ES2910952T3

ES2910952T3 - Procedimiento y sistema de detección de hemólisis y del hematocrito

Info

Publication number: ES2910952T3
Application number: ES14892421T
Authority: ES
Inventors: Michael Cafferty
Original assignee: Nova Biomedical Corp
Current assignee: Nova Biomedical Corp
Priority date: 2014-05-23
Filing date: 2014-05-23
Publication date: 2022-05-17
Anticipated expiration: 2034-05-23
Also published as: MX2016013984A; US20170082601A1; WO2015178924A1; EP3146332A4; CN107003296A; US10809246B2; JP6449994B2; EP3146332B1; RU2682324C2; CA2947000A1; RU2016141161A; JP2017519226A; KR102215174B1; KR20170010364A; MX387438B; CN107003296B; EP3146332A1; RU2016141161A3; CA2947000C

Abstract

Un procedimiento para medir la hemólisis o el hematocrito en una muestra de sangre, el procedimiento comprendiendo: a. medir un valor de inmitancia de una muestra de sangre en una pluralidad de entradas de CA de frecuencia múltiple; y b. someter cada valor de inmitancia medido en la etapa a una función de mapeo generada por la proyección ortogonal basada en un núcleo a estructuras latentes, donde la función de mapeo es una de las siguientes: una función (1) que asigna valores de inmitancia a los niveles de sangre lisada y determina el nivel de sangre lisada en la muestra o una función (2) que asigna valores de inmitancia a niveles de hematocrito y determina el nivel de hematocrito en la muestra mientras compensa el nivel de electrolito de la muestra.

Description

DESCRIPCIÓN

Procedimiento y sistema de detección de hemolisis y del hematocrito

Antecedentes de la invención

1. Campo de la invención

La presente invención se refiere en general a la hemólisis y el hematocrito. Particularmente, la presente invención se refiere a la medición de sangre lisada y hematocrito en una muestra de sangre.

2. Descripción de la técnica anterior

Durante algún tiempo se han ideado analizadores que miden los parámetros de electrolitos y gases en sangre de muestras de sangre completa. Estos analizadores pueden experimentar interferencias en la medición de estos analitos debido a varios factores. Un factor que puede influir en los valores de medición es cuando se han lisado algunas de las células sanguíneas. Cuando se lisa una célula, el contenido interno de la célula se derrama en el plasma. La lisis se produce en entornos clínicos, por ejemplo, cuando las células sanguíneas han sido sometidas a un trauma mecánico excesivo, como podría ocurrir en una extracción de sangre. Además, la fragilidad de las células modificadas puede variar entre los individuos, lo que provoca niveles elevados de células lisadas ocasionalmente en las personas con células modificadas débiles.

Un ejemplo de un problema de interferencia más grave es cuando se mide la concentración de potasio en suero. Si una muestra de medición tiene solo un pequeño porcentaje de células lisadas, el potasio en suero puede elevarse falsamente por encima de los niveles de error permitidos por las normas de las Enmiendas de mejora de laboratorio clínico de 1988 ("CLIA '88"). Esto se describe en un artículo escrito por M. Koseoglu y col. y titulado "Effects of hemolysis interferences on routine biochemistry parameters", Biochemica Medica, (2011), 21(1), págs. 79-85, que se incorpora a esta invención como bibliografía. La interferencia de la hemólisis también puede afectar analitos sanguíneos como el amoníaco, la fosfatasa alcalina, la creatinina, los triglicéridos, la lactato deshidrogenasa, el fósforo, el hematocrito y el ácido úrico, entre otros.

A fin de detectar células lisadas, pueden utilizarse procedimientos ópticos para detectar la presencia de hemoglobina en suero. Esto es así porque normalmente no hay hemoglobina significativa en el suero a menos que se hayan lisado las células sanguíneas. La absorbancia óptica de la hemoglobina en suero y la absorbancia óptica de la hemoglobina dentro de una célula de sangre completa es la misma. Por consiguiente, la técnica descrita anteriormente para detectar la presencia de hemoglobina en suero no es sencilla a menos que el suero haya sido separado de las células sanguíneas, como con una centrífuga, un filtro (como se describe en la patente de los EE.UU. 5.416.026 concedida a Graham Davis, registrada el 16 de mayo de 1995 y asignada a I-Stat Corporation), o un analizador de hematología (como se describe en la patente de los EE.UU. 6.623.972 concedida a Malin y col., registrada el 23 de septiembre de 2003 y asignada a Bayer Corporation).

La patente de los EE.UU. 8.478.546 (Katsumoto y col., 2013) da a conocer un procedimiento para medir los valores de las propiedades físicas de una célula en función de la espectroscopia dieléctrica y en función del modelado de características eléctricas tales como la conductividad eléctrica, la permitividad eléctrica, el cambio de la constante dieléctrica y las expresiones de relajación dieléctrica para obtener la capacitancia de la membrana y los valores de conductividad citoplasmática de la célula. De manera específica, Katsumoto y col. describen un procedimiento para utilizar la espectroscopia dieléctrica para células que tienen formas no isotrópicas, ya que los procedimientos estándares de espectroscopia dieléctrica no se pueden aplicar a ninguna célula que tenga una forma que no sea esférica o elipsoidal. En efecto, los valores de propiedades físicas que exhiben características eléctricas como la conductividad eléctrica del citoplasma celular Kⁱy la capacitancia de membrana C^mno se determinaron para las células lisadas en este procedimiento.

