ES2299558T3 - Procedimiento y aparato para mejorar la precision de mediciones no invasivas de hematocrito. - Google Patents

Abstract

Dispositivo para medir valores de hematocrito usando la espectrofotometría óptica que comprende: un alojamiento de sonda configurado para ser colocado de manera próximal respecto de un emplazamiento de tejido que se está vigilando; un dispositivo de oclusión (602, 1006) conectado a dicho alojamiento y configurado para ampliar el cambio fraccional en el volumen sanguíneo vascular a un valor superior a dicho cambio fraccional producido por pulsos arteriales normales; ópticas de emisión de luz (610, 1008) conectadas a dicho alojamiento y configuradas para dirigir una radiación a dicho emplazamiento de tejido; ópticas de detección de luz (608, 1010) conectadas a dicho alojamiento y configuradas para recibir la radiación procedente de dicho emplazamiento de tejido; caracterizado por un dispositivo de procesamiento (606) conectado a dicho alojamiento y configurado para procesar la radiación procedente de dichas ópticas de emisión de luz (610, 1008) y dichas ópticas de detección de luz (608, 1010) para calcular una fracción hídrica tisular y calcular valores de hematocrito, usando dicha fracción hídrica tisular.

Description

Procedimiento y aparato para mejorar la precisión de mediciones no invasivas de hematocrito.

Antecedentes de la invención 1. Campo de la invención

Esta invención se refiere a sistemas y procedimientos para medición espectrofotométrica de compuestos bioquímicos en la piel para el diagnóstico y la supervisión médica no invasiva. Específicamente, la presente invención se refiere a la determinación del hematocrito o la concentración absoluta de hemoglobina en la sangre por pletismografía óptica de longitud de onda múltiple.

2. Mención de la técnica anterior

La concentración total de hemoglobina en sangre (Hb_{T}) o el hematocrito (Hct)), definida como la fracción o porcentaje de hematíes en la sangre completa, son variables primarias usadas por los médicos para evaluar la salud de un paciente. El hematocrito es la fracción del volumen total de sangre ocupada por los hematíes, y la hemoglobina es el constituyente activo principal de los hematíes. Aproximadamente el 34% del volumen de hematíes lo ocupa la hemoglobina. Un valor de Hb_{T} inferior a 10 g/dl o Hct<0,30 indica un estado anémico que puede perjudicar las funciones normales del cuerpo. La anemia severa puede conducir a la muerte cuando la cantidad de hemoglobina se vuelve insuficiente para aportar oxígeno al cerebro y otros órganos vitales. Los pacientes con enfermedad hepática, mujeres embarazadas y niños pequeños en los países en desarrollo son especialmente susceptibles de anemia crónica. La anemia aguda que resulta de la pérdida de sangre, infección o trastornos autoinmunitarios puede ser una amenaza para la vida y requiere una estrecha supervisión.

Los medios convencionales empleados para medir el Hct en la medicina clínica son pinchar la piel, sacar sangre de una vena o un capilar en un tubo de pequeño diámetro, y medir la fracción sólida (volumen celular) que permanece después de la centrifugación de la sangre. La medición de Hb_{T} según la práctica estándar requiere también sacar una muestra de sangre, la cual se somete entonces a un procedimiento químico o mecánico para lisar los hematíes y liberar la hemoglobina líquida. Después de transferir la hemoglobina a una cubeta se mide su concentración bien por espectrofotometría directa o por colorimetría p'emitiendo la adición de un reactivo químico.

Aunque se ha desarrollado una serie de procedimientos para llevar a cabo estas etapas de toma de muestras y de procesamiento menos aparatoso, sigue sin haber ningún dispositivo disponible para los médicos capaz de realizar la medición fiable y precisa del Hct o Hb_{T} que obvie la toma de muestra de sangre.

Una serie de investigadores e inventores han reconocido el valor de un procedimiento completamente no invasivo para la medición del hematocrito o la concentración total de hemoglobina. Schmitt y col. (Proc. SPIE, 1992, Vol. 1641, pp. 150-161) adaptó los principios de la oximetría de pulso a la medición no invasiva del hematocrito en sangre en la piel intacta. El procedimiento se basa e la medición de las proporciones de los componentes pulsátiles (ac) y no pulsátiles (dc) de la luz transmitida a través de un tejido perfundidos con sangre dentro de dos bandas espectrales en las cuales los coeficientes de extinción molar de hemoglobina oxigenada (HbO_{2}) y hemoglobina desoxigenada (Hb) son casi idénticos. En una de las bandas de longitud de onda (800 \leq\lambda\leq 1000 nm), la absorción de hemoglobina es el contribuidor dominante a la atenuación de la luz en la sangre; en la otra banda (1200 \leq\lambda\leq 1550 nm), domina la absorción de agua. Por lo tanto, la absorción de agua sirve como medición de la fracción de plasma (no celular) de la sangre que no contiene hemoglobina. Se ha presentado un n sistema de supervisión del hematocrito basado en un procedimiento similar por Steuer y col. (Patente de los Estados Unidos 5.499.627). En este descubrimiento, la influencia de las propiedades ópticas del fluido intersticial extravascular sobre la precisión de la medición se reconoció y se propuso la adición de una tercera longitud de onda para reducir esta influencia. El concepto de añadir más longitudes de onda para mejorar la precisión lo extendieron, además, Kuenster (Patente de los Estados Unidos, 5.377.674) y Aoyagi y col. 5.720.284). Steuer y col. (Patente de los Estados Unidos 5.499.627) también reconoció la dificultad de obtener un pulso pletismográfico fiable en la banda de absorción de agua (su magnitud es típicamente 4 a 10 veces inferior a la banda de absorción de hemoglobina). Para paliar este problema Steuer y col. (Patente de los Estados Unidos 5.499.627) propuso un procedimiento para inducir un pulso artificial por compresión mecánica del tejido en el emplazamiento de mediciones de hematocrito.

A pesar de estos tempranos avances, medir la concentración absoluta de hemoglobina en sangre de manera precisa y fiable sigue siendo difícil en la práctica. Esta dificulta reside principalmente en dos limitaciones.

