ES2335209T3 - Optodo destinado a la sangre. - Google Patents

Abstract

Procedimiento para la medición no invasiva de la concentración de componentes de sangre en vasos sanguíneos centrales, especialmente de la concentración de hemoglobina, o de la saturación de oxígeno de la sangre, a través de la medición de luz retro difusa bajo la acción de una radiación ultrasónica, caracterizado por el a. enfoque de la radiación ultrasónica sobre el interior de un vaso sanguíneo central, b. previsión de una longitud fija del impulso y del tiempo de repetición para la radiación ultrasónica, c. disposición de una fuente de luz y de una unidad de detección adyacente para la detección de la luz retro difusa sobre la superficie de la piel sobre el vaso sanguíneo, de tal manera que la distancia entre la fuente de luz y la pluralidad de receptores de luz de la unidad de detección corresponde a la profundidad del vaso sanguíneo investigado, d. iluminación del tejido objetivo con al menos dos longitudes de ondas de luz discretas, e. medición de la intensidad de la luz retro difusa mediante integración sobre la superficie del detector y una pluralidad de impulsos de ultrasonido, f. detección de una distribución media de la intensidad de la luz sobre la duración de un impulso, g. eliminación de porciones constantes en el tiempo y transformación de Fourier de la distribución, h. deducción de la velocidad de flujo de la sangre y su capacidad de retro difusión para cada una de las al menos dos longitudes de ondas de luz teniendo en cuenta la profundidad calculada del vaso sanguíneo, i. deducción de la cantidad de los componentes de la sangre que contribuyen a la señal a partir de la capacidad de dispersión calculada, j. cálculo de concentraciones en el vaso sanguíneo teniendo en cuenta el volumen del foco ultrasónico y de la velocidad de flujo de la sangre que contribuyen a la señal.

Description

Optodo destinado a la sangre.

La invención se refiere a un procedimiento técnico médico y a un dispositivo para medir de manera no invasiva la concentración de componentes de la sangre, especialmente la concentración de hemoglobina o la saturación de oxígeno de la sangre, en vasos sanguíneos grandes.

El tejido vivo es en gran medida transparente para radiación electro magnética en la zona roja y en la zona infrarroja (longitud de ondas 550 nm < \lambda < 100 nm). Esta llamada "ventana biológica" está delimitada hacia longitudes de ondas más largas por bandas fuertes de absorción de agua y hacia longitudes de ondas más cortas por bandas de absorción de la hemoglobina. En principio, en esta zona es posible "inspeccionar" en el tejido en profundidades desde algunos mm hasta algunos cm.

En los últimos decenios ha sido desarrollada especialmente la llamada pulsoximetría en uno de los procedimientos de supervisión más importantes para la observación del paciente en la unidad de cuidados intensivos y en la sala de operaciones. En este caso, se mide la llamada saturación del oxígeno de la sangre, es decir, la relación de la concentración de la hemoglobina cargada con oxígeno con respecto a la hemoglobina total. Esto se realiza midiendo la absorción al trasluz o la remisión a la luz retro difusa en tejido con buena circulación de la sangre (por ejemplo yema del dedo o lóbulo de la oreja) a dos longitudes de onda diferentes. Las longitudes de onda utilizadas están habitualmente en torno a \lambda = 660 mm (donde la hemoglobina libre de oxígeno es absorbida mucho más fuertemente que la cargada con oxígeno) y en torno a \lambda = 940 nm (donde se invierte la relación). En la medición se utiliza la modulación de la señal de absorción generada por el latido cardíaco. La señal alternativa es atribuida a la porción arterial de interés, a la señal continua que está presente como base se atribuye la absorción a través de sangre venosa y tejido. La determinación de la saturación de oxígeno como variable relativa, a pesar de algunas dificultades de principio, es posible en este caso en la práctica con exactitud suficiente para la aplicación clínica.

Pero la literatura técnica médica justifica la necesidad urgente de una determinación no invasiva, en la cama, es decir, de forma continua de la saturación de oxígeno de la hemoglobina en vasos sanguíneos grandes. La investigación de la sangre en vasos sanguíneos llamados "centrales", es decir, próximos al corazón no es posible con procedimientos habituales hasta ahora para la determinación de la saturación de oxígeno debido a la llamada "centralización", (es decir, circulación deficiente de la sangre en la periferia) de pacientes en caso de emergencia. Por lo tanto, en primer lugar existe la necesidad de un procedimiento, que se pueda aplicar arterialmente, es decir, en la arteria carotis interna, aunque también en grandes venas, por ejemplo la vena iugularis interna, porque la diferencia en la saturación de oxígeno permite sacar conclusiones esenciales sobre la alimentación de oxígeno del cerebro.

