ES2218519T3 - Sistema y metodo para la medicion no agresiva del hematocrito. - Google Patents

Abstract

SE PRESENTA UN SISTEMA PARA DETERMINAR EL HEMATOCRITO DE FORMA TRANSCUTANEA Y NO INVASIVA. SE PRESENTA UN DISPOSITIVO DE PINZA PARA EL DEDO (6) Y UN DISPOSITIVO DE PINZA PARA EL LOBULO DE LA OREJA (10), CADA UNO DE LOS CUALES INCLUYE AL MENOS UN PAR DE EMISORES (1, 2) Y UN FOTODIODO (3) EN UN ALINEAMIENTO APROPIADO PARA HACER POSIBLE EL FUNCIONAMIENTO TANTO EN EL MODO DE TRANSMISION COMO EN EL MODO DE REFLECTANCIA. AL MENOS DOS, Y PREFERIBLEMENTE TRES, LONGITUDES DE ONDA PREDETERMINADAS DE LUZ SE HACE PASAR A TRAVES DE LOS TEJIDOS CORPORALES TALES COMO LOS DEL DEDO (7) O LOS DEL LOBULO DE LA OREJA (11), Y SE DETECTA LA EXTINCION DE CADA LONGITUD DE ONDA. UNA MANIPULACION MATEMATICA DE LOS VALORES DETECTADOS COMPENSA LOS EFECTOS DEL TEJIDO CORPORAL Y DE LOS FLUIDOS CORPORALES Y DETERMINA EL VALOR DEL HEMATOCRITO. SI SE UTILIZA UNA CUARTA LONGITUD DE ONDA DE LUZ QUE SE EXTINGA DE FORMA SUBSTANCIALMENTE DIFERENTE MEDIANTE LA OXIHEMOGLOBINA Y LA HEMOGLOBINA REDUCIDA Y QUE NO SE EXTINGA SUBSTANCIALMENTE POR EL PLASMA, ENTONCES SE PUEDE DETERMINAR EL VALOR DE SATURACION DE OXIGENO DE LA SANGRE INDEPENDIENTEMENTE DEL VALOR DEL HEMATOCRITO. DENTRO DE LA PRESENTE INVENCION SE ENCUENTRA LA DETECCION Y ANALIZACION DE LONGITUDES DE ONDA MULTIPLES USANDO UNA TECNICA DE ANALISIS LOGARITMICA DE CORRIENTE CONTINUA. EN ESTA CONFORMACION, NO SE NECESITA UNA ONDA PULSANTE. POR LO TANTO, ESTA CONFORMACION PUEDE UTILIZARSE EN ESTADOS DE BAJA PRESION DE LA SANGRE O EN ESTADO DE BAJO FLUJO DE SANGRE.

Description

Sistema y método para la medición no agresiva del hematocrito.

La presente invención se refiere a sistemas y métodos. para la medición no agresiva del hematocrito. Más particularmente, la presente invención se refiere a los sistemas y métodos espectrofotométricos no agresivos para el control cuantitativo y continuo del hematocrito de un sujeto.

La moderna práctica médica utiliza numerosos procedimientos e indicadores para evaluar el estado de un paciente. Uno de dichos indicadores es el hematocrito del paciente. El hematocrito (a menudo abreviado como Hct) es el volumen expresado en porcentaje de la sangre del paciente que está ocupado por eritrocitos (también llamados glóbulos rojos).

La sangre humana consiste principalmente en plasma líquido (que comprende más del 90% de agua con más de 100 otros constituyentes tales como proteínas, lípidos, sales, etc.) y tres glóbulos sanguíneos diferentes. Los tres glóbulos que se encuentran en la sangre son los glóbulos rojos, los glóbulos blancos y las plaquetas.

La función principal de los glóbulos rojos es el transporte de oxígeno desde los pulmones a los tejidos del cuerpo y el dióxido de carbono desde los tejidos a los pulmones. Esta función de soporte importante de la vida resulta posible gracias a la hemoglobina que es el constituyente activo principal de los glóbulos rojos. En los pulmones, la hemoglobina absorbe rápidamente el oxígeno para formar la oxihemoglobina que le proporciona un rojo vivo. Al viajar los glóbulos rojos por los tejidos, la oxihemoglobina desprende oxígeno, es decir, se reduce, y la hemoglobina se vuelve de un rojo oscuro.

Las funciones de transporte del oxígeno del cuerpo dependen totalmente de la presencia de hemoglobina en los glóbulos rojos. Los glóbulos rojos, cuyo número es muy superior al de los demás glóbulos es unas 700 veces más grande que el número de glóbulos blancos en un sujeto humano sano.

Los profesionales médicos desean conocer rutinariamente el hematocrito de un paciente. Con el fin de determinar el hematocrito utilizando cualquiera de las técnicas disponibles hasta la fecha, se necesita extraer una muestra de sangre mediante punción de una vena o bien introduciéndose en un vaso capilar. A continuación, utilizando una técnica ampliamente aceptada, se somete la muestra de sangre a un tratamiento de centrifugación de gran velocidad durante varios minutos (por ejemplo 7 minutos o más). El método de centrifugación, si se realiza de forma adecuada, separa los glóbulos en masas concentradas. Se toma como hematocrito el volumen ocupado por los glóbulos concentrados, expresado como porcentaje del volumen total de la combinación plasma/glóbulos.

Se observará que el método de centrifugación facilita el valor del hematocrito que incluye todos los glóbulos, no solamente los glóbulos rojos. Sin embargo, el número ampliamente mayor de glóbulos rojos en un sujeto sano permite que el valor del hematocrito obtenido por el método de centrifugación sea clínicamente utilizable en dichos sujetos sanos. No obstante, en sujetos con un hematocrito bajo o con un contenido espectacularmente alto de glóbulos blancos, puede ser deseable disminuir el efecto de los glóbulos que no sean rojos al obtener un valor de hemato-
crito.

Se han introducido varias técnicas y dispositivos que han automatizado y aumentado la precisión de la obtención de un valor de hematocrito. No obstante, todas las técnicas anteriores tienen una o varias desventajas.

En especial, todas las técnicas anteriores disponibles precisan de la extracción de una muestra de sangre del paciente para el análisis in vitro. Cualquier agresión al sujeto para la obtención de sangre va acompañada de problemas de incomodidad, estrés y malestar que se imponen al sujeto e igualmente de riesgos siempre presentes cuando el cuerpo sufre una agresión. La extracción de sangre crea asimismo riesgos de contaminación para el profesional paramédico. Además, incluso en una ocasión en la cual la obtención de muestra de sangre no provoque ningún problema adicional, por ejemplo, durante una operación quirúrgica, las técnicas anteriores hacían necesario que existiera un plazo entre el momento de la extracción de la muestra y la obtención del hematocrito. Aun más, ninguna de las técnicas anteriores permite el control continuado del hematocrito de un sujeto como pudiera ser deseable durante algunos procedimientos quirúrgicos o un tratamiento de cuidados intensivos sino que requieren la extracción y tratamiento periódico de muestras de sangre.

