PT700268E - Conduta extracorporal para controlo dos constituintes do sangue - Google Patents

Description

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DESCRIÇÃO

"CONDUTA EXTRACORPORAL PARA CONTROLO DOS CONSTITUINTES DO SANGUE" 1. Campo da Invenção A presente invenção destina-se a um dispositivo e a um sistema destinado a obter um valor desejado da concentração de constituintes biológicos presentes num líquido que flui de forma pulsante, e mais particularmente, dirigido a tal obtenção em sangue que flui de forma pulsante num ambiente de hemodiálise. 2. Técnica de Base

Os rins encontram-se localizados de ambos os lados da espinha. Num paciente saudável, os rins funcionam para estimular a produção de glóbulos vermelhos e regular o conteúdo do sangue. Os rins produzem igualmente hormonas, que afectam outros órgãos e controlam o crescimento. Quando estão a funcionar adequadamente, os rins servem de meio de limpeza do sangue através da remoção de líquidos em excesso e de toxinas. A tarefa de filtração é parcialmente executada, em cada um dos rins, pelos cerca de um milhão de neffónios. Os nefrónios são unidades de filtração constituídas por minúsculos vasos sanguíneos. Cada um de tais vasos sanguíneos é chamado um glomérulo. Todos os dias, serão processados pelo rim aproximadamente 0,22m3 (200 quartos) de sangue e líquidos. O rim remove cerca de 0,0022m3 (dois quartos) de água e agentes químicos tóxicos, os quais são enviados para a bexiga sob a forma de urina, para subsequente esvaziamento da mesma através do acto de urinar.

Um paciente cujos rins estejam a trabalhar abaixo do normal pode ser dialisado como substituição para a função de limpeza do sangue normalmente efectuada por rins a funcionarem adequadamente. A diálise é um processo, através do qual se executa, por substituição, a função de limpeza do sangue do rim. O processo de diálise foi aperfeiçoado para a utilização de rotina nos anos 60, tendo sido inventado à cerca de 50 2 2

anos. Com a finalidade de discussão e ilustração da hemodiálise , referimo-nos agora à Fig. 1. Embora a Figura 1 incorpore uma forma de realização actualmente preferida da presente invenção, ela incorpora também uma visão de alguns componentes vulgares, os quais são típicos num ambiente genérico de hemodiálise. O ambiente genérico e os componentes típicos serão agora discutidos.

Na hemodiálise, o sangue é retirado de um paciente 200 por meio de meios de catéter de absorção, dos quais um exemplo é mostrado na Figura 1 sob a forma de um catéter de entrada 122. O catéter de entrada 122 é inserido intravenosamente no paciente 200, num ponto 180 e é usado para definir uma passagem de sangue a montante de um filtro sanguíneo, usado para filtrar as impurezas contidas no sangue. O filtro sanguíneo é também chamado um dialisador 130. O sangue sujo flui de uma artéria do paciente 20 para meios de bomba, um exemplo dos quais é a bomba 140. Da bomba 140, o sangue flui para o dialisador 130. O dialisador 130 possui uma abertura de entrada 230 e uma abertura de saída 240. A bomba 140 desempenha a função de movimentar o sangue sujo do paciente 200 para dentro da abertura de entrada 230, através do dialisador 130, e para fora da abertura de saída 240.

Especificamente, o sangue sujo contido no catéter 122 é transportado para a porta de entrada 230 do dialisador 130. Depois de ter passado através do e de ter sido limpo pelo dialisador 130, o sangue pode receber um processamento posterior, como seja um gotejamento de heparina, no componente 300 relacionado com a hemodiálise. O sangue, agora limpo, é devolvido ao paciente 200, depois do processo de diálise, através de meios de catéter de saída, um exemplo dos quais é o catéter de saída 124. O catéter de saída 124, que é também inserido intravenosamente no paciente 200 no ponto 180, define uma passagem de sangue, a qual se encontra a jusante do dialisador 130, e que leva o sangue saído do dialisador 130 de volta ao paciente 200.

Conforme referido, o processo de hemodiálise usa um filtro sanguíneo ou dialisador 130 para limpar o sangue de um paciente 200. À medida que o sangue passa através do dialisador 130, viaja em tubos capilares (não representados) dentro do dialisador 130, os quais servem como passagens de membrana para o sangue sujo. Os tubos capilares 3 ί

removem os venenos e os líquidos em excesso através de um processo de difusão. Um exemplo de excesso de líquido presente no sangue sujo é a água e um exemplo dos venenos presentes no sangue sujo são a ureia azotada do sangue (Blood urea nitrogen (BUN)) e o potássio.

Os líquidos em excesso e os venenos são removidos por meio de um fluido de diálise líquido, o qual é uma solução de agentes químicos e água. Líquido de diálise limpo entra no dialisador 130 por um tubo'de entrada 210, vindo de uma combinação de controlador e tanque 170. O líquido de diálise envolve os tubos capilares no interior do dialisador 130, à medida que o líquido de diálise flui através do dialisador 130. O líquido de diálise limpo arrasta, por difusão, os líquidos em excesso e os venenos que passam através dos tubos capilares, e depois envia os líquidos e venenos em excesso, juntamente com o líquido de diálise, para fora do dialisador 130, através de um tubo de saída 220, limpando assim o sangue. O líquido de diálise que sai pelo tubo de saída 220, depois de limpar o sangue, pode ser descartado.

Em resumo, o sangue sujo flui de uma artéria de um paciente 200 para a bomba 140 e depois para o dialisador 130. O sangue sujo flui para dentro do dialisador 130 a partir de um catéter de entrada 122 e o sangue limpo flui para fora do dialisador 130 através de um catéter de saída 124, de regresso ao paciente 200. A hemodiálise, que remove o excesso de líquidos do sangue de um paciente, tem um impacto agudo no equilíbrio dos líquidos do corpo, em parte devido à rápida mudança no volume sanguíneo. Quando a taxa de remoção de líquido é mais rápida do que a taxa de reenchimento do plasma do corpo, o volume sanguíneo intravascular diminui. Este desequilíbrio resultante tem estado ligado a complicações tais como hipotensão, perda de consciência, dores de cabeça, vómitos, tonturas e cãibras, experimentadas pelo paciente, tanto durante como depois de tratamentos de diálise. Com a hipotensão e o choque franco a ocorrerem em até 25% dos tratamentos de hemodiálise, a hipovolemia provocada pela diálise continua a ser uma complicação maior da hemodiálise.

Muitos pacientes de diálise já têm respostas circulatórias comprometidas devido aos efeitos secundários da doença renal em fase final. Um mau funcionamento dos mecanismos compensatórios da pressão sanguínea devido à depleção do volume intravascular, tem sido considerado como sendo um dos maiores factores causais da hipotensão provocada pela diálise. A fim de reduzir as hipóteses da hipotensão provocada pela diálise, a medição contínua do volume do sangue circulante pode optimizar os regimes de terapia por diálise, controlar o equilíbrio de líquidos e ajudar a conseguir a meta do peso seco do paciente numa base quantitativa. Os controladores volumétricos, embora dando uma medida precisa da quantidade líquido removido através da ultrafiltração, não fornecem qualquer indicação do modo como os mecanismos de reenchimento do plasma do corpo estão a responder à remoção de líquidos de facto efectuada. Factores tais como a absorção de alimentos e de água e as modificações de postura, afectam também significativamente o volume do sangue circulante durante a diálise. Manobras tais como comer, beber e postura, ilustram como os mecanismos de reenchimento do plasma são sensíveis. O valor do hematócrito fornece uma indicação acerca da mudança do volume sanguíneo. Dado que o número de glóbulos vermelhos no sangue completo não é significativamente alterado pela diálise e o volume corpuscular médio dos glóbulos vermelhos se mantém praticamente constante, segue-se que as modificações no volume sanguíneo serão inversamente proporcionais às modificações do hematócrito. Por isso, a modificação do volume sanguíneo do paciente pode ser definida, em qualquer altura, durante o decurso do tratamento de diálise de acordo com a EQUAÇÃO 1. EQUAÇAO1 B V final Hctjnícial B V inicial Hctfinal

Onde: BVfmai = Volume Sanguíneo Final evitai = Volume Sanguíneo Inicial HCTfinai = Valor do Hematócrito Final

No aspecto clínico, no entanto, pode ser mais útil determinar a percentagem de modificação do volume sanguíneo de acordo com a EQUAÇÃO 2. EQUAÇÃO2 x 100%

Hctj - 1 Hctf 100% x BVf- BVi = BVi

Onde: BVf = Volume Sanguíneo Final BVj = Volume Sanguíneo Inicial HCTj = Valor do Hematócrito Inicial HCTf = Valor do Hematócrito Final É conhecida a utilização da modificação do hematócrito como medida da modificação real do volume sanguíneo que ocorre durante a diálise. No entanto, para que a relação entre modificação do hematócrito e a modificação do volume sanguíneo seja útil, o hematócrito deve ser controlado com precisão, continuamente e em tempo real, durante toda a sessão de tratamento por hemodiálise. Embora se consiga atingir a precisão por meio de meios técnicos elaborados, para serem clinicamente práticos, um hematócrito em tempo real e um controlo do volume sanguíneo deveriam ser fáceis de usar, poupar tempo do pessoal de enfermagem, funcionar de modo não invasivo e ser justificáveis em termos de custos.

