ES2991726T3 - Un conjunto de cubeta reemplazable - Google Patents

Abstract

Un conjunto de cubeta (40) capaz de instalarse en un sistema de medición de absorbancia óptica para medir parámetros de hemoglobina en sangre completa o parámetros de bilirrubina en sangre completa, comprendiendo el conjunto de cubeta (40): un sustrato de cubeta (41); y un módulo de cubeta (43) conectado fijamente al sustrato de cubeta (41), en donde el sustrato de cubeta (41) es un soporte para asegurar el conjunto de cubeta (40) dentro del sistema de medición de absorbancia óptica, comprendiendo el módulo de cubeta (43): un puerto de entrada de muestra (46); un puerto de salida de muestra (47); un conjunto de chip electrónico (48); una cámara de recepción de muestra (54) que se comunica de manera fluida con el puerto de entrada de muestra (46) y el puerto de salida de muestra (47); una primera ventana de cubeta (49); y una segunda ventana de cubeta (52) que forma una parte de la cámara de recepción de muestra (54), en donde la primera ventana de cubeta (49) y la segunda ventana de cubeta (52) están alineadas entre sí, definiendo así una longitud de trayectoria óptica de cubeta entre la primera ventana de cubeta (49) y la segunda ventana de cubeta (52), en donde el módulo de cubeta (43) incluye una primera parte de cubeta (44) y una segunda parte de cubeta (50) unidas entre sí y forman así la cámara de recepción de muestra (54), y en donde la primera ventana de cubeta (49) y la segunda ventana de cubeta (52) están dispuestas dentro de una trayectoria óptica del sistema de medición de absorbancia óptica. (Traducción automática con Google Translate, sin valor legal)

Description

DESCRIPCIÓN

Un conjunto de cubeta reemplazable

Antecedentes de la invención

1. Campo de la invención

La presente invención se refiere, en general, a sistemas y métodos espectroscópicos para la identificación y caracterización de parámetros de hemoglobina en sangre y, en particular, a un conjunto de cubeta reemplazable capaz de instalarse en un sistema de medición de absorbancia óptica para medir parámetros de hemoglobina en sangre entera o parámetros de bilirrubina en sangre entera.

2. Descripción de la técnica anterior

Un sistema espectroscópico de luz ultravioleta-visible implica espectroscopia de absorción o espectroscopia de reflectancia. Como su nombre indica, estos sistemas utilizan luz en los intervalos visible y ultravioleta cercano para analizar una muestra. El intervalo de longitud de onda suele ser de desde aproximadamente 400 nm hasta aproximadamente 700 nm. La absorción o reflectancia de la luz visible afecta directamente al color percibido de los químicos involucrados. La espectroscopia UV/Vis se utiliza habitualmente en química analítica para la determinación cuantitativa de diferentes analitos, tales como iones de metales de transición, compuestos orgánicos altamente conjugados y macromoléculas biológicas. El análisis espectroscópico se realiza comúnmente en soluciones, pero también se pueden estudiar sólidos y gases.

Un sistema espectroscópico de infrarrojo cercano también implica espectroscopia de absorción o espectroscopia de reflectancia. Estos sistemas utilizan luz en el intervalo infrarrojo cercano para analizar una muestra. El intervalo de longitud de onda suele ser desde aproximadamente 700 nm hasta menos de 2500 nm. Las aplicaciones habituales incluyen farmacéutica, diagnósticos médicos (incluidos el azúcar en sangre y pulsioximetría), control de calidad de alimentos y agroquímicos, e investigación en combustión, así como investigación en neurodiagnóstico por imagen funcional, medicina y ciencia del deporte, entrenamiento deportivo de élite, ergonomía, rehabilitación, investigación neonatal, interfaz cerebro-ordenador, urología (contracción de la vejiga) y neurología (acoplamiento neurovascular).

La instrumentación para espectroscopia de infrarrojo cercano (NIR) es similar a los instrumentos para los intervalos UV-visible e IR medio. Las partes básicas de un espectrofotómetro son una fuente de luz, un soporte para la muestra, una rejilla de difracción en un monocromador o un prisma para separar las diferentes longitudes de onda de la luz y un detector. La fuente de radiación suele ser un filamento de tungsteno (300-2500 nm), una lámpara de arco de deuterio, que es continua sobre la región ultravioleta (190-400 nm), una lámpara de arco de xenón, que es continua desde 160-2000 nm o, más recientemente, diodos emisores de luz (LED) para las longitudes de onda visibles. El detector suele ser un tubo fotomultiplicador, un fotodiodo, una matriz de fotodiodos o un dispositivo de carga acoplada (CCD). Los detectores de fotodiodo único y los tubos fotomultiplicadores se utilizan con monocromadores de barrido, que filtran la luz de modo que solo la luz de una única longitud de onda llega al detector a la vez. El monocromador de barrido mueve la rejilla de difracción para "recorrer por etapas" cada longitud de onda de modo que su intensidad pueda medirse en función de la longitud de onda. Los monocromadores fijos se utilizan con CCD y matrices de fotodiodos. Como ambos dispositivos constan de muchos detectores agrupados en matrices unidimensionales o bidimensionales, son capaces de recoger luz de diferentes longitudes de onda en diferentes píxeles o grupos de píxeles simultáneamente. Las bombillas incandescentes comunes o las halógenas de cuarzo se utilizan con mayor frecuencia como fuentes de banda ancha de radiación infrarroja cercana para aplicaciones analíticas. También se utilizan diodos emisores de luz (LED). El tipo de detector utilizado depende principalmente del intervalo de longitudes de onda que se desee medir.

La aplicación principal de la espectroscopia NIR en el cuerpo humano utiliza el hecho de que la transmisión y absorción de la luz NIR en los tejidos del cuerpo humano contiene información sobre los cambios en la concentración de hemoglobina. Mediante el empleo de varias longitudes de onda y métodos de resolución temporal (dominio de frecuencia o tiempo) y/o métodos de resolución espacial, el torrente sanguíneo, el volumen y la saturación tisular absoluta (StO2 o índice de saturación tisular (TSI)) se pueden cuantificar. Entre las aplicaciones de la oximetría por métodos NIRS se incluyen neurociencia, ergonomía, rehabilitación, interfaz cerebro-ordenador, urología, la detección de enfermedades que afectan a la circulación sanguínea (por ejemplo, enfermedad vascular periférica), la detección y evaluación de tumores de mama, y la optimización del entrenamiento en medicina deportiva.

Con respecto a la espectroscopia de absorción, la ley de Beer-Lambert establece que la absorbancia de una solución es directamente proporcional a la concentración de la especie absorbente en la solución y a la longitud de trayectoria. Por tanto, para una longitud de trayectoria fija, la espectroscopia UV/Vis y NIR puede utilizarse para determinar la concentración del absorbente en una solución. El método se utiliza más a menudo de manera cuantitativa para determinar las concentraciones de una especie absorbente en solución, utilizando la ley de Beer-Lambert:

dondeA esla absorbancia medida, enunidades deabsorbancia(UA),

lo es la intensidad de la luz incidente a una longitud de onda dada,

I es la intensidad transmitida,

L la longitud de trayectoria a través de la muestra, y

c la concentración de la especie absorbente.

Para cada especie y longitud de onda, £ es una constante conocida como absortividad molar o coeficiente de extinción. Esta constante es una propiedad molecular fundamental en un disolvente determinado, a una temperatura y presión determinadas, y tiene unidades de 1/M*cm o a menudo UA/M*cm. La absorbancia y la extinción £ se definen a veces en términos del logaritmo natural en lugar del logaritmo de base 10.

La ley de Beer-Lambert es útil para caracterizar muchos compuestos, pero no se sostiene como relación universal para la concentración y absorción de todas las sustancias.

Los expertos en la materia reconocen que diversos factores afectan a estos sistemas espectroscópicos. Estos factores incluyen el ancho de banda espectral, error de longitud de onda, luz parásita, desviaciones de la ley de Beer-Lambert y fuentes de incertidumbre de medición.

La luz parásita es un factor importante que afecta a los sistemas espectroscópicos. La luz parásita hace que un instrumento indique una absorbancia incorrectamente baja.

Las desviaciones de la ley de Beer-Lambert surgen en función de las concentraciones. A concentraciones suficientemente altas, las bandas de absorción se saturarán y mostrarán un aplanamiento de absorción. El pico de absorción parece aplanarse porque ya se está absorbiendo cerca del 100 % de la luz. La concentración a la que esto ocurre depende del compuesto concreto que se esté midiendo.

La incertidumbre de medida surge en el análisis químico cuantitativo, en el que los resultados se ven afectados adicionalmente por fuentes de incertidumbre procedentes de la naturaleza de los compuestos y/o soluciones que se miden. Entre ellas se incluyen las interferencias espectrales causadas por el solapamiento de las bandas de absorción, desvanecimiento del color de las especies absorbentes (causado por descomposición o reacción) y posible desajuste de composición entre la muestra y la solución de calibración.

La publicación de patente estadounidense n.° 2003/0086074 divulga un sistema de detección de sangre entera sin reactivos que comprende un elemento de muestra en una trayectoria óptica de un haz de fuente de luz. En una realización, el elemento de muestra tiene una cubeta retenida dentro de un par de canales de un alojamiento. La cubeta comprende una primera y una segunda placas que tienen una primera y una segunda ventanas respectivas que son transmisivas al haz de fuente de luz y un par de espaciadores que forman un paso de suministro de muestra entre la primera y la segunda placas.

Sumario de la invención

Se sabe que la hemoglobina humana (HGB) es una proteína transportadora de oxígeno en los eritrocitos. La determinación de su concentración en sangre entera es una herramienta de diagnóstico útil e importante en bioquímica clínica. Los analizadores COOx se utilizan para medir los parámetros de hemoglobina de la sangre, como la hemoglobina total (tHb), la carboxihemoglobina (COHb), la desoxihemoglobina (HHb), la oxihemoglobina (O2Hb), la metahemoglobina (MetHb) y la hemoglobina fetal (FHb), así como la bilirrubina total (tBil) utilizando mediciones de absorbancia óptica. En la práctica, los analizadores COOx habituales utilizan sangre lisada en lugar de sangre entera debido a los problemas que plantea el análisis espectrométrico de la sangre entera. La medición de la sangre lisada es relativamente sencilla, ya que el proceso de lisado disuelve los glóbulos rojos y convierte la sangre en un medio casi no difusor. La absorbancia se mide con un simple haz colimado a través de la cubeta con poca pérdida de luz debida a la dispersión. Debido a la escasa pérdida de luz por dispersión, se puede utilizar un análisis lineal sencillo para hallar los parámetros de hemoglobina y bilirrubina total.

La medición de los parámetros de hemoglobina y bilirrubina total utilizando una muestra de sangre entera es muy difícil debido a la fuerte dispersión óptica de la sangre entera. Estos problemas están relacionados principalmente con el manejo del mayor nivel de dispersión de la luz de la sangre entera en comparación con la sangre lisada. Esto introduce pérdidas de luz y absorbancia no lineal en la medición.

Los componentes de un espectrómetro basado en prismas tienen naturalmente un perfil bajo de luz parásita. El principal factor que contribuye al rendimiento de la luz parásita está relacionado con la forma en que se utilizan los componentes.