En algunos analizadores, se utilizan mediciones de inmitancia eléctrica (es decir, impedancia o admitancia) de muestras de sangre para determinar el hematocrito. El hematocrito es la proporción, por volumen, de la sangre que consiste en glóbulos rojos intactos. En estos analizadores, una pequeña muestra de sangre (varios microlitros, por ejemplo) se coloca entre los electrodos y se aplica una corriente o voltaje de excitación a una o dos frecuencias. Se mide la corriente o el voltaje de respuesta y se puede determinar la inmitancia a partir de la relación entre la corriente o el voltaje de activación y la corriente o el voltaje de respuesta. Como la membrana celular intacta es un aislante, la conductancia a bajas frecuencias es solo la del plasma. Esta conductancia está inversamente relacionada con el valor porcentual del hematocrito. A partir de estas mediciones se puede calcular el valor del hematocrito. Se puede obtener una medición más precisa del hematocrito compensando la concentración de electrolitos en el plasma mediante la incorporación de señales de un sensor de electrolitos, como se enseña en la patente de los EE. UU. 4686479 (Young y col. otorgada en 1987). Un ejemplo de este procedimiento de medición en uso para los niveles de hematocrito (Hct) es el sensor de Hct que se usa en un analizador vendido bajo la marca registrada pHOx^®Ultra de Nova Biomedical Corporation, Waltham, MA (EE. UU.). Este sensor de Hct utiliza actualmente una sola medición de conductividad a 1 kHz entre dos electrodos cilíndricos en la ruta de fluido del sensor, el valor de compensación de concentración de electrolito siendo proporcionado por el sensor de Na+.

El artículo científico de K. Cha y col., " An electronic method for rapid measurement of hematocrit in blood samples", Physiol. Meas.15 (1994), 129-137 describe un procedimiento de impedancia biomédica utilizado para determinar el hematocrito en muestras de sangre de pacientes, donde la resistencia (R) y la reactancia (X) de un volumen constante de sangre se miden a 50 kHz y 1 MHz. Técnicamente, el procedimiento de doble frecuencia de este documento predice el hematocrito en función del contenido de agua extracelular (plasma) e intracelular.

En el documento WO 2009/073861 A1, se describe un procedimiento para neutralizar el efecto de la heparina en sangre completa, plasma u otra muestra biológica. En una realización, se aplica una muestra a un área de entrada de muestra de una tira reactiva y se transporta por acción capilar a través de un canal de microfluidos a un área de unión, donde entra en contacto con un reactivo neutralizador de heparina, después de lo cual la muestra viaja a través de canales ramificados a áreas de medición. Dentro del área de medición, la muestra de fluido reacciona con los reactivos en el área de medición y conecta los electrodos, cambiando así la impedancia, la resistencia o la capacitancia a través de los electrodos y señalando el cambio al dispositivo de medición, iniciando así un ensayo. La coagulación o lisis de una muestra se puede medir en función de un cambio en la impedancia.

El documento de los EE. UU. 2013/0134077 A1 describe un procedimiento para determinar fracciones intracelulares y/o extracelulares de fluidos corporales de organismos vivos, que es capaz de detectar una señal de medición a través de una pared eléctricamente no conductora en el fluido a medir, es capaz de detectar el valor de medición eléctrica a través de varias frecuencias de la señal de medición eléctrica y determina las fracciones intracelulares y/o extracelulares del fluido a través de la evaluación de la medición eléctrica detectada valor a una pluralidad de frecuencias de la señal de medición. Los componentes intracelulares comprenden el hematocrito. En una realización, el número de frecuencias es al menos tres. Además, el procedimiento también puede utilizarse para detectar hemólisis en sangre tratada.

El documento WO 96/32883 A1 describe un sistema de medición de hematocrito que tiene un generador y demodulador de señales (SGD) que envía una señal a una cápsula de electrodos a través de un conductor y recibe señales medidas de la cápsula de electrodos a través de otro conductor, el SGD proporcionando, a un ordenador personal (PC), señales indicativas de la corriente que pasa a través de la extremidad de un paciente y el voltaje resultante, donde el voltaje y la corriente se miden para varias frecuencias en un intervalo de 10 kHz a 10 MHz, y donde el PC determina el hematocrito. Una red neuronal se utiliza para derivar un grupo de patrones a partir de una gran cantidad de parámetros relacionados con pacientes y formas de onda y, una vez que se derivan los patrones, para determinar el hematocrito de un paciente en particular comparando los datos del paciente y de la forma de onda del paciente en particular con los patrones derivados previamente.