Diversas técnicas empregues para controlar a modificação do volume sanguíneo intravascular, incluem, devido à ultrafiltração como função do valor do hematócrito, microcentrifugação, condutividade eléctrica e fotometria.

Na microcentrifugação é utilizada um microcentrifugadora para medir o hematócrito. Este processo é inadequado para controlar as modificações do volume sanguíneo em tempo real, devido à quantidade de tempo que decorre entre medições, ao grande potencial de erro de amostragem e de leitura e à necessidade de compensar adequadamente o plasma retido nas colunas de glóhulos vermelhos. Assim, devido à 6

natureza de trabalho intensivo da centrifugação das amostras de sangue do paciente numa base temporal, esta técnica é totalmente inadequada, pouco prática e demasiadamente cara para aplicação clínica em larga escala.

Numa tentativa para conseguir informação do hematócrito em tempo real, têm sido utilizadas medições por meio de condutividade eléctrica. As medições condutimétricas são, no entanto, adversamente afectadas por concentrações anormais do electrólito, de anticoagulante e de proteínas, os quais são todos prevalecentes entre os pacientes de diálise. Visto isso, esta técnica particular está também cheia de erros técnicos significativos.

As técnicas ópticas, embora geralmente não sejam afectadas pelos problemas acima referidos, têm sido susceptíveis a outras instabilidades. Estas incluem as variações da luz ambiente, os dispositivos de entubagem, as modificações do ritmo do fluxo sanguíneo, as pressões em linha e a saturação de oxigénio. Além disso, as fontes de luz usadas nas técnicas ópticas requerem uma calibragem frequente.

BREVE RESUMO DA INVENÇÃO

De acordo com a invenção, conforme realizada e largamente descrita aqui, a invenção dirige-se a um aparelho e a um sistema que incorpora o aparelho. O aparelho é uma cubeta extracorporal, descartável, através da qual passa um líquido que flui de forma pulsátil. A cubeta possui uma abertura de entrada, também chamada uma primeira conduta de fluido, e uma abertura de saída, também chamada uma terceira conduta de fluido. Entre a abertura de entrada e a abertura de saída existe uma conduta, também chamada uma segunda conduta de fluido, que se encontra em comunicação fluida com a abertura de entrada e a abertura de saída. A conduta tem duas paredes opostas, que apresentam uma separação predeterminada entre si. As duas paredes opostas constrangem pelo menos algum do fluido que flui de modo pulsátil através da conduta. A conduta possui também meios transdutores, que se 7 Ί

encontram localizados numa das paredes opostas. Os meios transdutores variam a separação predeterminada entre as duas paredes opostas em resposta a pulsações de pressão no fluido que flui de modo pulsátil.

Altemativamente, a conduta pode ser declarada como tendo meios, em contacto com o fluxo de fluido pulsátil nela contido, para fazer uma flutuação elástica com cada impulso do fluxo de fluido pulsátil presente dentro da conduta. A flutuação elástica é feita numa direcção, que é essencialmente normal ou perpendicular à direcção geral do movimento do fluido pulsátil que está a fluir dentro da conduta. A natureza elástica dos meios de flutuação garante o seu regresso à posição original após terem executado a flutuação. A conduta, também chamada a segunda conduta de fluido, é constituída por materiais que permitem que pelo menos dois comprimentos de onda predeterminados de radiação electromagnética, e preferivelmente quatro comprimentos de onda, passem transmissivamente através deles. Os materiais usados são, preferivelmente, de baixo custo, de modo que a cubeta seja económica, tanto para ser descartada depois de usada como para ser fabricada. É aqui pretendido que o termo “fluido” signifique altemativamente substâncias líquidas ou gasosas. É também aqui pretendido que “pulsátil” signifique erupções ou aumentos de pressão rítmicos ou cíclicos num fluido que flui sob pressão. O sistema que incorpora a cubeta destina-se a controlar a concentração de um constituinte biológico particular ou desejado. Preferivelmente, o fluido pulsátil que flui é o sangue de um paciente e a concentração de constituinte biológico desejado a ser controlado no sistema é a concentração de glóbulos vermelhos do sangue, também expressa como valor do hematócrito. O sistema preferível, em que o controlo da concentração do constituinte tem lugar, é um sistema de hemodiálise, em que o valor do hematócrito é controlado, tanto antes como depois do processo de limpeza do sangue, como um meio de obter a modificação do volume sanguíneo durante o processo de hemodiálise. g

Os cálculos de controlo da concentração do constituinte são executados por meio da utilização da técnica descrita no pedido de patente PCT com o número de série PCT/US93/03427 apresentado em 12 de Abril de 1993 e entitulado “SISTEMA E MÉTODO PARA O CONTROLO NÃO INVASIVO DO HEMATÓCRITO” (“SYSTEM AND METHOD FOR NONINVASIVE HEMATOCRITMONITORING ”), e é daqui em diante referida como A Técnica Incorporada.

A Técnica Incorporada, conhecida por espectrofotometria raciométrica diferencial não invasiva, é descrita como segue. Assume-se que a radiação incidente que passa para um tecido vivo passará através de uma combinação de compartimentos de sangue, tecidos, e líquido intersticial. A luz, atenuada por tais tecidos vivos pode ser expressa por meio da equação de Beer-Lambert modificada: τ_τ -(e (X+X >6 X+e Xxd+G 1 lo bavttji/ b a v t t j i) (2) A EQUAÇÃO (2) pode também ser escrita (2a)

In(I/I0) = -(eb (Xa + Xv) + et X» + e^d + G

Onde eb, et e e, representam o coeficiente de extinção, respectivamente no sangue, tecido e compartimentos de líquido intersticial; Xa e Xv representam a concentração do sangue arterial e venoso (Xb = Xa + Xv ), Xt representa a concentração dos absorvedores do tecido, e Xi representa a concentração relativa de água e de componentes dissolvidos no compartimento do líquido intersticial; d representa a separação intrasensores; e G é uma constante de configuração geométrica. À medida que a camada sanguínea pulsa, os termos da concentração modificam-se. O termo d pode ser fixado pela configuração geométrica do dispositivo. Tomando-sc os derivados parciais da equação (2) relativamente ao tempo e dividindo-os pela equação (2) obtém-se: dl/dt (3) =(eHaxa /at.+axv /at>+e, ax«/a,+ ei ax; /at> d+aG/at i 9 9

> S que pode ser simplificado em cada compartimento e comprimento de onda deixando-se que X = X/t,eG=G/t,e dllõt i λ para dar V=- λ ....... V.’x = (eb(X’a + X’v)+e,X’«+eiX’i)d+G’ (4) ,

Assumindo-se que X e G não variam significativamente ao longo do intervalo de tempo do impulso, então G =0 e X t =0 e a equação (4) pode ser simplificada para V\ = (eb(X’a+X’v)+eiX’i)d (5)

Examinando-se o transporte entre Xa e Xv, pode-se formar uma constante de proporcionalidade K, como seja Xv = KvXa, que representa a natureza reaccionária do componente venoso e reduz ainda mais a equação acima para ν\ = (eb (1 -Kv ) X’a +e;X’i) d (6)

Dado que Xa e Xj não são dependentes do comprimento de onda (λ), os valores de V* a diferentes comprimentos de onda podem ser subtraídos diferencialmente para produzir um termo hematócrito independente, o qual contém apenas informação ejX,. Embora o termo V gos/V mo forneça informação útil no que se refere às modificações no hematócrito, deverá reconhecer-se que o simples rácio V sos/V mo não é suficientemente preciso para a determinação do valor do hematócrito, a menos que o termo SjXj seja conhecido ou eliminado. Por exemplo, o termo e,X ísos pode ser ignorado, uma vez que ei805 é extremamente pequeno, enquanto que o termo e;X il3i0 é cerca 25%-50% do valor ebmo do próprio sangue e não pode, por isso, ser ignorado sem afectar a precisão.