Si bien los problemas están relacionados principalmente con el manejo del aumento del nivel de dispersión de la luz de la sangre entera, no es un factor único que, si se resuelve, es capaz de resolver estos difíciles problemas. Los inventores han identificado varios factores que deben abordarse para medir los parámetros de hemoglobina en sangre entera. Debido a que la sangre entera es un medio muy difuso, es necesario recoger la mayor cantidad de luz posible para reducir la necesidad de un intervalo superior de medición de la absorbancia. También es necesario ampliar el límite superior de la absorbancia medida debido al intervalo inferior de corrección de la linealidad del detector. Los efectos de sedimentación de la sangre son otro problema que conduce a una mala correlación de la absorbancia de los barridos de sangre entera con la absorbancia de los barridos de sangre lisada. Básicamente, las células sanguíneas forman grumos o rouleaux. También debe aumentarse el brillo de la fuente de luz blanca LED. Por último, se necesitan nuevos algoritmos distintos de los basados en la linealidad para superar los efectos de dispersión de la luz de la sangre entera.

Las ópticas de recogida habituales de los sistemas que utilizan sangre lisada están diseñadas para recoger la luz de la cubeta en un cono de aproximadamente /-0,7 grados de ancho y tienen un límite de absorbancia de medida superior de 1,5 UA (unidades de absorbancia). Los inventores descubrieron que, para la sangre entera, el sistema necesita recoger la luz de la cubeta en un cono de aproximadamente /-12 grados y que el límite superior de absorbancia tenía que aumentar a unas 3,5 UA. En lo que respecta a los efectos de sedimentación de la sangre, el tiempo habitual que se tarda en medir el espectro de absorbancia (aproximadamente 1 minuto), la sangre entera en la cubeta se sedimenta y las células sanguíneas forman grumos o rouleaux. Por consiguiente, los efectos de dispersión y la absorbancia cambian con el paso del tiempo. Los inventores descubrieron que cambiando el control del espectrómetro para recoger múltiples barridos con frecuencia en lugar de unos pocos barridos promediados durante un periodo más largo se evitaban las funciones escalonadas en el barrido de absorbancia compuesta, que se une a partir de barridos de varios tiempos de integración. Desafortunadamente, añadir más barridos para ampliar el límite superior de absorbancia aumenta el tiempo de recogida de datos. Para resolver este dilema, el tiempo de integración se redujo de 5 ms a 1,2 ms para reducir el tiempo de recogida de datos. Se descubrió, sin embargo, que esto solo funciona si el nivel de luz se incrementa en un factor correspondiente. Por tanto, debe aumentarse el brillo de la luz blanca LED.

La medición de absorbancia óptica de una muestra difusa como la sangre entera presenta un problema singular. La transmitancia difusa de la muestra de sangre entera desordena la distribución de luz espacial inicial del sistema de medición debido a la falta de uniformidad habitual de las fuentes de luz. Por tanto, la distribución de luz espacial del barrido "en blanco" puede ser muy diferente del barrido de muestra de sangre entera. Dado que los detectores ópticos tienen una respuesta que varía espacialmente, la respuesta puede variar debido a cambios en la distribución espacial de la luz incidente, aunque la intensidad global no haya cambiado. Un barrido de absorbancia basado en la proporción entre el barrido de muestra de sangre entera y el barrido en blanco tendrá un componente de absorbancia significativo debido a esta no uniformidad de la fuente de luz, además de la absorbancia debida a la muestra sola. Esto da lugar a un error de medición significativo de la absorbancia de la muestra de sangre entera que es intolerable para la cooximetría.

Se descubrió que, colocando la cubeta de muestra entre difusores, la distribución de luz espacial es la misma para el barrido en blanco y de muestra, por tanto, eliminando este efecto de error. Los difusores se eligen especialmente para que difundan un rayo de luz incidente en todo el cono de aceptación del sistema óptico, pero no más, de manera que se conserve el mayor flujo luminoso posible, a la vez que se dispersa el rayo por todo el campo.

Así mismo, la medición de los parámetros de hemoglobina fetal presenta problemas adicionales. Entre ellos se incluyen los tiempos de adquisición espectral, que deben ser más rápidos. En lugar de los 12 segundos habituales, debe ser de 5 segundos o menos. El tiempo de adquisición espectral incluye el tiempo de integración multiplicado por el número de espectros cosumados y el tiempo de procesamiento para producir un espectro (luz completa, oscuro o muestra) que cumpla todos los requisitos siguientes. La precisión de longitud de onda absoluta debe ser inferior; inferior a 0,03/-0,03 nm en comparación con 0,1/-0,0 nm. El mantenimiento de calibración de longitud de onda (menos de 0,06/-0,0 nm frente a 0,1/-0,0 nm), la deriva de calibración de longitud de onda (menos de 0,024 nm/°C en comparación con 0,04 nm/°C), el nivel de corriente oscura (menos de 0,06 %/°C para el intervalo dinámico máximo frente a 0,1 %/°C del intervalo dinámico máximo), la no linealidad de respuesta (menos de 0,06 % tras la corrección y menos de 1,2 % para el 10 % más bajo y más alto del intervalo dinámico, en comparación con 0,1 % tras la corrección y 2,0 % para el 10 % más bajo y más alto del intervalo dinámico), el nivel de luz difusa (menos de 0,02 % del intervalo dinámico máximo de la matriz de detectores totalmente iluminada frente a 0,1 % del intervalo dinámico máximo de la matriz de detectores totalmente iluminada), la deriva térmica de la respuesta (cambio de intensidad máximo de 6 % e inclinación máxima de 6 % sobre el intervalo espectral en comparación con un cambio de intensidad máximo del 10 % y una inclinación máxima del 10 % sobre el intervalo espectral), y la excursión de temperatura permitida durante la medición (menos de 0,5 °C en comparación con 2 °C) deben ser todas inferiores. La presente invención incluye estas funciones adicionales para su uso en la medición de parámetros de hemoglobina fetal.

Los espectrómetros compactos y de bajo coste disponibles en el mercado suelen utilizar rejillas de difracción (reflectantes o transmisivas) para dispersar la entrada de luz. Las rejillas de difracción ofrecen un alto grado de dispersión en un volumen pequeño y producen un ancho de banda (o resolución) relativamente constante frente a la longitud de onda preferida por el usuario habitual. Las rejillas, sin embargo, sufren una elevada dispersión de la luz debido a los múltiples órdenes de difracción y también a las imperfecciones inherentes a las líneas que se graban para producir la superficie de rejilla. Por tanto, las rejillas holográficas maestras, producidas en serie pero caras, se suelen emplear en aplicaciones que requieren poca luz parásita, en lugar de las rejillas replicadas que suelen estar más disponibles.

El requisito de baja luz parásita para los analizadores COOx limita la población de fabricantes de rejillas adecuados a los varios existentes en el mundo que producen rejillas holográficas maestras o fotograbadas de precisión individual. Esto dificulta la obtención de rejillas de alto rendimiento y bajo coste en cantidad.

Los prismas también se utilizan para fabricar espectrómetros. Los prismas no tienen problemas con los múltiples órdenes de difracción y sus superficies tienen órdenes de magnitud menos imperfecciones que la superficie de una rejilla. Los componentes de un espectrómetro basado en prismas tienen naturalmente un perfil bajo de luz parásita. Por tanto, la luz parásita en un espectrómetro de prisma puede ser inferior en un orden de magnitud o más en comparación con un espectrómetro de rejilla de diseño similar. El principal factor que contribuye al rendimiento de la luz parásita es el modo en que se utilizan los componentes. Hay tres fuentes principales de luz parásita. Entre ellas se incluyen (1) el llenado excesivo de la apertura numérica del espectrómetro, (2) la retrorreflexión desde el detector de matriz de luz, y (3) la imagen de plano focal. La luz que excede de la necesaria para iluminar completamente la apertura numérica del espectrómetro puede rebotar en el espectrómetro y aterrizar en el detector. En la presente invención, la apertura numérica de la fibra óptica es de 0,22 y la apertura numérica del espectrómetro de prisma es de 0,1. Un tope ubicado sobre la entrada de fibra óptica restringe el cono de entrada de luz de la fibra óptica para evitar un exceso de entrada de luz. El detector no absorbe toda la luz que incide sobre él, pero retrorrefleja una parte. Esta retrorreflexión debe controlarse para que caiga en una superficie absorbente o en una trampa de haz para evitar que se disperse en el detector. Impartir una ligera inclinación al detector de matriz de luz fuerza la retrorreflexión en una dirección inofensiva. La imagen de la rendija en el plano focal del detector debe ser lo más nítida posible. Cualquier sobrellenado excesivo del detector debido al desenfoque puede ser una fuente potencial de luz parásita. Si esta luz incide sobre estructuras detectoras como cables de enlace, almohadillas de metalización, etc., puede rebotar en la superficie sensible del detector.

Adicionalmente, un espectrómetro de prisma reparte el extremo azul del espectro en más píxeles que un espectrómetro de rejilla de difracción y, por tanto, el extremo azul del espectro da una señal más baja por píxel. Para compensar la menor señal por píxel, se utiliza un LED con mayor potencia azul o un LED blanco frío. La señal en el azul se puede potenciar aún más añadiendo un cristal de filtro barato después del LED que atenúe ligeramente el extremo rojo. El vidrio de filtro Kopp de vidrio tipo 4309, de aproximadamente 3 mm de grosor, es útil para este fin. El principal inconveniente de los prismas es la menor potencia dispersiva que tienen en comparación con una rejilla y la variación de la resolución con la longitud de onda. Cuando se utiliza un prisma, la primera desventaja se mitiga utilizando un detector de matriz de luz lo suficientemente pequeño; esto último se mitiga porque el análisis de sangre entera no requiere una resolución uniformemente pequeña en toda la banda de onda de interés.

Los espectrómetros disponibles en la actualidad suelen tener una resolución uniforme de 1 nm para la región espectral de medición de la sangre de 455-660 nm. En la presente divulgación, la región espectral se amplía y cubre la región espectral de 422-695 mm. Además, la resolución se modifica selectivamente al alza en las regiones donde no se requiere una baja resolución (como la región de 600-695 nm y la región de 422-455 nm). En la presente divulgación, estas regiones tienen una resolución superior a 1 nm. Habitualmente, la resolución es de aproximadamente 3,0 a aproximadamente 3,5 nm. Estos intervalos se utilizan para capturar picos de calibración de longitud de onda adicionales para la calibración de longitud de onda y la detección de fluidos. La región espectral más amplia de la presente divulgación requiere la consideración del espectro dispersado a partir del prisma. El espectro dispersado debe extenderse por el detector de matriz de luz y cubrir suficientes píxeles para muestrear el espectro con una resolución lo suficientemente fina, pero no tanto como para extenderse fuera de la matriz del detector. Debido al intervalo espectral más amplio, la presente divulgación incorpora un detector de matriz de luz que tiene 1024 píxeles con una longitud de área activa de aproximadamente 8,0 mm.