La primera limitación es el fallo de los algoritmos matemáticos disponibles usados en los dispositivos de la técnica anterior para justificar que los vasos sanguíneos desplazan el tejido extravascular cuando se expanden, porque el tejido es esencialmente incompresible. A causa de la incompresibilidad del tejido, el cambio en la transmisión difusa de la luz a través del tejido observado durante el pulso arterial depende de la diferencia entre las propiedades ópticas de la sangre y la matriz circundante gelatinosa del tejido. Por lo tanto, para obtener una medición precisa de los valores absolutos de la concentración de hemoglobina en la sangre, se debe también explicar las propiedades ópticas del tejido que rodean los vasos sanguíneos en la piel. La medición de las relaciones ac/dc solas, sin tener en cuenta el número de longitudes de onda en las cuales se realiza la medición, no pueden compensar totalmente las variaciones en las propiedades de dispersión y absorción de la piel de diferentes sujetos. Este problema no es importante en la oximetría de pulso convencional porque la atenuación de la luz en la sangre sobrepasa en gran medida la que se da en el tejido circundante a las longitudes de onda a las cuales se mide las relaciones ac/ds (típicamente 660 nm y 910 nm) Lo mismo no es cierto en la medición de Hb_{T} por pletismografía óptica, la cual sin embargo, se basa en la medición de impulsos resultantes de absorción óptica del agua en la sangre. Puesto que la fracción de volumen de agua en sangre es cercana a la de la matriz de tejido extravascular, la diferencia entre las absortividades de sangre y el tejido circundante es pequeña dentro de las bandas de absorción de agua. Además, la diferencia entre las propiedades de difusión de sangre y el tejido circundante varían con sus relativos contenidos en agua. Por consiguiente, una limitación de los dispositivos y procedimientos de la técnica anterior usados para medir de manera no invasiva el hematocrito o la hemoglobina ha sido la medición imprecisa del agua tisular.

La segunda limitación es la dependencia de los dispositivos de la técnica anterior de la medición de pequeños cambios pulsátiles en el volumen de sangre inducidos por contracciones del corazón. Cuando los contenidos hídricos de la sangre y los tejidos extravasculares son casi idénticos, el componente pulsátil (ac) de intensidades medidas a longitudes de onda superiores a 1250 nm, suelen ser inferiores al uno por ciento de la intensidad media (dc). Incluso usando las técnicas mas avanzadas de circuitería y procesamiento de señales, las magnitudes de tales pequeños impulsos son difíciles de medir con fiabilidad. Aunque la compresión mecánica del tejido, propuesta por Steuer y col. (Patente de los Estados Unidos 5.499.627), mitiga este problema induciendo un mayor cambio de volumen sanguíneo, también introduce grandes cambios en el coeficiente de dispersión del tejido en masa que puede complicar la calibración de instrumentos basados en esta técnica, porque la compresión se produce en el mismo emplazamiento en el cual se han tomado las mediciones de hematocrito.

Ninguno de los documentos US-A-5499627, US-A-5833602 o US-B1-6178342 proporciona el cálculo de una fracción hídrica tisular y el cálculo de un valor de hematocrito, usando dicha fracción hídrica tisular.

Por lo tanto, existe la necesidad de disponer de una medición más fiable y precisa del hematocrito por medios no invasivos.

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Sumario de la invención

El objetivo de las realizaciones de la presente invención es proporcionar una medición más fiable y precisa de hematocrito (Hct) por medios no invasivos. Los cambios en las intensidades de luz de múltiples longitudes de ondas transmitida a través de o luz reflejada a partir de un emplazamiento tisular se registran inmediatamente antes y después de ocluir el flujo de sangre venosa procedente del emplazamiento tisular con un dispositivo de oclusión posicionado cerca del emplazamiento tisular. Como el retorno venoso se detiene y la sangre arterial entrante expande los vasos sanguíneos, las intensidades de la luz medida dentro de una banda particular de longitudes de onda cercana al infrarrojo se reducen en proporción al volumen de hemoglobina en el emplazamiento tisular; estas intensidades medidas en una banda separada de longitudes de onda en la cual el agua absorbe, responden a la diferencia entre las fracciones hídricas en la sangre y el volumen de tejido desplazado. Un algoritmo matemático aplicado a las intensidades de variación temporal produce una estimación cuantitativa de la concentración absoluta de hemoglobina en la sangre. Para compensar el efecto de la fracción desconocida de agua en el tejido extravascular sobre la medición de Hct, la fracción hídrica tisular se determina antes de que empiece el ciclo de oclusión midiendo los espectros de reflectancia o transmitancia difusa. del tejido a longitudes de onda seleccionadas.

Una característica importante de las realizaciones de esta invención es que incorpora un medio para compensar las variaciones naturales en la fracción hídrica de la piel de diferentes individuos. Tales variaciones afectan tanto a los coeficientes de dispersión como de absorción de la piel en la región cercan al infrarrojo del espectro y son una fuente primaria de error en las estimaciones de hematocrito derivadas de la suposición de que los coeficientes ópticos del tejido extravascular son cantidades fijas.

Una característica igualmente importante de las realizaciones de esta invención es que el cambio relativamente importante en el volumen de sangre inducido por la oclusión venosa facilita la medición de pequeñas diferencias entre las propiedades ópticas de la sangre y el tejido extravascular. De este modo, se puede conseguir una mayor precisión comparado con los procedimientos que dependen de los pulsos de sangre arterial. Se debería entender, sin embargo, que el algoritmo matemático en el que se basa la presente invención se aplica también a cambios de intensidad inducidos por pulsos arteriales naturales o compresión de la piel.

Para una mayor comprensión de la naturaleza y las ventajas de las realizaciones de la presente invención se debe hacer referencia a la siguiente descripción detallada tomada conjuntamente con los dibujos anexos.

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Breve descripción de los dibujos

La figura 1 es un diagrama de un vaso sanguíneo en expansión en la piel a través del cual se dispersa la luz

La figura 2 es un gráfico de los espectros cercanos al infrarrojo de los compuestos que tienen mayor influencia sobre la medición transcutánea del hematocrito.