Resumen de la invención

La presente invención se refiere a un procedimiento para medir la hemólisis o el hematocrito en una muestra de sangre según la reivindicación 1 y un sistema de detección de hemólisis o hematocrito según la reivindicación 6. En particular, la invención que se describe en esta invención emplea un sensor de inmitancia, que mide la inmitancia en una pluralidad de frecuencias, para obtener el valor del nivel de sangre lisada en una muestra sin necesidad de separar el plasma, para utilizar este valor para corregir analitos que han sido afectados por la lisis de células sanguíneas, y para obtener un valor de hematocrito sin necesidad de que un sensor separado mida la concentración de electrolito con el fin de compensarla. Estas son características muy valiosas para un analizador de sangre en el punto de atención que se encuentra en un entorno donde no hay una forma disponible de realizar de manera efectiva el procedimiento para separar el plasma de la sangre, donde los analitos afectados por la lisis de las células afectadas pueden dar origen a un diagnóstico erróneo del paciente y donde no se dispone de un sensor de concentración de electrolitos separado para compensar los valores de hematocrito.

El sensor de hemólisis que es esta invención es de un tipo similar al sensor de hematocrito que se acaba de describir, excepto que se emplea la medición de la inmitancia en una pluralidad de frecuencias y el sometimiento de estas inmitancias a un procedimiento matemático, lo que permite el cálculo del nivel de hemólisis de una muestra de sangre.

Es una característica adicional de esta invención que el nivel de hemólisis medido por la invención también puede usarse para corregir los errores en otros valores de analitos sanguíneos que se ven afectados por la hemólisis, mediante la aplicación de un factor de correcciones correspondiente al nivel de hemólisis y al analito particular afectado la misma.

Una característica adicional de esta invención es que las inmitancias medidas a múltiples frecuencias para la hemólisis también pueden utilizarse para calcular el hematocrito mediante la aplicación de un segundo procedimiento matemático. Los procedimientos para la medición de la inmitancia del hematocrito que utilizan solo una frecuencia deben corregirse en cuanto a la concentración de electrolitos en sangre mediante el uso de sensores separados. Al combinar las inmitancias de varias frecuencias diferentes, se realizan mediciones independientes adicionales de la muestra y se elimina la necesidad de usar sensores separados. Según la presente invención, las funciones utilizadas para mapear los valores de inmitancia medidos para la propiedad deseada pertenecen a la clase de proyecciones ortogonales basadas en un núcleo a estructuras latentes.

A continuación, se proporciona una descripción general del procedimiento de la presente invención. Una relación matemática entre una pluralidad de valores de inmitancia medidos (que puede incluir tanto la magnitud como la fase de cada inmitancia) y un valor de la cantidad de sangre lisada se determina analítica o empíricamente utilizando conjuntos de calibración de datos de sangre lisada de una cantidad conocida. La proyección ortogonal basada en un núcleo a estructuras latentes se utiliza con los resultados obtenidos del conjunto de datos de calibración para determinar la relación empírica (o función de mapeo) entre los valores de inmitancia y la cantidad de sangre lisada. A continuación, la relación establecida se usa en futuras mediciones de inmitancia de muestras desconocidas para medir la cantidad de sangre lisada.

La cantidad medida de sangre lisada determinada tiene un uso adicional en esta invención como entrada para funciones matemáticas adicionales que producen salidas que se utilizan para advertir al usuario de posibles interferencias, corregir la interferencia de hemólisis presente en los valores de analitos sanguíneos tales como potasio, amoníaco, fosfatasa alcalina, creatinina, triglicéridos, lactato deshidrogenasa, fósforo, hematocrito y ácido úrico, entre otros. La cantidad de hemólisis también se informa al usuario como un valor de analito de hemólisis.

Los valores de impedancia medidos para obtener la cantidad de sangre lisada tienen un uso adicional en esta invención como entradas para funciones matemáticas adicionales que producen una medición de hematocrito. Una relación matemática entre la pluralidad de valores de inmitancia medidos (que puede incluir la magnitud y la fase de cada inmitancia o ambas) y un valor de hematocrito de una muestra de sangre se determinan analítica o empíricamente mediante el uso de conjuntos de calibración de datos de hematocrito sanguíneo de un valor conocido. La proyección ortogonal basada en un núcleo a estructuras latentes se utiliza con los resultados obtenidos del conjunto de datos de calibración para determinar la relación empírica (o la función de mapeo) entre los valores de inmitancia y el valor del hematocrito. A continuación, la relación establecida se usa en futuras mediciones de inmitancia de muestras de sangre desconocidas para medir el hematocrito.

La presente invención, como se ha descrito anteriormente, utiliza la inmitancia eléctrica para calcular el porcentaje de células en una muestra de sangre que se han lisado y abierto. Una membrana celular rota ya no es un aislante que protege el contenido de la celda de la conducción eléctrica a bajas frecuencias, sino que se convierte en una especie de condensador flotante que puede cargarse y descargarse mediante la corriente que pasa a través de la membrana celular rota. Al medir la inmitancia eléctrica a múltiples frecuencias (al menos tres), la presente invención mide la inmitancia de la muestra de sangre y los valores medidos se utilizan para cuantificar el porcentaje de células sanguíneas que tienen membranas rotas.

Esto no se logró con ningún otro procedimiento de la técnica anterior, donde se utilizan mediciones de inmitancia eléctrica a múltiples frecuencias para determinar el grado de hemólisis de una muestra de sangre. Además, el uso de una determinación de la hemólisis de una muestra de sangre mediante el uso de espectroscopía de inmitancia tampoco se utilizó nunca para alertar a un usuario de un analizador de sangre de posibles problemas de interferencia con las mediciones realizadas por el analizador de sangre al determinar el nivel de varias especies en la sangre. Por ejemplo, la medición de los niveles de potasio en la sangre se vería gravemente afectada por la lisis de los glóbulos rojos, ya que la concentración de potasio en los glóbulos rojos es considerablemente mayor que la concentración de potasio en el plasma. Esto también se puede usar para una variedad de analitos en la sangre, como amoníaco, fosfatasa alcalina, creatinina, triglicéridos, lactato deshidrogenasa, fósforo, hematocrito y ácido úrico, entre otros.