Un diseño de referencia de piezas mínimas para un espectrómetro de dispersión óptica solo requiere dos componentes ópticos: un elemento de dispersión de la luz (es decir, prisma o rejilla) y una lente de doblete (acromática). El prisma/rejilla tiene un revestimiento reflectante en la base. Un ejemplo de prisma aceptable es el prisma Littrow. El prisma Littrow tiene una estructura tal que se puede utilizar para un espectrómetro compacto y de bajo coste de la presente invención. El material del prisma (característica de dispersión) y la distancia focal del objetivo son otros factores que se deben tener en cuenta. Aunque pueden utilizarse otros prismas y lentes acromáticas, una realización de la presente divulgación incorpora un prisma de cristal Schott F5 y una lente de 80 mm de distancia focal. Esta combinación particular proporciona una longitud de dispersión del espectro de aproximadamente 6,48 mm. Esta longitud de dispersión deja aproximadamente 0,75 mm en cada extremo del detector de matriz de luz disponibles para variaciones de tolerancia y píxeles de corrección de oscuridad.

Debe tenerse en cuenta la deriva térmica de la respuesta espectral. Es fundamental que la respuesta espectral del espectrómetro se mantenga dentro de un determinado intervalo entre los barridos con luz completa y de sangre entera. Cualquier cambio en la respuesta del espectrómetro provocará errores de absorbancia. La principal precaución contra este cambio es asegurarse de que la imagen de la rendija llene en exceso los píxeles para que la deriva de la imagen debida a la temperatura no provoque una reducción de la luz en el píxel detector. La imagen 1:1 del sistema combinada con una fibra óptica de 200 |jm de diámetro rellena los píxeles de 125 |jm de altura. Siempre que la deriva de la imagen se limite a menos de aproximadamente 30 jm de movimiento en cualquier dirección a lo largo del detector durante un intervalo de medición, la deriva térmica no es un problema. La presente divulgación también contempla diversos mecanismos para minimizar los efectos de deriva térmica en la respuesta espectral. Estos mecanismos incluyen el aislamiento del alojamiento de espectrómetro para minimizar los cambios de temperatura externos al alojamiento de espectrómetro, mantener la temperatura dentro del alojamiento de espectrómetro mediante una fuente de calor de temperatura controlada, y/o incorporar una montura de lente con compensación de temperatura para la lente acromática.

A continuación, se analizará el proceso de la presente divulgación que transforma las señales eléctricas procedentes del espectrómetro. En primer lugar, se mide la absorbancia, que es menos el logaritmo de base diez de la proporción entre la señal eléctrica recibida cuando la muestra de sangre está en la cubeta y la señal eléctrica recibida cuando un fluido claro está en la cubeta. En segundo lugar, los valores de absorbancia en cada longitud de onda se introducen en una función de barrido que asigna los valores de absorbancia a los niveles de analitos (parámetros COOx y bilirrubina) en la muestra de sangre entera. La función de barrido y sus coeficientes se establecen utilizando los valores de absorbancia medidos para muestras de sangre entera con valores de analitos conocidos, y estableciendo la relación entre estos valores de absorbancia y los valores de analitos conocidos.

La presente invención logra estos y otros objetivos proporcionando un conjunto de cubeta reemplazable capaz de instalarse en un subsistema de analizador COOx compacto y de bajo coste.

El conjunto de cubeta reemplazable comprende las funciones de la reivindicación 1. Es más, las funciones opcionales están definidas en las reivindicaciones dependientes.

En una realización de la presente invención, el conjunto de cubeta reemplazable es capaz de instalarse en un sistema de medición de parámetros de hemoglobina en sangre entera que incluye (a) un módulo óptico de muestra que tiene un módulo emisor de luz, el conjunto de cubeta reemplazable y un módulo de luz de calibración, (b) una fibra óptica, (c) un módulo de espectrómetro y (d) un módulo de procesador. El módulo emisor de luz tiene una fuente de luz LED capaz de emitir luz cuando esta se dirige a lo largo de una trayectoria óptica. El conjunto de cubeta está adyacente al módulo emisor de luz, donde el conjunto de cubeta está adaptado para recibir una muestra de sangre entera y tiene una cámara de recepción de muestras con una primera ventana de cubeta y una segunda ventana de cubeta alineadas entre sí. La cámara de recepción de muestras está dispuesta en la trayectoria óptica para recibir luz de la fuente de luz LED y tiene una longitud de trayectoria óptica definida entre la primera ventana de cubeta y la segunda ventana de cubeta junto con un chip electrónico capaz de almacenar un valor de longitud de trayectoria de la cámara de recepción de muestras. El módulo de luz de calibración tiene una fuente de luz de calibración con una o más longitudes de onda conocidas de luz donde el módulo de luz de calibración es capaz de emitir una luz de calibración en la trayectoria óptica. La fibra óptica tiene un extremo receptor de luz y un extremo emisor de luz. El extremo receptor de luz se conecta ópticamente al módulo óptico de muestra, donde el extremo receptor de luz recibe la luz de trayectoria óptica y conduce la luz al extremo emisor de luz. El módulo de espectrómetro recibe la luz del extremo emisor de luz de la fibra óptica, separa la luz en una pluralidad de haces de luz donde cada haz de luz tiene una longitud de onda diferente y convierte la pluralidad de haces de luz en una señal eléctrica. El módulo de procesador (1) obtiene el valor de longitud de trayectoria de la cámara de recepción de muestras de la cubeta reemplazable del chip electrónico y (2) recibe y procesa la señal eléctrica del módulo de espectrómetro generada para una muestra de sangre entera. El valor de longitud de trayectoria de la cámara de muestras se utiliza para transformar la señal eléctrica en una señal de salida utilizable para visualizar e informar de los valores de los parámetros de hemoglobina y/o bilirrubina total de la muestra de sangre entera.

El módulo emisor de luz puede incluir una pluralidad de componentes ópticos dispuestos en la trayectoria óptica entre la fuente de luz LED y el conjunto de cubeta, donde la pluralidad de componentes ópticos incluye al menos un difusor óptico y una o más lentes colimadoras, un polarizador circular y una lente de enfoque.

El módulo de luz de calibración puede incluir un difusor dispuesto en la trayectoria óptica aguas abajo del conjunto de cubeta pero aguas arriba de un divisor de haz.

En otro aspecto más de la presente invención, el conjunto de cubeta reemplazable puede instalarse en un sistema de medición de absorbancia óptica para sangre entera. El sistema incluye un módulo óptico de muestra, una fibra óptica, un módulo de espectrómetro y un módulo de procesador. El módulo óptico de muestra incluye un módulo emisor de luz, un módulo de cubeta, un primer difusor óptico y un segundo difusor óptico. El módulo de la cubeta se coloca entre el primer difusor óptico y el segundo difusor óptico. El módulo de espectrómetro recibe la luz del extremo emisor de luz de la fibra óptica, separando la luz en una pluralidad de haces de luz y convirtiendo la pluralidad de haces de luz en una señal eléctrica. El módulo de procesador recibe y procesa la señal eléctrica del módulo de espectrómetro generada para la muestra de sangre entera y transforma la señal eléctrica en una señal de salida utilizable para visualizar e informar los valores de los parámetros de hemoglobina y/o los valores de los parámetros de bilirrubina total para la muestra de sangre entera.

El módulo de espectrómetro puede incluir una rendija de entrada situada en la trayectoria óptica para recibir la luz emitida desde el extremo emisor de luz de la fibra óptica y transmitir la luz a través de ella, un elemento de dispersión de luz dispuesto en la trayectoria óptica en el que el elemento de dispersión de luz recibe la luz transmitida a través de la rendija de entrada, separa la luz en una pluralidad de haces de luz en los que cada haz de luz tiene una longitud de onda diferente, y redirige la pluralidad de haces de luz de vuelta hacia la rendija de entrada pero desplazada de la misma, y un detector de matriz de luz capaz de recibir la pluralidad de haces de luz y convertir la pluralidad de haces de luz en una señal eléctrica para su posterior procesamiento.

El módulo de espectrómetro puede tener un medio de compensación térmica para mantener una posición de la pluralidad de haces de luz en el detector de matriz de luz. Los medios de compensación térmica incluyen uno o más aislantes dispuestos alrededor del alojamiento de espectrómetro, un conjunto controlador de temperatura dispuesto en el alojamiento de espectrómetro (siendo el conjunto controlador de temperatura, por ejemplo, una cinta calefactora con un termistor u otro componente de medición de temperatura y un programa que controla el calentamiento de la cinta en función de la temperatura dentro del alojamiento de espectrómetro) y una montura de lente de compensación térmica.

La montura de lente de compensación térmica puede tener un extremo de montura fijo y un extremo de montura no fijo que permite la dilatación y contracción térmica de la montura de lente de compensación térmica. El extremo de montaje fijo está unido a una placa base o una parte inferior del alojamiento de espectrómetro. La montura de lente tiene un coeficiente de dilatación mayor que el coeficiente de dilatación de la placa base o el alojamiento de espectrómetro a la que está unida la montura de lente. La montura de lente de compensación térmica se desplaza lineal y transversalmente con respecto a una trayectoria óptica de la luz procedente de la rendija de entrada de luz en función del coeficiente de dilatación de la montura de lente. Este movimiento basado en temperatura de la montura de lente mantiene la posición de la luz dispersada desde el elemento dispersor de luz hasta el detector de matriz de luz. Dicho de otro modo, la recolocación térmica de la lente acromática mediante la montura de lente de compensación térmica hace que la luz dispersada procedente del elemento de dispersión de luz incida en el detector de matriz de luz sin afectar a la señal eléctrica generada por el detector de matriz de luz a partir de la luz incidente. El desplazamiento del haz de luz se debe a que el elemento dispersor de luz reacciona a un cambio de temperatura.

En otra realización, el conjunto de cubeta reemplazable puede instalarse en un espectrómetro compacto para medir parámetros de hemoglobina en sangre entera. El espectrómetro incluye un alojamiento cerrado que tiene un extremo de entrada de luz/un extremo de alojamiento de fibra óptica con un puerto de entrada de luz, una rendija de entrada de luz dispuesta sobre un sustrato de circuito electrónico, el sustrato de circuito electrónico dispuesto en el alojamiento cerrado, donde la rendija de entrada de luz está alineada con el puerto de entrada de luz y es adyacente al mismo, un detector de matriz de luz dispuesto en el sustrato de la placa de circuito adyacente a la rendija de entrada de luz, y un grupo de componentes ópticos formado por un elemento dispersor de luz dispuesto aguas abajo de la rendija de entrada de luz y una lente acromática esférica dispuesta entre la rendija de entrada de luz y el elemento dispersor de luz, donde el elemento dispersor de luz tiene una superficie reflectante en un lado cara posterior para reflejar la luz dispersada hacia la lente acromática. La lente acromática transmite la luz desde la rendija de entrada de luz al elemento dispersor de luz y transmite la luz dispersada reflejada desde el elemento dispersor de luz al detector de matriz de luz. Para lograr esto, la lente acromática está ligeramente fuera del eje con respecto a la luz procedente de la rendija de entrada de luz, de modo que la luz dispersada del elemento dispersor de luz no se dirige de nuevo a la rendija de entrada de luz, sino al detector de matriz de luz.