La figura 3 es un gráfico de los valores de hematocrito predichos contra en curso obtenidos por simulación numérica del procedimiento radiométrico de dos longitudes de onda que explican la variación normal en la fracción hídrica, f_{w}.

La figura 4 es un gráfico de los valores de hemoglobina predichos contra en curso obtenidos por simulación numérica de un procedimiento radiométrico de dos longitudes de onda con la fracción hídrica, f_{w}, fijada en cero

La figura 5 es un gráfico de los valores de hemoglobina predichos contra en curso obtenidos por simulación numérica de un procedimiento radiométrico de tres longitudes de onda anteriormente descrito con variación normal en la fracción hídrica, f_{w}, incluida.

La figura 6 es un diagrama de un aparato manual para medición no invasiva y visualización del hematocrito y la concentración total de hemoglobina por el procedimiento de oclusión venosa.

La figura 7 es un diagrama de tiempo del procedimiento de toma de datos usado para medir las intensidades de la luz para determinar el hematocrito por el procedimiento de oclusión venosa.

La figura 8 es un gráfico del espectro de pulso medido a partir del dedo de un sujeto adulto sano.

La figura 9 es un gráfico del espectro dc medido a partir del dedo de un sujeto adulto sano.

La figura 10 es un gráfico de un sensor de reflectancia de funcionamiento mecánico para una medición rápida del hematocrito por el procedimiento de oclusión venosa.

Descripción de las realizaciones específicas

Para entender los principios que sustentan la invención, hay que considerar en primer lugar un pequeño vaso sanguíneo 102 incrustado en la piel 104 sobre la cual incide la luz 106 desde la superficie 108 como se muestra en la figura 1. Una fracción de los fotones incidentes se dispersan a través de la sangre antes de ser capturados por el detector. Cuando el vaso 102 expande su volumen, se reduce la probabilidad de que los fotones sean absorbidos o dispersados por la sangre en el interior del vaso. La absorción de la luz que se produce en el interior del volumen probada por la luz que alcanza el detector (volumen de muestra efectiva) la puede describir aproximadamente una forma modificada de la ley de Beer-Lambert, que cuantifica la intensidad transmitida o reflejada de manera difusa antes y después de la expansión del vaso mediante un incremento en el volumen de sangre \DeltaV,

(Antes de la expansión)

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(Después de la expansión)

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donde \overline{\ell} es la longitud efectiva de la trayectoria óptica entre la fuente y el detector, V_{T} es el volumen de muestra, y V_{t} y V_{b} son, respectivamente, los volúmenes de tejido extravascular y sangre dentro de V_{T}. Las variables \mu_{a}^{b} y \mu_{a}^{t} representan los coeficientes de atenuación óptica de la sangre y del tejido extravascular, respectivamente. El segundo término entre corchetes del lado derecha de la ecuación 2 explica el desplazamiento del volumen original del tejido por el mismo volumen de sangre, que conduce a la observación de que la diferencia entre los espectros de transformada logarítmica antes y después de la expansión (a este espectro diferencial se le denomina de ahora en adelante "espectro de pulso sanguíneo" en el resto de esta descripción) depende de la diferencia entre los coeficientes de atenuación óptica de la sangre y el tejido extravascular, no de \mu_{a}^{t} sólo:

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La hemoglobina, el agua y las proteínas plasmáticas son los principales contribuidores a la absorción de la luz cercana a infrarrojo en sangre. La figura 2 muestra los espectros de absorción del agua 202 la proteína globular 204 y las formas oxigenada 206 y desoxigenada 208 de la hemoglobina (HbO_{2} y Hb) en la banda de longitudes de onda entre 800 y 1800 nm. Es posible elegir longitudes de onda a las cuales la absorción por las proteínas plasmáticas es despreciable comparado con la absorción por agua y hemoglobina. Para tales longitudes de onda, el coeficiente de absorción de la sangre es aproximadamente igual a 4 donde H es el hematocrito, \mu_{a}^{b} es los coeficientes de agua, y \mu_{a}^{Hb} es la suma de los coeficientes de absorción de las dos formas de hemoglobina; f_{pp} es la fracción de proteínas plasmáticas y el factor 0,34 es la fracción del volumen de hematíes ocupado por la hemoglobina (constante supuesta). A longitudes de onda a las cuales la absorción por las proteínas y los lípidos puede ser despreciable, el coeficiente de absorción de tejido extravascular, que no contiene hemoglobina, puede ser aproximadamente \mu_{a}^{t} = f_{w}\mu_{a}^{w}, donde f_{w} es la fracción de agua en el tejido. La sustitución de estas expresiones para \mu_{a}^{t} y \mu_{a}^{b} en la ecuación 3 da

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Ahora se supone que un par de longitudes de ondas \lambda_{1} y \lambda_{2} se eligen de manera que 0,34H\mu_{a}^{Hb} >>\mu_{a}^{w} a \lambda_{1} y \mu_{a}^{w}>>0,34H\mu_{a}^{Hb} a \lambda_{2}. seleccionando longitudes de onda que obedecen a esta relación, la absorción a la primera longitud de onda se deberá esencialmente a la hemoglobina y la absorción a la segunda longitud de onda se deberá esencialmente al agua. Las longitudes de onda \lambda_{1} = 805 nm y \lambda_{2} = 1310 son tal pareja. Entonces la relación de magnitudes del especto de pulso sanguíneo evaluado a estas dos longitudes de onda es aproximadamente

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que, después de la redisposición, se puede escribir como

7

Esta ecuación (Ec. 6) sigue incompleta porque no explica la diferencia entre los coeficientes de dispersión de la sangre u los tejidos circundantes, \Delta\mu_{s}(\lambda), una variable que depende del hematocrito y la fracción hídrica tisular según

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donde \mu_{s}^{b} y \mu_{s}^{t} son los coeficientes de dispersión de la sangre y el tejido extravascular, respectivamente y \mu_{s0}^{t} es la magnitud de \mu_{s}^{t} para f_{w} = 0,5. Las constantes \sigma_{s}^{rbc} y v_{l} representan la sección transversal de dispersión y el volumen de un único hematíe, respectivamente. La forma particular de la función relativa a \mu_{s}^{b} y H en la ecuación 7 la ha descubierta el experimento (véase Steinke y Sheperd, Applied Optics, 1988, Vol. 27, pp. 4027-4033) y la dependencia parabólica de \mu_{s}^{t} de f_{w} surgen de su dependencia de la densidad de dispersores en el tejido (véase Schmitt y Kumar, Applied Optics, 1998, Vol. 37, pp. 2788-2797).