La dificultad de una medición en vasos sanguíneos grandes reside en que su posición central en el cuerpo hace imposible una medición de la transmisión, mientras la remisión se realiza en gran medida a través de retro difusión difusa de fotones. En este caso se distingue entre fotones balísticos o casi-balísticos, que no experimentan ninguna interacción o una interacción reducida con el tejido y, por lo tanto, lo abandonan de nuevo los primeros, y fotones difusos, cuyo recorrido a través del tejido se caracteriza por numerosos procesos de dispersión. Los fotones balísticos tienen una importancia secundaria para los análisis de sangre. Para el tejido humano, el coeficiente de dispersión \mu_{s} es mucho mayor que el coeficiente de absorción \mu_{a}. El coeficiente \mu_{s} está típicamente en el orden de magnitud de 10 cm-1, de manera que para espesores de capa \geq 1 - 2 mm no se puede generar ya ningún foco de luz en el medio de dispersión. La iluminación de capas que se encuentran más profundas se realiza, por lo tanto, de forma casi isótropa. La asociación de luz retro difusa a un lugar determinado de la dispersión es el problema esencial.

En la publicación DE 196 40 807 A1 se propone un dispositivo para la detección de fotones difusos, que debe medir en dirección de retro difusión, es decir, en la proximidad de la(s) fuente(s) de luz y que debe servir para la determinación de la concentración de oxígeno en sangre y tejido. En este caso, se utiliza una relación conocida empíricamente entre la distancia del punto de salida de fotones retro difusos desde el punto de entrada (fuente de luz, extremo de fibra) y la profundidad de penetración media de estos fotones en su recorrido a través del tejido, para controlar la profundidad de la observación a través de la selección de esta distancia.

La publicación DE 196 34 152 A1 utiliza una disposición de medición muy similar y aprovecha que porciones de la luz coherente irradiada se desfasan y se desplazan de frecuencia a través de procesos de dispersión elásticos e inelásticos, y se superponen con porciones no perturbadas, lo que conduce a un modelo de Speckle. La medición de resolución local del modelo de Speckle posibilita un análisis de la luz dispersa saliente con respecto a un espectro de potencia en comparación con el de la luz irradiada. Por ejemplo, con la ayuda de desplazamientos de frecuencia repetidos a través de dispersión inelástica en la sangre se pueden hacer manifestaciones sobre el número medio de los procesos de dispersión por cada fotón en el recorrido de la luz a través del tejido. La aplicación de un procedimiento de filtro permite entonces la discriminación de fotones, que tienen tras de sí un número mínimo y máximo predeterminado de procesos de dispersión y, por lo tanto, poseen una profundidad de penetración localizada relativamente fuerte.

En la publicación WO 02/08740 A2 se presenta el estado de la técnica más avanzado para un dispositivo de medición con fotones retro difusos. Partiendo de la interacción conocida de la luz con un campo ultrasónico presente en el tejido, a partir de la influencia provocada de esta manera de las fases de las ondas electromagnéticas se deduce la posición exacta de los centros de dispersión responsables en una región de medición tridimensional. Un campo ultrasónico adecuado para esta finalidad es generado o bien a través de una fuente de sonido móvil individual o a través de una matriz completa de fuentes de sonido en contacto con el tejido. Para la estructura compleja necesaria del campo ultrasónico es esencial el control exacto de las fuentes con respecto al mantenimiento de retardos de fases y tiempos de repetición y/o diferencias de frecuencia. De manera similar complicada se configura el análisis de datos extensos en el lado del detector. El aparato está previsto para la tomografía de imágenes en 3D en el problema del suministro de sangre al tejido, por ejemplo en la antesala del combate de tumores.

Todos los procedimientos mencionados tienen en común que la contribución a la señal de medición de la sangre desde el interior de un vaso sanguíneo grande no se puede considerar de forma aislada o bien en el caso del documento WO 02/08740 A2 solamente se puede calcular con gasto mayor. Para la supervisión continua de pacientes en caso de emergencia es necesario un sistema sencillo, robusto, rápido y de coste favorable. El cometido de la invención es preparar un sistema de este tipo.