Además, puede incluir opcionalmente un límite predefinido/preestablecido de la medición de hemólisis que advertiría a un usuario del analizador de sangre sobre posibles lecturas inexactas de los analitos en la muestra de sangre. Además, el valor medido de la cantidad de células sanguíneas lisadas (es decir, la medición de hemólisis) también se puede usar para corregir los valores de analitos afectados y reducir los errores debidos a la interferencia provocada por las células sanguíneas lisadas. Un analizador en configuración debe poder incluir un factor de correcciones predefinido en su algoritmo de medición basado en la medición de hemólisis para corregir las lecturas de analitos.

La presente invención logra estos y otros objetivos con el procedimiento y el sistema descritos en las reivindicaciones 1 y 6.

En otra realización del procedimiento, el procedimiento incluye computar la función que mapea la inmitancia al nivel de sangre lisada mediante el uso de datos de inmitancia de una pluralidad de muestras de sangre que contienen porcentajes conocidos, pero variables, de células sanguíneas lisadas y adecuadas de hemoglobina total.

En una realización adicional del procedimiento, el procedimiento incluye calcular la función de mapeo de inmitancia al nivel de sangre lisada midiendo una pluralidad de valores de inmitancia para el sensor de conductancia predefinido en una pluralidad de frecuencias de CA predefinidas utilizando una pluralidad de muestras de sangre que contiene sangre conocida pero variando los porcentajes lisados de células cubiertas, y crear un conjunto de datos de calibración mediante el uso de una función lineal o no lineal para establecer una relación entre una primera matriz Y de características de muestra conocidas, incluyendo el porcentaje de células cubiertas lisadas, y una segunda matriz X de valores de inmitancia medidos en una pluralidad de frecuencias de CA predefinidas donde el conjunto de datos de calibración y la relación de matriz se utilizan para determinar la función de mapeo.

En otra realización de la presente invención, la función que asigna valores de inmitancia a la sangre lisada se determina a partir de una pluralidad de valores de inmitancia de muestras que tienen un porcentaje de lisado conocido para una configuración predefinida del par de electrodos y la cámara de medición de muestras.

En otra realización de la presente invención, la sangre fluye continuamente a través de la cámara de muestra mientras que la medición de sangre lisada se realiza bajo demanda en una configuración en línea.

En otra realización más de la presente invención, el módulo de análisis de muestras de sangre incluye dos electrodos cilíndricos eléctricamente conductores en un trayecto de fluido que tiene una distancia predefinida entre los electrodos cilíndricos. Los electrodos conductores de electricidad pueden estar hechos de cualquier material conductor de electricidad, incluyendo, entre otros, oro, platino, paladio, tungsteno, acero inoxidable, aleaciones conductoras de electricidad, carbono, etc. Se aplica un voltaje de activación a la celda de medición, y un sistema de A/D multicanal midiendo el voltaje y la corriente de la muestra de sangre en la celda de medición. A continuación, se calcula la impedancia o admitancia de la muestra a partir de esta información. La medición se realiza a varias frecuencias para escanear el efecto dispersivo de las células sanguíneas y las membranas celulares rotas.

Breve descripción de los dibujos

La FIGURA 1 es una vista en planta ilustrada simplificada de una realización de la presente invención que muestra una trayectoria de flujo que contiene dos electrodos cilíndricos con un espacio predefinido entre los electrodos.

La FIGURA 2 es una ilustración esquemática de una realización de la presente invención que incorpora los dos electrodos cilíndricos de la Fig. 1.

La FIGURA 3 es una ilustración gráfica que muestra una comparación de la medición de hemólisis frente al porcentaje conocido de lisado.

La FIGURA 4 es una ilustración gráfica que muestra una comparación de la medición de iones de potasio (K+) en suero frente a la hemoglobina (Hb) en suero libre.

La FIGURA 5 es una ilustración gráfica que muestra una comparación de la medición del hematocrito frente al hematocrito conocido.

Descripción detallada

La presente invención se ilustra en las Figs. 1-5. La Figura 1 muestra una realización de una celda de medición 10. La celda de medición 10 forma un camino de flujo, donde se proporciona una muestra de sangre para la medición. La celda de medición 10 tiene dos electrodos tubulares 12, 14 y un conductor tubular 16 que tiene una distancia D predefinida entre los electrodos tubulares 12, 14. El diámetro interior y la longitud de cada electrodo tubular 12, 14 se determinan en función del límite de tamaño de la muestra de sangre que uno desea requerir para una medición. Por ejemplo, cuanto menor sea el diámetro interior, menor será el volumen total de muestra necesaria para ocupar el volumen definido por los dos electrodos tubulares 12, 14 y el conducto tubular 16 entre los electrodos tubulares 12, 14. La medición de la inmitancia se utiliza en al menos dos electrodos, que son tubulares en esta realización preferida, pero que pueden ser de muchas formas diferentes, tales como anillos, alambres, postes, dedos definidos litográficamente, electrodos interdigitados, etc., sin apartarse del alcance de esta invención.