Una expresión competa que se refiere a H y la relación medida de la diferencia de intensidad, R, se puede escribir ahora como

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con \Delta\mu_{s} definido por la ecuación 7. Esta ecuación establece que la recíproca del hematocrito es linealmente proporcional al R, pero la compensación y la inclinación de la relación depende de fw, la fracción de volumen de agua en el tejido extravascular que rodea los vasos sanguíneos en la piel, y de f_{pp}, la fracción de proteína plasmática de la sangre. El resto de los términos son constantes que representan propiedades inherentes de la sangre p el tejido extravascular. Salvo en casos extremos de malnutrición y algunas otras afecciones patológicas, f_{pp} se controla dentro de estrechos límites (0,06-0,08) por mecanismos de realimentación dentro del cuerpo. Por lo tanto, se puede tratar como una constante en la mayoría de las situaciones. Por otra parte, f_{w} varía considerablemente de un individuo a otro. La fracción hídrica en la piel de personas ancianas u obesas puede ser inferior a 0,5; en la piel de jóvenes adultos, la fracción hídrica glóbal se encuentra típicamente entre 0,65 y 0,75, pero la fracción hídrica local se puede acercar a 1,0 en áreas bien vascularizadas. Frente a tales variaciones, no se pueden despreciar los términos en la ecuación 8 que dependen de f_{w}.

Lo representado en la figura 3 son el resultado de simulaciones numéricas de la propagación de la luz en la piel que muestran los errores predichos en la medición de hemoglobina causados por las variaciones en la fracción de agua en el tejido extravascular (véase Schmitt y col., Proc. SPIE, 1996, Vol. 2678, pp. 442-453, para una descripción del procedimiento de simulación). La simulación explica las variaciones normales en el volumen de sangre, la saturación de oxígeno y la densidad de la piel que se esperaría observar en adultos sanos. A efectos de comparación, la figura 4 muestra los errores predichos en las mismas condiciones salvo en este caso la fracción hídrica en el tejido extravascular se fija en cero (un caso equivalente a la suposición del no-desplazamiento de tejido durante la expansión del vaso sanguíneo). Los errores relativamente importantes en los valores predichos de hematocrito en la figura 3 comparados con los de la figura 4 indican que la sensibilidad a las variaciones hídricas tisulares degrada la precisión de los procedimientos radiométricos de dos longitudes de onda.

Llevando a cabo mediciones radiométricas a más de dos longitudes de onda se pueden reducir los errores que resultan de los cambios en las propiedades ópticas del tejido extravascular, perno no se pueden eliminar. La figura 5 evalúa la prestación de un algoritmo radiométrico de tres longitudes de onda modelado después del algoritmo sugerido por Steuer y col. (Patente de Los Estados Unidos 5.499.627).

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Las constantes de regresión k', k'' y k''' usadas en la simulación se eligen para proporcionar el mejor ajuste entre los hematocrito efectivo y predicho. Aunque algo mejorados, los errores predichos de la medición de hematocrito en la figura 5 siguen siendo importantes comparados con los obtenidos para el caso de f_{w} fijado en no cero (figura 3). Como se puede observar en la figura 5, medir las relaciones del espectro de pulso sanguíneo a longitudes de onda adicionales no soluciona la dependencia inherente de la magnitud del espectro de las propiedades ópticas del tejido extravascular.

Del análisis precedente se puede apreciar que medir el espectro de pulso sanguíneo sobre un lugar del cuerpo en el cual f_{w} es pequeña y constante mejoraría la precisión de medición. El lóbulo de la oreja, en el cual muchos de los vasos sanguíneos están incrustados en tejido adiposo, satisface más estrechamente este requisito. Sin embargo, en muchas aplicaciones el lóbulo de la oreja es un lugar de mediciones inconvenientes y su contenido adiposo varía de un individuo a otro.

Un enfoque más robusto para reducir los errores causados por las variaciones hídricas tisulares es medir f_{w} y usar el valor medido en la ecuación de predicción (Ec. 8). En una realización preferida de la presente invención, la fracción hídrica tisular se deriva de las intensidades de luz difusa medidas en un conjunto de longitudes de onda dentro de la misma banda de longitudes de onda cercana al infrarrojo (800 - 1000) usadas para medir el espectro de pulso sanguíneo. Las relaciones de intensidad se registran cuando la piel está en estado de reposo (antes de la expansión del volumen sanguíneo) y entonces se transforman logarítmicamente y se combinan según

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Para conjuntos específicos de longitudes de onda, \lambda_{3} - \lambda_{6} y las constantes k_{1} - k_{3}, esta expresión general permite una medición precisa de la fracción hídrica tisular absoluta f_{w}. Los valores de las constantes se pueden determinar a partir de modelos matemáticos o por calibración empírica. Los resultados de simulaciones numéricas sugieren que los valores f_{w} derivados de la ecuación 10 para \lambda_{3} = 850 nm, \lambda_{4} = 1370 nm, \lambda_{5} = 1250 nm, \lambda_{6} = 1140 nm son precisos en \pm 1% sobre el intervalo fisiológico de variaciones de volumen sanguíneo y de dispersión. Una característica importante de esta elección particular de longitudes de onda es que las intensidades medidas a las longitudes más larga y más corta \lambda_{3} = 850 nm, \lambda_{4} = 1370 nm, se pueden usar también en el cálculo de la relación R a las longitudes de onda \lambda_{1} y \lambda_{2} en la ecuación 5. Es decir, para \lambda_{1} = \lambda_{4} = 1370 nm y \lambda_{2} = \lambda_{3} = 850 nm, se requieren mediciones a cuatro en lugar de seis longitudes de onda para determinar el hematocrito. Reduciendo el número de longitudes de onda de medición se reduce el coste de fabricación de dispositivos portátiles que emplean diodos electroluminiscentes discretos como fuente s de luz. Otra ventaja de solapar las longitudes de onda usadas para medir R y f_{w} es que se minimizan las diferencias en las longitudes de trayectoria óptica que determinan la geometría del volumen de muestra. La ecuación 10 no es, sin embargo, el único algoritmo posible para la determinación de la fracción hídrica tisular. Otros procedimientos y algoritmos, incluyendo los presentados por el inventor en el presente documento en una solicitud de patente pendiente de tramitación concedida a los cesionarios de la misma, y que lleva por título: Device and Method for Monitoring Body Fluid and Electrolyte Disorders, expediente de agente: TTC-09103-017200US también producirá estimaciones precisas de la tracción hídrica tisular.