As Figuras 15 e 19 sugerem que a combinação linear de V*. em λ = 805 nm e λ = 970 nm nunca terá um valor constante próximo para uma gama de valores Hct. Dado que os 10

coeficientes de extinção 6(805 e 6(970 são bem conhecidos, ou podem ser empiricamente determinados, pode verificar-se uma constante de proporcionalidade precisa Rj para produzir

Si970 X’i -V’970 -Ri V*805 (7)

Este termo de correcção pode agora ser aplicado com uma segunda constante de proporcionalidade R2 (onde R2 é aproximadamente igual a 6(1310 /6(970) para o termo V i3xo, a fim de remover exactamente a sua sensibilidade einioX i, e daí

Sbi3io(l -Kv)X’a —V’mo-R2(V’970-Ri V’go5) (8)

Este termo corrigido pode agora ser usado raciometricamente com V sos para remover o (l-Kv)Xa e deixar o rácio puro do coeficiente de extinção representado pela Equação (9) abaixo e graficamente mostrado na Figura 16.

Gb805 V’ 805 (9)

Sbl310 V’1310 ~ R2 ( V’970 Rl V’805)

Deverá notar-se que as assunções e requerimentos seguintes são essenciais nas determinações de hematócritos (mas no caso de oximetria de impulso esses requerimentos podem não ser do mesmo grau de significância). A. Muito embora os comprimentos de onda λ=805 nm e λ=1310 sejam de especificações quase iguais, a verdadeira função de 6 em relação ao Hematócrito, a cada comprimento de onda dado, deve conter a informação do hematócrito que seja diferente na curvatura, ou no afastamento, ou na linearidade, ou no sinal, da outra. Ver Figura 15. Se as funções e* não forem suficientemente diferentes em relação ao hematócrito, então o rácio 6bxi /ewa n**o conterá informação do hematócrito. Ver Figuras 20A e 20B e Figuras 21A e 21B. Muito embora a discussão anterior se refira aos comprimentos de onda de especificações iguais de λ=805 nm e λ=1310 nm, deverá considerar-se que outros comprimentos de onda de especificações iguais, tais como λ=570 nm, λ=589 nm e λ=1550 nm podem também ser utilizados. B. Além disso, os comprimentos de onda deverão ser selecdonados suficientemente perto uns dos outros, de tal modo que os comprimentos das passagens ópticas, d, sejam aproximadamente os mesmos. São preferidos comprimentos de onda mais longos, uma vez que apresentam menor sensibilidade à dispersão, s: sxl (10) ΊΓ C. A relação geométrica ou espacial dos emissores e dos sensores é importante. Por exemplo, se forem usados emissores alinhados verticalmente num dispositivo de medida do lóbulo da orelha, então o emissor mais elevado pode iluminar uma quantidade de tecido cheio de sangue diferente daquela que é iluminada pelo emissor inferior. Se apenas for usado um sensor, então haverá uma disparidade entre Xb a cada comprimento de onda. Além disso, a distância de separação espacial sensor - emissor é muito importante porque a pressão aplicada ao tecido, entre o sensor e os emissores afecta a cedência dos vasos arteriolares e capilares. Isso modifica ο X, uma vez que a pressão (ou a distância) muda. Esta modificação em X modula portanto a função νλ. Por isso, a distância da separação sensor - emissor deve ser tal que a pressão aplicada ao lóbulo da orelha, ponta do dedo ou outro membro do corpo, não afecte a função V*. Esta distância de separação do sensor é empiricamente determinada e deverá gerar menos de 40 mm Hg de pressão transparietal aplicada.

Um alinhamento horizontal dos emissores, em relação a um único sensor, pode ser disposto de modo que os emissores e os sensores iluminem e detectem regiões idênticas de Χχι e X^. É importante notar-se que o termo d, a separação sensor - emissor, será diferente entre λι e %z pelo coseno do ângulo entre o sensor e o emissor. Por isso, se ocorrer qualquer desalinhamento em relação ao normal, o termo d não se cancelará para obter a equação (9). 12

A disposição preferida é aquela em que todos os emissores (660, 805, 950 e 1310 nm) estão colocados no mesmo substrato. Isto é preferido porque os emissores iluminarão então praticamente a mesma região Xb- D. No caso da espectrofotometria de reflectância, é necessária uma abertura para o sensor e para cada emissor. É também necessária uma separação sensor - emissor, de modo que a reflectância da primeira camada de tecido, Rt, (uma camada de epitélio não sanguínea) não exagere ainda mais um efeito de dispersão múltipla, isto é, a reflectância total, R, medida conteria também informação espúria da reflectância da camada epitelial, onde: R = Rt +- (11) (1- Rb · Rt) onde R é a reflectância total, Rt é a reflectância devida à primeira camada de tecido epitelial, Rb é a reflectância devida à camada de sangue, e Tt é a transmissão através da primeira camada de tecido.

As equações de reflectância que descrevem Rt ou R* devem ser agora a soma do total da luz que o sensor detecta, isto é:

Rb — JfJ(função origem) (função dispersão) (12)

Embora a equação (9) descreva a teoria do dispositivo não invasivo de hematócrito, as quatro assunções (A-D) são importantes para a repetibilidade e precisão do funcionamento do dispositivo hematócrito.

Assumindo-se que os itens A a D foram adequadamente tratados, (9) toma-se: (13) 6bXl _ (si + ki) ^hU (S2 + k2) onde s é uma constante de dispersão e k é uma constante de absorção, e onde no sangue completo: 13

s = σ5 Hct(l-Hct) (14) k = σ3 Hct (a comprimentos de onda de especificações iguais) (15) onde as é o corte perpendicular da dispersão eoaéo corte perpendicular da absorção.

Do exposto anteriormente retira-se que e, o coeficiente de extinção, não é uma simples função do coeficiente de absorção, k, normalmente determinado em soluções puras. Ele contém antes um termo de difusão ou de dispersão, s, o qual deve ser considerado num meio de solução não pura, como seja sangue completo e tecido.

Finalmente, substituindo-se por (14) e (15) em (13): (16) exi _ asi (1-Hct) + aa] eu σδ2 (1-Hct)+ Oa2

Por isso, o rácio ej.i /eu é uma função do hematócrito. Da Figura 16, pode ser obtida uma tabela de referência ou uma equação de ajustamento da curva polinómica e ser utilizada na apresentação final dos resultados do hematócrito. Conhecendo-se o verdadeiro valor do hematócrito, é fácil de ,ver (Figura 14) que um comprimento de onda a 660 nanómetros pode ser escolhido para se obter um rácio e do qual é derivado o valor de saturação de oxigénio, independente do hematócrito. Por exemplo, a equação (16) tomar-se-ia: eb660 Os660 (1-Hct) + Oa660 + Sa C>2 (σ3Ο660 -<3ai66o) ---— (17) eb805 °s805 (1-Hct) + nag05 + Sa 02 (CTao805 'Oaseos) A equação (17) mostra simultaneamente a dependência mútua do hematócrito e da saturação de oxigénio. A Figura 18 demonstra graficamente a necessidade de um dispositivo de saturação do sangue independente do hematócrito. À medida que o valor do hematócrito ou a 14

percentagem da saturação de oxigénio diminuem, o erro de percentagem de saturação toma-se inaceitável para utilização clínica. Não é invulgar, por exemplo, ver pacientes com um hematócrito baixo (cerca de 20%) que também têm problemas respiratórios (baixa saturação de oxigénio). Portanto, o clínico necessita simplesmente de valores de saturação de oxigénio mais precisos.

Conhecendo-se os valores do hematócrito e da saturação de oxigénio, o cálculo do Conteúdo de Oxigénio é trivial, e pode ser apresentado directamente (um valor até aqui indisponível para o clínico como resultado não invasivo, contínuo, em tempo real): [Conteúdo de Oxigénio] = Hct · Sa02 · K (18) em que K é uma constante determinada empiricamente.

Referindo-nos às equações (16) e (9) deve ser tomada uma decisão pelo computador quanto à possibilidade de utilizar a aproximação de expansão de Taylor para o logaritmo. Este algoritmo é mantido nos programas como uma decisão de qualificação para os algoritmos de estabelecimento de médias e de leitura. A aproximação de Taylor apenas é válida para pequenos valores I/t.

As técnicas acima descrevem condições e equações em que são escolhidos comprimentos de onda de especificações iguais, de tal modo que o valor hematócrito obtido não tenha qualquer interferência da saturação do oxigénio, portanto um valor do hematócrito determinado independentemente.

Pode-se, no entanto, escolher também (o comprimento de onda de referência) na equação (13) a 1550 nm. Na região de radiação de 900 a 2000 nm, os coeficientes de absorção do sangue dependem do hematócrito e da água, enquanto que a 805 nm o coeficiente de absorção do sangue apenas depende do hematócrito. Por isso, utilizando-se em combinação, comprimentos de onda de 660, 805, e 1550 fornecerão também uma técnica para determinar o hematócrito (€8os /£1550) e a saturação de oxigénio (€660 /e 805). A presente invenção pode ser aplicada à determinação de outros componentes (incluindo, mas sem se limitar a eles, a glicose ou o colesterol) em qualquer gama do espectro electromagnético em que possam ser utilizadas as técnicas espectrofotométricas.