A la vista de los inconvenientes inherentes a la técnica disponible cuando se trata de determinar el hematocrito con métodos agresivos, sería un perfeccionamiento de la técnica la determinación cualitativa y no agresiva del hematocrito de un sujeto. También sería un perfeccionamiento de la técnica facilitar un sistema y un método que controlen el hematocrito de forma no agresiva y que pudiera aplicarse a una pluralidad de partes del cuerpo y que utilice emisiones electromagnéticas como portadoras de información sobre el hematocrito. Sería otro avance más de la técnica, facilitar un sistema y un método que pudieran facilitar una información a la vez inmediata y continua del hematocrito de un sujeto. Sería otro avance adicional facilitar sistemas no agresivos repetibles y fiables para el control del hematocrito de un sujeto. Otro avance adicional de la técnica sería la determinación no agresiva y precisa de la saturación de oxígeno en la sangre de sujetos mientras se procura el hematocrito bajo o variable del paciente y/o en situación de perfusión baja.

Se detallan a continuación varias técnicas para la oximetría óptica no agresiva descubierta anteriormente, por ejemplo en US3.638.640 y US4.86.915 y otras mencionadas en la descripción detallada que sigue.

La presente invención, definida en las reivindicaciones adjuntas, se refiere a sistemas y métodos para la determinación del valor del hematocrito, de forma transcutánea y no agresiva. Esto se logra haciendo pasar al menos dos longitudes de onda de luz por o a través de los tejidos del cuerpo, tales como un dedo, lóbulo de la oreja o cuero cabelludo, etc. y, a continuación, compensando los efectos del tejido y de los fluidos corporales. Tal como se utiliza en la presente, el término constituyente biológico incluye proteínas, eritrocitos, metabolitos, fármacos, citocromas, hormonas, etc.

En un modo de realización dentro del ámbito de la presente invención, las longitudes de onda de luz se seleccionan de modo que se acerquen a los puntos isobésticos de la hemoglobina reducida y la oxihemoglobina para eliminar los efectos de la oxigenación variable de la sangre. En una longitud de onda isobéstica, el coeficiente de extinción, \varepsilon, es el mismo para la hemoglobina reducida que para la oxigenada. De este modo, en longitudes de onda isobésticas, la cantidad de absorción de luz es independiente de la cantidad de hemoglobina oxigenada o reducida en los eritrocitos.

Existen medios para emitir y detectar dichas longitudes de onda de luz y para analizar las intensidades de la luz. Los elementos sensores y emisores de radiación están preferiblemente dispuestos espacialmente para permitir la facilidad de uso y para que resulten accesibles para las partes exteriores del cuerpo de un paciente. La configuración de los elementos sensores y emisores es importante para proporcionar una repetibilidad óptima de las señales y datos que se deriven de los mismos.

Incluyen medios de memoria y de cálculo que son capaces de almacenar, manipular y representar en una variedad de modos las señales detectadas. Por ejemplo, se puede representar el contorno continuo de la onda pulsatoria, el valor del ritmo del pulso, el valor del hematocrito y la curva de hematocrito analógica continua en tiempo real, el valor de saturación de oxígeno independiente del hematocrito y el valor del contenido de oxígeno en la sangre, todos ellos como valores digitales o como curvas analógicas continuas en tiempo real.

Una ventaja importante del control y análisis de cada señal pulsatoria individual es que se pueden llevar a cabo algoritmos de promedios para identificar y rechazar datos erróneos. Asimismo, dichas técnicas tienen una mejor repetibilidad.

Otra ventaja importante de la presente invención es la capacidad de controlar múltiples longitudes de onda (incluyendo longitudes de onda no isobésticas) para el cómputo y representación en tiempo real simultáneamente del valor de saturación de oxígeno independiente del hematocrito. Las técnicas de oximetría anteriores han adolecido todas de inexactitudes debidas a las sensibilidades del hematocrito.

En lugar de aplicar únicamente las técnicas de cancelación AC-DC, entra también dentro del ámbito de la presente invención la detección y el análisis de múltiples longitudes de onda que utilicen la técnica de análisis DC logarítmico. En el presente modo de realización, no se precisa una onda pulsatoria. Por lo tanto, se puede utilizar el presente modo de realización en condiciones de presión sanguínea baja o de flujo sanguíneo bajo.

Breve descripción de los dibujos

La figura 1 es una vista en perspectiva de un sistema según un primer modo de realización preferido de la presente invención.

La figura 1A es una vista en sección transversal ampliada de la parte del cuerpo (dedo) y componentes del sistema representado en la figura 1 utilizado en un modo de transmisión.

La figura 1B es una vista en sección transversal ampliada de la parte del cuerpo (dedo) y componentes del sistema asociado representado en la figura 1 utilizado en un modo de reflexión.

La figura 2 es un diagrama que muestra los coeficientes de absorción óptica de la oxihemoglobina (HbO_{2}), hemoglobina reducida (Hb), y agua (H_{2}O) comparada con la longitud de onda.

La figura 3 es un diagrama que muestra la relación entre los coeficientes de extinción de luz a tres longitudes de onda diferentes en comparación con el hematocrito para la totalidad de la sangre.

La figura 4 es un diagrama que muestra como se relacionan los coeficientes de extinción de dos rayos que tengan diferentes longitudes de onda en comparación con el hematocrito.

Las figuras 5A-5D ofrecen una diagrama de flujos que representa las fases que se desarrollan durante un método actualmente preferido de la presente invención utilizando el componente pulsatorio del flujo de sangre del sujeto para proporcionar un hematocrito y valores de saturación de oxígeno de la sangre precisos.

La figura 6 es una vista en perspectiva de un segundo sistema actualmente preferido de la presente invención que se aplica a la oreja y que incluye estructuras para extraer la sangre de los tejidos de la oreja mediante presión.

La figura 6A es una vista en sección transversal ampliada de la oreja y de los componentes del sistema representados en la figura 6.

La figura 7 ilustra en un diagrama esquemático detallado un circuito sensor de bajo nivel incluido en el sistema actualmente preferido de la presente invención.

Las figuras 8A-8C ilustran en un diagrama esquemático detallado un circuito de sección digital incluido en el sistema actualmente preferido de la presente invención.

Las figuras 9A-9D ilustran en un diagrama esquemático detallado un circuito de sección analógica incluido en el sistema actualmente preferido de la presente invención.

Las figuras 10A-10C ilustran un diagrama esquemático detallado de la fuente de energía y una sección de entrada/salida (I/O) incluida en el sistema actualmente preferido de la presente invención.

La figura 11 es un gráfico que muestra la variación de la saturación de oxígeno en función del hematocrito.

La figura 12 es un gráfico de \varepsilon_{b805}/\varepsilon_{b970} comparado con el hematocrito.

Las figuras 13A-13B son gráficos de \varepsilon en comparación con el Hematocrito a dos longitudes de onda no preferidas y \varepsilon_{1}/\varepsilon_{2} en comparación con el Hematocrito de dichas longitudes de onda no preferidas.

Las figuras 14A-14B son gráficos de E en comparación con el Hematocrito a dos longitudes de onda no preferidas y \varepsilon_{1}/\varepsilon_{2} en comparación con el Hematocrito de dichas longitudes de onda no preferidas.

La figura 15 ilustra una alineación de emisor vertical y las zonas resultantes \DeltaX_{b} no idénticas. La figura 16 ilustra la alineación de emisor horizontal.