Aunque los conceptos clave que subrayan los procedimientos descritos para mediciones no invasivas de Hct se materializan en las ecuaciones 8 y 10, el diseño de aparatos con los cuales se miden las intensidades requeridas también desempeña una función igualmente crucial. En particular, las magnitudes de las señales ópticas a partir de las cuales R y f_{w} se derivan deben ser suficientemente grandes para garantizar una mínima interferencia de ruido electrónico así como de ruido relacionado con variables fisiológicas, lo cual incluye los movimientos corporales y la heterogeneidad espacial en el flujo sanguíneo local.

El aparato representado en la figura 6 tiene diversas características que facilitan la medición precisa de Hct de manera no invasiva. La grama 602 utilizada con solenoide ocluye el retorno venoso del dedo 604 aplicando presión alrededor de la circunferencia del dedo 604 por el solenoide giratorio 616 que se acopla a la grapa 602. La presión aplicada se ajusta al nivel justo superior al valor de la presión sanguínea diastólica. En consecuencia, la sangre arterial siguen fluyendo sin impedimento en la yema del dedo hasta que el flujo se detiene cuando los vasos sanguíneo se distensan a su s volúmenes de llenado máximos. El microprocesador 606 controla el tiempo del ciclo de oclusión, la toma y procesamiento de datos para determinar el valor de Hct. Antes del inicio del ciclo de oclusión, el sistema de toma de datos controlado por microprocesador empieza a registrar las señales eléctricas generadas por el fotodetector 608. El fotodetector 608 está montado sobre una almohadilla de goma compresible (no mostrada) o una patilla accionada por resorte (no mostrada) que mantiene el contacto con el lado de la palma del dedo 604 sin restringir su expansión durante el periodo de oclusión. Antes de digitalizar las señales por el convertidor analógico a digital (A/D) 618, se amplifican por el preamplificador 612 y se normalizan para garantizar su proporcionalidad a las intensidades de la luz transmitida a través del dedo a partir de las fuentes de diodos electroluminiscente (LED) 610, que están montadas muy juntas en el mismo sustrato (no mostrado). Las señales se multiplexan encendiendo los LED en secuencia para permitir la medición casi simultánea de las intensidades por un único fotodetector. Después de aproximadamente cinco segundos, la grapa 602 se libera automáticamente y se puede retirar el dedo 604. Poco tiempo después, se visualiza el Hct en el panel de visualización 614 como un porcentaje junto con el valor calculado de Hb_{T} en g/dl. En una realización, el panel de visualización 614 es un panel de cristal líquido (LCD) integrado.

En realizaciones alternativas, las fuentes de emisión de luz y las ópticas pueden incluir fuentes distintas de los LED tales como fuentes de luz incandescentes o fuente de luz blanca que se afinan para emitir radiación a longitudes de onda apropiadas.

En una realización de la invención, un solenoide miniatura 616 para llevar a cabo la oclusión, la emisión de luz 610 y la óptica de detección 609, un dispositivo procesador 606, y un visor 614 están todos contenidos dentro de un dispositivo portátil 600. El accionamiento del solenoide pone en marcha el inicio del ciclo de medición. La diferencia entre los logaritmos de las intensidades medidas a longitudes de onda específicas en la banda entre 800-1000 nm en la cual la hemoglobina es el absorbedor dominante y entre 1250-1600 nm en la cual el agua es el absorbedor dominante se registran inmediatamente antes e inmediatamente después de la oclusión. Para calcular el hematocrito, estas diferencias medidas se combinan con una evaluación de la fracción hídrica extravascular en una banda solapada de longitudes de onda. Unas realizaciones alterantitas usan medios de oclusión sustitutos tales como grapas de accionamiento neumático o hidráulico. Realizaciones alternativas adicionales usan otros algoritmos para determinar la fracción hídrica tisular como se ha descrito anteriormente.