En un ejemplo adicional, se divulga un método de medición de parámetros de hemoglobina en sangre entera a pesar de la fuerte dispersión óptica causada por la sangre entera. El método incluye proporcionar una fuente de luz tal como una fuente de luz LED con un intervalo espectral de aproximadamente 422 nm a aproximadamente 695 nm, guiar la luz que tiene el intervalo espectral de la fuente de luz a lo largo de una trayectoria óptica, proporcionar un módulo de cubeta con una cámara de recepción de muestras que tiene una primera ventana de cubeta dispuesta en la trayectoria óptica donde la primera ventana de cubeta transmite la luz a través de la cámara de recepción de muestras y a través de una segunda ventana de cubeta alineada con la primera ventana de cubeta donde la cámara de recepción de muestras contiene una muestra de sangre entera, proporcionar un par de difusores (es decir, un primer difusor y un segundo difusor) dispuestos en la trayectoria óptica donde la primera ventana de cubeta y la segunda ventana de cubeta de la cámara de recepción de muestras de la cubeta están dispuestas entre el par de difusores, guiar la luz desde el módulo de cubeta a un espectrómetro que tiene un elemento dispersor de luz que separa la luz en una pluralidad de haces de luz donde cada haz de luz tiene una longitud de onda diferente y convierte la pluralidad de haces de luz en una señal eléctrica, y procesar la señal eléctrica en una señal de salida utilizable para mostrar e informar los valores de los parámetros de hemoglobina y/o los valores de los parámetros de bilirrubina total de la muestra de sangre entera.

En otro ejemplo del método, la etapa de procesamiento incluye procesar la señal eléctrica a absorbancia espectral y, luego, barrer la absorbancia espectral a valores de parámetros de hemoglobina y/o valores de parámetros de bilirrubina utilizando una función de barrido computacional.

En otro ejemplo más del método, el paso de procesamiento incluye el uso de una función de barrido de proyección ortogonal a estructuras latentes basada en núcleos como función de barrido computacional.

En otro ejemplo del método, se divulga un método de medición de parámetros de hemoglobina en una muestra de sangre entera. El método incluye (1) medir y registrar un barrido de intensidad de luz transmitida sobre una pluralidad de longitudes de onda en un intervalo de medida transmitiendo luz a través de un módulo de cubeta que tiene una trayectoria óptica con una longitud de trayectoria óptica conocida a través del mismo donde el módulo de cubeta está lleno de un fluido transparente, (2) medir y registrar un barrido de intensidad de luz transmitida a lo largo de la pluralidad de longitudes de onda del intervalo de medida transmitiendo luz a través de la cubeta por segunda vez teniendo la trayectoria óptica con la longitud de trayectoria óptica conocida a través de la misma donde el módulo de cubeta está lleno con una muestra de sangre entera, en donde cada paso de medición y registro del fluido transparente y de la muestra de sangre entera incluye la difusión y polarización circular de la luz transmitida antes de transmitir la luz transmitida a través del módulo de la cubeta y, a continuación, la difusión de la luz transmitida que emite el módulo de la cubeta antes de determinar una absorbancia espectral, (3) determinar una absorbancia espectral en cada longitud de onda de la pluralidad de longitudes de onda del intervalo de medida en función de una proporción entre el barrido de intensidad de luz transmitida de la muestra de sangre entera y el barrido de intensidad de luz transmitida del fluido transparente utilizando un espectrómetro basado en prismas, y (4) correlacionar la absorbancia en cada longitud de onda de la pluralidad de longitudes de onda del intervalo de medida con los valores de los parámetros de hemoglobina y/o los valores de los parámetros de bilirrubina de la muestra de sangre utilizando una función de barrido computacional.

Breve descripción de los dibujos

La figura 1 es una vista en perspectiva simplificada que muestra un subsistema COOx compacto que comprende un conjunto de cubeta reemplazable de acuerdo con una realización de la presente invención.

La figura 2 es una vista en alzado lateral de una realización del módulo óptico de muestra mostrado en la figura 1. La figura 3 es una vista en perspectiva frontal de una realización de un módulo emisor de luz del módulo óptico de muestra mostrado en la figura 2.

La figura 3A es una vista en perspectiva frontal del módulo emisor de luz mostrado en la figura 3 que muestra una pluralidad de componentes ópticos.

La figura 3B es una vista en alzado lateral ampliada de los componentes ópticos mostrados en la figura 3A. La figura 4 es una vista en perspectiva frontal de una realización de un conjunto de cubeta del módulo óptico de muestra mostrado en la figura 1.

La figura 5 es una vista en perspectiva trasera del conjunto de cubeta mostrado en la figura 4.

La figura 6 es una vista en alzado frontal de un módulo de cubeta del conjunto de cubeta que muestra los puertos de entrada y salida de fluido, una cámara de recepción de muestras, una ventana de muestra y un conjunto de chip electrónico.

La figura 7 es una vista en perspectiva trasera de la cámara de recepción de muestras de la figura 6 que muestra la primera y la segunda ventana de cubeta.

La figura 8 es una vista en planta trasera de la cámara de recepción de muestras que muestra el conjunto de chip electrónico dispuesto adyacente a la cámara de recepción de muestras.

La figura 9 es una vista en perspectiva de una realización de un módulo de luz de calibración del módulo óptico de muestra de la figura 1.

La figura 10 es una vista en sección transversal lateral del módulo de luz de calibración de la figura 8 que muestra una fuente de luz de calibración.

La figura 11 es una vista en planta lateral simplificada de la fuente de luz de calibración del módulo de luz de calibración de la figura 9 que muestra una pluralidad de componentes ópticos.

La figura 12 es una vista en perspectiva frontal de una realización del módulo de espectrómetro de la figura 1 con una cubierta retirada que muestra los componentes internos.

La figura 13 es una vista en perspectiva trasera del módulo de espectrómetro de la figura 12 que muestra una rendija de luz de entrada y un detector de matriz de luz adyacente.

La figura 14 es una vista en sección transversal trasera del módulo de espectrómetro de la figura 12 que muestra una única placa de circuito y la ubicación de la rendija de luz de entrada y el detector de matriz de luz.

La figura 15 es una vista superior del módulo de espectrómetro de la figura 12 que muestra los componentes ópticos con el trazado de rayos superpuesto.

La figura 16 es un trazado de rayos que muestra la luz de entrada procedente de la rendija de luz de entrada y una pluralidad de haces de luz refractados en el detector de matriz de luz.

La figura 17A es una vista en perspectiva de una realización de un medio de compensación térmica para el módulo de espectrómetro que muestra el aislamiento envuelto alrededor del módulo de espectrómetro.

La figura 17B es una vista en perspectiva de otra realización de un medio de compensación térmica para el módulo de espectrómetro que muestra un conjunto de control de temperatura.

La figura 17C es una vista en sección transversal de una realización de una montura de lente del módulo de espectrómetro de la figura 12 que muestra una montura de lente con compensación de temperatura.

La figura 18 es una vista en sección transversal de una realización de una montura de lente del módulo de espectrómetro de la figura 12 que muestra una montura de lente fija.

La figura 19 es una ilustración gráfica que muestra los resultados de correlación del subsistema de analizador COOx que comprende un conjunto de cubeta reemplazable de la presente invención para hemoglobina total utilizando una función y un método de barrido K-OPLS.

La figura 20 es una ilustración gráfica que muestra los resultados de correlación del subsistema de analizador COOx que comprende un conjunto de cubeta reemplazable de la presente invención para oxihemoglobina utilizando una función y un método de barrido K-OPLS.

La figura 21 es una ilustración gráfica que muestra los resultados de correlación del subsistema de analizador COOx que comprende un conjunto de cubeta reemplazable de la presente invención para carboxihemoglobina utilizando una función y un método de barrido K-OPLS.

La figura 22 es una ilustración gráfica que muestra los resultados de correlación del subsistema de analizador COOx que comprende un conjunto de cubeta reemplazable de la presente invención para deoxihemoglobina utilizando una función y un método de barrido K-OPLS.

La figura 23 es una ilustración gráfica que muestra los resultados de correlación del subsistema de analizador COOx que comprende un conjunto de cubeta reemplazable de la presente invención para metahemoglobina utilizando una función y un método de barrido K-OPLS.

La figura 24 es una ilustración gráfica que muestra los resultados de correlación del subsistema de analizador COOx que comprende un conjunto de cubeta reemplazable de la presente invención para bilirrubina total utilizando una función y un método de barrido K-OPLS.

Descripción detallada

En las figuras 1-24 se ilustran realizaciones de la presente invención. La figura 1 muestra una realización de un subsistema de analizador COOx 10. El subsistema de analizador COOx 10 incluye al menos un módulo óptico de muestra 20, una fibra óptica 90 y un módulo de espectrómetro 100. El subsistema de analizador COOx 10 puede incluir, opcionalmente, un módulo de procesador 150 o el módulo de procesador 150 puede incluirse, opcionalmente, en un circuito electrónico de un sistema de diagnóstico del que forme parte el subsistema de analizador COOx 10. La línea 5 se incluye para indicar que el módulo de procesador 150 puede o no formar parte del subsistema COOx 10. El módulo de procesador 150 incluye, pero no se limita a un módulo de microprocesador 152 y un módulo de memoria 154. Opcionalmente, el módulo de procesador 150 también puede incluir un módulo de convertidor 156 o el módulo de convertidor 156 puede ser externo al subsistema de analizador COOx 10. El subsistema de analizador COOx 10 se utiliza para medir los parámetros de hemoglobina de la sangre, como la hemoglobina total (tHb), la carboxihemoglobina (COHb), la desoxihemoglobina (HHb), la oxihemoglobina (O2Hb), la metahemoglobina (MetHb) y la hemoglobina fetal (FHb), así como la bilirrubina total (tBil) utilizando absorbancia óptica.

La figura 2 ilustra el módulo óptico de muestra 20. El módulo óptico de muestra 20 incluye un módulo emisor de luz 22, un conjunto de cubeta 40 y un módulo de luz de calibración 60. Módulo emisor de luz 22, como el término indica, emite un haz de luz visible hacia el conjunto de cubeta 40 que es recibido por el módulo de luz de calibración 60, que luego se transmite al módulo de espectrómetro 100. El haz de luz 12 define una trayectoria óptica 21.

Las figuras 3-3A ilustran vistas en perspectiva de la realización del módulo emisor de luz 22 de la figura 2. El módulo emisor de luz 22 incluye un sustrato de módulo emisor de luz 24 que contiene un circuito eléctrico (no mostrado) y un conjunto óptico emisor de luz 25. El conjunto óptico emisor de luz 25 tiene un alojamiento de conjunto óptico 26 con un extremo de conjunto óptico 26a. Un haz de luz visible 28a se emite desde el extremo del conjunto óptico 26a del conjunto óptico emisor de luz 25 cuando el módulo emisor de luz 22 se enciende mediante una señal recibida desde el módulo de procesador 150. La figura 3A ilustra el conjunto óptico emisor de luz 25 con el alojamiento del conjunto óptico 26 desmontada exponiendo una pluralidad de componentes ópticos B contenidos dentro del conjunto emisor de luz 25.