Volviendo ahora a la Fig. 2, se ilustra un diagrama esquemático de una realización del sistema de detección de hemólisis 100 de la presente invención. El sistema de detección de hemólisis 100 incluye el módulo de muestra de sangre 10, que incluye el par de electrodos cilíndricos conductores de electricidad 12, 14 y el espacio tubular predefinido 16 entre los electrodos 12, 14, un convertidor de A/D multicanal 20, un generador de onda sinusoidal 30, una resistencia de detección de corriente 40 y un módulo de procesamiento de ordenador 60. El módulo de procesamiento de ordenador 60 incluye un módulo de procesador 64, un módulo de memoria 68 y la función que asigna valores de inmitancia a sangre lisada y hematocrito (mientras se corrige el nivel de electrolitos) que residen en el módulo de memoria 68 o el módulo del procesador 64.

La medición de la inmitancia en esta realización usa un generador de onda sinusoidal para la entrada que produce señales en frecuencias discretas separadas, pero se pueden emplear otros medios para medir la inmitancia dependiente de la frecuencia, como la aplicación de una entrada que consiste en una pluralidad de señales de diferentes frecuencias o señales de banda ancha, la digitalización de las señales de respuesta y de entrada y la utilización de una transformada de Fourier de las señales u otro procesamiento para obtener el espectro de inmitancia dependiente de la frecuencia, donde la salida consiste en datos en una pluralidad de frecuencias.

La celda de muestra de sangre 10 contiene la muestra de sangre a medida. En el ejemplo descrito en este documento, la celda de muestra de sangre 10 incluye preferiblemente dos tubos de oro de 14K como electrodos cilíndricos 12, 14 que tienen un diámetro interior (ID) de aproximadamente 0,71 mm, un diámetro exterior (OD) de aproximadamente 1,02 mm y una longitud de aproximadamente 2,21 mm. El espacio tubular 16 tiene una longitud entre los electrodos 12, 14 de aproximadamente 2,54 mm con un DI aproximadamente igual al ID de los electrodos 12, 14. Los electrodos 12, 14 están montados dentro de un bloque acrílico que tiene el espacio tubular 16 descrito. Los fluidos se introdujeron y retiraron de la celda 10 a través de los electrodos tubulares 12, 14. Se usó solución salina de lavado y aire para limpiar la celda 10 entre muestras para reducir la interferencia entre las muestras.

El convertidor de A/D multicanal 20 era un osciloscopio Tektronics modelo TPS2024 mientras que el generador de onda sinusoidal 30 era un Tektronics modelo AFG3102 ajustado a una salida de 1 V P-P. La resistencia de detección de corriente 40 era una resistencia que tenía un valor de resistencia de 12,41 K ohmios. El osciloscopio digitalizó las formas de onda medidas (ondas sinusoidales de voltaje) y se utilizó un ordenador para calcular la información de amplitud RMS de las siguientes señales: 1) voltaje a través de la celda de muestra (V^sense), y 2) voltaje a través de la resistencia de detección de corriente (I^sense) (que es proporcional a la corriente a través de la celda de muestra). El osciloscopio también calculó el valor medio de CC de la señal de voltaje multiplicada por corriente en el dominio del tiempo (MV^senseI^sense). Los datos se recopilaron en frecuencias de 100 kHz, 500 kHz, 1 MHz y 2 MHz.

Cálculos:

Los datos recopilados se usaron para determinar los valores de admitancia para las muestras de sangre medidas en la pluralidad de frecuencias de CA. La admitancia Y se calculó a partir de las mediciones del osciloscopio en cada frecuencia (f) utilizando las siguientes ecuaciones.

.

donde Y(F) es el valor de admitancia complejo calculado a la frecuencia dada

Mag(f) es la magnitud de la impedancia de la muestra

Pha(f) es la fase de la impedancia de la muestra

R1 es el valor de la resistencia de detección

V^sense(f) es el voltaje a través de la celda a la frecuencia dada

I^sense(f) es el voltaje a través de la resistencia de detección R¹en la frecuencia dada

MV^senseI^sense(F) es la señal de voltaje medio de CC calculado, multiplicada por la corriente a la frecuencia dada i es la raíz positiva de la raíz cuadrada de -1

Modelo de predicción:

La siguiente etapa del cálculo es crear un modelo de predicción. Mediante el uso un conjunto de datos de calibración inicial, la secuencia de calibración de un algoritmo de aprendizaje automático establece una relación entre una matriz de características de muestra conocidas (la matriz H) y una matriz de valores de admitancia medidos en varias frecuencias y potencialmente otros valores medidos (la matriz X). Las partes reales e imaginarias de la admitancia en cada frecuencia se pueden considerar como valores independientes y se pueden usar tanto por separado como en conjunto. Una vez que se establece esta relación, los analizadores la utilizan para predecir los valores H desconocidos de nuevas mediciones de X en las muestras. La matriz H del conjunto de calibración se construye de la siguiente manera, a partir de los valores conocidos del conjunto de muestras de calibración de n muestras de sangre:

donde %Lysed es el porcentaje de células lisadas, y

%Hct es el porcentaje de volumen de hematocrito.