La figura 7 muestra el tiempo de la toma y procesamiento de datos durante el ciclo de medición. Un transductor de presión detecta la presencia de un dedo y acciona el dispositivo de oclusión que à su vez pone en marcha la secuencia de toma de datos. La secuencia se inicia automáticamente después de que el microprocesador haya detectado la presencia del dedo. Antes de que el solenoide sea activado, se encienden los LED para registrar los valores medios de las transmitancias difusas de pre-expansión log[/(\lambda_{1})]_{dc},....log[/(\lambda_{n})]_{dc} en un intervalo de 0,5-1,0 segundo. Estas mediciones de dc se usan tanto para los valores anteriores a la expansión venosa para determinar el Hct como para mediciones de agua tisular. El registro de las transmitancias procede continuamente a una velocidad rápida de toma de muestras después de que se active el solenoide y de que se cierre la grapa del dedo. Las transmitancias de post-expansión log[/(\lambda_{1})]_{ac+dc},....log[/(\lambda_{n})]_{ac+dc} se registran como valores promediados calculados en un intervalo de medio segundo o menos justo antes de las mediciones de post-expansión dentro de un intervalo no superior a unos pocos segundos después de cesar el flujo de sangre venosa del dedo, porque la presión venosa elevada puede conducir a la desaturación de la sangre y la pérdida de agua a través de los capilares, factores que pueden influir en la precisión de la medición de la hemoglobina. El cambio fraccional en el volumen sanguíneo inducido por la oclusión venosa es típicamente un orden de magnitud superior al producido por los pulsos arteriales normales. Este refuerzo de señal, combinado con la reducción de ruido que resulta de mayores tiempos medios, da al procedimiento de oclusión venosa una ventaja considerable respecto de la pletismografía óptica basada en la medición de pulsos sanguíneos naturales. Una ventaja adicional del procedimiento de oclusión venosa es que facilita la detección y eliminación de cualquier componente de ruido asíncrono de las intensidades de variación temporal causado por la súbita expansión de los vasos sanguíneos. Las ondas balísticas generadas expandiendo vasos pueden modificar temporalmente el coeficiente de dispersión del tejido en masa y producir artefactos ópticos. Los artefactos similares asociados a pulsos sanguíneos arteriales son difíciles de eliminar porque se producen casi al mismo tiempo que la ascensión del pletismograma óptico. El cambio en el volumen sanguíneo provocado como consecuencia de la oclusión venosa ahogará cualesquiera ondas balísticas y por lo tanto minimizará cualquier artefacto óptico potencial. El diseño del dispositivo y el microprocesador integra el procedimiento y el aparato parta reducir el efecto de ruido al medir parámetros fisiológicos como se describe en la patente de los Estados unidos Nº 5.853.364, transferida a Nellcor Puritan Bennett, InsC. ahora una división del cesionario de la presente invención. Además, el diseño del dispositivo y el microprocesador también integra el procesador electrónico tal como se describe en la patente de los Estados unidos Nº 5.348.004, transferida a Nellcor Incorporated, ahora una división del cesionario de la presente invención.

Las figuras 8 y 9 muestran ejemplo de un conjunto de espectros de pulso D(\lambda), medidos como una función de tiempo poco después de la oclusión del flujo sanguíneo en el dedo índice, junto con el correspondiente espectro log[/(\lambda)]_{dc} del dedo. Las magnitudes de estos espectros a longitudes de onda seleccionadas contienen la información requerida para la determinación de Hct según la ecuación 8 y la ecuación 10 y otros algoritmos usados para medir agua tisular tal como se ha descrito anteriormente.

Se muestra una realización adicional del dispositivo en la figura 10. La figura 10 muestra una versión manual de un sensor de reflectancia 1000 diseñado para la aplicación en la punta de un dedo de la mano o del pie. Esta realización se basa en la oclusión venosa parcial en vez de total de cualquier área bien perfundida de la piel aplicando compresión a un área adyacente con una sonda apropiadamente conformada. Cuando se comprime la piel 1002, un transductor de presión 1004 montado en el extremo del oclusor 1006 detecta la presión aplicada y controla el tiempo de la toma de datos. Al elevarse el volumen sanguíneo en el área de la piel 1002 próxima al oclusor 1006, las fuentes de luz 1008 y el detector 1010 montado en una sonda miniatura accionada por resorte 1012 registran la reducción en la intensidad reflejada de manera difusa durante el ciclo de oclusión. Esta realización es más apropiada para la detección rápida de la anemia en una gran población de sujetos.

En la realización descrita en la figura 10, la luz incide sobre y se recoge a partir de la piel montando directamente el detector y las fuentes de luz en la punta del sensor. Igualmente, en la realización automática mostrada en la figura 6, la emisión y detección de luz se posicionan localmente en el alojamiento del dispositivo. En realizaciones alternativas de las versiones automática y manual del dispositivo, la emisión y detección de luz se puede llevar a cabo en y desde una unidad remota que contiene las fuentes y el fotodetector por fibras ópticas.

Los individuos familiarizados con la técnica del procesamiento espectral se darán cuenta de que los procedimientos de procesamiento del espectro entero, tales como análisis de mínimos cuadrados parciales y la regresión de componentes principales, también se pueden aplicar a los espectros medidos para mejorar la precisión de las estimaciones de hemoglobina. Realizaciones adicionales que llevan a cabo estas técnicas, emplean una fuente de luz blanca y un detector de enrejado para medir las transmitancias o reflectancias procedentes del tejido perfundido con sangre en un intervalo continuo de longitudes de ondas.

Una serie de variaciones del aparato serán evidentes para los expertos en la técnica de la óptica de tejidos. Las intensidades reflejadas en lugar de transmitidas se pueden medir colocando las fuentes de luz en el mismo lado del tejido perfundido con sangre que el detector de luz. La separación entre las fuentes y los detectores es una variable importante que influye en la profundidad de sondeo así como en la sensibilidad de las intensidades medidas a variaciones de dispersión. Utilizando el dispositivo en el modo de reflexión con una distancia de 2-3 milímetros entre las fuentes de luz y los detectores, la trayectoria óptica efectiva se puede confinar en la capa dérmica bien perfundida. La operación en modo de reflexión tiene la ventaja adicional de permitir la realización de mediciones en partes del cuerpo distintas de los apéndices. Además, las fuentes de luz u ópticas de emisión de luz distintas de los LED incluyendo y no limitándose a fuentes de luz de banda estrecha ajustadas apropiadamente a las longitudes de onda deseadas y las ópticas de detección de luz deseadas se pueden colocar dentro del alojamiento de sonda que se coloca cerca de emplazamiento del tejido o se pueden posicionar dentro de una unidad remota; y que proporcionan luz a y reciben luz del emplazamiento de la sonda por fibras ópticas. Se pretende que estos equivalentes y estas técnicas junto con cambios y modificaciones evidentes estén incluidos dentro del alcance de la presente invención. Por consiguiente, la anterior descripción que se pretende que sea ilustrativa pero no limitativa del alcance de la invención que se expone en las siguientes reivindicaciones.