Pasando ahora a la figura 3B, se ilustra una vista lateral ampliada de la pluralidad de componentes ópticos B de la figura 3A. En esta realización, los componentes ópticos B incluyen una fuente de luz de diodo emisor de luz (LED) 28, una lente colimadora 30, un primer difusor 32, un polarizador circular 34, una lente de enfoque 36, y una ventana de protección opcional 38. El polarizador circular 34 proporciona una clara ventaja. Esta ventaja proporciona una mayor sensibilidad y precisión del sistema. La hemoglobina tiene características ópticas rotatorias, lo que significa que la sensibilidad a la polarización de un espectrómetro causará un error de absorbancia si se utiliza luz no polarizada circularmente para medir la absorbancia de la hemoglobina. A diferencia de otros estados de polarización de la luz, el estado de polarización de la luz polarizada circularmente no cambia al atravesar la hemoglobina. Por tanto, la respuesta de polarización del espectrómetro es la misma para la luz polarizada circularmente que atraviesa la hemoglobina que para el barrido de referencia tomada con la cubeta llena de un fluido transparente.

Las figuras 4 y 5 ilustran vistas en perspectiva frontal y trasera de una realización del conjunto de cubeta 40. El conjunto de cubeta 40 incluye un sustrato de cubeta 41 y un módulo de cubeta 43. El sustrato de cubeta 41 proporciona un soporte para afianzar el conjunto de cubeta 40 dentro del subsistema de analito 10 e incluye una abertura de trayectoria de luz de cubeta 42 que se dispone dentro de la trayectoria óptica 21 y se alinea con el haz de luz emitido desde el módulo emisor de luz 22. El módulo de cubeta 43 incluye una primera porción de cubeta 44 que tiene una cavidad de recepción de muestras 45, un puerto de entrada de muestra 46, un puerto de salida de muestra 47, un conjunto de chip electrónico 48, y una primera ventana de cubeta 49, y una segunda porción de cubeta 50 que tiene una segunda ventana de cubeta 52 (mostrada en la figura 6 y delineada como contorno 53) opuesta y alineada con la primera ventana de cubeta 49 donde la primera y segunda ventanas de cubeta 49, 52 están alineadas y dispersas dentro de trayectoria óptica 21. La primera porción de cubeta 44 y la segunda porción de cubeta 50 están unidas entre sí con o sin una junta dispuesta entre la primera y la segunda porción de cubeta 44, 50. La unión puede conseguirse mediante adhesivos, técnicas ultrasónicas, técnicas basadas en disolventes, etc. Una vez montado y tal como se muestra en la figura 6, la cavidad de recepción de muestras 45 de la primera porción de cubeta 44 forma una cámara de recepción de muestras 54 con la segunda porción de cubeta 50 que se comunica de manera fluida con los puertos de entrada y salida de muestra 46, 47. La distancia entre la primera y la segunda ventana de cubeta 49, 52 de la cámara de recepción de muestras 54 define una longitud de trayectoria óptica de cubeta, que se mide con precisión y se almacena en el chip electrónico 48 para su posterior recuperación mediante el módulo de procesador 150. Una longitud de trayectoria óptica habitual utilizada en esta realización de la presente invención es de 0,0035 pulgadas (0,090 mm).

Pasando ahora a la figura 7, se ilustra una vista en perspectiva trasera ampliada de la primera y la segunda porción de cubeta 44, 50. Como se muestra, la primera porción de cubeta 44 tiene una cavidad de cámara de muestra 45 con una primera ventana de cubeta 49 y una cavidad de chip electrónico 48a para recibir el conjunto de chip electrónico 48. La segunda porción de cubeta 50 tiene una segunda ventana de cubeta 52 que forma la cámara de recepción de muestras 54 cuando se ensambla junto con la primera porción de cubeta 44. La segunda ventana de cubeta 52, delineada por un contorno 53 en la segunda porción de cubeta 50, es una superficie elevada que forma un sello hermético alrededor de la cavidad de cámara de muestra 45 y la cámara de recepción de muestras 54. Opcionalmente, puede colocarse una junta fina entre la primera y la segunda porción de cubeta 44, 50 para asegurar más fácilmente un cierre hermético. La figura 8 muestra una vista trasera de la primera porción de cubeta 44 con el conjunto de chip electrónico 48 dispuesto dentro de la cavidad de chip electrónico 48a. El conjunto de chip electrónico 48 incluye una placa de circuito de chip 48b y un chip electrónico 48c que almacena el valor de longitud de trayectoria óptica de cubeta para el módulo de cubeta 43 en particular. La primera ventana de cubeta 49 está dispuesta dentro de trayectoria óptica 21 y transmite el haz de luz que pasa a través de la muestra al módulo de luz de calibración 60, que luego pasa el haz de luz al módulo de espectrómetro 100.

Pasando ahora a la figura 9, se ilustra una realización del módulo luminoso de calibración 60. El módulo luminoso de calibración 60 incluye un alojamiento de módulo de calibración 62, una porción receptora del haz de luz 64, una porción de luz de calibración 70, y una porción de fibra óptica 80 donde se aloja el módulo de calibración 62, la porción receptora del haz de luz 64 y la porción de fibra óptica 80 están alineadas con la trayectoria óptica 21. La porción de luz de calibración 70 está separada y es transversal a la trayectoria óptica 21.

La figura 10 es una sección transversal, vista en alzado del módulo luminoso de calibración 60. El alojamiento de módulo de calibración 62 incluye un primer conducto tubular 62a entre una abertura de entrada de haz de luz 62b y una abertura de salida de haz de luz 62c, así como un segundo conducto tubular 62d que es transversal y se cruza con el primer conducto tubular 62a en un extremo y tiene una abertura de haz de luz de calibración 62e en un extremo opuesto.

La porción receptora del haz de luz 64 aloja una lente colimadora 66 que colima el haz de luz 28a recibido a lo largo de la trayectoria óptica 21 desde el módulo de cubeta 43 y dirige el haz de luz 28a hacia el primer conducto tubular 62a. Dispuesto dentro del alojamiento del módulo de calibración 62 se encuentra el conjunto de soporte de divisor de haz 67 que está dispuesto transversalmente a través del primer conducto tubular 62a. El conjunto de soporte de divisor de haz 67 tiene una superficie inclinada hacia arriba 67a orientada hacia la abertura de haz de luz de calibración 62e y la abertura de salida de haz de luz 62c dentro de la trayectoria óptica 21. El conjunto de soporte de divisor de haz 67 soporta un segundo difusor 68 y un divisor de haz 69 (mostrado en la figura 11) que está dispuesto aguas abajo a lo largo de la trayectoria óptica 21 desde el segundo difusor 68 de manera que está colocado para recibir el haz de luz de calibración 72a y dirigirlo a lo largo de la trayectoria óptica 21 y el primer conducto tubular 62a hacia la abertura de salida de haz de luz 62c.

La porción de luz de calibración 70 incluye una fuente de luz de calibración 72 dispuesta adyacente pero espaciada de la trayectoria óptica 21 que es capaz de dirigir un haz de luz de calibración 72a hacia el alojamiento del módulo de calibración 62 a través de una abertura de luz de calibración 62e transversalmente a la trayectoria óptica 21 hacia el conjunto de soporte de divisor de haz 67. Dentro de la porción de luz de calibración 70, hay una lente colimadora 74 que colima el haz de luz de calibración 72a antes de que sea reflejado por el conjunto divisor de haz 67 hacia la abertura de salida de haz de luz 62c.

La porción de fibra óptica 80 está situada dentro de trayectoria óptica 21 en o cerca de la abertura de salida de haz de luz 62c. La porción de fibra óptica 80 incluye una lente de enfoque 82 y un conjunto de conector de fibra óptica 84 que incluye un alojamiento de conector 86 adaptado para recibir un conjunto de fibra óptica 90. La porción de fibra óptica 80 está adaptada para asegurar que el haz de luz 28a esté correctamente enfocado por la lente de enfoque 82 en el conjunto de fibra óptica 90.

La figura 11 es una ilustración simplificada de la figura 10 que muestra la relación posicional de los componentes ópticos 66, 68, 69, 74, 82 y los haces de luz 28a, 72a así como el conjunto de fibra óptica 90. Como se puede observar en la figura 11, el haz de luz 28a es recibido por la lente colimadora 66, transmitido a través del segundo difusor 68 y el divisor de haz 69 a la lente de enfoque 82 y al conjunto de fibra óptica 90. Como se ha analizado anteriormente, la importancia de utilizar un par de difusores (primer difusor 32 y segundo difusor 68) con el módulo de cubeta 43 entre el par de difusores 32, 68 es que la distribución de luz espacial aparecerá igual para el barrido en blanco y el barrido de muestra de sangre entera. El uso de difusores 32, 68 en esta disposición elimina el efecto de error causado por la no uniformidad de la fuente de luz y/o la variación en los cambios de distribución espacial de la luz incidente, incluso si la intensidad global no ha cambiado. Los difusores 32, 68 se eligen de manera que difundan un rayo de luz incidente en el cono de aceptación completo del grupo de componentes ópticos 120 del módulo de espectrómetro 100. De este modo, el rayo atraviesa completamente el campo óptico de medición.

El haz de luz de calibración 72a, cuando se activa, es recibido por la lente colimadora 74, se transmite al divisor de haz 69 y se dirige a la lente de enfoque 82, donde se enfoca en el conjunto de fibra óptica 90. El haz de luz de calibración 72a tiene longitudes de onda de luz específicas utilizadas para calibrar la escala de longitud de onda del módulo de espectrómetro 100. Un ejemplo de una fuente de luz de calibración aceptable 72 es una lámpara de descarga de gas criptón (Kr), que proporciona siete longitudes de onda de línea Kr en nanómetros que cubren el intervalo de 422 a 695 nm. El prisma 131 del componente de dispersión de luz 130 tiene una dispersión no lineal en función de la longitud de onda que requiere una función polinómica u otra de orden superior. La presente divulgación utiliza un polinomio de 5.° orden para las ubicaciones de los píxeles de los picos de línea Kr para proporcionar errores residuales muy por debajo del requisito de precisión de longitud de onda absoluta de /- 0,03 nm.

El conjunto de fibra óptica 90 comprende una fibra óptica 92, un primer conector de fibra óptica 94 y un segundo conector de fibra óptica 96 (mostrado en la figura 12). El primer conector de fibra óptica 94 se afianza a un extremo receptor de luz 92a de la fibra óptica 92 y se conecta directamente y de manera extraíble al alojamiento del conector 86 del conjunto de conector de fibra óptica 84. Una realización de la fibra óptica 92 incluye una fibra de núcleo de sílice de 200 |jm con una apertura numérica (AN) de 0,22.

Pasando ahora a las figuras 12 y 13, se ilustra una realización del módulo de espectrómetro 100. El módulo de espectrómetro 100 incluye un alojamiento espectrómetro 102, una base de espectrómetro 104, una cubierta 106 del espectrómetro (mostrada en la figura 1), un extremo de alojamiento de fibra óptica 108 y un acoplador de salida de señal eléctrica 103. El módulo de espectrómetro 100 tiene unas dimensiones exteriores envolventes de 11 cm x 8 cm x 2 cm y opcionalmente incluye estructuras de compensación térmica que se comentan más adelante. Dentro del alojamiento de espectrómetro 102 están contenidos los componentes esenciales del módulo de espectrómetro 100. Estos componentes incluyen un conjunto de recepción y conversor de luz 110 y un grupo de componentes ópticos 120. El grupo de componentes ópticos 120 incluye un conjunto de lentes acromáticas 121 y un elemento dispersor de luz 130. El elemento dispersor de luz 130 puede ser un prisma 131 o una rejilla 136. El conjunto de fibra óptica 90 se afianza de manera extraíble al extremo de alojamiento de fibra óptica 108 en el puerto de entrada de luz 109, cuyo conjunto de fibra óptica 90 transmite los haces de luz 28a, 72a al módulo de espectrómetro 100. Como se ha mencionado anteriormente, el haz de luz 28a representa la luz transmitida desde el módulo emisor de luz 22 a través del módulo de cubeta 43, mientras que el haz de luz 72a es la luz de calibración transmitida desde el módulo de luz de calibración 60, que se utiliza para calibrar el módulo de espectrómetro 100.