Descripción detallada de los modos de realización preferidos

La presente invención se refiere a aparatos y métodos para determinar el valor del hematocrito por vía transcutánea y no agresiva. Esto se consigue haciendo pasar al menos dos longitudes de onda de luz por o a través de los tejidos del cuerpo tales como dedo, lóbulo de la oreja o cuero cabelludo, etc., y a continuación compensando los efectos del tejido corporal y fluido modificando la ley de Beer-Lambert. Se pueden utilizar igualmente los principios dentro del ámbito de la presente invención para proporcionar mediciones de la saturación de oxígeno independiente del hematocrito y del contenido de oxígeno al igual que la medición no agresiva de los constituyentes de la sangre, tales como glucosa, colesterol, bilirrubina, creatinina, etc.

Aunque la presente descripción describirá muy detalladamente la transiluminación de varias partes del cuerpo, se observará que se puede utilizar alternativamente la espectrometría de reflectancia cuando sea difícil lograr la transiluminación. Tal como se utiliza aquí, el término "parte corporal" pretende incluir la piel, el lóbulo de la oreja, el dedo, labio, frente, etc. Como los técnicos en la materia pueden adaptar los principios dentro del ámbito de la presente invención a la medición in vitro del hematocrito y de los demás constituyentes de la sangre, el término "parte corporal" también pretende incluir varios recipientes de sangre in vitro, tales como tubos y probetas.

1. Métodos espectrofotométricos

Se han descrito en la técnica anterior los métodos espectrofotométricos que controlan varios metabolitos en los fluidos corporales. Se dirige la radiación, normalmente en la zona visible o cercana del infrarrojo a una parte exterior del cuerpo para la penetración transcutánea de la radiación. Se controla entonces la radiación de forma reflectante o transmisible con un fotodetector o sensor similar. Se eligen los espectros de radiación a longitudes de onda en las cuales el metabolito o compuesto buscado se absorbe fuerte o débilmente. Algunos ejemplos de dichos métodos espectrofotométricos están descritos en las patentes US N° 4.653.498 para la oximetría de impulsos, la patente US N° 4.655.225 para el control de la glucosa de la sangre y, más recientemente, la patente US N° 4.805.623 para controlar los diversos metabolitos de la sangre (glucosa, colesterol, etc.)

Una base teórica de las técnicas espectrofotométricas es la Ley de Beer-Lambert:

(1)I = I_{o^{\ell}}{}^{-\varepsilon Xd}

La ecuación (1) puede ser igualmente:

(1a)ln (I/I_{0}) = -\varepsilon Xd

en la cual I_{o} es la intensidad incidente de la radiación de la fuente, I es la intensidad transmitida por la fuente a través de la muestra, s es el coeficiente de extinción del buscado como componente, X es la concentración del componente de la muestra en el propio tejido y d es la longitud de la trayectoria óptica (distancia).

La Ley de Beer-Lambert (1) permite las determinaciones in vitro de la concentración soluble. No obstante, no han sido posibles las mediciones cuantitativas en el cuerpo ya que la dispersión de los fotones incidentes que pasan por y a través de las zonas de integumento y subdérmica es excesiva y extremadamente variable. Esta dispersión perjudica a la Ley de BeerLambert al añadir una pérdida de radiación variable a la medición e igualmente prolonga la trayectoria de los fotones incidentes con un alcance igualmente desconocido.

Aun cuando se conocen monitores de ritmo del impulso óptico, pletismógrafos y oxímetros de impulso, su desarrollo ha sido acelerado por técnicas que permiten la cancelación de forma importante de los efectos de dispersión óptica. Este desarrollo se inició con la patente US N° 2.706.927 y fue mejorado a continuación por Yoshiya et al. (Med. and Biol. Eng. and Computing, 1980 Vol. 18, Páginas 27-32), Koneshi en la patente US N° 3.998.550 y Hamaguri en la patente US N° 4.266.554, que utilizaba una técnica de análisis de la señal optoelectrónica resultante de dividirla en sus componentes AC y DC. Se manipulan los componentes AC DC con amplificadores logarítmicos de modo que se eliminen los arriba citados efectos ópticos transdérmicos (la cantidad variable de pérdida de radiación debida a la dispersión en el tejido y las cantidades desconocidas y variables de aumento de la longitud de la trayectoria óptica.

Un informe "Measurement of blood hematocrit by dual-wavelength near-IR photoplethysmography", SPIE Vol. 1641 (1992) páginas 150-161, JM Schmitt et al. describe experimentos para realizar la prueba de la factibilidad de un método no agresivo para medir el hematocrito de la sangre arterial. Se sugiere que el hematocrito está relacionado con los coeficientes de componentes pulsatorios y no pulsatorios de radiación a diferentes longitudes de onda después de la transmisión a través del tejido perfundido con sangre.

Hasta la fecha, las técnicas de cancelación AC-DC no habían logrado adaptarse con éxito a la medición de la saturación de oxígeno de la sangre dependiente o independiente del hematrocrito.

2. Espectrofotometría diferencial-cocientimétrica no agresiva

Se supone que la radiación incidente que pasa al o dentro del tejido vivo pasará a través de una combinación de compartimentos de fluido intersticial, sangre y tejido. La luz atenuada por dicho tejido vivo puede expresarse mediante la ecuación modificada de Beer-Lambert:

(2)I = I_{0^{\ell}}{}^{-(\varepsilon_{b}(X_{a}+X_{v})+\varepsilon_{t}X_{t}+\varepsilon_{i}X_{i})d+G}

La ecuación (2) puede igualmente expresarse:

(2a)ln(I/I_{0}) = -(\varepsilon_{b}(X_{a}+X_{v})+\varepsilon_{t}X_{t}+\varepsilon_{i}X_{i})d+G

Donde \varepsilon_{b}, \varepsilon_{t} y \varepsilon_{i} representan el coeficiente de extinción en los compartimentos de fluido intersticial, sangre y tejido, respectivamente; X_{a} y X_{v}, representan la concentración de sangre venosa y arterial (X_{b}=X_{a}+X_{v}), X_{t} representa la concentración de absorbedores de tejido, y X_{i} representa la concentración relativa de agua y de componentes disueltos en el compartimento de fluido intersticial; d representa el espacio intrasensor; y G es una constante de la configuración geométrica.

Cuando la capa de sangre tiene pulsaciones, cambian los términos de concentración. Pueden fijarse los términos d mediante la configuración geométrica del dispositivo. Cuando se toman las derivadas parciales de la ecuación (2) respecto del tiempo y se dividen por la ecuación (2), se tiene:

(3)-\frac{\partial I/\partial t}{I} =(\varepsilon_{b}(\partial X_{a}/\partial t+\partial X_{v}/\partial t)+\varepsilon_{t}\partial X_{t}/\partial_{t}+\varepsilon_{i}\partial X_{i}/\partial t)d+\partial G/\partial t

que se puede simplificar en cada compartimento y longitud de onda haciendo que X^{1} = X/ t y G^{1} = G/ t, y

V'_{\lambda} = -\left(\frac{\partial I/\partial t}{I}\right)_\lambda

para que de

(4)V'_{\lambda} =(\varepsilon_{b}(X'_{a} + X'_{v}) + \varepsilon_{t}X'_{t} + \varepsilon_{i}X'_{i})d+G'

Suponiendo que X_{t} y G no varían sensiblemente durante el intervalo de pulsación, entonces G^{1} =0, y X^{i}_{t}= 0 y la ecuación (4) puede simolificarge como sigue:

(5)V'_{\lambda} =(\varepsilon_{b}(X'_{a} + X'_{v}) + \varepsilon_{i}X'_{i})d

Al examinar el transporte entre X_{a} y X_{v}, se puede formar una constante K_{v}, de proporcionalidad tal que X^{1}_{v}=-K_{v}X^{1}_{a} que represente la naturaleza reaccionaria del componente venoso, y además reduce la ecuación que antecede a

(6)V'_{\lambda} =(\varepsilon_{b}(l-K_{v})X'_{a} + \varepsilon_{i}X'_{i})d

Como X^{1}_{a} y X^{1}_{i} no son dependientes de la longitud de onda (\lambda), pueden substraerse diferencialmente para dar los valores V^{1}_{\lambda} a diferentes longitudes de onda para que de un término de hematocrito independiente que contenga únicamente la información \varepsilon_{i}X^{1}_{i}. Aunque el término V^{1}_{805}/V^{1}_{1310} facilita información útil respecto a los cambios relativos en el hematocrito, debe reconocerse que la simple relación V^{1}_{805}/V^{1}_{1310} no es lo suficientemente exacta para la determinación del hematocrito a menos que se conozca o elimine el término \varepsilon_{i}X^{1}_{i}. Por ejemplo, se puede descartar el término \varepsilon_{i805}X^{1}_{i} ya que \varepsilon_{i805} es extremadamente pequeño, mientras que el término \varepsilon_{i1310}X_{i} es aproximadamente el 25-50% del valor \varepsilon_{b1310} de la propia sangre y no puede, por lo tanto ser descartado sin que afecte a la precisión.

Las figuras 3 y 12 sugieren que una combinación lineal de V'_{\lambda} con \lambda=805 nm y \lambda=970 nm tendrá un valor casi constante para una gama de valores Hct. Como se conocen bien los coeficientes de extinción \varepsilon_{i805} y \varepsilon_{i970}, o se pueden determinar empíricamente, puede encontrarse que una constante R_{1} de proporcionalidad precisa proporcione:

(7)\varepsilon_{i970}X'_{i} = V'_{970}-R_{1}V'_{805}

Se puede aplicar ahora el término de corrección a una segunda constante R_{2} de proporcionalidad (en la cual R_{2} es aproximadamente igual al \varepsilon_{i1310}/\varepsilon_{i970}) al término V^{1}_{1310} para suprimir exactamente su sensibilidad \varepsilon_{i1310}X^{1}_{i}, de ahí:

(8)\varepsilon_{b1310} (1-K_{v})X'_{a}=V'_{1310}-R_{2} (V'_{970}-R_{1}V'_{805})

Se puede utilizar ahora este término corregido cocientimétricamente con V^{1}_{805} para eliminar el (1-K_{v})X'_{a} y dejar la relación pura de coeficientes de extinción representada por la Ecuación (9) a continuación y representada gráficamente en la figura 4.

(9)\frac{\varepsilon_{b805}}{\varepsilon_{b1310}} = \frac{V'_{805}}{V'_{1310}-R_{2} (V'_{970}-R_{1}V'_{805})}

Debe observarse que son esenciales las siguientes premisas y requisitos para las determinaciones del hematocrito (pero en el caso de oximetría de impulsos, estos requisitos pueden no tener el mismo grado de significación).

A.- Aun cuando las longitudes de onda \lambda=805 nm y \lambda= 1310 nm son casi isobésticas, la función real de s en comparación con el hematocrito en cada longitud de onda determinada debe conservar la información del hematocrito que sea diferente en curvatura o desvío o linealidad o signo de la otra. Ver la figura 3. Si las funciones \varepsilon_{\lambda} en comparación con el hematocrito no son suficientemente diferentes, entonces la relación \varepsilon_{b\lambda 1}/\varepsilon_{b\lambda 2} no conservará información del hematocrito. Ver las figuras 13A y 13B y las figuras 14A y 14B. Aunque la discusión que antecede se refiera a las longitudes de onda isobésticas de \lambda = 805 nm y \lambda =1310 nm, se apreciará que pueden utilizarse igualmente otras longitudes de onda isobésticas tales como \lambda =570 nm, \lambda =589 nm y \lambda =1550 nm.

B.- Asimismo, debieran seleccionarse las longitudes de onda lo bastante cercanas entre sí de modo que las trayectorias ópticas , d, sean aproximadamente las mismas. Se prefieren las longitudes de onda más largas ya que presentan menor sensibilidad a la dispersión, s:

(10)S\propto \frac{1}{\lambda^{2}}

C.- La relación geométrica o espacial de los emisores y sensores es importante. Por ejemplo, si se utilizan emisores alineados verticalmente en un dispositivo de medición en el lóbulo de la oreja, entonces puede que el emisor que se encuentra en la parte superior ilumine una cantidad diferente de tejido lleno de sangre que el emisor de la parte inferior. Si se utiliza únicamente un sensor, entonces existirá una disparidad entre X^{1}_{b} en cada longitud de onda. Ver la figura 15, en la cual X_{b1}>X_{b2}>X_{b3}. Asimismo, la distancia de separación sensor-emisor es muy importante ya que la presión aplicada al tejido entre el sensor y los emisores afecta a la distenbilidad del vaso capilar y arteriolar. Esto cambia la X^{i} a medida que cambia la presión (o distancia). Este cambio de X^{1} modula entonces la función de V^{1}_{\lambda}. Por lo tanto, la distancia de separación sensor-emisor debe ser tal que la presión aplicada al lóbulo de la oreja, la punta del dedo u otra parte del cuerpo no afecte la función de V^{1}_{\lambda}.Se determina empíricamente esta distancia de separación y debiera generar menos de 40 mm Hg de presión transparietal aplicada.

Se puede disponer una alineación horizontal (Figura 15) de los emisores respecto del único sensor de modo que los emisores y sensores iluminen y detecten zonas idénticas de -X_{\lambda 1} y -X_{\lambda 2}. Es importante observar que el término d, la separación sensor-emisor, será diferente entre \lambda_{1} y \lambda_{2} por el coseno del ángulo entre el sensor y el emisor. Por lo tanto, si ocurre alguna alineación distinta de la normal, el término d no se cancelará para obtener la ecuación (9).

La disposición preferida es aquella en la cual todos los emisores (660, 805, 950 y 1310 nm) estén situados sobre el mismo substrato. Se prefiere porque los emisores iluminarán entonces esencialmente la misma zona X_{b}.

D.- En el caso de espectrofotometría por reflectancia, se requiere una abertura para el sensor y para cada emisor. Ver la figura 1B. Se requiere igualmente una separación de sensor-emisor de modo que la reflectancia de la primera capa de tejido; R_{t} (una capa sin sangre del epitelio) no incremente aun más el efecto de dispersión múltiple, es decir que la reflectancia total, R, medida contendría información espúrea igualmente de la reflectancia de las capas epiteliales, donde:

(11)R = R_{t} + \frac{T_{t}^{2} \cdot R_{b}}{(1 - R_{b} \cdot R_{t})}

donde R es la reflectancia total, R_{t} es la reflectancia debida a la primera capa tejido-epitelial, R_{b} es la reflectancia debida a la capa de sangre, y T_{t} es la transmisión a través de la primera capa de tejido.