Os cálculos da concentração dos constituintes , descritos na Técnica Incorporada, são executados sobre dados derivados por meio da passagem de múltiplos comprimentos de j onda de luz através da conduta de sangue extracorporal ou de uma parte do corpo de um paciente. São igualmente descritos e fornecidos pela Técnica Incorporada meios para fornecer e detectar esses múltiplos comprimentos de onda de luz e para analisar as diversas intensidades de luz detectadas. A disposição espacial, tanto para detectar como para emitir a luz, é pormenorizada de modo a proporcionar a repetibilidade óptima dos sinais e dos dados dela derivados. Finalmente, são incluídos meios de memória e de cálculo, os quais são capazes de armazenar, manipular, apresentar e imprimir os sinais detectados de uma variedade de maneiras. A Técnica Incorporada permite a um utilizador final, enfermeira, clínico, ou paciente, garantir um valor desejado da concentração de constituintes biológicos, tais como o valor do hematócrito, o valor da saturação de oxigénio, ou o valor do conteúdo de oxigénio, por meio da apresentação dos mesmos sob a forma de valores digitais em tempo real.

Embora o aparelho da presente invenção seja preferivelmente aplicável na área da diálise renal, ele pode também ser empregue na cirurgia cardiovascular ou noutros campos da medicina em que o sangue se encontre presente em tubagens extracoiporais. Nestes ambientes, a presente invenção deriva o valor do hematócrito, a saturação do oxigénio no sangue, o conteúdo de oxigénio do sangue, e a mudança do volume do sangue. Estas derivações são todas feitas, por intermédio da presente invenção, sem necessidade de uma amostra de sangue estagnado, obtida de modo invasivo. Vantajosamente, a derivação do valor do hematócrito em tais casos proporciona determinações repetíveis e fiáveis, de forma não invasiva e continuamente, do valor do hematócrito de um paciente, independentemente do estado da perfusão ou da saída cardíaca do paciente. 16

BREVE DESCRIÇÃO DOS DESENHOS A fim de se compreender mais completamente a maneira pela qual são obtidas as vantagens acima referidas e outras da invenção, será fornecida uma descrição mais particular da invenção, com referência a formas de realização específicas da mesma, as quais estão ilustradas nos desenhos anexos. No entendimento de que estes desenhos apenas representam formas de realização típicas da invenção e não são, por isso, consideradas como limitando o seu âmbito, a invenção, na sua forma actualmente entendida como melhor para fazer·· e usar a mesma, será descrita com especificidade e pormenor adicionais através da utilização dos desenhos juntos, em que: A Figura 1 é uma vista de um ambiente de um paciente submetido a tratamento de hemodiálise e mostra um sistema que incorpora princípios de uma forma de realização actualmente preferida da invenção, incluindo um par de cubetas que têm nelas componentes de espectrofotometria. A Figura 2 é uma vista ampliada em perspectiva, e em corte parcial, de uma cubeta representada na Figura 1. A Figura 3 é uma vista em perspectiva da Figura 2, com os diversos componentes respectivos desligados. A Figura 4 é uma vista explodida da cubeta mostrada na Figura 3. A Figura 5 é uma vista em corte perpendicular, tomada ao longo da Linha de Corte 5-5 da Figura 3. A Figura 6 é uma vista em corte perpendicular, tomada ao longo da Linha de Corte 6-6 da Figura 3, a qual mostra as passagens do fluxo de fluido dentro da cubeta. A Figura 7 é uma vista em corte perpendicular, tomada ao longo da Linha de Corte 7-7 da Figura 3. 17 A Figura 8 é uma vista em corte perpendicular aberto, tomada ao longo da Linha de Corte 8-8 da Figura 2, que representa a radiação a quatro (4) comprimentos de onda, em direcção a uma parede flexível, dentro da cubeta, A Figura 9 é uma vista explodida de uma forma de realização alternativa da cubeta mostrada na Figura 3. À‘Figura 10 é uma vista em corte perpendicular aberto de uma forma de realização alternativa da cubeta, tomada ao longo da Linha de Corte 8-8 da Figura 2, que representa a radiação para quatro (4) comprimentos de onda dirigidas em direcção a uma membrana flexível de silicone dentro da cubeta. A Figura 11 é o gráfico do rádo ebi / eb2 em relação ao Hematócrito, sendo ebi o coeficiente de extinção do sangue completo na radiação com um primeiro comprimento de onda de radiação e sendo &bi o coeficiente de extinção do sangue completo a uma radiação de um segundo comprimento de onda de radiação, em que os primeiro e segundo comprimentos de onda são comprimentos de onda com especificações iguais tais como a da Figura 11 que representa uma forte função do hematócrito. A Figura 12 representa as relações físicas variáveis entre as dimensões componentes da cubeta representada na Figura 8, incluindo a espessura da camada de sangue e as modificações na mesma (d e Ad, respectivamente), a espessura da membrana descartável (T) e a área da membrana (A). A Figura 13 representa o erro na aproximação ΔΙ/Ι como uma função das modificações Ad na espessura da camada de sangue (d) dentro da cubeta. A Figura 14 é um gráfico que mostra os coeficientes de absorção óptica de oxiemoglobina (Hb02), hemoglobina reduzida (Hb), e água (H20) em relação ao comprimento da onda. A Figura 15 é um gráfico que mostra a relação entre o coeficiente de extinção da luz a três comprimentos de onda diferentes, em relação ao hematócrito para o sangue completo. A Figura 16 é um gráfico que mostra a relação entre o rácio dos coeficientes de extinção de dois raios que possuem comprimentos de onda diferentes, em relação ao hematócrito

As Figuras 17Α-17Ε fornecem um fluxograma, que mostra os passos levados a efeito, durante um método actualmente preferido da Técnica Incorporada, com utilização de um componente pulsátil do fluxo de sangue do sujeito, para proporcionar valores precisos do hematócrito e da saturação do oxigénio do sangue. A Figura 18 é um gráfico, que mostra a variação da saturação de oxigénio como função do hematócrito. A Figura 19 é um gráfico da ebsos/e^o em relação ao Hematócrito.

As Figuras 20A-20B são gráficos de e em relação ao Hematócrito, em dois comprimentos de onda não preferidos e ei /e2 em relação ao Hematócrito nesses comprimentos de onda não preferidos.

As Figuras 21A-21B são gráficos de e em relação ao Hematócrito a dois comprimentos de onda não preferidos e 61 /e2 em relação ao Hematócrito a esses comprimentos de onda não preferidos.

DESCRIÇÃO PORMENORIZADA DAS FORMAS DE REALIZAÇÃO

PREFERIDAS A presente invenção contempla um sistema e um aparelho dele constante para determinar a concentração de um constituinte biológico, que se encontra presente no sangue de um paciente submetido a tratamento de hemodiálise. 19 ~Ν / 1. Ο Sistema Ο processo e ο ambiente genérico da hemodiálise são vistos na Figura 1 e foram descritos acima. Um resumo deste processo é que o paciente 200, cujos rins estão a funcionar abaixo do normal, é dialisado. O sangue sujo flui de uma artéria do paciente 200 para a 140 e depois para o dialisador 130. O sangue sujo flui para dentro do dialisador 130 a partir do catéter de entrada 122, e depois o sangue limpo flui para fora do dialisador 130 por intermédio do catéter de saída 124, de volta ao paciente 200. ' É preferível que a bomba 140 faça com que o sangue que flui para dentro, através e para fora do dialisador 130, flua de modo pulsátil.

Instalados em ambos os extremos do dialisador 130 encontram-se meios de espectrofotometria para definir uma passagem do fluxo sanguíneo, a fim de emitir radiação para o interior do sangue contido na passagem do fluxo e para detectar a radiação que passa através, tanto do sangue como da passagem do fluxo. Os meios de espectrofotometria incluem meios de cubeta para definir a passagem do fluxo sanguíneo, e meios emissores/detectores, para dirigir e detectar a radiação. Dentro dos meios emissores/detectores encontram-se simultaneamente meios de emissão, para dirigir a radiação e meios detectores, para detectar a radiação.

Na forma de realização preferida, conforme mostrada nas Figuras 3 e 8, um exemplo dos meios emissores/receptores é representado pelo aparelho emissor/receptor 100. Um exemplo dos meios de emissão é indicado por um fotoemissor 102. O aparelho emissor/detector 100 possui também meios de detecção, um exemplo dos quais está representado como um fotodetector 104. Um exemplo dos meios de cubeta é mostrado nas Figuras 3 e 8, como cubeta 10. O aparelho emissor/detector 100 permite a detecção pelo fotodetector 104 da porção de radiação que é dirigida pelo fotoemissor 102 para a cubeta 10 e passa através tanto do sangue nela contido como da cubeta 10.