El conjunto de lente acromática 121 incluye una montura de lente 122 y una lente acromática esférica 124. La lente acromática 124 recibe los haces de luz 28a, 72a, según sea el caso, y dirige el haz de luz hacia el elemento de dispersión de luz 130, que en esta realización es el prisma 131. El prisma 131 tiene un revestimiento reflectante 132 en una superficie posterior exterior. El prisma 130 refracta el haz de luz 28a y refleja la luz de vuelta a través de la lente acromática 124.

El conjunto receptor y conversor de luz 110 está montado de manera afianzada adyacente a una superficie interior 108a del extremo de alojamiento de fibra óptica 108. El conjunto receptor y conversor de luz 110 incluye un sustrato de placa de circuito 112 sobre el que está montada una rendija de entrada de luz 114 que está alineada con el extremo emisor de luz 92b (no mostrado) de la fibra óptica 92. Adyacente a la rendija de entrada 114 hay un detector de matriz de luz 116 que recibe la luz refractada del prisma 131. El detector de matriz de luz 116 convierte la luz refractada en una señal eléctrica, que se envía a través del conector de salida 118 al módulo de procesador 150. Disponer la rendija de entrada de luz 114 y el detector de matriz de luz 116 adyacentes entre sí en la placa de circuito 112 tiene varias ventajas. Esta función simplifica enormemente la construcción y mejora la precisión del módulo de espectrómetro 100. Otros espectrómetros colocan estos elementos en planos independientes, donde tienen estructuras de montaje separadas y deben ajustarse de manera independiente. Esta función de montar la rendija de entrada y el detector de matriz de luz adyacentes entre sí en la placa de circuito 112 elimina la necesidad de montar y colocar cada estructura (es decir, la rendija y el detector) por separado.

La figura 14 es una vista ampliada del conjunto 110 receptor y conversor de luz. La rendija de entrada de luz 114 es de 15 jm de ancho por 1000 jm de largo que proyecta una imagen de rendija de fibra óptica que es un rectángulo de aproximadamente 15 jm de ancho por 200 jm de alto en el detector de matriz de luz 116 (Hamamatsu S10226-10 es un ejemplo de detector de matriz de luz que se puede utilizar). La rendija de entrada 114 se aplica directamente sobre el mismo sustrato de placa de circuito 112 y muy cerca del detector de matriz de luz 116. El detector de matriz de luz 116 tiene una altura de píxel entre aproximadamente 100 a aproximadamente 150 jm , que permite una imagen uno a uno de la fibra óptica de 200 jm de diámetro en el detector. En esta realización, la rendija de entrada 114 está grabada con láser en una posición precisa con respecto al detector de matriz de luz 116, lo que hace que la alineación sea menos laboriosa. Debido a que la rendija de entrada 114 y el detector de matriz de luz 116 están solo ligeramente desviados del eje relativo al eje central de la lente acromática 124, hay una aberración mínima y es posible obtener una imagen uno a uno en el detector de matriz de luz 116, de modo que no se necesita una lente de enfoque cilíndrica para reducir la imagen de la fibra óptica (fibra de 200 |jm de diámetro) para que coincida con la altura de píxel del detector de matriz de luz 116.

Pasando ahora a la figura 15, hay una vista superior del módulo de espectrómetro 100 de la figura 13. Superpuesto en la figura 15 hay un diagrama de trazado de rayos 140 del haz de luz suministrado al módulo de espectrómetro 100 por la fibra óptica 92. Como se muestra, el haz de luz 28a entra en el módulo de espectrómetro 100 a través de la rendija de entrada 114 hacia la lente acromática 124. La lente acromática 124 se utiliza desviada del eje; es decir, la lente acromática está ligeramente desviada del eje del haz de luz 28a. El haz de luz 28a es transmitido por la lente acromática 124 al prisma 131, donde el haz de luz 28a se refracta en una pluralidad de haces de luz 138a, 138b, 138c de diferentes longitudes de onda, como deberían hacer los prismas. La pluralidad de haces de luz 138a, 138b, 138c son reflejados por el prisma 131 a través de la lente acromática 124. La lente acromática 124 se utiliza desviada del eje para dirigir la pluralidad de haces de luz refractados y reflejados 138a, 138b, 138c desde el prisma 131 al detector de matriz de luz 116.

La figura 16 es una vista ampliada del diagrama de trazado de rayos 140. La lente acromática 124 se utiliza desviada del eje respecto al haz de luz entrante 28a. Utilizando la lente acromática 124 desviada del eje junto con el prisma 131 que tiene un revestimiento reflectante 132 en una base del prisma 131, se logra un pacto, simplificado, módulo de espectrómetro de componentes mínimos 100 capaz de ser utilizado para medir parámetros de hemoglobina y/o parámetros de bilirrubina total en sangre entera.

Un cambio en la temperatura tiene un mayor efecto sobre el ángulo de refracción del haz cuando se utiliza un prisma en lugar de una rejilla de difracción. Se proporciona un medio de compensación térmica 160 para compensar un desplazamiento térmico en el haz de luz entrante provocado por el elemento dispersor de luz 130. Un cambio de temperatura dentro del módulo de espectrómetro 100 provoca un movimiento inducido térmicamente de la imagen de la rendija de entrada 114 en el detector de matriz de luz 116 causado a su vez por cambios inducidos térmicamente en el índice de refracción del prisma dispersivo 131. La figura 16 muestra la dirección de movimiento de la imagen en el detector de matriz de luz 116 para el cambio térmico del índice de refracción en el prisma 131 con la flecha 400. Si la lente 124 se mueve en la dirección opuesta en el mismo intervalo de temperatura, como indica la flecha 402, la imagen de la rendija se moverá de vuelta a donde debería estar en el detector de matriz de luz 116. Para evitar este desplazamiento, los medios de compensación térmica 160 pueden ser tan sencillos como envolver el módulo de espectrómetro 100 con aislamiento para minimizar el cambio de temperatura dentro del módulo de espectrómetro 100 a partir de un cambio de temperatura que se produzca fuera del módulo de espectrómetro 100 o para colocar el módulo de espectrómetro 100 dentro de un espacio de temperatura controlada. Otro medio es incluir un conjunto controlador de temperatura 170 que incluya al menos un calentador de cinta 172 unido a una superficie interior o exterior del alojamiento de espectrómetro 102 y un sensor de temperatura 174, como un termopar o un termistor, para medir la temperatura del alojamiento de espectrómetro y un circuito calentador para mantener una temperatura constante predefinida. Las figuras 17A y 17B ilustran estas posibilidades.

En una realización que se muestra en la figura 17C, la montura de lente acromática 122 es una montura de lente de compensación térmica. La montura de lente termocompensadora 122 tiene un extremo de montura fijo 122a y un extremo de montura no fijo 122b. El extremo de montaje fijo 122a está afianzado de manera fija a la base de espectrómetro 104 o a una placa base 104a que está unida de manera afianzada a la base de espectrómetro 104. El extremo de montura no fijo 122b suele tener un elemento de sujeción 126 que se extiende a través de una ranura de montura de lente 122c de la montura de lente 122 y hacia el interior de la base de espectrómetro 104 o la placa base 104a. Entre una cabeza 126a del elemento de sujeción 126 y la montura de lente 122 hay un resorte de retención 128. Hay suficiente espacio entre la ranura de montura de lente 122c y el elemento de sujeción 126 para permitir la dilatación/contracción de la montura de lente 122 provocada por un cambio de temperatura. El coeficiente de dilatación de la montura de lente 122 es mayor que el coeficiente de dilatación de la base de espectrómetro 104 y/o la placa base 104a, de modo que el extremo de montura no fijo 122b permite la dilatación y contracción térmica de la montura de lente de compensación térmica 122 en una dirección indicada por la flecha 500, que es lineal y transversal al haz de luz procedente de la rendija de entrada 114. Esta estructura permite que la lente acromática 124 se deslice con respecto a otros componentes montados en la placa base 104a y/o en la base de espectrómetro 104. La montura de lente termocompensada 122 garantiza que la pluralidad de haces de luz 138a, 138b, 138c siempre incidirán con suficiente intensidad sobre el detector de matriz de luz 116 sin afectar a la señal eléctrica generada por el detector de matriz de luz 116 a pesar de un cambio de temperatura dentro del alojamiento de espectrómetro 102. Uno de estos materiales que cumple el requisito de que la montura de lente 122 tenga un coeficiente de dilatación mayor que la base de espectrómetro 104 y/o la placa base 104a (según sea el caso) es un plástico que es una resina de éter de polifenileno (PPE) modificado que consiste en mezclas amorfas de resina de éter de polifenileno (PPE) de óxido de polifenileno (PPO) y poliestireno que se vende bajo la marca comercial NORYL®.

La figura 18 ilustra una realización alternativa de la montura de lente 122. En esta realización, la montura de lente 122 tiene dos extremos de montura fijos 122a, donde cada extremo 122a está afianzado a la placa base 104a y/o la base de espectrómetro 104 mediante el elemento de sujeción 126. Debido a que ambos extremos 122a de la montura de lente 122 son fijos, cualquier cambio de temperatura dentro del módulo de espectrómetro 100 afectará al ángulo de la pluralidad de haces de luz 138a, 138b, 138c y donde inciden en el detector de matriz de luz 116. Como se ha indicado anteriormente en relación con la imagen de hendidura y la longitud del detector de matriz de luz 116, un cambio de temperatura superior a 0,5 °C hará que la intensidad de uno de los haces de luz no incida completamente en el detector de la red de luces, provocando así una lectura inexacta. Para anular este efecto potencial, el módulo de espectrómetro 100 está equipado con un conjunto controlador de temperatura (no mostrado) para que el prisma 131 y el conjunto de lentes acromáticas 121 permanezcan a una temperatura constante. Aunque existen varios métodos para mantener el interior del módulo de espectrómetro 100 a una temperatura constante, un ejemplo de tal conjunto controlador de temperatura para lograr esto es un calentador de cinta con un termistor (no mostrado) unido adhesivamente al interior 0 exterior del módulo de espectrómetro 100, estando tal calentador de cinta controlado por un circuito de regulación electrónico (no mostrado). Opcionalmente, el módulo de espectrómetro 100 también puede estar aislado por dentro o por fuera, o por ambos, para mantener más fácilmente una temperatura determinada y proteger contra los cambios de temperatura en las proximidades que rodean al módulo de espectrómetro 100. Otros mecanismos incluyen la colocación del módulo de espectrómetro 100 dentro de un entorno de temperatura controlada.