Las ecuaciones de reflectancia que describen R_{t} o R_{b} deben sumar ahora toda la luz dispersada de retorno que el sensor detecta, es decir

(12)R_{b}= \int\int\int (función \ de \ fuente) \cdot(función \ de \ dispersión)

Mientras la ecuación (9) describe la teoría del dispositivo para el hematocrito no agresivo, las cuatro premisas (A-D) son importantes para la repetibilidad y funcionamiento precisos del dispositivo para el hematocrito.

Suponiendo que se traten adecuadamente los cuatro elementos de A a D, entonces (9) resulta ser:

(13)\frac{\varepsilon_{b\lambda1}}{\varepsilon_{b\lambda1}} = \frac{(S_{1} + K_{1})}{(S_{2} + K_{2})}

donde s es una constante de dispersión y k es una constante de absorción, y donde en la sangre total:

(14)S = \sigma_{s}Hct(1-Hct)

(15)K = \sigma_{a}Hct(a \ longitudes \ de \ onda \ isobésticas)

donde \sigma_{s} es la sección transversal de la dispersión y \sigma_{a} es la sección transversal de la absorción.

De lo que antecede, \varepsilon, el coeficiente de extinción, no es una simple función del coeficiente de absorción, k, normalmente determinado en soluciones puras. Contiene más bien un término de difusión o de dispersión, s, con el que hay que contar en un medio de solución no pura, tal como sangre completa y tejido.

Finalmente, al sustituir (14) y (15) en (13):

(16)\frac{\varepsilon_{b\lambda1}}{\varepsilon_{b\lambda2}} = \frac{\sigma_{s1} (1-Hct) + \sigma_{a1}}{\sigma_{s2} (1-Hct) + \sigma_{a2}}

Por lo tanto, la relación \varepsilon_{\lambda 1}/\varepsilon_{\lambda 2} es una función del hematocrito. Con la figura 4 se puede obtener una tabla de comprobación o una ecuación de curva polinómica y utilizarse en los resultados finales de hematocrito representados. Conociendo el valor real del hematocrito, es sencillo ver (Figura 2) que se puede seleccionar una longitud de onda de 660 nanómetros para obtener una relación de E en la cual se deriva el valor de saturación de oxígeno. Por ejemplo, la ecuación (16) resultaría ser:

(17)\frac{\varepsilon_{b660}}{\varepsilon_{b805}} = \frac{\sigma_{s660} (1-Hct) + \sigma_{a660} + S_{a}O_{2} (\sigma_{ao660}-\sigma_{ar660})}{\sigma_{s805} (1-Hct) + \sigma_{a805} + S_{a}O_{2} (\sigma_{ao805}-\sigma_{as805})}

La ecuación (17) muestra la dependencia entre sí del hematocrito y de la saturación de oxígeno.

La figura 11 demuestra gráficamente la necesidad de un dispositivo de saturación de la sangre independiente del hematocrito. Cuando disminuye el valor del hematocrito o el porcentaje de saturación de oxígeno, el error en el porcentaje de saturación empieza a volverse inaceptable para el uso clínico. Por ejemplo, no es infrecuente ver pacientes que tienen un hematocrito bajo (aprox. el 20%) que tengan igualmente molestias respiratorias (baja saturación de oxígeno). Por ello, el clínico requiere simplemente valores de saturación de oxígeno más precisos.

Conociendo los valores del hematocrito y de saturación de oxígeno, el cómputo del contenido de oxígeno resulta trivial y puede representarse directamente (un valor del que anteriormente no podía disponer el clínico bajo forma de resultado continuo, en tiempo real, no agresivo);

(18)[\text{Contenido de oxígeno}]= Hct \cdot S_{a}O_{2}\cdot K

donde K es una constante empíricamente determinada.

Con referencia a las ecuaciones (16) y (9) el ordenador debe decidir sobre la conveniencia de utilizar la aproximación de expansión de Taylor al logaritmo. Este algoritmo se conserva en el software como una decisión de calificación para los algoritmos de lectura y promedio. La aproximación de Taylor solamente es válida para pequeños valores \partiali/\partialt.

3. Aplicaciones no pulsatorias a. Maniobra de Valsalva para simular un caso pulsatorio

Resulta interesante observar las similitudes entre esta derivación pulsatoria AC y una técnica análoga DC. Al tomar el logaritmo de dos relaciones de intensidad, se pueden obtener valores de \varepsilon_{b} y \varepsilon_{i} de la ecuación modificada de Beer-Lambert (ecuación (2a)). Se pueden manipular estos mismos coeficientes de extinción con las constantes de proporcionalidad idénticas R_{1} y R_{2} antes de eliminar con exactitud \varepsilon_{i1310}X_{i} y obtener:

(19)\frac{\varepsilon_{b805}}{\varepsilon_{b1310}} = \frac{U_{805}}{U_{1310}-R_{2} (U_{970}-R_{1}U_{805})}

Donde el término

U_{\lambda} = ln\left(\frac{I_{2}}{I_{1}}\right)_{\lambda}

representa el logaritmo de la relación de intensidades a valores X_{b} de X_{b1} y X_{b2}.

Debe igualmente observarse que las dos derivaciones (AC y DC) se transforman en otra a través de la expansión dé serie de electricidad en la función In (1+Z):

(20)ln(1+z) =Z - \frac{Z^{2}}{2} + \frac{Z^{3}}{3} - ...

Cuando se trata del valor \DeltaI= l_{2}-l_{1}, se puede ver que

(21)ln\left(\frac{I_{2}}{I_{1}}\right) = ln\left(\frac{\Delta I+I_{1}}{I_{1}}\right) = ln\left(1+ \frac{\Delta I}{I_{1}}\right) = \frac{\Delta I}{I_{1}} + Terminos \ de \ orden \ superior

lo que significa que cuando existen pequeños cambios en X_{b}, las derivaciones AC (derivada parcial) y DC (logarítmica) son similares y pueden cada una de ellas compensarse con precisión a través de esta técnica diferencial-cocientimétrica para dar una relación no agresiva \varepsilon_{b805}/\varepsilon_{b1310} que sea independiente tanto de los términos de constante y de tejido que varía con el tiempo y de fluido intersticial.

Un método actualmente preferido para la obtención de dos intensidades es hacer que el paciente realice la maniobra de Valsalva. La maniobra de Valsalva es un intento de exhalar de forma forzada con la glotis, nariz y boca cerrados. Esta maniobra aumenta la presión intratorácica, ralentiza el pulso, disminuye el retorno de la sangre al corazón y aumenta la presión venosa. Cuando se obtienen mediciones de intensidad antes y durante la maniobra de Valsalva, se obtienen suficientemente intensidades diferentes para utilizar la ecuación (19). Incluso una respiración profunda puede ser suficiente para obtener intensidades suficientemente diferentes.

b. Técnica de motor paso a paso

Se describe a continuación otra técnica para simular el flujo de la sangre pulsatoria y para eliminar los efectos de dispersión óptica en la piel, al mismo tiempo que se conserva la información del hematocrito y de la saturación de oxígeno de la sangre. Al utilizar un motor paso a paso 9 en la unidad de clip 10 en el lóbulo de la oreja 11 de un paciente, tal como se ilustra en las Figuras 6, 6A, 15 y 16, se puede producir una variación de X_{b} suficiente para utilizar la ecuación 19. El motor paso a paso 9 podría incluso producir un estado de ausencia de sangre (X_{b}=O), si fuera necesario. No obstante, la ecuación 19 muestra que únicamente se necesita una diferencia entre X_{b1} y X_{b2}.