El cometido se soluciona por medio de las características de la reivindicación 1. Las reivindicaciones dependientes indican configuraciones ventajosas de la invención.

El procedimiento de acuerdo con la invención toma la idea básica del documento WO 02/08740 A2, pero prescinde de cualquier análisis de frecuencia o de fases de la luz utilizada. En su lugar, se consideran exclusivamente intensidades de luz, es decir, que se cuentan fotones, lo que permite en el lado de medición una disposición sencilla del detector y una evaluación sencilla. Además, no es necesario utilizan luz coherente, aunque aquí se emplean con preferencia diodos láser usuales. La figuras siguientes sirven para la explicación de la invención:

La figura 1 muestra una representación esquemática del procedimiento y de un dispositivo para la realización del procedimiento.

La figura 2 describe el efecto que permite la localización precisa de los centros de dispersión que contribuyen a la señal de medición.

La figura 3 muestra la curva medida del campo de presión de una fuente de ultrasonido focalizada en el experimento de laboratorio.

En la figura 1, en primer lugar, una fuente de luz (LS) emite luz, con preferencia luz monocromática con una o varias longitudes de ondas discretas, por ejemplo luz láser, en el tejido. Las longitudes de ondas de luz \lambda_{1} a \lambda_{i} están seleccionadas en este caso para que con preferencia tenga lugar dispersión en componentes seleccionados de la sangre, especialmente en hemoglobina rica en oxígeno y pobre en oxígeno. Una porción significativa de la luz irradiada sale después de numerosos procesos de dispersión de nuevo por una pluralidad de lugares de salida. Un detector de matriz (D), que está constituido por píxeles sensibles a la luz, dispuestos adyacentes en la superficie, que generan una señal eléctrica, proporcional a la intensidad de la luz, está dispuesto sobre la superficie de la piel de tal manera que los lugares de salida adyacentes al punto de radiación están cubiertos por el detector. Las dimensiones del detector deben corresponder con la profundidad de penetración pretendida de la luz (ver arriba), es decir, con la profundidad del vaso sanguíneo a investigar. Una unidad de evaluación (A) conectada con el detector suma las señales del detector y mide la intensidad de la luz retro difusa que sale desde el tejido, integrando sobre todos los píxeles y sobre una ventana de tiempo seleccionada fija. Cuando la iluminación se mantiene igual, esta intensidad de la luz es constante en el tiempo.

Una fuente de ultrasonido (USS) con foco regulable emite ahora adicionalmente radiación ultrasónica impulsada de frecuencia f_{US} conocida al medio. El campo de ondas ultrasónicas posee a través del enfoque un foco distanciado de la fuente de sonido, en el que la amplitud del campo de las ondas es máximo. La figura 3 muestra como ejemplo el campo de presión medido experimentalmente de una USS en un cristal reactivo (diámetro 16 mm, eje-Y). El eje-Y cubre una zona de distancia de 44 mm, la presión P_{US} se incrementa en el foco un valor máximo apenas por encima de 1 MPa, lo que corresponde al valor máximo admisible en medicina.

El dispositivo para la radiación del ultrasonido comprende al menos un dispositivo para la excitación de las ondas (USS) y una unidad de control electrónica (C). En particular, la unidad de control contra la frecuencia de ultrasonido, la secuencia de impulsos y la posición del foco. La duración del impulso y el tiempo de repetición de la radiación ultrasónica están seleccionados mucho más pequeños que la ventana de tiempo de la medición de la intensidad de la luz retro difusa. La medición de la luz se activa con el comienzo de cada impulso US y registra la intensidad de la luz de salida durante el tiempo de un impulso. A través de la acumulación de la señal sobre una pluralidad de impulsos se consigue en pocos segundos una media estadística.

El campo de ondas ultrasónicas provoca a través de la interacción con sangre y tejido modificaciones (variaciones locales de la intensidad) de las propiedades ópticas, especialmente de la capacidad de reflexión y de dispersión, respectivamente. Como consecuencia de ello, la distribución de la intensidad de la luz retro difusa media durante un periodo de tiempo de un impulso contiene una porción que está modulada con la frecuencia f_{US}. La unidad de evaluación elimina al final de la ventana de tiempo de la medición porciones constantes en el tiempo de la señal, lleva a cabo una transformación de Fourier de coordenadas en tiempo en coordenadas de frecuencia y aísla la componente de Fourier, que corresponde con f_{US}. Esta componente de Fourier domina típicamente el espectro de frecuencia y su valor absoluto es, por lo demás, la única variable de medición remanente. Se designa de forma abreviada como M.