Datos de aprendizaje:

Se desarrolló un conjunto de datos de aproximadamente 180 muestras de sangre de aproximadamente 15 individuos diferentes. Las muestras de sangre se manipularon utilizando nitrito sódico para elevar los valores de MetHb y utilizando gas CO para elevar los valores de COHb. Se extrajo plasma de las muestras o se añadió a las mismas para modificar el nivel de tHb. Para variar el nivel de tBil, se añadió una solución de bilirrubina. Se utilizó un tonómetro para manipular el nivel de oxígeno. Las muestras de sangre se manipularon para cubrir una amplia gama de valores de analitos. A continuación, las muestras de sangre se midieron en un analizador pHOx Ultra de lisis de referencia equipado con analizador COOx y software de análisis. Los espectros de sangre entera se recogieron en un analizador pHOx Ultra equipado con la óptica de recogida de alto ángulo y otras modificaciones de la presente invención, como se ha descrito anteriormente, con la línea de suministro de lisado completamente desconectada y las muestras de sangre entera pasando directamente al conjunto de cubeta 40 sin lisado ni ninguna otra dilución. Ambos analizadores estaban equipados con ventanas Zeonex en las cubetas respectivas. Este conjunto de datos se ha convertido en un archivo de matriz de celdas de Matlab para su uso con conjuntos de instrucciones de Matlab.

Modelo de predicción:

La siguiente etapa del cálculo es crear un modelo de predicción. Se desarrollaron tres modelos para el análisis: uno para los parámetros COOx tHb y COHb, una segunda para HHb y MetHb, y una tercera para tBil. La cantidad de O2Hb se determinó restando la de COHb, HHb, y MetHb del 100 %. La matriz de datos X se construyó a partir de términos creados a partir de la absorbancia medida en las longitudes de onda comprendidas entre 462-650 nm, espaciado de 1 nm. El modelo tBil se desarrolló utilizando el mismo conjunto de datos que el modelo COOx, excepto que las muestras con valores de MetHb superiores o iguales al 20 % se dejaron fuera del modelo. Para cada modelo, se asignaron cinco valores predictivos Y (O2Hb, HHb, COHb, MetHb, tBil) con tHb determinada sumando los resultados para O2Hb, HHb, COHb, y MetHb. El número de valores ortogonales Y necesarios se determinó mediante la optimización manual del residuo de correlación de las predicciones sanguíneas de la función de barrido con los valores del analizador de referencia.

Utilización de 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 conocidas de la muestra (la matriz Y) y una matriz de valores medidos de absorbancia a varias longitudes de onda y potencialmente otros valores medidos basados en la absorbancia frente a la longitud de onda (la matriz X). Una vez establecida esta relación, es utilizado por el analizador para predecir los valores Y desconocidos a partir de nuevas mediciones de X en muestras de sangre entera.

En el cuadro 1 se resumen los ajustes y las entradas utilizados para los modelos optimizados. Los datos X consisten en la absorbancia y otros términos basados en la absorbancia frente a la longitud de onda. En el proceso de optimización del modelo, se añadieron las derivadas de absorbancia frente a la longitud de onda. Los modelos para los analitos más sensibles a los efectos no lineales de la dispersión se construyeron con términos de raíz cuadrada de la absorbancia y su derivada. El modelo para los analitos más afectados por la dispersión tenía un término de corrección proporcional a la cuarta potencia de la longitud de onda. La fila del vector X tiene un valor para cada longitud de onda para cada uno de los tres términos basados en la absorbanciaf, g y hque se muestran en la tabla para cada modelo.

�� La matriz Y 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 lisadas:

donde

tHb es el valor de hemoglobina total de la muestra de sangre lisada,

COHb es el valor de carboxihemoglobina de la muestra de sangre lisada,

HHb es el valor de desoxihemoglobina de la muestra de sangre lisada,

MetHb es el valor de metahemoglobina de la muestra de sangre lisada y

tBil es el valor de bilirrubina total de la muestra de sangre lisada.

La matriz X se estructura de la siguiente manera:

donde:f, g, hson las funciones basadas en la absorbancia que figuran en la tabla 1 en función de la longitud de onda, respectivamente.

La matrizXincluye las contribuciones de la absorbancia en las diversas longitudes de onda. La divulgación incluye opcionalmente la adición de otras mediciones al cálculo para reducir los efectos interferentes.

Una vez formadas estas matrices, se utilizan como conjunto de calibración y la función de asignación se calcula de acuerdo con los procedimientos propios del algoritmo de aprendizaje automático elegido.

Como se ha descrito previamente, mínimos cuadrados parciales convencionales, regresión lineal, álgebra lineal, redes neuronales, splines de regresión adaptativa multivariante, proyección a estructuras latentes, proyección ortogonal basada en núcleos a estructuras latentes, u otra matemática de aprendizaje automático se utiliza con los resultados obtenidos del conjunto de datos de calibración para determinar la relación empírica (o función de barrido) entre los valores de absorbancia y los parámetros de hemoglobina. Habitualmente, se utiliza un paquete matemático para generar los resultados, donde el paquete generalmente tiene opciones para seleccionar una de las matemáticas de aprendizaje automático conocidas por los expertos en la materia. Existen diversos paquetes matemáticos e incluyen, pero sin limitación, Matlab de MatWorks de Natick, MA, "R" de R Project for Statistical Computing disponible en Internet en www.r-project.org, Python de la Python Software Foundation y disponible en Internet en www.python.org en combinación con el software de minería de datos Orange de Orange Bioinformatics disponible en Internet en orange.biolab.si, por nombrar unos pocos.

Se demostrará que el método de proyección ortogonal basada en núcleos a estructuras latentes (KOPLS) puede utilizarse como un tipo de algoritmo de aprendizaje automático para generar la función de asignación. La mejor manera de explicar y describir el KOPLS es consultar las siguientes referencias: Johan Trygg y Svante Wold, "Orthogonal projections to latent structures (O-PLS)", J. Chemometrics 2002; 16: 119-128; Mattias Rantalainenet al."Kernel-based orthogonal projections to latent structures (K-OPLS)", J. Chemometrics 2007; 21: 376-385; y Max Bylesjoet al."K-OPLS package: Kernel-based orthogonal projections to latent structures for prediction and interpretation in feature space", BMC Bioinformatics 2008, 9:106. Las matemáticas basadas en núcleos son útiles para tratar el comportamiento no lineal de los sistemas utilizando una función de núcleo para asignar los datos originales a un espacio de orden superior. Aunque se puede utilizar cualquiera de las matemáticas de aprendizaje automático descritas anteriormente, KOPLS tiene una ventaja adicional sobre otros cálculos como, por ejemplo, mínimos cuadrados parciales convencionales porque no solo puede establecer una relación entre las variaciones cuantificadas y los valores de los analitos que deben determinarse, sino que también puede eliminar la variación no cuantificada pero siempre presente en los datos originales. Estas variaciones no cuantificadas pueden deberse a efectos del analizador y/o de la sangre, como pérdidas por dispersión y otros fenómenos de interferencia que no se miden explícitamente. Al extraer de los datos estas variaciones no cuantificadas, el método deja en los datos la información utilizada para predecir los valores medidos.

Utilizando un conjunto de datos de entrenamiento inicial, el modelo KOPLS establece una relación (función de barrido) entre la matriz de características conocidas de la muestra (la matriz H) y una matriz de valores medidos de absorbancia a varias longitudes de onda y potencialmente otros valores medidos basados en la absorbancia frente a la longitud de onda (la matriz X), tal como se procesan a través de una función de núcleo especificada por el método KOPLS. Una vez establecidos los coeficientes KOPLS de esta relación, son utilizados con la función de núcleo por el analizador para predecir los valores desconocidos de los parámetros de hemoglobina a partir de nuevas mediciones de absorbancia en las muestras.

La función de núcleo utilizada en este ejemplo es una función de núcleo lineal sencilla descrita en la referencia Mattias Rantalainenet al.mencionada anteriormente y representada por la siguiente ecuación:

donde la matriz de valores medidos X se introduce en la función de núcleo y se somete a un procesamiento posterior como se especifica en las referencias KOPLS citadas anteriormente para crear los coeficientes de entrenamiento KOPLS.

Una vez que el conjunto de coeficientes de entrenamiento, o función de barrido, se establece, se utiliza para predecir los valores de los parámetros hemoglobina y/o bilirrubina total de una muestra de sangre a partir de mediciones futuras. Se crea una matriz X de una sola fila a partir de las nuevas mediciones, el valor de esta matriz X de una sola fila se hace entonces pasar por las funciones de núcleo y barrido para producir los valores de los parámetros de hemoglobina y/o los valores de los parámetros de bilirrubina total de acuerdo con los procedimientos necesarios para la función de barrido utilizada de acuerdo con los procedimientos KOPLS descritos en detalle en las referencias KOPLS divulgadas anteriormente.

Los datos recogidos de las muestras de sangre descritas anteriormente se sometieron al método KOPLS en un proceso de validación cruzada. La validación cruzada es un proceso que consiste en utilizar un conjunto de datos para poner a prueba un método. Se reservan varias filas de datos y el resto se utiliza para crear una función de asignación. A continuación, los valores retirados se utilizan como "nuevas" mediciones y se calculan sus valores de matriz Y. Este proceso se repite apartando otros valores medidos y calculando otra función de asignación. Trazando los valores conocidos de los datos sanguíneos frente a los calculados, la eficacia del método puede comprobarse inspeccionando la parcela.

Pasando ahora a las figuras 18-23, se ilustran los gráficos de los resultados de la correlación que comparan los distintos parámetros de hemoglobina de la sangre lisada con la sangre entera mediante el método KOPLS. Las muestras de sangre se manipularon para cubrir una amplia gama de valores de analitos. Para poner a prueba los datos, se utilizó la técnica de validación cruzada de n particiones utilizando 60 particiones. En esta técnica, el conjunto de datos se divide en n=60 conjuntos independientes y el modelo se elabora a partir de n-1 de los conjuntos, prediciéndose el conjunto restante utilizando el modelo. El proceso se repite 60 veces para cada grupo. De este modo, cada punto de datos se predice utilizando un modelo elaborado a partir de la mayoría de los demás puntos de datos, sin incluirse en el modelo.

La figura 19 muestra los resultados de correlación para tHb utilizando el método K-OPLS. El eje horizontal tiene unidades que representan la hemoglobina total en gramos por decilitro de sangre lisada. El eje vertical tiene unidades que representan la hemoglobina total en gramos por decilitro de sangre entera. Como se puede observar a partir del diagrama, el método de determinación de tHb de una muestra de sangre entera tiene una correlación superior al 99 %.

La figura 20 muestra los resultados de correlación para O2Hb utilizando el método K-OPLS. El eje horizontal tiene unidades que representan el porcentaje de oxihemoglobina de la sangre lisada. El eje vertical tiene una unidad que representa el porcentaje de oxihemoglobina de la sangre entera. Como se ve en la trama, el método de determinación de O2Hb de una muestra de sangre entera tiene una correlación superior al 99 %.

La figura 21 muestra los resultados de correlación para carboxihemoglobina utilizando el método K-OPLS. El eje horizontal tiene unidades que representan el porcentaje de carboxihemoglobina de la sangre lisada. El eje vertical tiene la unidad que representa el porcentaje de carboxihemoglobina de la sangre entera. Como se ve en la trama, el método de determinación de COHb de una muestra de sangre entera tiene una correlación superior al 99 %.