La mayor ventaja de esta técnica es que bajo condiciones clínicas de flujo deficiente de la sangre, de presión sanguínea deficiente o de enfermedad vascular periférica, cuando las formas de las ondas del pulso son de mala calidad para la técnica (\delta\delta/ t)/l, se podría utilizar esta técnica de motor paso a paso DC.

c. Determinación de la saturación del oxígeno

Las técnicas antes citadas describen condiciones y ecuaciones en las cuales se eligen longitudes de onda isobésticas tales que el valor del hematocrito obtenido no tenga interferencia procedente de la saturación de oxígeno, y por lo tanto, un valor del hematocrito determinado de forma independiente.

No obstante, se puede elegir igualmente \lambda_{2} (la longitud de onda de referencia) en la ecuación (13) a 1550 nm. En la zona de radiación 900 a 2000 nm, los coeficientes de absorción de la sangre dependen del hematocrito y del agua, mientras que a 805 nm, el coeficiente de absorción de la sangre depende únicamente del hematocrito. Por lo tanto, al utilizar, combinándolas, longitudes de onda de 660, 805 y 1550, se obtendrá igualmente una técnica para determinar el hematocrito (\varepsilon_{805}/\varepsilon_{1550}) y la saturación del oxígeno (\varepsilon_{660}/\varepsilon_{805})

Estas tres longitudes de onda son particularmente importantes ya que 660, 805 y 1550 nm (ó 1310 nm) son LEDs fácilmente ``disponibles tales como, MLED76-Motorola, HLP3ORGB-Hitachi y ETX1550-EPITAXX (o NDL5300-NEC), respectivamente, con las ventajas de bajo costo y un bajo poder óptico (reduciendo cualquier cuestión de posible daño ocular).

La fabricación de un emisor de LED multichip resulta razonable, en lo que se refiere a costos, y proporciona una mayor precisión ya que las fuentes de LED no tienen prácticamente ninguna distancia de separación y aparece como una sola fuente.

Las técnicas descritas pueden aplicarse a la determinación de otros componentes (incluido, pero sin limitarse a glucosa o colesterol) en cualquier gama del espectro electromagnético en las que se puedan utilizar técnicas espectrofotométricas.

4. Aparatos actualmente preferidos

Una unidad de clip para lóbulo de la oreja 10 como en las figuras 6, 6A, 15 y 16 (con o sin el motor paso a paso 9 representado en la figura 6A), una unidad de clip para el dedo 6 utilizada en un dedo 7 tal como se representa en las figuras 1, 1A y 1B son dos modos de realización actualmente preferidos para la puesta en práctica de la presente invención. Los fotodiodos 3 y emisores 1 y 2 en cada uno de éstos están situados de conformidad con la alineación apropiada.

Se examina en primer lugar la tecnología del sensor en el modo de funcionamiento transmisivo. Puede facilitarse una cubierta para lóbulo de oreja o dedo con emisores discretos y dos chips de fotodiodo (de diferentes gamas de sensibilidad, 600-1000 nm y 1000-1700 nm) situados en un substrato, tal como una caja TO-5 (Hamamatsu K1713-03). Los emisores pueden ser igualmente dos o más chips emisores (es decir, \lambda=805, 1310, 660 y 950 nm) situados en un substrato común e iluminados a través de la caja T0-39.

Finalmente, un único emisor de longitudes de onda múltiple del substrato y un detector de longitudes de onda múltiple, ensamblados en una pequeña cubierta física, hacen que la alineación y la sensibilidad de la detección sean más repetibles y por lo tanto más exactas.

Los chips emisores preferidos debieran tener longitudes de onda para las mediciones únicamente del hematocrito, a 805 nm, 950 nm, y 1310 nm (u 805 nm, 950 nm y 1550 nm). Aunque en teoría, un emisor que tenga una longitud de onda de 970 namómetros, en lugar de 950 nm, debiera facilitar una información más precisa, los emisores de 970 nm no están actualmente disponibles en el comercio. Se prefieren actualmente estas longitudes de onda debido a la curvatura diferente y a la desviación de la línea de referencia del \varepsilon comparado con el hematocrito en dichas longitudes de onda. Ver la figura 3. Por ello, la información del hematocrito existirá en la relación \varepsilon_{\lambda 1}/\varepsilon_{\lambda 2}. Ver la figura 4.

Asimismo, la elección de 805 nm y 1310 nm (ó 1550 nm) en lugar de 570 nm y 805 nm se debe a que no hay absorción de agua en las longitudes de onda isobésticas de 570 nm (ó 589 nm) y de 805 nm. No obstante, existe una absorción de agua tremenda a 1310 nm y 1550 nm. Por ello, la relación de 570 nm a 805 nm, como referencia, no lograría información del hematrocrito porque no habría desviación debida al agua en el plasma. Ver las figuras 13A y 13B y las figuras 14A y 14B.

Si se desea la saturación de oxígeno independiente del hematocrito, entonces las longitudes de onda del chip emisor deberán ser de 660 nm, 805 nm, 950 nm y 1310 nm (ó 1550 nm) (la de 660 nm es MLED76, Motorola o TOLD 9200, Toshiba). Del mismo modo, el único substrato fotodetector podría alojar al menos dos chips, tales como Hamamatsu K1713-03.

Los técnicos en la materia observarán que se podrían añadir otros chips al único substrato con longitudes de onda sensibles a otros metabolitos (glucosa, colesterol, etc.). Pueden verse las conexiones de emisor y detector antes mencionadas en el diagrama esquemático analógico ilustrado en las figuras 7 y 9B-9D).

La tecnología del sensor en el modo de reflectancia debe conformarse a dos parámetros de modos de realización. Ver la figura 1B. El diámetro y grosor de la abertura 8 en la cual se recibe la figura 7 en combinación con la distancia de separación sensor-emisor son importantes para proporcionar una zona de detección dentro del tejido subdérmico 12 en puntos a y b de la figura 1B, donde la radiación incide en el tejido con sangre sin los múltiples efectos de dispersión de la capa epitelial R_{i}. La determinación de los tamaños de separación óptima del sensor 3 y abertura 8 se hace empíricamente a partir de numerosos dedos 7 que tengan callosidades y uñas diferentes 13. Pueden establecerse los diámetros mínimos de separación de sensor y de apertura en los cuales se elimine R_{t} de la ecuación (14).

Las figuras 7, 8A-8C, 9A-9D y 10A-10B detallan los elementos electrónicos de un circuito adecuado para su uso dentro del ámbito de la presente invención. La memoria y los medios de cómputo (Figuras 8A-8C) están conectados a través de una estructura de "bus" entre PROMS (U110, Ulll), el microprocesador; MC68HC000 (U106), RAMS estáticas (U112, U113) y los amortiguadores de aislamiento y la circuitería analógica de bajo nivel (figura 7). Un circuito oscilador controlado por cristal (U101A, B) está dividido en dos para proporcionar un reloj principal simétrico al microprocesador; se subdivide dicho reloj y se utiliza para facilitar una sincronización al convertidor digital analógico (U208) y un temporizador (U109). Se generan líneas estroboscópicas a través de una disposición de descodificador para el accionamiento de los subsistemas del dispositivo e igualmente para controlar los amortiguadores del bus de aislamiento (U201, U202).