La señal M depende tanto de la capacidad de dispersión física de la sangre para las longitudes de ondas de luz utilizadas como también de la amplitud del campo de ondas ultrasónicas I_{US}. Experimentalmente se encuentra una dependencia aproximadamente lineal M(I_{US}), si L_{US} -en el foco- excede un valor umbral I_{blas}. En otro caso, M no es medible. La figura 2 representa de forma esquemática este hecho. La curva espacial de la amplitud del campo de ondas se indica allí por medio de una distribución gaussiana con relación a las coordenadas x e y. La señal M varía entre A1 y A2. El valor de I_{blas} establece para una configuración dada de la estructura de medición (entre otros, fuente de sonido, fuente de luz, medio, resolución del detector, etc.) y define el volumen de una región espacial en el foco ultrasónico (ver también la figura 3). I_{US} se encuentra solamente dentro de esta región por encima de I_{blas}. La señal M procede ella sola de procesos de dispersión desde esta región.

En la figura 1 se representan tres trayectorias de la luz ejemplares con dispersión múltiple. Dos de las trayectorias atraviesan en este caso el foco -desplazable- y conducen a intensidades moduladas de la luz (ML) en el detector (D). En cambio, una trayectoria no atraviesa ningún foco, de manera que no incide luz modulada (NML) en el detector, que es filtrada por la unidad de evaluación.

La posición del foco ultrasónico es predeterminada desde el exterior, por lo que es conocida. La región que contribuye a la señal recorre, entre otras cosas, algunos milímetros y se puede desplazar a través de control de la fuente de sonido en el tejido. En particular, el foco puede localizarse totalmente en el interior de un vaso sanguíneo grande próximo al corazón. Tal emplazamiento del foco se puede conseguir con la ayuda del efecto Doppler. Como se conoce, la interacción del ultrasonido con un medio móvil con relación a la fuente de sonido -aquí: sangre en circulación- conduce a una desplazamiento de a frecuencia fus \rightarrow f_{US} ^{(D)} de la onda retro difusa o bien reflejada. Esto se puede registrar ya por fuentes de ultrasonido usuales, previstas para fines médicos, con control del foco a través de la medición cutánea y se puede aprovechar para la localización de vasos sanguíneos (VAS en la figura 1).

En la transformación de Fourier descrita anteriormente de la distribución temporal de la intensidad de la luz registrada en el detector, la transición completa del foco a un vaso sanguíneo grande tiene como consecuencia que la componente de Fourier dominante parece en f_{US} ^{(D)} en lugar de f_{US}. Con la misma capacidad de dispersión permanente del medio, es decir, por ejemplo en la transición del foco de sangre en reposo a sangre en circulación sin modificación de otros parámetros, la señal de medición M se mantiene inalterada. Pero el desplazamiento de su posición espectral permite ahora sacar la conclusión de la velocidad de flujo del medio (aquí: sangre), lo que se transmite para el cálculo de la concentración de oxígeno igualmente desde la unidad de control (C) de la fuente de ultrasonido hacia la unidad de evaluación (A).

Puesto que después del posicionamiento final del foco se conoce la profundidad del vaso sanguíneo a observar debajo de la superficie de la piel, la unidad de evaluación utiliza esta información para corregir continuamente la intensidad de la luz modulada f_{US} que incide en el detector, de tal manera que se compensan pérdidas de absorción y de dispersión específicas para el tejido por cada trayecto recorrido. Con preferencia, a tal fin, el máximo de absorción de agua a \lambda = 975 nm se puede considerar como referencia. De manera especialmente preferida, se utiliza la relación de absorción de indo ciano verde (ICG) con respecto al agua, que se revela como independiente del medio de dispersión. Los datos de medición corregidos de esta manera posibilitan la deducción de valores absolutos para los parámetros ópticos dentro del volumen de medición definido a través del foco. Éstos son determinados de forma separada para las diferentes longitudes de ondas irradiadas, para deducir con procedimientos conocidos la concentración del componente a medir de la sangre, especialmente la relación entre hemoglobina rica en oxígeno y pobre en oxígeno. El procedimiento descrito asegura que, en general, solamente sea investigada sangre desde el vaso sanguíneo de interés.