Claims (24)

1. Dispositivo para medir valores de hematocrito usando la espectrofotometría óptica que comprende:

un alojamiento de sonda configurado para ser colocado de manera próximal respecto de un emplazamiento de tejido que se está vigilando;

un dispositivo de oclusión (602, 1006) conectado a dicho alojamiento y configurado para ampliar el cambio fraccional en el volumen sanguíneo vascular a un valor superior a dicho cambio fraccional producido por pulsos arteriales normales;

ópticas de emisión de luz (610, 1008) conectadas a dicho alojamiento y configuradas para dirigir una radiación a dicho emplazamiento de tejido;

ópticas de detección de luz (608, 1010) conectadas a dicho alojamiento y configuradas para recibir la radiación procedente de dicho emplazamiento de tejido;

caracterizado por

un dispositivo de procesamiento (606) conectado a dicho alojamiento y configurado para procesar la radiación procedente de dichas ópticas de emisión de luz (610, 1008) y dichas ópticas de detección de luz (608, 1010) para calcular una fracción hídrica tisular y calcular valores de hematocrito, usando dicha fracción hídrica tisular.

2. Dispositivo según la reivindicación 1, que comprende, además, un transductor de presión (1004) conectado a dicho alojamiento y posicionado para ser colocado de manera adyacente a dicho emplazamiento de tejido, y configurado para estar en interfase con dicho dispositivo de procesamiento (606) y dicho dispositivo de oclusión (602, 1006) para proporcionar una entrada a dicho dispositivo de procesamiento (606) para controlar el tiempo de la toma de datos por dicho dispositivo de procesamiento (606).

3. Dispositivo según la reivindicación 1, en el cual dicho dispositivo de procesamiento (606) está adaptado para

recibir al menos dos conjuntos de mediciones ópticas a al menos una primer y una segunda longitudes de onda, donde para cada longitud de onda se obtienen dos mediciones ópticas que corresponden a mediciones antes y después de una oclusión venosa realizada por dicho dispositivo de oclusión antes y después de las mediciones de oclusión a cada longitud de onda;

combinar dichas mediciones de oclusión antes y después con cada longitud de onda para determinar un espectro de pulso a cada longitud de onda;

combinar dichos espectros de pulso a cada longitud de onda para obtener una relación de dichos espectros de pulso; y

combinar dicha relación con mediciones de fracciones hídricas tisulares para determinar la concentración de hemoglobina en la sangre.

4. Dispositivo según la reivindicación 1, que comprende, además, un dispositivo de visualización (614) conectado a dicho alojamiento de sonda y configurado para visualizar dichos valores de hematocrito.

5. Dispositivo según la reivindicación 1, que comprende medios para calcular la hemoglobina.

6. Dispositivo según la reivindicación 1, en el dichas ópticas de emisión de luz (610, 1008) se ajustan para emitir una radiación a al menos una primera y una segunda longitudes de onda, donde dicha primera longitud de onda se encuentra en un intervalo de longitudes de onda donde la hemoglobina es el absorbedor dominante y donde dicha segunda longitud de onda se encuentra en un intervalo de longitudes de onda donde el agua es el absorbedor dominante.

7. Dispositivo según la reivindicación 1, en el cual dichas ópticas de emisión de luz (610, 1008) se ajustan para emitir una radiación a al menos una primera y una segunda longitudes de onda, donde dicha primera longitud de onda se encuentra en un intervalo de longitudes de onda de aproximadamente 800 a 1000 nm y donde dicha segunda longitud de onda se encuentra en un intervalo de aproximadamente 1250 a 1600 nm.

8. Dispositivo según la reivindicación 1, en el cual dichas ópticas de emisión de luz (610, 1008) se ajustan para emitir una radiación a al menos una primera y una segunda longitudes de onda, donde dicha primera y dicha segunda longitudes de onda se asocian la una a la otra para que 0,34 H\mu_{a}^{Hb} >>\mu_{a}^{w} a dicha primera longitud de onda y \mu_{a}^{w}>>0,34H\mu_{a}^{Hb} a dicha segunda longitud de onda, donde

H es el valor de hematocrito,

\mu_{a}^{Hb} es la suma del coeficiente de absorción de las dos formas de hemoglobina, y

\mu_{a}^{w} es el coeficiente de absorción del agua.

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9. Dispositivo según la reivindicación 1, en el cual dichas ópticas de emisión de luz (610, 1008) se ajustan para emitir una radiación a al menos una primera y una segunda longitudes de onda, donde dicha primera longitud de onda se encuentra en un intervalo situado aproximadamente entre, y que incluye, de 805 a 850 nm y dicha segunda longitud de onda se encuentra en un intervalo situado aproximadamente entre, y que incluye 1310 a 1370 nm.

10. Dispositivo según la reivindicación 1, en el cual dichas ópticas de emisión de luz (610, 1008) y dichas ópticas de detección de luz (608, 1010) están montadas dentro de dicho alojamiento de sonda y posicionadas con una alineación apropiada para permitir la detección en un modo transmisivo.

11. Dispositivo según la reivindicación 1, en el cual dichas ópticas de emisión de luz (1008) y dichas ópticas de detección de luz (1010) están montadas dentro de dicho alojamiento de sonda y posicionadas con una alineación apropiada para permitir la detección en un modo reflexivo.

12. Dispositivo según la reivindicación 1, en el cual dichas ópticas de emisión de luz (610, 1008) y dichas ópticas de detección de luz (608, 1010) se colocan en el interior de una unidad remota y que emite luz y recibe luz desde dicho alojamiento de sonda mediante fibras ópticas.

13. Dispositivo según la reivindicación 1, en el cual dichas ópticas de emisión de luz (610, 1008) comprenden al menos una de (a) una fuente de luz incandescente, (b) una fuente de luz de banda estrecha, en el cual una fuente de luz de banda estrecha comprende uno de un diodo electroluminiscente ("LED") y una fuente de luz blanca filtrada.

14. Dispositivo según la reivindicación 1, en el cual dicho dispositivo de procesamiento (606) está adaptado para recibir al menos dos conjuntos de mediciones ópticas, donde el primer conjunto de mediciones ópticas corresponde a la detección de luz cuya absorción es esencialmente debida a la hemoglobina, y donde el segundo conjunto de mediciones ópticas corresponde a la detección de la luz cuya absorción es esencialmente debida al agua, y donde una combinación de dichos al menos dos conjuntos de mediciones ópticas proporciona una medición de dicho valor de hematocrito.