Aunque el %Hct puede omitirse sin afectar negativamente la utilidad de la presente invención, se observa que, además de extraer el valor %Lysed, el conjunto de calibración se estructurará para extraer también el %Hct de los datos medidos. Las mediciones de inmitancia se pueden usar opcionalmente para determinar el %Hct al mismo tiempo, proporcionando una salida útil adicional.

La matriz X está estructurada de la siguiente manera:

donde: /i, fe, fe, fe son 100 kHz, 500 kHz, 1 MHz y 2 MHz, respectivamente.

Imag representa la parte imaginaria de la inmitancia compleja.

Re representa la parte real de la inmitancia compleja.

La matriz X incluye contribuciones de las partes real e imaginaria de la admitancia en las distintas frecuencias. Opcionalmente, se pueden incluir otros valores medidos además de la admitancia para reducir los efectos de las interferencias y aumentar la precisión de la medición. Dado que el nivel de hemoglobina total (tHb) interfiere potencialmente en la medición, se incluye en la matriz, en unidades de g/dL. En un analizador, este valor está determinado por sensores independientes, como un oxímetro, y puede estar disponible al momento de la medición. El alcance de la invención incluye opcionalmente añadir otras medidas al cálculo para reducir estos efectos de interferencia. Proporcionar el valor de tHb también permite que las matemáticas calculen el nivel de sangre lisada en términos porcentuales.

Una vez que se forman estas matrices, se utilizan como un conjunto de calibración y la función de mapeo se calcula según los procedimientos particulares del algoritmo de aprendizaje automático elegido.

La proyección ortogonal basada en un núcleo a estructuras latentes se utiliza con los resultados obtenidos del conjunto de datos de calibración para determinar la relación empírica (o función de mapeo) entre los valores de inmitancia y la cantidad de sangre lisada. Típicamente, se usa un paquete de matemáticas para generar los resultados donde el paquete generalmente tiene opciones para seleccionar una de las matemáticas de aprendizaje automático que resulta conocidas para el experto en la materia. Existen varios paquetes matemáticos e incluyen, entre otros, Matlab de MatWorks de Natick, MA, "R" de R Project for Statistical Computing disponible en Internet en www.r-project.org, Python de Python Software Foundation y disponible a través de Internet en www.python.org en combinación con el software de minería de datos Orange de Orange Bioinformatics disponible a través de Internet en orange.biolab.si, por nombrar algunos.

Se mostrará que el procedimiento de proyección ortogonal basada en un núcleo a estructuras latentes (KOPLS) se utiliza como algoritmo de aprendizaje automático para generar la función de mapeo. Una explicación y descripción de KOPLS se ejemplifica mejor con las siguientes referencias: Johan Trygg y Svante Wold. "Orthogonal projections to latent structures (O-PLS)". J. Chemometrics 2002; 16: 119-128; Mattias Rantalainen y col. "Kernel-based orthogonal projections to latent structures (K-OPLS)". J. Chemometrics 2007; 21: 376-385; y Max Bylesjo y col. "K-OPLS package: Kernel-based orthogonal prohections to latent structures for prediction and interpretation in feature space". BMC Bioinformatics 2008, 9:106, cuyos antecedentes se incorporan a esta invención como bibliografía. Las matemáticas basadas en un núcleo son útiles para manejar el comportamiento no lineal en los sistemas mediante el uso de una función de núcleo a asignar los datos originales a un espacio de orden superior. KOPLS tiene una ventaja adicional sobre otros cálculos como, por ejemplo, los mínimos cuadrados parciales convencionales porque no solo puede establecer una relación entre las variaciones cuantificadas y los valores del analito a determinar, sino que también puede eliminar la variación no cuantificada, pero presente de manera consistente en los datos originales. Estas variaciones no cuantificadas pueden deberse a características de la muestra, variaciones de la línea base del analizador, desviaciones, etc.

Mediante el uso de un conjunto de datos de entrenamiento inicial, el modelo KOPLS establece una relación (función de mapeo) entre la matriz de características de muestra conocida (la matriz H) y una matriz de valores de admitancia medidos en varias frecuencias y potencialmente otros valores medidos (la matriz X) tal como se procesa a través de una función de núcleo según lo especificado por el procedimiento KOPLS. Las partes reales e imaginarias de la admitancia en cada frecuencia se pueden considerar como valores independientes y se pueden usar tanto por separado como en conjunto. Una vez que se establecen los coeficientes KOPLS de esta relación, los analizadores los utilizan con la función de núcleo para predecir los valores de H desconocidos a partir de nuevas mediciones de X en las muestras.

La función de núcleo utilizada en este ejemplo es una función de núcleo lineal simple descrita en Mattias Rantalainen y col. referencia enumerada anteriormente y representada por la siguiente ecuación:

donde la matriz de valores medidos X se coloca en la función de núcleo y se somete a un procesamiento adicional como se especifica en las referencias de KOPLS citadas anteriormente (incorporadas como bibliografía) para crear los coeficientes de entrenamiento de KOPLS.