Conforme mostrado nas Figuras 2 e 8, uma cubeta 10 está instalada em ambas as extremidades do dialisador 130. Cada cubeta 10 tem um fotoemissor 102 e um fotodetector 104 nela instalado. Na forma de realização do sistema preferida , o fotoemissor 102 e o fotodetector 104 são mostrados como sendo mantidos juntos por meio de uma pinça tipo C carregada por mola num aparelho fotoemissor/detector 100.

Os meios emissores/detectores estão electricamente ligados a meios de cálculo. Numa forma de realização preferida do' sistema, um exemplo de meios calculadores encontra-se representado na Figura 1 como o computador 150, o qual se encontra electricamente ligado ao fotoemissor 102 e ao fotodetector 104 no aparelho emissor/detector 100, por meio do cabo 120. O catéter de entrada 122, leva o sangue para a cubeta 10, situada antes da abertura de entrada 230 do dialisador 130. O aparelho emissor/detector 100 na abertura de entrada 230 do dialisador 130, sujeita o sangue nele contido à radiação com pelo menos dois comprimentos de onda de radiação electromagnética, para fins de análise através de espectrofotometria, de modo que a concentração de um desejado constituinte biológico possa ser obtida. Cada um dos fotodetectores 104, tanto na abertura de entrada 230 como na abertura de saída 240 do dialisador 130, comunica a radiação detectada, de pelo menos um primeiro e um segundo comprimentos de onda, através do cabo 120, para o computador 150. O computador 150 calcula, tanto antes como depois da diálise, as concentrações do constituinte biológico procurado ou desejado. O computador 150 apresenta então, respectivamente num primeiro visor 152 e num segundo visor 154, a concentração do constituinte biológico obtida, em representações analógicas ou digitais. Os meios de cálculo, aqui mostrados, por exemplo, como o computador 150, tem preferivelmente a capacidade múltipla de computação simultânea em tempo real e apresentação dos valores do hematócrito e da saturação de oxigénio, bem como da percentagem de modificação do volume do sangue num paciente submetido a hemodiálise. 21

A escolha e predeterminação dos comprimentos de onda da radiação baseia-se no constituinte biológico do qual se deseja determinar o valor de concentração. O fotoemissor 102 preferivelmente emite e o fotodetector 104 preferivelmente detecta, quatro (4) comprimentos de onda predeterminados para as técnicas de espectrofotometria ensinadas na Técnica Incorporada. Em conformidade com isso, a cubeta 10 será preferivelmente constituída por materiais que permitam aos quatro (4) comprimentos de onda predeterminados de radiação directa, que passem através deles. 2. O Aparelho a) Uma Forma de Realização Preferida

Na forma de realização actualmente preferida, um exemplo dos meios de cubeta é a cubeta descartável para fluidos 10, das Figuras 1 a 8. A entrada e a saída para a cubeta, estão respectivamente indicadas em 16 e 18, entre as quais se situa uma porção de formato cilíndrico da cubeta 10, aqui chamada a conduta, ou altemativamente a segunda conduta de fluido.

Conforme se mostra na Figura 4, existe um conjunto de compartimento superior 12 que é montado sobre o conjunto de compartimento inferior 8, de modo a formar a cubeta 10. O conjunto de compartimento superior 12 pode ser instalado sobre o conjunto de compartimento inferior 8 por meio de um elemento adesivo. Outros e equivalentes meios, como sejam soldadura por fricção ou soldadura ultra-sónica podem também ser empregues. O propósito de selar adequadamente o compartimento superior 12 contra o compartimento inferior 8 é criar entre eles uma ligação impermeável e selada aos fluidos, de modo que os fluidos conduzidos através da cubeta 10 não se escoem, infiltrem, ou ressumam nos pontos de ligação entre o compartimento superior 12 e o compartimento inferior 8. O compartimento inferior 8 possui pegas ou abas 14 por meio das quais a cubeta 10 pode ser manualmente movimentada. A conduta incorpora meios transdutores. Conforme se disse, os meios transdutores variam a separação predeterminada entre as duas paredes opostas, com cada pressão de pulsação no fluido. Na forma de realização presentemente preferida, um exemplo dos 22

meios transdutores encontra-se representado nas Figuras 4, 5,7 e 8 como parede 30, que possui uma parede 32 oposta a ela. O fluxo pulsátil de fluido, corre na conduta, no interior da zona limitada, entre uma parede vertical 46 e as paredes opostas 30 e 32. O fluido contido na conduta assume as passagens de fluxo indicadas pelas setas 40 e 42 na Figura 6. A passagem do fluxo vista na Figura 8 em 44, a qual descreve o fluxo do fluido quando entra na abertura de entrada 16, para o interior da conduta, assumirá a passagem de fluxo 40 no interior da área 36 ou, altemativamente, assumirá a passagem do fluxo 42, no interior da área 34. O fluido que corre entre as paredes opostas 30 e 32 é descrito pela área indicada por 36. A Figura 12 representa a área 36 por Ά\ O fluido que corre fora das paredes opostas 30 e 32 flui na direcção indicada pela seta 42 na área marcada como 34 nas Figuras 6 e 7. O volume do fluido na área 34 é, preferivelmente, maior do que a da área 36. A abertura de entrada 16 e a abertura de saída 18 encontram-se alinhadas linearmente em ambos dos lados da conduta e partilham um eixo longitudinal comum que passa entre elas. A conduta cilíndrica entre a abertura de entrada 16 e a abertura de saída 18 tem um eixo longitudinal que passa através de paredes opostas 30, 32, que é normal ao eixo comum das aberturas de entrada 16 e saída 18. A Figura 12 representa a parede 30 como a espessura da membrana ‘Τ’. Conforme se mostra na Figura 8, a parede oposta 30 é, preferivelmente, mais fina do que a parede oposta 32. À medida que o fluido contido na passagem de fluxo 44 faz uma erupção pulsante de pressão, a parede oposta 30 flecte para uma forma arqueada, enquanto que a parede oposta 32 se mantém relativamente imóvel. A deformação da parede 30 está representada pela linha de flexão 62 vista na Figura 8. Depois da pressão de pulsação do fluido contido na passagem de fluxo 44, a parede 30 regressa à sua posição mostrada a tracejado, dc modo que α separação entre a parede 30 e a 32 é indicada pela distância 60. A relação entre a distância 60 e a linha de flexão 62 encontra-se graficamente representada na Figura 12, respectivamente por d e Ad.

Conforme referido, a parede 30 é um exemplo dos meios transdutores. Outros meios transdutores que funcionem de modo equivalente poderão ser incorporados na conduta, de modo que a distância, representada pela linha 60 na Figura 8, entre as paredes opostas 30 e 32, possa ser variada. A título de exemplo, e não a título de limitação, os meios transdutores poderão ser construídos essencialmente de silicone. Altemativamente, uma pequena secção da parede oposta 30 poderá ser construída de modo a variar a distância entre as paredes opostas 30, 32. Uma tal porção pode ser pressionada por meio de molas ou ter outros meios flexíveis para fazer a pequena porção da parede 30 voltar à sua posição original de menor pressão, anterior ao impulso. Numa tal forma de realização, a parede oposta 30 não necessita de ser mais fina do que a parede oposta 32. A Figura 8 representa passagens ópticas 64, 66, 68,e 70 de radiação electromagnética dirigida, a quatro (4) comprimentos de onda diferentes. Cada um dos comprimentos de onda é seleccionado para compatibilidade espectrofotométrica com um constituinte biológico específico no fluxo do fluido pulsátil. Conforme descrito, a porção detectada da radiação dirigida é usada para obter o valor da concentração com a utilização da Técnica Incorporada. Os comprimentos de onda podem ser fixados no aparelho emissor/detector 100 ou podem ser estabelecidos por meio do ajustamento do computador 150, onde o fotoemissor 102 e o fotodetector 104 são dinamicamente ajustáveis quanto ao comprimento de onda pelo computador 150. A parede oposta, na conduta que incorpora os meios transdutores, tem também meios para receber meios de emissão que se projectam da parede. A outra das paredes opostas possui meios para receber meios detectores. Na forma de realização actualmente preferida, os meios para receber um fotoemissor estão indicados nas Figuras 3, 4, 5 e 7, como a combinação de uma primeira superfície em forma de anel 22 com uma segunda superfície em forma de anel 24, as quais se alongam ambas a partir da parede oposta 30. As duas superfícies em forma de anel 22 e 24 são buriladas para aceitar o fotoemissor cilíndrico 102, mostrado nas Figuras 2, 3 e 8. 24 )

De uma para a outra das paredes opostas estendem-se meios para receber meios receptores. Na forma de realização actualmente preferida, a superfície em forma de anel 26 é concêntrica com as superfícies em forma de anel 22 e 24 e projecta-se da parede oposta 32, de modo a aceitar o fotodetector cilíndrico 104.