Las salidas del temporizador son retroalimentadas al microprocesador y codificadas (U104) para producir interrupciones a intervalos específicos para las funciones del sistema. Un temporizador es compartido por los subsistemas que controlan los medios de representación de cristal líquido, los medios de entrada al teclado, el indicador audible y la autocomprobación del sistema de fondo de ciclo. Otro temporizador está dedicado exclusivamente a facilitar una interrupción de gran prioridad al microprocesador; esta interrupción acciona al software que controla el mecanismo de muestreo del sensor básico. Se incluye un conector de expansión (J101) para permitir la comprobación ampliada del dispositivo o conexión al equipo externo de registro de datos tal como una impresora o un interface.

El bus local aísla la circuitería analógica sensible de la circuitería digital principal. Esto impide las interferencia espurias de las señales digitales en el circuito analógico y por lo tanto reduce el ruido superpuesto en las señales medidas. Es en el bus local que los Convertidores de Digital a Analógico (DAC) y los Convertidores de Analógico a Digital (ADC) transmiten y reciben información digital mientras procesan las señales analógicas de bajo nivel.

La sección electrónica de Sensor de Nivel Bajo, figura 7, combina los subsistemas para la medición y modulación de la corriente producida por cada sensor óptico. Como el componente pulsatorio de la energía óptica transmitida a través o reflejada por el tejido comprende únicamente una pequeña parte de la energía óptica total que incide en el sensor, se han previsto medios para "anular" de forma cuidadosamente controlada y precisa conocida el componente no pulsatorio de la corriente producida por la luz en el detector sensor. La señal restante puede ser entonces amplificada DC y filtrada de manera sencilla y presentarse al ADC (U208) para su conversión a un valor digital representativo del componente pulsatorio AC relativo. Asimismo, como se conoce la relación entre la corriente de anulación y el valor promedio de este componente AC, se puede calcular fácilmente el componente DC como una función de la sensibilidad del medio sensor y las ganancias de fases electrónicas. Las funciones que determinan estos valores AC y DC pueden (si fuera necesario) adaptarse al software mediante constantes de calibración que se almacenan en EEPROM (U307) y recuperarse cada vez que se activa la unidad.

La corriente que modula las fuentes ópticas (LEDs o Diodos de Láser) está igualmente controlada (U203) y ajustada con precisión (U306) para optimizar la recepción y detección de la señal. A través del control del software, puede ajustarse la corriente de modulación sobre una base de impulso por impulso para minimizar las inexactitudes debidas al ruido. Asimismo, al realizar el muestreo de sensores con las fuentes de modulación adecuadamente inactivadas, puede descartarse digitalmente el ruido de fondo (tal como 60 Hz) como ruido de modo común. De este modo, al controlar la energía de la fuente óptica y modular la corriente de anulación en la circuitería del fotosensor, es posible cancelar efectivamente los efectos de los niveles de radiación en el ambiente y medir con precisión tanto los componentes estáticos (DC) como los variables en el tiempo (AC) de la luz transmitida o reflejada.

Los algoritmos de software accionados por interrupciones adquieren los datos del sensor, facilitan un contorno de onda de impulso en tiempo real, y determinan los límites de los impulsos. Amortiguadores completos (es decir, un impulso completo por amortiguador) de los datos del sensor pasan entonces a los procesos de software prioritarios. Esto implica la determinación de los valores de determinación de los valores de intensidad pulsatoria AC compensados de fondo y estático DC para cada longitud de onda. A través de la eliminación promedio y selectiva de los valores anormales, se calculan entonces los resultados utilizando la ecuación (9) y se representan en el LCD. Las corrientes de modulación y anulación se ajustan igualmente (si fuera necesario) para utilizar el hardware electrónico de forma eficiente y óptima.

5. Resumen

Aunque la discusión que antecede se refiere al análisis no agresivo de información del hematocrito de la sangre, se observará que los antes mencionados emisores, sensores, y circuitería pueden adaptarse para el análisis agresivo in vitro de los valores del hematrocrito de la sangre. Pueden utilizarse los principios dentro del ámbito de la presente invención que compensan las variaciones espacial, geométrica y de tejidos para compensar variaciones similares en un recipiente con sangre in vitro. Dicho dispositivo permitiría que se determinaran rápidamente y con precisión los valores del hematocrito.

Los técnicos en la materia apreciarán igualmente que los métodos para determinar los valores del hematocrito de la sangre pueden adaptarse para determinar los valores de los constituyentes biológicos no de hematocrito tales como la glucosa, el colesterol, etc. Para determinar la información sobre los constituyentes biológicos, se deben eliminar los efectos de los constituyentes competidores de sangre, tejido y fluido intersticial. Se cree que se pueden eliminar estos efectos mediante la modificación apropiada de las técnicas cocientimétricas diferenciales descritas más arriba.

Es importante reconocer que la presente invención no está dirigida a la determinación del valor del hematocrito en el tejido. El valor del hematocrito en el tejido, contrariamente al valor del hematocrito de la sangre, refleja la cantidad de eritrocitos en un volumen determinado de tejido (sangre, fluidos intersticiales, grasa, folículos pilosos, etc.). La presente invención es capaz de determinar los valores reales del hematocrito de la sangre intravascular.

Por lo que antecede, se observará que la presente invención proporciona un sistema y un método no agresivos para determinar cuantitativamente el hematrocrito de un sujeto y, opcionalmente, otro valor de constituyente de la sangre. La presente invención determina el hematocrito de forma no agresiva utilizando la radiación electromagnética como portador de información transcutánea. Lo que es importante es que se puede utilizar la presente invención en varias partes del cuerpo para facilitar valores de hematocrito cuantitativamente precisos.

Se observará igualmente que los modos de realización de la presente invención proporcionan igualmente un sistema y un método que puede proporcionar información inmediata y continua sobre el hematocrito de un sujeto. Se describe asimismo un sistema y un método para la determinación no agresiva de la saturación de oxígeno (S_{a}O_{2}) en la sangre de un sujeto independientemente del hematocrito del sujeto. Además, describe también un sistema y un método para la determinación no agresiva del hematocrito de un sujeto y/o la saturación de oxígeno en la sangre incluso en condiciones de perfusión baja de sangre.

La presente invención puede ponerse en práctica en otras formas específicas sin salirse de las características esenciales de la misma. Los modos de realización escritos se consideran en todos los aspectos como meramente ilustrativos y no restrictivos. El ámbito de la invención, por lo tanto, queda indicado en las siguientes reivindicaciones más que en la descripción que antecede.

Claims (19)

1. Un método para determinar el hematocrito de la sangre de un paciente, fluyendo la sangre en una parte del cuerpo (7) del paciente o en un pasaje extracorporal en comunicación con el sistema circulatorio del paciente de modo que se pueda someter a un examen transcutáneo en el pasaje extracorporal, definiendo la parte del cuerpo o el pasaje extracorporal un conducto para la sangre, comprendiendo el método las fases de:

seleccionar una primera longitud de onda de radiación que tenga una primera característica de extinción en función del hematocrito;

seleccionar una segunda longitud de onda de radiación que presente un mayor coeficiente de absorción al agua que dicha primera longitud de onda de radiación, teniendo dicha segunda radiación una segunda característica de extinción en función del hematocrito diferente de la primera característica de extinción en al menos una de las siguientes, curvatura, desvío , linealidad y signo;

dirigir (1)(2) dichas primera y segunda longitudes de onda de radiación al conducto de la sangre;

detectar (3) la cantidad de la primera radiación después de su paso a través del conducto de la sangre;

detectar (3) la cantidad de la segunda radiación después de su paso a través del conducto de la sangre; y

comparar las variaciones en el tiempo de las cantidades detectadas de primera y segunda radiaciones para determinar el valor del hematocrito mediante una técnica cocientimétrica diferencial, por lo cual se determina cuantitativamente dicho valor del hematocrito.