15. Dispositivo según la reivindicación 3, en el cual dicho dispositivo de procesamiento (606) está adaptado para determinar el hematocrito basado en mediciones ópticas a partir de la relación

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12

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donde

H es el valor de hematocrito;

f_{w} es la fracción hídrica tisular;

f_{pp} es la fracción de proteína plasmática;

R es la relación de las magnitudes del espectro de pulso;

\mu_{a}^{Hb}(\lambda_{1}) es la suma del coeficiente de absorción de las dos formas de hemoglobina a una primera longitud de onda;

\mu_{a}^{w}(\lambda_{2}) es el coeficiente del agua a una segunda longitud de onda;

\Delta\mu_{s}(\lambda_{1}) es la diferencia entre los coeficientes de dispersión de la sangre y del tejido circundante a una primera longitud de onda;

\Delta\mu_{s}(\lambda_{2}) es la diferencia entre los coeficientes de dispersión de la sangre y del tejido circundante a una segunda longitud de onda; y

0,34 es la fracción del volumen de hematíes ocupado por la hemoglobina, que se supone ser constante.

16. Procedimiento de medición de valores de hematocrito en un emplazamiento de tejido usando la espectrofotometría óptica que comprende:

irradiar dicho emplazamiento de tejido y procesar las señales recibidas desde dicho emplazamiento de tejido para calcular una fracción hídrica tisular;

ocluir el flujo de sangre venosa adyacente a dicho emplazamiento de tejido;

repetir la irradiación de dicho emplazamiento de tejido;

detectar la radiación desde dicho tejido después de dicha irradiación repetida, y

calcular un valor de hematocrito a partir de dicha radiación detectada usando dicha fracción hídrica tisular.

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17. Procedimiento según la reivindicación 16, en el cual dicho cálculo comprende:

recibir al menos dos conjuntos de mediciones ópticas a al menos una primera y una segunda longitudes de onda, donde para cada longitud de ondas, se obtienen dos mediciones ópticas que corresponden a mediciones antes y después de dicha oclusión para obtener mediciones de oclusión antes y después a cada longitud de onda;

combinar dichas mediciones de oclusión antes y después de cada longitud de onda para determinar un espectro de pulso a cada longitud de onda;

combinar dichos espectros de pulso a cada longitud de onda para obtener una relación de dichos espectros de pulso; y

combinar dicha relación con dicha fracción hídrica tisular para determinar el valor de hematocrito en la sangre.

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18. Procedimiento según la reivindicación 16, que comprende, además, la visualización de dichos valores de hematocrito.

19. Procedimiento según la reivindicación 16, que comprende, además, el cálculo de la hemoglobina.

20. Procedimiento según la reivindicación 16, en el cual dicha irradiación comprende irradiar dicho emplazamiento de tejido utilizando las ópticas de emisión de luz ajustadas para emitir una radiación a al menos una primera y una segunda longitudes de onda, donde dicha primera longitud de onda se encuentra en un intervalo de longitudes de onda donde la absorción será esencialmente debida a la hemoglobina y donde dicha segunda longitud de onda se encuentra en un intervalo de longitudes de onda donde la absorción será esencialmente debida al agua.

21. Procedimiento según la reivindicación 16, en el cual dicha irradiación comprende irradiar dicho emplazamiento de tejido, usando las ópticas de emisión de luz ajustadas para emitir una radiación a al menos una primera y una segunda longitudes de ondas, donde la primera longitud de onda se encuentra en un intervalo de longitudes de onda de aproximadamente 800 a 1000 nm y donde dicha segunda longitud de onda se encentra entre una banda en el intervalo de aproximadamente 1250 - 1600 nm.

22. Procedimiento según la reivindicación 16, en el cual dicha irradiación comprende irradiar dicho emplazamiento de tejido usando las ópticas de emisión de luz ajustadas para emitir una radiación a al menos una primera y una segunda longitudes de ondas, donde la primera y dicha segunda longitudes de onda se asocian la una a la otra para que 0,34 H\mu_{a}^{Hb} >>\mu_{a}^{w} a dichas primeras longitudes de onda y \mu_{a}^{w}>>0,34H\mu_{a}^{Hb} a dicha segunda longitud de onda, donde

H es el valor de hematocrito,

\mu_{a}^{Hb} es la suma del coeficiente de absorción de las dos formas de hemoglobina, y

\mu_{a} es el coeficiente de absorción del agua.

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23. Procedimiento según la reivindicación 16, en el cual la irradiación comprende irradiar dicho emplazamiento de tejido usando las ópticas de emisión de luz ajustadas para emitir una radiación a al menos una primera y una segunda longitudes de onda, donde dicha primera longitud de onda se encuentra en un intervalo aproximadamente entre, e incluyendo, 805 a 850 nm y dicha segunda longitud de onda se encentra en un intervalo aproximadamente entre, e incluyendo, 1310 a 1370.

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24. Procedimiento según la reivindicación 17, en el cual dicho cálculo comprende determinar el hematocrito basado en mediciones ópticas a partir de la relación

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donde

H es el valor de hematocrito;

f_{w} es la fracción hídrica tisular;

f_{pp} es la fracción de proteína plasmática;

R es la relación de las magnitudes del espectro de pulso;

\mu_{a}^{Hb}(\lambda1) es la suma del coeficiente de absorción de las dos formas de hemoglobina a una primera longitud de onda;

\mu_{a}^{w}(\lambda_{2}) es el coeficiente del agua a una segunda longitud de onda;

\Delta\mu_{s}(\lambda_{1}) es la diferencia entre los coeficientes de dispersión de la sangre y del tejido circundante a una primera longitud de onda;

\Delta\mu_{s}(\lambda_{2}) es la diferencia entre los coeficientes de dispersión de la sangre y del tejido circundante a una segunda longitud de onda; y

0,34 es la fracción del volumen de hematíes ocupado por la hemoglobina, que se supone ser constante.