Es especialmente ventajoso que el valor predeterminado con aparatos para I_{blas} se pueda elevar por cálculo, además, en el lado de la evaluación. De esta manera se puede reducir selectivamente el volumen considerado en el foco ultrasónico. La magnitud exacta del volumen se puede determinar, y en combinación con la velocidad de flujo de la sangre igualmente medida se puede calcular de manera absoluta la cantidad de sangre que contribuye a la señal de medición por unidad de tiempo.

Una configuración preferida del procedimiento consiste en la investigación de deposiciones en la pared de los vasos (placa). A través del desplazamiento sistemático de un volumen del foco seleccionado suficientemente pequeño a través de un vaso sanguíneo grande se puede establecer si el foco se encuentra, total o parcialmente, en sangre, tejido u otro medio. La deposiciones en paredes de los vasos ponen el peligro la circulación de la sangre y pueden significar un riesgo de amenaza para la vida. En este caso, se asocian deposiciones de diferente estructura, en general, a diferentes potenciales de riesgo. Las deposiciones heterogéneas peligrosas deben eliminar, en principio, mediante operación, mientras que los recubrimientos más bien homogéneos se pueden tolerar en cierta extensión. Pero hasta ahora no existía una posibilidad no invasiva de distinción. El procedimiento presentado aquí da indicaciones sobre la estructura de los recubrimientos, lo que ayuda a evitar intervenciones innecesarias.

Claims (4)

1. Procedimiento para la medición no invasiva de la concentración de componentes de sangre en vasos sanguíneos centrales, especialmente de la concentración de hemoglobina, o de la saturación de oxígeno de la sangre, a través de la medición de luz retro difusa bajo la acción de una radiación ultrasónica, caracterizado por el

a.

enfoque de la radiación ultrasónica sobre el interior de un vaso sanguíneo central,

b.

previsión de una longitud fija del impulso y del tiempo de repetición para la radiación ultrasónica,

c.

disposición de una fuente de luz y de una unidad de detección adyacente para la detección de la luz retro difusa sobre la superficie de la piel sobre el vaso sanguíneo, de tal manera que la distancia entre la fuente de luz y la pluralidad de receptores de luz de la unidad de detección corresponde a la profundidad del vaso sanguíneo investigado,

d.

iluminación del tejido objetivo con al menos dos longitudes de ondas de luz discretas,

e.

medición de la intensidad de la luz retro difusa mediante integración sobre la superficie del detector y una pluralidad de impulsos de ultrasonido,

f.

detección de una distribución media de la intensidad de la luz sobre la duración de un impulso,

g.

eliminación de porciones constantes en el tiempo y transformación de Fourier de la distribución,

h.

deducción de la velocidad de flujo de la sangre y su capacidad de retro difusión para cada una de las al menos dos longitudes de ondas de luz teniendo en cuenta la profundidad calculada del vaso sanguíneo,

i.

deducción de la cantidad de los componentes de la sangre que contribuyen a la señal a partir de la capacidad de dispersión calculada,

j.

cálculo de concentraciones en el vaso sanguíneo teniendo en cuenta el volumen del foco ultrasónico y de la velocidad de flujo de la sangre que contribuyen a la señal.

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2. Procedimiento de acuerdo con la reivindicación 1, caracterizado porque el volumen del foco que contribuye a la señal se reduce en el lado de evaluación porque se demanda un valor umbral I_{blas} más elevado para la amplitud presente al menos en el volumen de medición del campo de ondas ultrasónicas.

3. Procedimiento de acuerdo con una de las reivindicaciones anteriores, caracterizado porque la posición del foco se modifica de tal forma que el foco a traviesa un vaso sanguíneo central continuamente o en varias etapas, siendo evaluada la medición de la intensidad de la luz durante el movimiento del foco o en las diferentes posiciones del foco, con el propósito de que se determine un grado de circulación de la sangre a través del tejido, variable con la posición.

4. Procedimiento de acuerdo con una de las reivindicaciones anteriores, caracterizado porque después de la transformación de Fourier de la distribución de la intensidad de la luz en una zona espectral seleccionada, se determinan la componente máxima de Fourier en valor absoluto y su posición espectral.