ub - digital control signal, Kb - gain of the second amplifier, Rb - measuring shunt resistance, Rg - heater resistance, T - temperature heater, Tk - end temperature, To - reference temperature, ATr - threshold value of heater temperature increase, ATust - maximum difference of changes in the set temperature, Tu - fixed temperature, a - temperature coefficient of heater conductor resistance, Ro - heater resistance at 0 ° C , n - sample number, P - perfusion,
A - stała,A - constant,
B - stała, f - funkcja, τ - stała czasowa, τ - stała czasowa narostu temperatury, τ2 - stała czasowa spadku temperatury, tp1 - czas narostu temperatury, tp2 - czas spadku temperatury.B - constant, f - function, τ - time constant, τ - temperature increase time constant, τ2 - temperature decrease time constant, tp1 - temperature increase time, tp2 - temperature decrease time.
Claims (33)
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| PL420080A PL235901B1 (en) | 2016-12-30 | 2016-12-30 | Method and the device for measuring tissue perfusion |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| PL420080A PL235901B1 (en) | 2016-12-30 | 2016-12-30 | Method and the device for measuring tissue perfusion |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| PL420080A1 PL420080A1 (en) | 2018-07-02 |
| PL235901B1 true PL235901B1 (en) | 2020-11-16 |
Family
ID=62705214
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| PL420080A PL235901B1 (en) | 2016-12-30 | 2016-12-30 | Method and the device for measuring tissue perfusion |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| PL (1) | PL235901B1 (en) |
-
2016
- 2016-12-30 PL PL420080A patent/PL235901B1/en unknown
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| PL420080A1 (en) | 2018-07-02 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| US11109764B2 (en) | Single heat flux sensor arrangement | |
| US20180184908A1 (en) | Patch for temperature determination | |
| JP6644149B2 (en) | A method to predict the stabilization temperature of a heat flow sensor | |
| TWI707141B (en) | Sensor system and integrated heater-sensor for measuring and controlling performance of a heater system | |
| JP2019507322A5 (en) | ||
| US10820802B2 (en) | Wearable patch for patient monitoring | |
| US20090039073A1 (en) | Methods and devices for controlling temperature without temperature sensor | |
| KR20220027090A (en) | Apparatus, systems and methods for non-invasive thermal irradiation | |
| US20180008149A1 (en) | Systems and Methods of Body Temperature Measurement | |
| US20220000370A1 (en) | Core body temperature sensor system based on flux measurement | |
| US6221025B1 (en) | Skin blood flow measurement | |
| Okabe et al. | Development of a guard-heated thermistor probe for the accurate measurement of surface temperature | |
| PL235901B1 (en) | Method and the device for measuring tissue perfusion | |
| CA2129751C (en) | System and method for controlling the temperature of a catheter-mounted heater | |
| JP2016217885A (en) | Temperature measuring device, thermal conductivity measuring device and thermal conductivity measuring method | |
| Husain et al. | Development of Test Rig System for Calibration of Temperature Sensing Fabric | |
| US9746382B2 (en) | Sensor with controllable thermal contact for temperature monitoring | |
| Andreiev et al. | Measuring Complex for Determination of Temperature Characteristics of Thermistors | |
| Tofighi | Experimental setup for investigating blood flow measurement by microwave methods | |
| JP2002542839A (en) | Skin blood flow measurement | |
| Costanzo et al. | Research Article A Proposed Methodology to Control Body Temperature in Patients at Risk of Hypothermia by means of Active Rewarming Systems |