Una vez que se establece el conjunto de coeficientes de entrenamiento, o la función de mapeo, se utiliza para predecir el valor de %lysed de una muestra de sangre a partir de mediciones. Se crea una matriz X de una sola fila a partir de las nuevas mediciones. A continuación, el valor de esta matriz X de una sola fila se pasa por el núcleo y las funciones de mapeo, a fin de producir el valor %Lysed, según los procedimientos necesarios para la función de mapeo utilizada según los procedimientos KOPLS descritos en detalle en la bibliografía de KOPLS descrita anteriormente.

Los datos recopilados de las muestras de sangre descritas anteriormente se sometieron al procedimiento KOPLS en un procedimiento de validación cruzada. La validación cruzada es un procedimiento para usar un conjunto de datos para probar un procedimiento. Se reservan varias filas de datos y el resto se usa para crear una función de mapeo. A continuación, los valores reservados se utilizan como mediciones "nuevas" y se calculan sus valores de matriz H. Este procedimiento se repite dejando de lado otros valores medidos y calculando otra función de mapeo. Al trazar los valores conocidos de los datos de sangre frente a los calculados, se puede determinar la efectividad del procedimiento mediante la inspección del gráfico.

Volviendo ahora a la Figura 3, se ilustra un gráfico de los resultados que compara la medición de hemólisis de las muestras (ensayo) frente al porcentaje conocido de lisado de las muestras (referencia) utilizando el procedimiento KOPLS. El conjunto de datos de sangre usó muestras en las que el porcentaje de muestras lisadas fue igual al 0 %, 50 % y 100 % de lisado. La prueba también incluyó muestras que tenían cantidades variables de hemoglobina total, porcentaje variable de hematocrito y niveles variables de electrolitos. Se utilizaron tres niveles de hemoglobina total (tHb). Los valores de hemoglobina fueron 11,6 g/dl, 15,2 g/dl y 19 g/dl. El eje horizontal tiene conjuntos que representan el porcentaje lisado de las muestras de referencia y el eje vertical tiene conjuntos que representan el porcentaje lisado de las muestras de prueba medidas. Como se puede ver en el gráfico, el procedimiento para determinar la hemólisis de una muestra es efectivo.

Volviendo ahora a la Figura 4, se ilustra un gráfico de los resultados que compara la medición del exceso de potasio en suero de las muestras frente a la cantidad conocida de sangre lisada de las muestras representada por la hemoglobina libre en el suero. El efecto de interferencia sobre los analitos, provocado por la hemólisis, es proporcional a la cantidad de hemoglobina liberada por las células de sangre lisada. Una vez que se conoce la cantidad de hemoglobina en suero libre, mediante la medición del porcentaje de sangre lisada multiplicada por la hemoglobina total, la cantidad de potasio en exceso sobre los niveles normales (donde la hemoglobina en suero libre es cero) se puede determinar a partir de los datos de la Figura 4 siguiendo la tendencia de aumento sobre el nivel normal en función de la hemoglobina en suero libre. Este exceso de nivel se resta del nivel de potasio no corregido medido para la muestra y el valor de potasio corregido se informa al usuario.

Volviendo ahora a la Figura 5, se ilustra un gráfico de los resultados que comparan el %Hct medido (hematocrito) de las muestras (prueba) frente al %Hct conocido de las muestras (referencia). Como se puede ver en el gráfico, el procedimiento para determinar el %Hct de una muestra es efectivo.

Aunque las realizaciones preferidas de la presente invención se han descrito en esta invención, la descripción anterior es meramente ilustrativa. A los expertos en las respectivas materias se les ocurrirán modificaciones adicionales de la invención descrita en este documento y se considera que todas esas modificaciones están dentro del alcance de la invención tal como se define en las reivindicaciones adjuntas.

Claims

REIVINDICACIONES

1. Un procedimiento para medir la hemolisis o el hematocrito en una muestra de sangre, el procedimiento comprendiendo:

a. medir un valor de inmitancia de una muestra de sangre en una pluralidad de entradas de CA de frecuencia múltiple; y

b. someter cada valor de inmitancia medido en la etapa a una función de mapeo generada por la proyección ortogonal basada en un núcleo a estructuras latentes, donde la función de mapeo es una de las siguientes: una función (1) que asigna valores de inmitancia a los niveles de sangre lisada y determina el nivel de sangre lisada en la muestra o

una función (2) que asigna valores de inmitancia a niveles de hematocrito y determina el nivel de hematocrito en la muestra mientras compensa el nivel de electrolito de la muestra.

2. El procedimiento de la reivindicación 1, que comprende además

computar la función (1) que mapea los valores de inmitancia a los niveles de sangre lisada utilizando una pluralidad de muestras de sangre que contienen porcentajes de células lisadas conocidas pero variables de células sanguíneas lisadas o

calcular la función (2) que asigna valores de inmitancia a niveles de hematocrito mientras se compensa el nivel de electrolitos de la muestra utilizando una pluralidad de muestras de sangre que contienen porcentajes de hematocrito conocidos, pero variables, y niveles de electrolitos variables.