Quanto à cubeta 10, é preferível que as superfícies em forma de anel 22 e 24 sejam concêntricas uma em relação à outra e sejam concêntricas com a superfície em forma de anel 26, e que a superfície em forma de anel 22 tenha um diâmetro interno menor.do que a superfície em forma de anel 24.

Uma forma de realização alternativa da cubeta inclui meios que respondem aos impulsos de pressão do fluido que corre através da conduta e que atenuam as variações da separação predeterminada entre duas paredes opostas. Um exemplo desta forma de realização alternativa está representado nas Figuras 9 e 10, em que a flexão de uma membrana ou diafragma 30a é atenuada pela bolsa de ar 12b. O diafragma 30a pode ser constituído de silicone que possui uma espessura preferida de cerca de 0,5 mm (0,020 de polegada), ou então PVC ou PETG com uma espessura preferida de cerca de 0,127 mm (0,005 de polegada). Outros diafragmas tipo silicone, com a espessura apropriada, são também capazes de um desempenho semelhante e; como tal são considerados equivalentes. O diafragma 30a tem uma periferia circular 30b que está encaixada num compartimento 12a e no compartimento inferior 8a, os quais são, de preferência, constituídos por plásticos de grau medicinal e ensanduicham o diafragma de silicone 30a entre eles. O compartimento superior 12a tem uma superfície convexa 12c virada simultaneamente para a parede 32a e para a membrana de silicone 30a. A superfície convexa 12c é um lado de uma terceira parede, onde a membrana de silicone 30a e a parede 32a formam as primeira e segunda paredes. O sangue flui circularmente na área 34a e semi - linearmente na área 36a. À medida que o sangue pulsa, a membrana de silicone 30a flecte a partir da distância 60a, num 25 incremento de 62a, enquanto que a parede 32a e a superfície 12c ficam relativamente imóveis. A membrana de silicone 30a é um exemplo de um transdutor, que varia a espessura da separação predeterminada da passagem do fluxo sanguíneo, na conduta, com cada impulso de pressão. A presença da bolsa de ar 12b atenuará a flexão da membrana de silicone 30a, à medida que ela é movimentada pela pressão das pulsações do fluido. A bolsa de ar 12b é, preferivelmente, hermeticamente fechada por meio da formação de uma ligação impermeável ao ar entre o compartimento inferior 8a, o compartimento superior 12a e a periferia circular da membrana de silicone 30b. A bolsa de ar 12b e o diafragma 30a no compartimento superior 12a, numa forma de realização alternativa, não ilustrada nas Figuras, podem ser completados por uma segunda bolsa de ar oposta e situada simetricamente (não representada) e por um segundo diafragma flexível (não representado) no compartimento inferior 8a, de modo que a conduta possua dois diafragmas flexíveis e duas bolsa de ar. A segunda bolsa de ar seria formada numa depressão da parede 32a, sobre a qual o segundo diafragma flexível se dispõe de uma maneira semelhante à que, na Figura 10, se apresenta a disposição do diafragma flexível 30a e da bolsa de ar 12b na parede 12c. Em tal forma de realização alternativa da cubeta da invenção, o sangue flui em contacto com e entre as duas membranas flexíveis. As pressões pulsáteis do sangue que flui faz com que ambos os diafragmas flexíveis flictam. A flexão, em cada um dos diafragmas flexíveis, é atenuada pela respectiva bolsa de ar.

Como outra forma de realização alternativa da cubeta da invenção, a conduta possui apenas o diafragma flexível 30a e uma única bolsa de ar 12b, conforme representado na Figura 10 e apresenta também uma modificação da parede rígida 32a, para ter uma pluralidade de pequenos furos ou microestrias, na sua superfície interior em relação à conduta, de modo que os furos estão em contacto com o sangue que flui através da conduta. Os furos, sendo de diâmetro relativamente pequeno, são virtualmente impermeáveis ao sangue que corre através da conduta, mas no entanto servem para atenuar a força e absorver alguma da pressão dos impulsos do fluxo de sangue pulsátil. 26

O amortecimento pneumático nas microestrias diminui a distância de flexão 62a e reduz tanto a aceleração como a velocidade do diafragma flexível 30a, quando este se move entre as suas posições extremas, na distância 60a e na distância 62a.

Nas duas formas de realização alternativas e não ilustradas anteriores, o amortecimento pneumático adicional na cubeta da invenção serve para aumentar ainda mais a precisão das leituras de espectrofotometria por meio da redução do movimento de salto e flutuação'dó diafragma flexível durante os ciclos pulsáteis do sangue. , -., , .---

As superfícies em forma de anel 24a e 26a alongam-se, respectivamente, a partir da terceira parede na superfície 12c, e da segunda parede 32a. De modo semelhante ao que está representado na Figura 8, os comprimentos de onda 64a, 66a, 68a e 70a passam transmissivamente através da membrana 30a, do fotoemissor 102 para o fotodetector 104. A bolsa de ar 12b é, preferivelmente, hermeticamente selada por meio da formação de uma ligação impermeável ao ar, entre o compartimento inferior 8a, o compartimento superior 12a e a periferia circular da membrana de silicone 30b.

As superfícies em forma de anel 24a e 26a, alongam-se, respectivamente, a partir da terceira parede na superfície 12c e da segunda parede 32a. De modo semelhante ao representado na Figura 8, os comprimentos de onda 64a, 66a, 68a e 70a passam transmissivamente através das membranas 30a, do fotoemissor 102 para o fotodetector 104.

Outros meios para receber meios de emissão e meios de detecção são contemplados e não necessitam de ser superfícies em forma de anel. Tais meios podem ser uma estrutura que suporte os meios emissores e os meios detectores em apertada proximidade com os meios de cubeta, de modo a serem especialmente apropriados para a Técnica Incorporada. 27

Na abertura de entrada 16 da cubeta 10 existe uma ligação de rosca 80 e na abertura de saída 18 da cubeta 10 existe uma ligação roscada 82. As ligações roscadas 80 e 82 estão ligadas, respectivamente, aos catéteres 110 e 112. Os catéteres 110 e 112 são integrais com a instalação da cubeta 10 na abertura de entrada 230 e na abertura de saída 240 do dialisador 130. São contempladas outras formas de realização equivalentes da cubeta. No entanto, a partir das matemáticas descritas na Técnica Incorporada, toma-se claro que outras formas de realização da cubeta num sistema extracorporal requerem uma conduta em que o sangue flua sem impedimentos e constantemente. A conduta deverá ter as suas dimensões equilibradas quanto à espessura da camada de sangue na conduta (como seja a distância 60 na Figura 8), à espessura da membrana flexível na conduta (como seja a parede 30 na Figura 8), e à área da membrana flexível (como seja a área 36 na Figura 6). Cada um destes parâmetros é empiricamente ajustado, conforme representado na Figura 12, de modo que a electrónica, conforme declarado na Técnica Incorporada, forneça sinais de impulso de CA, a fim de se utilizar ο ΔΙ/Ι nas EQUAÇÕES B e C, abaixo. b) Variáveis Estruturais da Cubeta

Diversas características físicas de formas de realização alternativas da conduta da invenção serão discutidas abaixo. i) Os Meios Transdutores

Os meios transdutores modular-se-ão com cada ciclo da bomba dos meios de bomba, como seja a bomba 140 da Figura 1, para produzir um pequeno Ad (como seja a linha de flexão 62 na Figura 8) como o das EQUAÇÕES A, B e C abaixo, são excitados para a notação et,i /¾ (ver Figura 1, a título de exemplo). Uma explicação superficial das matemáticas, mais completam ente explicadas na Técnica Incorporada, é como segue: A Equação de Beer-Lambert é a base teórica da Técnica Incorporada, conforme mostrado pela EQUAÇÃO A. í

EQUAÇÃOA

I = Ioe-e.x«HG

Onde: G = Factor variável de alongamento da passagem óptica I = Intensidade Medida Io= Intensidade Incidente ' ^ s = Coeficiente de Extinção do Meio x = Concentração do Meio d = Espessura do Meio

Na aplicação hemodinâmica prática da EQUAÇÃO A, à medida que a camada de sangue d (como seja a distância 60 na Figura 8) pulsa, devido aos meios de bomba (como seja a bomba 140 na Figura 1), a concentração x mantém-se constante, mas a camada de sangue d (como seja a distância 60 na Figura 8) modificar-se-á por Ad ( tal como a linha de flexão 62 na Figura 8) devido aos meios transdutores (tais como a parede 30 na Figura 8). Assim, tomando os derivados parciais da EQUAÇÃO A em relação ao tempo e depois dividindo a EQUAÇÃO A por si mesma, darão a EQUAÇÃO B.