La figura 22 muestra los resultados de correlación para deoxihemoglobina utilizando el método K-OPLS. El eje horizontal tiene unidades que representan el porcentaje de desoxihemoglobina de la sangre lisada. El eje vertical tiene una unidad que representa el porcentaje de desoxihemoglobina de la sangre entera. Como se ve en la trama, el método de determinación de HHb de una muestra de sangre entera tiene una correlación superior al 99 %.

La figura 23 muestra los resultados de correlación para metahemoglobina utilizando el método K-OPLS. El eje horizontal tiene unidades que representan el porcentaje de metahemoglobina de la sangre lisada. El eje vertical tiene la unidad que representa el porcentaje de metahemoglobina de la sangre entera. Como se ve en la trama, el método de determinación de MetHb de una muestra de sangre entera tiene una correlación superior al 99 %.

La figura 24 muestra los resultados de correlación para tBil utilizando el método K-OPLS. El eje horizontal tiene unidades que representan la bilirrubina total en miligramos por decilitro de sangre lisada. El eje vertical tiene unidades que representan la bilirrubina total en miligramos por decilitro de sangre entera. Como se puede observar a partir del diagrama, el método de determinación de tBil de una muestra de sangre entera tiene una correlación superior al 99 %.

A continuación, se describirá un método para realizar una medición de sangre entera utilizando el subsistema de analizador COOx 10 de la presente invención. Un barrido de absorbancia se mide registrando primero un barrido de intensidad de luz transmitida con el módulo de cubeta 43 lleno de un fluido transparente como agua o solución de lavado del analizador, también conocido como barrido "en blanco". A continuación, se registra una barrido de intensidad de luz transmitida con el módulo de cubeta 43 lleno de la muestra de sangre entera. Después de las correcciones para la respuesta oscura del espectrómetro y la linealidad del detector, la absorbancia espectral es el negativo del logaritmo de base diez de la proporción entre el barrido de sangre entera y el barrido de fluido transparente calculada en cada longitud de onda del intervalo de medida.

Más específicamente, en las figuras 1-18, se muestra una representación de los componentes de un subsistema de analizador COOx. Esta realización del subsistema mide la absorbancia óptica de los líquidos introducidos en el módulo de cubeta 43. La luz utilizada para realizar la medición de la absorbancia procede de la fuente de luz LED 28, es recogida y transmitida por la lente colimadora 30, pasa a través del primer difusor 32, polarizador circular 34, lente de enfoque 36, y la ventana protectora opcional 38 antes de llegar al módulo de cubeta 43. El conocimiento de la longitud de la trayectoria de la cubeta es fundamental para una medición absoluta de la absorbancia. La longitud de la trayectoria de la cubeta se mide previamente para cada módulo de cubeta individual 43 y se programa en un chip electrónico 48c en el módulo de cubeta 43. El módulo de procesador de datos 130 del analizador lee/recupera la información de longitud de trayectoria siempre que es necesario.

Después de pasar por el módulo de cubeta 43, la luz es recogida por la lente 66, colimado y enviado a través del segundo difusor 68 y el divisor de haz 69. El propósito del divisor de haz 69 es permitir que la luz de la fuente de luz de calibración 72 (por ejemplo, una lámpara de descarga de gas criptón), colimada por la lente 74, para entrar en la trayectoria óptica 21. La fuente de luz de calibración 72 proporciona luz a unas longitudes de onda conocidas, que se utilizan para recalibrar periódicamente la escala de longitudes de onda del módulo de espectrómetro 100. Después de pasar por el divisor de haz 69, la luz es enfocada por la lente 82 sobre una fibra óptica 92. La fibra óptica 92 guía la luz hasta la rendija de entrada 114 del módulo de espectrómetro 100. La luz pasa a través de una lente acromática 124, atraviesa el elemento de dispersión de la luz 130 con una parte posterior reflectante 132. La luz se dispersa en longitudes de onda pasando a través del elemento de dispersión de luz 130, como por ejemplo, por ejemplo, el prisma 130 vuelve a pasar por la lente 124, que reenfoca la luz sobre los píxeles del detector de matriz de luz 116. El detector de matriz de luz 116 convierte la energía luminosa en una señal eléctrica que representa la intensidad espectral de la luz. La señal eléctrica se envía al módulo de procesador de datos 150 para un procesamiento y una visualización posteriores de los resultados finales al usuario. El conjunto receptor y conversor de luz 110 es una única placa que contiene la rendija de entrada 114 y el detector de matriz de luz 116 en estrecha proximidad como una unidad integrada.

La rendija de entrada 114 se aplica directamente sobre el mismo sustrato de placa de circuito 112 y muy cerca del detector de matriz de luz 116. Otros espectrómetros de la técnica anterior colocan estos componentes en planos independientes donde tienen estructuras de montaje independientes que necesitan ajuste y alineación independientes. El esquema de montaje de la presente invención tiene varias ventajas que reducen el coste y el tamaño del módulo de espectrómetro 100: 1) se evita el coste de estructuras de montaje independientes, 2) la rendija de entrada 114 puede grabarse con láser en una posición precisa con respecto al detector de matriz de luz 116, lo que hace que la alineación sea menos laboriosa, 3) se pueden utilizar ópticas de superficie esférica de bajo coste en el sistema óptico, ya que la imagen de la rendija en el detector está solo ligeramente desviada del eje central del sistema óptico, lo que minimiza la aberración, y 4) un único procedimiento de alineación para un conjunto unificado de rendija y detector reemplaza los procedimientos de alineación para dos conjuntos independientes.

Es importante señalar que el primer difusor 32 y el segundo difusor 68 están situados antes y después del módulo de cubeta 43, respectivamente. La medición de absorbancia óptica de una muestra difusa presenta un problema singular. La transmitancia difusa de la muestra desordena la distribución de luz espacial inicial del sistema de medición causada por la no uniformidad habitual de las fuentes de luz. Por tanto, la distribución de luz espacial del barrido "en blanco" puede ser muy diferente del barrido de muestra de sangre entera. Dado que los detectores ópticos tienen una respuesta que varía espacialmente, la respuesta puede variar debido a cambios en la distribución espacial de la luz incidente, aunque la intensidad global no haya cambiado. Un barrido de absorbancia basado en la proporción entre el barrido de muestra y el barrido en blanco tendrá un componente de absorbancia significativo debido a este efecto, además de la absorbancia debida únicamente a la muestra. Esto da lugar a un error de medición significativo de la absorbancia de la muestra que es intolerable para la cooximetría.

La ventaja de colocar el módulo de cubeta 43 entre el primer y el segundo difusor 32, 68 es que la distribución de luz espacial seguirá siendo la misma para los barridos en blanco y de muestra, eliminando este efecto de error. Los difusores 32, 68 se eligen especialmente para que difundan un rayo de luz incidente en todo el cono de aceptación del sistema óptico, pero no más, de manera que se conserve el mayor flujo luminoso posible, a la vez que se dispersa el rayo de luz por todo el campo.

Aunque en el presente documento se han descrito las realizaciones preferidas de la presente invención, la descripción anterior es meramente ilustrativa. A los expertos en las respectivas técnicas se les ocurrirán modificaciones adicionales de la invención divulgada en el presente documento y todas esas modificaciones se consideran dentro del alcance de la invención tal como se define en las reivindicaciones adjuntas.

Claims (7)

REIVINDICACIONES

1. Un conjunto de cubeta reemplazable (40) capaz de instalarse en un sistema de medición de absorbancia óptica para medir parámetros de hemoglobina en sangre entera o parámetros de bilirrubina en sangre entera, comprendiendo el conjunto de cubeta (40):

un sustrato de cubeta (41); y

un módulo de cubeta (43) conectado de manera reemplazable al sustrato de cubeta (41),

en donde el sustrato de cubeta (41) es un soporte configurado para afianzar el conjunto de cubeta (40) dentro del sistema de medición de absorbancia óptica,

comprendiendo el módulo de cubeta (43):

un puerto de entrada de muestra (46);

un puerto de salida de muestra (47);

una cámara de recepción de muestras (54) que se comunica de manera fluida con el puerto de entrada de muestra (46) y el puerto de salida de muestra (47);

un conjunto de chip electrónico (48) que comprende una placa de circuito impreso (48b) y un chip electrónico (48c) con un valor de longitud de trayectoria óptica de cubeta de la cámara de recepción de muestras (54) programado en el chip electrónico (48c);

una primera ventana de cubeta (49); y

una segunda ventana de cubeta (52) que forma una porción de la cámara de recepción de muestras (54), en donde la primera ventana de cubeta (49) y la segunda ventana de cubeta (52) están alineadas entre sí, definiendo así una longitud de trayectoria óptica de cubeta que tiene el valor de longitud de trayectoria óptica de cubeta entre la primera ventana de cubeta (49) y la segunda ventana de cubeta (52),

en donde el módulo de cubeta (43) incluye una primera porción de cubeta (44) y una segunda porción de cubeta (50) unidas entre sí y formando así la cámara de recepción de muestras (54), teniendo la primera porción de cubeta (44) una cavidad de chip electrónico (48a), estando el conjunto de chip electrónico (48) dispuesto dentro de la cavidad de chip electrónico (48a), y

en donde la primera ventana de cubeta (49) y la segunda ventana de cubeta (52) están dispuestas dentro de una trayectoria óptica del sistema de medición de absorbancia óptica.

2. El conjunto de cubeta reemplazable (40) de la reivindicación 1, en donde el sustrato de cubeta (41) tiene una abertura de trayectoria de luz de cubeta (42) a través del sustrato de cubeta (41), en donde la abertura de trayectoria de luz de cubeta (42) está dispuesta dentro de la trayectoria óptica.

3. El conjunto de cubeta reemplazable (40) de la reivindicación 1 o 2, que comprende además una junta dispuesta entre la primera porción de cubeta (44) y la segunda porción de cubeta (50).

4. El conjunto de cubeta reemplazable (40) de una cualquiera de las reivindicaciones anteriores, en donde la longitud de trayectoria óptica de cubeta definida se mide con precisión y un resultado de medición se almacena como el valor de longitud de trayectoria óptica de cubeta dentro del chip electrónico (48c).

5. El conjunto de cubeta reemplazable (40) de una cualquiera de las reivindicaciones anteriores, en donde la primera porción de cubeta (44) contiene una cavidad de recepción de muestras (45), el puerto de entrada de muestra (46), el puerto de salida de muestra (47), el chip electrónico (48c) y la primera ventana de cubeta (49) y en donde la segunda porción de cubeta (50) contiene la segunda ventana de cubeta (52).

6. El conjunto de cubeta reemplazable (40) de una cualquiera de las reivindicaciones anteriores, en donde la segunda ventana de cubeta (52) de la segunda porción de cubeta (50) es una superficie elevada que forma un sello hermético alrededor de una cavidad de recepción de muestras (45) de la primera porción de cubeta (44).

7. El conjunto de cubeta reemplazable (40) de la reivindicación 1, en donde el módulo de cubeta (43) es para su uso en un sistema de medición de absorbancia óptica para medir parámetros de hemoglobina en sangre entera o parámetros de bilirrubina en sangre entera con el módulo de cubeta (43) entre un primer difusor óptico (32) y un segundo difusor óptico (68) dentro del sistema de medición de absorbancia óptica.