3. El procedimiento de la reivindicación 2, donde la etapa de determinar la función que asigna los valores de inmitancia a la sangre lisada o al hematocrito comprende además:

medir una pluralidad de valores de inmitancia para un sensor de conductancia predefinido a una pluralidad de frecuencias de CA utilizando una pluralidad de muestras de sangre que contienen porcentajes de células conocidos, pero variables, o que contienen porcentajes de hematocrito conocidos, pero variables, y niveles de electrolitos variables; y

crear un conjunto de datos de calibración (1), cuando la muestra de sangre contiene células sanguíneas lisadas, usar una función que asigna valores de inmitancia a los niveles de sangre lisada para establecer una relación entre una primera matriz H de características conocidas de la muestra, incluyendo el porcentaje de células sanguíneas lisadas y una segunda matriz X de valores de inmitancia medidos en la pluralidad de frecuencias de CA, donde el conjunto de datos de calibración y la relación de la matriz se utilizan en el cálculo de la función que asigna los valores de inmitancia a los niveles de sangre lisada o (2), cuando la muestra de sangre contiene porcentajes variables de hematocrito y niveles variables de electrolitos, utilizando una función que asigna valores de inmitancia a niveles de hematocrito mientras compensa los niveles de electrolitos para establecer una relación entre una primera matriz H de características de muestra conocida que incluye un porcentaje de hematocrito y una segunda matriz X de valores de inmitancia medidos en la pluralidad de frecuencias de CA predefinidas, donde se utiliza el conjunto de datos de calibración y la relación de matriz en el cálculo de la función que asigna los valores de inmitancia a los niveles de hematocrito mientras compensa los niveles de electrolitos.

4. El procedimiento de la reivindicación 1, que comprende además usar el nivel de sangre lisada para corregir el efecto de la interferencia de hemólisis sobre el potasio u otros analitos sanguíneos.

5. El procedimiento de la reivindicación 1 que comprende además el flujo de sangre a través de un módulo de muestra de sangre (10) que tiene una configuración en línea.

6. Una hemólisis o sistema de detección de hematocrito (100) que comprende:

un módulo de muestra de sangre (10) que tiene múltiples electrodos (12, 14) separados entre sí por un conducto (16), los múltiples electrodos (12, 14) y el conducto (16) formando una ruta de flujo;

un módulo convertidor de A/D (20) acoplado eléctricamente al módulo de muestra de sangre (10);

un componente de detección de corriente (40) que tiene un primer punto de acoplamiento y un segundo punto de acoplamiento donde el primer punto de acoplamiento está acoplado eléctricamente al módulo convertidor (20) y uno de los electrodos múltiples (12, 14) del módulo de muestra de sangre (10);

un generador de ondas sinusoidales (30) acoplado eléctricamente entre el segundo punto de acoplamiento del módulo convertidor (20) y el otro de los electrodos múltiples (12, 14) donde el generador de ondas sinusoidales (30) está adaptado para proporcionar una pluralidad de frecuencias AC; y

un módulo de procesamiento de ordenador (60) que tiene un módulo de procesador (64), un módulo de memoria (68) y uno de los siguientes:

una función (1) que mapea los valores de inmitancia medidos utilizando el generador de onda sinusoidal (30) y el componente de detección de corriente (40) a los niveles de sangre lisada en el módulo de memoria (68) que es procesado por el módulo procesador (64) y convierte una señal digital recibida desde el módulo convertidor (20) en un valor medido, donde el valor medido es proporcional a un porcentaje de hemólisis de una muestra dispuesta y medida en el módulo de muestra de sangre (10), donde se genera la función (1) mediante la proyección ortogonal basada en un núcleo a estructuras latentes o una función (2) que mapea los valores de inmitancia medidos utilizando el generador de onda sinusoidal (30) y el componente de detección de corriente (40) a niveles de hematocrito, mientras compensa los niveles de electrolitos en el módulo de memoria (68), que es procesada por el módulo procesador y convierte una señal digital recibida del módulo convertidor (20) en un valor medido donde el valor medido es proporcional a un porcentaje de hematocrito de una muestra dispuesta y medida en el módulo de muestra de sangre (10), donde la función (2) es generada mediante la proyección ortogonal basada en un núcleo a estructuras latentes.

7. El sistema de la misma 6, donde la función (1) que asigna valores de inmitancia a los niveles de sangre lisada se genera a partir de una pluralidad de valores de inmitancia de muestras que tienen un porcentaje de lisado conocido para una configuración predefinida de al menos un par de electrodos múltiples (12, 14) y el conducto (16), y donde la función (2) que asigna valores de inmitancia a niveles de hematocrito mientras se compensa el nivel de electrolito se genera a partir de una pluralidad de valores de inmitancia de muestras que tienen un porcentaje de hematocrito conocido pero variable y niveles variables de electrolito para una configuración predefinida del par de electrodos múltiples (12, 14) y el conducto (16).

8. El sistema de la reivindicación 7, donde el par de electrodos múltiples (12, 14) son electrodos tubulares que definen una parte de la trayectoria del flujo.

9. El sistema de la reivindicación 6, donde cada uno de los electrodos múltiples está hecho de un material seleccionado de entre el grupo que consiste en oro, platino, paladio, tungsteno, acero inoxidable, aleaciones conductoras de electricidad y carbono.

10. El sistema de la reivindicación 6, donde el componente de detección de corriente es una resistencia y/o los electrodos están intercalados.

11. El sistema de la reivindicación 6, donde la sangre fluye a través de los múltiples electrodos (12, 14) y el conducto (16) en una configuración en línea.