EQUAÇÃO B - Õl/Õt = eb · x · ôd I dt

Onde: õd»Ad

W

ÕY cS-» ΔΙ/Ι

T e sb = coeficiente de extinção do sangue completo. 29 / A fira de obter o resultado na EQUAÇÃO B, G é assumido, na EQUAÇÃO Ã, como sendo negligenciável devido às dimensões fixas da conduta.

Como aplicação prática da EQUAÇÃO B, suponhamos que dois comprimentos de onda, tais como 805nm e 1300 mn, que são ambos comprimentos de onda de especificação igual, são agora escolhidos, como foi feito na Técnica Incorporada. A Técnica Incorporada pede um rácio a ser retirado da EQUAÇÃO B, no primeiro comprimento de onda, em relação à EQUAÇÃO B, no segundo comprimento de onda. Assim, o rácio de ΔΙ/Ι no comprimento de onda 1 para o rácio ΔΙ/Ι no comprimento de onda 2, resulta no cancelamento de ambos os Ad e x, deixando apenas ebi /e^ na EQUAÇÃO C.

EQUAÇÃO C (AIfl)i ebi (ΔΙ/Γ)2 eb2

Onde: ebn= Coeficiente de extinção em sangue completo no enésimo comprimento de onda; e n = Comprimento de onda. A vantagem de seleccionar estes comprimentos de onda como tal é que, nesses comprimentos de onda, o rácio dos coeficientes de extinção, ebi /eb2, será uma forte função do hematócrito no fluxo pulsante de sangue que passa através da cubeta. Esta função forte é graficamente visível na Figura 11. A Técnica Incorporada é vantajosa pelo facto de diversos termos das matemáticas das equações acima se eliminarem a si mesmos, conforme se mostra nas EQUAÇÕES B e C, simplificando assim dramaticamente a determinação da concentração de um constituinte biológico no fluido pulsátil que corre. Conforme referido, um componente de princípio que é eliminado é a concentração x, a qual se divide por si mesma na 30

proporção. Adicionalmente, o termo I0 cancela-se na EQUAÇÃO B, onde I0 é õ termo para a intensidade incidente. (ii) Asas ou Manípulos

As asas ou manípulos, como sejam as asas 14 nas Figuras 3 a 6, são preferivelmente delgadas para permitir a instalação da cubeta em áreas onde existe um encaixe apertado para facilitar a ligação da mesma à tubagem do sangue. As asas ou manípulos- diminuem também o potencial de ocorrência de impressões digitais na membrana flexível, como seja na parede 30 da Figura 8. (iii) Volume do Fluxo na Cubeta

De preferência a cubeta manterá um fluxo de sangue adequado através da membrana flexível, ao mesmo tempo que permite o maior volume do fluxo através da área anular exterior, um exemplo da qual é a parede 30 com a passagem de fluxo 40, em relação à parede vertical 46 e à passagem de fluxo 42. Uma construção com esta disposição evita a turbulência no interior da conduta, diminui a velocidade imediatamente por baixo do sensor da membrana flexível e reduz a sensibilidade à cadência do fluxo dentro da conduta. (iv) A Membrana Flexível A rigidez da membrana flexível depende da espessura da membrana e da sua área. Tal rigidez minimiza o movimento absoluto de d, o qual é a espessura do sangue que corre através da cubeta, como seja a distância 60 na Figura 8 ou 60a na Figura 10, e portanto a sua variação com a pressão estática. Preferivelmente a membrana será suficientemente flexível para permitir Ad, como a linha de flexão 62 na Figura 8, com cada ΛΡ, que é a mudança na pressão devida a uma pulsação no fluxo de fluido. Esta ΔΡ facilita a ocorrência do rácio ΔΙ/Ι da EQUAÇÃO C , e portanto a eliminação, por cancelamento matemático, da variável IDn EQUAÇÃO B. 31 -li

Por essa razão, a fim de a cubeta descartável extracorporal da invenção funcioi^ár de uma maneira eficaz, é importante que haja uma modificação, Ad, de d, como sejam respectivamente a linha de flexão 62 e a linha de distância 60, na Figura 8, ou tais como a linha de flexão 62a e a linha de distância 60, respectivamente, na Figura 10. Preferivelmente, Ad será uma função da espessura absoluta d da amostra de sangue, da espessura da membrana, da área ou do diâmetro da membrana, da modificação da pressão devida aos impulsos no fluido e à sua mudança de pressão de pico a pico, ou à pressão absoluta, e do volume total do módulo elástico do plástico, do qual a membrana flexível e a cubeta são, preferivelmente, construídas. Estes parâmetros permitem o Ad da membrana flexível dentro da conduta, de tal modo que a ΔΙ/Ι na EQUAÇÃO C seja operável, de que um exemplo está representado na Figura 12. A Figura 13 mostra o erro a partir do valor verdadeiro se Ad for impropriamente seleccionado.

3. ASPECTOS ELECTRÓNICOS DO SISTEMA

Os componentes electrónicos descritos na Técnica Incorporada são essencialmente os mesmos que seriam usados aqui no que se refere aos circuitos integrados, ãos fotoemissores e aos fotodetectores. Esquemas digitais e sensores electrónicos semelhantes seriam também aqui utilizados em conjunto com a invenção presentemente descrita.

4. DETERMINAÇÃO DO VOLUME SANGUÍNEO A fim de se utilizarem as equações aqui apresentadas e na Técnica Incorporada, a determinação da mudança do volume sanguíneo intravascular durante a hemodiálise, por meio da utilização do valor do hematócrito, exige que seja tomada a assunção que se segue. No caso de diálise renal, à medida que o sangue vai passando pela membrana dialisadora, assume-se que nenhuns glóbulos vermelhos passam através da membrana dialisadora. Apenas plasma e fluidos aquosos, electrólitos e pequenas moléculas passarão através da membrana dialisadora. Conscqucntemcntc, qualquer modificação no valor do hematócrito devido à diálise pode ser demonstrado como sendo inversamente proporcional ao volume sanguíneo por meio das EQUAÇÕES D a F, que se seguem.

EQUAÇÃO D

PCV = RBC BV

EQUAÇÃO E PCVi = RBC1/BV1 PCV2 rbc2/bv2

EQUAÇÃO F Hçt, = BV2

Hct2 BV]

Onde: CVn = Volume Conjunto das Células no momento n, RBCn = Volume dos Glóbulos Vermelhos do Sangue no momento n, BV„ = Volume do Sangue completo no momento n,

Hctn = Valor do Hematócrito no momento n.

Uma vez que o volume dos glóbulos vermelhos do sangue (RBC) é uma constante durante a diálise, dado o assumir-se que nenhuns glóbulos vermelhos passam através da membrana dialisadora, a EQUAÇÃO F obtém.

Por meio do controlo da modificação do valor do hematócrito do momento n para o momento n+1, é vista a modificação do volume do sangue ao longo do mesmo período de tempo. Especificamente, conforme se controla o ritmo da modificação do volume do sangue de um paciente ao longo do tempo enquanto se encontra em diálise, pode-se também determinar a taxa de reenchimento de plasma num dado paciente. Este sistema permite um controlo preciso do valor do hematócrito a fim de determinar e controlar com precisão a percentagem de mudança no volume do sangue, a qual se relaciona directamente com a taxa de reenchimento do plasma, à medida que uma pessoa se submete à diálise. Conhecendo este parâmetro, 0 clínico é capaz de ajustar, em tempo real, 0 ritmo da ultrafiltração, a fim de nem sub - dialisar nem sobre - dialisar um paciente. 33 ^ | . ·

Como a discussão anterior relacionou a análise não invasiva da informação tio hematócrito do sangue, apreciar-se-á que os circuitos emissores/detectores acima referidos estão igualmente adaptados para a análise in vitro desse valor do hematócrito sanguíneo.

Os princípios situados dentro do âmbito da presente invenção requerem: (1) a optimização dos parâmetros fixos, espaciais e geométricos na cubeta e (2) permitem, ao mesmo tempo, o movimento flexível (Ad) de uma membrana, e (3) permitem o cálculo de ΔΙ/Ι da EQUAÇÃO C para uma determinação rápida e precisa da modificação do hematócrito e do volume do sangue. Estes princípios são encontrados no âmbito do desenho preferido. A conduta da cubeta 10, no sistema de tubagem de sangue aqui descrito, é uma passagem óptica por onde o sangue corre através da conduta, que tem o desenho preferível visto nas Figuras 1 a 8. A conduta permite que a luz passe do fotoemissor 102 para o fotodetector 104, através da amostra de sangue que passa através da cubeta 10. A cubeta 10 é desenhada com uma parede 30, a qual é uma membrana flexível, que se movimenta com os impulsos devidos às mudanças de pressão verificadas na linha de tubagens de sangue devido à bomba 140, que bombeia o sangue de maneira pulsátil através da linha de tubagem extracorporal.