2. Un método tal como reivindica la reivindicación 1 en el cual se seleccionan la primera y la segunda longitudes de onda en los puntos isobésticos de hemoglobina reducida y oxihemoglobina.

3. Un método tal como reivindican las reivindicaciones 1 ó 2 en el cual dichas primera y segunda características de extinción comprenden unas primera y segunda curvaturas.

4. Método tal como reivindican las reivindicaciones 1 ó 2 en el cual dichas primera y segunda características de extinción comprenden un primer y segundo desvíos.

5. Un método tal como reivindican la reivindicación 1 ó 2, en el cual dichas primera y segunda características de extinción comprenden unas primera y segunda características de linealidad.

6. Un método tal como reivindican las reivindicaciones 1 ó 2 en el cual dicho primer signo es diferente de dicho segundo signo.

7. Un método tal como reivindica una cualquiera de las reivindicaciones anteriores, que comprende además las fases de:

seleccionar una tercera longitud de onda de radiación que será extinguida por un constituyente biológico competidor en la sangre de un modo característico de dicho constituyente biológico competidor y que tenga una característica de extinción respecto a los constituyentes otra que la de dicho constituyente biológico competidor que sea suficientemente diferente de uno de dichas primera y segunda características de extinción;

dirigir la radiación que tenga la tercera longitud de onda al interior del conducto de la sangre;

determinar la cantidad de radiación que tenga la tercera longitud de onda que es extinguida por el conducto de la sangre;

actuar en la cantidad de radiación detectada que tenga las primera, segunda y tercera longitudes de onda de modo que las variaciones espacial, geométrica y de los tejidos sean eliminadas en cada longitud de onda de radiación; y

compensar el efecto del segundo constituyente biológico actuando en la cantidad de radiación detectada que tenga primera, segunda y tercera longitudes de onda.

8. Un método tal como reivindica una cualquiera de las reivindicaciones anteriores en el cual dicha fase de comparación comprenda la manipulación matemática de la cantidad detectada de la primera y segunda longitudes de onda con una función polinómica para determinar el valor del hematocrito.

9. Un método tal como reivindica una cualquiera de las reivindicaciones anteriores en el cual dicha fase de comparación comprende la formación de la relación de los coeficientes \DeltaI/I para cada una de las primera y segunda longitudes de onda, donde \DeltaI representa una derivada del tiempo de un componente de intensidad transmitida pulsatoria e I representa una intensidad transmitida de estado estacionario.

10. Un sistema para determinar el hematocrito como valor de constituyente biológico de la sangre de un paciente, fluyendo la sangre en una parte del cuerpo del paciente o en un paso extracorporal en comunicación con el sistema circulatorio del paciente de modo que pueda ser sometido a un examen transcutáneo en la parte del cuerpo o a un examen no agresivo en el paso extracorporal, definiendo la parte del cuerpo (7) o el pasaje extracorporal, un conducto de la sangre, comprendiendo el sistema:

medios de recepción (6) para recibir un conducto de sangre que contiene la sangre que fluye del paciente;

un primer emisor (1) posicionado en dicho medio de recepción del conducto para emitir una primera longitud de onda de radiación, teniendo dicha primera radiación al menos una primera característica de extinción con relación al hematocrito;

un segundo emisor (2) posicionado en dicho medio de recepción del conducto para emitir una segunda longitud de ondas de radiación que presente un mayor coeficiente de absorción al agua que dicha primera longitud de onda de radiación, teniendo dicha segunda radiación al menos una segunda característica de extinción diferente de la primera característica de extinción en al menos una de las siguientes: curvatura, desvío, linealidad o signo;

medios de dirección para dirigir dicha primera y segunda longitudes de onda de radiación en el conducto de la sangre;

primeros medios de detección (3) para detectar la cantidad de primera radiación después de pasar á través del conducto de la sangre;

segundos medios de detección (3) para detectar la cantidad de segunda radiación después de pasar a través del conducto de la sangre; y

medios para comparar las variaciones en el tiempo en la cantidades detectadas de primera y segunda radiaciones para determinar el valor del hematocrito mediante una técnica cocientimétrica diferencial, por el cual se determina cuantitativamente dicho valor del hematocrito.

11. Un sistema tal como reivindica la reivindicación 10 en el cual dichas primera y segunda longitudes de onda se encuentran en los puntos isobésticos o casi de la hemoglobina reducida y la oxihemoglobina.

12. Un sistema tal como reivindica la reivindicación 10 u 11, en el cual dichas primera y segunda características de extinción comprenden una primera y una segunda curvaturas.

13. Un sistema tal como reivindica la reivindicación 10 u 11 en el cual dichas primera y segunda características de extinción comprenden un primer y segundo desvíos.

14. Un sistema tal como reivindica la reivindicación 10 u 11 en el cual dichas primera y segunda características de extinción comprenden una primera y una segunda características de linealidad.

15. Un sistema tal como reivindica la reivindicación 10 u 11 en el cual dicho primer signo es diferente de dicho segundo signo.

16. Un sistema tal como reivindica una cualquiera de las reivindicaciones 10 a 15 en el cual dichos primer y segundo medios fotodetectores están formados por un solo fotodetector.

17. Un sistema tal como reivindica una cualquiera de las reivindicaciones 10 a 16, comprendiendo asimismo el sistema:

un tercer emisor posicionado en dichos medios de recepción del conducto para emitir una tercera longitud de onda de radiación que será extinguida por un constituyente biológico competidor en la sangre de una manera característica de dicho constituyente biológico competidor y que tiene una característica de extinción con relación a los constituyentes que no sean dicho constituyente biológico competidor que es substancialmente diferente de una de dichas primera y segunda características de extinción;

segundos medios de dirección para dirigir la radiación que tenga la tercera longitud de onda en el conducto de la sangre;

medios de detección para detectar la cantidad de radiación detectada que tenga la tercera longitud de onda que es extinguida por la sangre en el conducto de sangre;

medios para que actúen sobre la cantidad de radiación detectada que tenga las primera, segunda y tercera longitudes de onda de modo que las variaciones espacial, geométrica y de tejidos sean eliminadas en cada longitud de onda de radiación; y

medios para compensar el efecto del segundo constituyente biológico actuando en la cantidad de radiación detectada que tenga una primera, segunda y tercera longitudes de onda.

18. Un sistema tal como reivindica una cualquiera de las reivindicaciones 10 a 17 en el cual dichos medios de comparación están dispuestos para manipular matemáticamente la cantidad detectada de las primera y segunda longitudes de onda de radiación con una función polinómica para determinar el valor del hematocrito

19. Un sistema tal como reivindica una cualquiera de las reivindicaciones 10 a 18 en el cual dichos medios de comparación comprenden medios para formar la relación de los coeficientes \DeltaI/I para cada una de las longitudes de onda de radiación primera y segunda, donde \DeltaI representa una derivada del tiempo del componente de intensidad pulsatoria transmitida e I representa una intensidad transmitida de estado estacionario.