Os elementos importantes da cubeta são a espessura do sangue, como seja a distância 60 na Figura 8, e a modificação na espessura do sangue, como é mostrado pela linha de flexão 62 na Figura 8. Esta modificação é devida às pulsações criadas pela bomba 140, primeira e segunda paredes opostas 30 e 32 e suas áreas, e finalmente o módulo do volume plástico da primeira parede 30, os quais se combinam todos de modo a permitir à primeira parede 30 que flutue com cada pulsação do fluido.

Através da cubeta 10 encontra-se colocado um aparelho emissor/detector 100. A luz é então irradiada pelo fotoemissor 102 através da amostra de sangue presente na conduta e é medida no fotodetector 104, conforme se mostra na Figura 8. Técnicas espectrofotomélriuas são então executadas pelo computador 150 para posterior

34 apresentação em tempo real, ou antes e depois da diálise, dos valores da concentração de constituintes. De tais valores, se o valor de concentração procurado for o dos glóbulos vermelhos do sangue, pode ser obtida em tempo real a determinação da modificação instantânea do volume sanguíneo. Assim, os valores do hematócrito são obtidos de forma não invasiva por meio da utilização de radiação electromagnética como portador de informação. A presente invenção pode ser utilizada num sistema de condutas extracorporal descartável, para determinar o parâmetro crítico do volume sanguíneo intravascular.

Será igualmente apreciado que a presente invenção fornecerá também um sistema e aparelho, que podem proporcionar ao sujeito informação de controlo do volume sanguíneo contínua e imediata. Proporciona ainda informação contínua, não invasiva, no que se refere ao estado de saturação de oxigénio do sangue do paciente, independente do valor do hematócrito do paciente. Mesmo sob condições de baixa perfusão sanguínea num paciente, o controlo extracorporal aqui descrito proporciona uma precisão acrescida e uma utilização fácil.

As formas de realização descritas devem ser consideradas, em todos os aspectos, apenas como ilustrativas e não restritivas. O âmbito da invenção é, por isso, indicado pelas reivindicações anexas, mais do que pela descrição anterior. Todas as modificações que caiam no significado e alcance de equivalência das reivindicações devem ser abrangidas no seu âmbito.

Lisbo,, 2 9 OUT. 2001

te . Maria Filvina Ferreira

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Claims (7)

1. . 1 REIVINDICA ÇÔES Cubeta descartável para fluidos (10), que define uma passagem de fluido, para conter e conduzir através dela um fluido que corre sob pressão, de modo pulsátil, compreendendo: (a) uma abertura de entrada (16); (b) uma abertura de saída (18);. (c) uma conduta, em comunicação de fluidos, tanto entre como com as referidas abertura de entrada e abertura de saída e que é constituída por materiais que permitem a transmissão de pelo menos dois comprimentos de onda predeterminados de radiação electromagnética através deles, que compreende (1) primeira e segunda paredes opostas (30; 32), com uma separação predeterminada entre elas, e que constrangem o fluxo pulsátil do fluido entre elas; e (2) meios transdutores, localizados na referida primeira parede (30) da referida conduta, para variar a referida separação predeterminada por uma quantidade Ad que responde às pulsações de pressão no fluido. Cubeta descartável para fluidos de acordo com a reivindicação 1, caracterizada por os referidos meios transdutores compreenderem uma secção de parede flexível (30) da referida conduta, afastada uma distância predeterminada de uma parede oposta, em que por cada impulso do referido fluxo de fluido pulsátil, a referida parede tem uma flutuação flexível Ad, que resulta numa variação na referida separação predeterminada, e a referida parede oposta (32) fica essencialmente imóvel. Cubeta descartável para fluidos de acordo com a reivindicação 1 ou 2, caracterizada por as referidas paredes opostas (30; 32) serem de espessuras diferentes. Cubeta descartável para fluidos de acordo com qualquer uma das reivindicações anteriores, caracterizada por a referida separação predeterminada ser variada numa direcção essencialmente normal à direcção genérica do fluxo do referido fluido pulsátil que corre. 2
2. 5. Cubeta descartável para fluidos de acordo com a reivindicação 1 ou 2, caracterizada por os referidos meios transdutores compreenderem uma membrana ou diafragma flexível (30a).
3. 6. Cubeta descartável para fluidos de acordo com a reivindicação 5, que compreende meios de atenuação, tais como uma bolsa de ar (12b), através dos quais as variações na separação predeterminada entre as paredes opostas (30; 32) são atenuadas por meio da flexão da referida membrana ou diafragma (30a).
4. 7. Cubeta descartável para fluidos de acordo com qualquer uma das reivindicações anteriores, caracterizada por a conduta ter tuna forma essencialmente cilíndrica.
5. 8. Cubeta descartável para fluidos de acordo com qualquer uma das reivindicações anteriores, caracterizada por a referida conduta compreender ainda uma parede vertical (46) situada simultaneamente por fora e entre as referidas primeira (30) e segunda (32) paredes, fluindo o referido sangue de maneira pulsátil em contacto , tanto com a referida parede vertical (46) como com as referidas primeira e segunda paredes (30; 32).
6. 9. Cubeta descartável para fluidos de acordo com a reivindicação 1, caracterizada por a referida abertura de entrada (16) e a referida abertura de saída (18) respectivamente da referida conduta, terem uma segunda conduta de fluidos em comunicação de fluido com elas, tendo a referida outra conduta de fluidos uma abertura de entrada, uma abertura de saída e um lume entre elas.
7. 10. Sistema para a determinação da concentração de um constituinte biológico presente no sangue de um paciente submetido a tratamento de hemodiálise, que compreende uma cubeta descartável para fluidos de acordo com a reivindicação 1 em comunicação de fluidos com meios de diálise (130), para limpar o sangue de um paciente, meios de bomba (140) e meios de catéter de entrada e de saída (122; 124). Sistema de acordo com a reivindicação 10, caracterizado por o sistema compreender ainda: (a) primeiros meios de espectrofotomelria para definir uma passagem do fluxo sanguíneo, para emitir radiação para o interior da passagem do fluxo sanguíneo, e para detectar a radiação que passa através, tanto do sangue como da passagem do fluxo (b) meios emissores - sensores para emitir radiação para o sangue presente na passagem dè fluxo, e para detectar a radiação que passa através, tanto do sangue'corúodos meios de cubeta, que compreendem: (A) meios de emissão para dirigir a radiação nos referidos primeiro e segundo comprimentos de onda para o fluxo pulsátil de sangue no interior dos meios de cubeta, estando os referidos meios de emissão situados de forma dirigir a referida radiação para o interior da conduta dos referidos meios de cubeta, sendo a referida radiação dirigida pelos referidos meios de emissão, que definem uma radiação dirigida, a qual compreende: (i) uma primeira quantidade de radiação no referido primeiro comprimento de onda a qual, quando dirigida para dentro do fluxo sanguíneo, (a) tem um primeiro valor de extinção, o qual varia com a concentração do constituinte biológico desejado no fluxo sanguíneo e (b) tem um segundo valor de extinção, o qual varia com a concentração de componentes diferentes do constituinte biológico desejado no fluxo sanguíneo, segundo valor de extinção esse que é pelo menos dez vezes menor do que o referido primeiro valor de extinção; e (ii) uma primeira quantidade de radiação no referido segundo comprimento de onda de radiação, distinta do referido primeiro comprimento de onda a qual, quando dirigida para o interior do fluxo sanguíneo, (a) tem um terceiro valor de extinção o qual, para concentrações variáveis do constituinte do sangue desejado no 4

   / fluxo sanguíneo, é um múltiplo não fixo do primeiro valor / extinção e (b) tem um quarto valor de extinção que varia com a concentração de componentes diferentes do constituinte biológico desejado no fluxo sanguíneo, quarto valor de extinção esse que é pelo menos dez vezes maior do que o referido segundo valor de extinção; (B) meios de detecção para detectar a porção da referida radiação dirigida, que passa através, simultaneamente, da referida conduta dos referidos meios de cubeta e do fluxo de sangue pulsátil nela contido, estando os referidos meios de detecção situados de maneira a detectarem a referida radiação que passa através da conduta dos referidos meios de cubeta, compreendendo a porção detectada de cada referida radiação: (i) uma segunda quantidade de radiação no primeiro comprimento de onda de radiação, e (ii) uma segunda quantidade de radiação no segundo comprimento de onda de radiação, e (b) meios de cálculo, em comunicação eléctrica com os referidos primeiros meios de espectrofotometria, para determinar a concentração do desejado constituinte biológico, por meio da operação sobre as segundas quantidades dos comprimentos de onda das primeira e segunda radiações. Lisboa, ηηπ< 2 9 ουτ. MM

   Dra. Maria Silvina Ferreirâ Agente Oficial ú;" · ; ! "te Industrial R.Cos‘i‘r ).:.0-:: ... J- ló.HSBQA Telefs. 213 351 539 - 213815050