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WO1996010948A1 - Dispositif de mesure conjointe du debit sanguin tissulaire et de la composition du liquide extra-cellulaire - Google Patents

Dispositif de mesure conjointe du debit sanguin tissulaire et de la composition du liquide extra-cellulaire Download PDF

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Publication number
WO1996010948A1
WO1996010948A1 PCT/FR1995/001309 FR9501309W WO9610948A1 WO 1996010948 A1 WO1996010948 A1 WO 1996010948A1 FR 9501309 W FR9501309 W FR 9501309W WO 9610948 A1 WO9610948 A1 WO 9610948A1
Authority
WO
WIPO (PCT)
Prior art keywords
hydrogen
measuring
electrode
probe
measurement
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Ceased
Application number
PCT/FR1995/001309
Other languages
English (en)
Inventor
Jean-Pierre Villemot
Paul-Michel Mertes
Yves Jaboin
Jean-Pierre Carteaux
Georges Pinelli
Thierry Hubert
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Institut National Polytechnique de Lorraine
Original Assignee
Institut National Polytechnique de Lorraine
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Institut National Polytechnique de Lorraine filed Critical Institut National Polytechnique de Lorraine
Priority to EP95934184A priority Critical patent/EP0784447A1/fr
Priority to AU36571/95A priority patent/AU3657195A/en
Publication of WO1996010948A1 publication Critical patent/WO1996010948A1/fr
Anticipated expiration legal-status Critical
Ceased legal-status Critical Current

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Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/145—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration or pH-value ; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid or cerebral tissue
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/145—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration or pH-value ; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid or cerebral tissue
    • A61B5/14525—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration or pH-value ; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid or cerebral tissue using microdialysis

Definitions

  • the invention relates to a device suitable for the dynamic study or modification of the composition of the intercellular fluid by simultaneous analysis and at the same site of the composition of the extra cellular fluid, using a measurement of the type and the concentration of molecules exchanged by microdialysis of the interstitial fluid, and of the nature of the circulating regime, using a measurement of tissue perfusion.
  • the invention also relates to a device for measuring the infusion rate as well as a device for analyzing the composition of the interstitial fluid.
  • the hydrogen clearance technique allows the measurement of the cell perfusion rate and is the subject of sustained medical research with the aim of improving the concept sufficiently to allow more extensive use. Because of the low traumatic nature, the simplicity of the implantation and the explantation of the probe that it implements, on the one hand, and because of its non-contaminating nature which allows an unlimited number of measurements, on the other hand, this technique constitutes a privileged medical tool.
  • Hydrogen is a gas usually absent from the body. Three modes of hydrogen administration are possible. The very low minimum ignition energy of hydrogen gas makes it inconceivable to use the inhalation of a mixture of hydrogen in human clinics, but remains usable in experiments. The importance of the total volume which results from repeated intravenous injections is likely to disturb the hemodynamic balance of the patient and makes the use of this technique inconceivable in human clinic and experimental in small animals. It has been shown that it is possible to generate hydrogen locally by the redox of the water contained in the tissues. This method was tested by Stossek (Stossek, 1971). The method described by Stossek uses on the one hand, a current-voltage amplifier of the measurements and on the other hand, a current generator. Fully independent, each of these modules operates in parallel from a different pair of electrodes.
  • Microdialysis has been successfully applied to the study of the kinetics of release of different neurotransmitters in different regions of the brain, in the study of the metabolism of adipose tissue at rest and at exertion, as well as in the field of cerebral ischemia in humans.
  • the perfusion liquid of known hydro-electrolytic composition, close to that of the interstitial liquid studied, infuses the probe at a constant speed. He infuses a dialysis membrane, previously introduced into the tissue in question. Substances present in the interstitial fluid and absent from the perfusate will be able to cross the dialysis membrane and come to enrich the perfusion liquid. At the exit of the probe is thus collected a liquid called “dialysate”, capable of being analyzed.
  • the choice of pore size makes it possible to vary the cut-off thresholds and therefore to obtain a selective exchange of molecules previously determined. This choice also makes it possible to avoid the passage through the dialysate liquid of enzymes capable of degrading the molecules studied. Indeed, these enzymes are usually of a molecular weight higher than the chosen cutoff threshold.
  • the size of the exchange surface and the infusion rate of the infusion liquid determine the efficiency of the exchange. This yield can be assessed in vitro using solutions of known concentration of the substance studied, or a control solution.
  • Microdialysis and hydrogen clearance techniques have been used in humans in various organs but in isolation.
  • the present invention relates to a device for analyzing the composition and infusion rate of an interstitial fluid.
  • This device comprises a coupled probe comprising an external sheath, an exchange membrane, an internal pipe, means for measuring the perfusion rate of the interstitial liquid and means for introducing the probe in situ.
  • the exchange membrane in particular of microdialysis, is located at the distal (patient) end of the coupled probe. At least one part of its outer surface can be brought into contact with the interstitial fluid in situ.
  • the internal pipe can be connected at its proximal end to a source of supply of perfusate liquid, in particular a dialysis liquid.
  • This pipe allows the circulation of the perfusate liquid in the coupled probe and the contacting of the perfusate liquid with the interior surface of the exchange membrane so as to perfuse the membrane and thus allow certain substances present in the interstitial liquid or in the liquid perfusate to cross the membrane thus modifying the composition of the perfusate liquid which can then be collected as modified perfusate liquid, and analyzed.
  • the external pipe allows the collection of the modified perfusate liquid or enriched liquid without the enriched liquid coming into contact with the perfusate liquid.
  • the internal pipe is formed by a double tubular pipe at the end of which the exchange membrane is fixed.
  • the internal pipe comprises in its center a perfusate capillary forming a circuit for collecting the enriched liquid, the inlet circuit for the perfusate liquid being defined by the external surface of the perfusate capillary and the wall of the internal pipe.
  • At least part of the means for measuring the perfusion rate of the interstitial liquid is located outside the internal pipe, in particular at the distal end of the coupled probe, so as to be in direct contact with the interstitial liquid.
  • means for measuring the perfusion rate of the interstitial liquid comprise a probe for measuring the perfusion rate by measuring the elimination of hydrogen at the measurement site or else a probe allowing the measurement of the partial oxygen pressure in the interstitial fluid analyzed.
  • the probe for measuring the infusion rate by measuring the elimination of hydrogen at the measurement site may include in particular: - a hydrogen clearance measurement module comprising a polarized measurement electrode which can be connected to an oxidation-reduction current amplifier.
  • the measuring electrode is located at the distal end of the mixed probe and can be introduced to the site for measuring the infusion rate so that the hydrogen present at the measuring site can come into contact with the electrode. measures and undergoes oxidation, the current of which can be measured by a current amplifier; and
  • the probe for measuring the infusion rate by measuring the elimination of hydrogen at the measurement site also comprises a hydrogen genesis module comprising a genesis electrode which can be connected to a current generator.
  • This genesis electrode is located at the distal end of said coupled probe and can be introduced into the site for measuring the infusion rate to continuously release therein a current which can be varied so as to be sufficient to generate an electrochemical reaction generating l hydrogen at the infusion rate measurement site.
  • Other techniques for measuring the tissue perfusion rate can also be associated with microdialysis in order to perform the joint analysis and at the same site of the composition of the intercellular fluid and of the tissue flow.
  • the techniques for measuring the tissue perfusion rate there may be mentioned, for example, the laser-doppler techniques and the techniques for measuring the flow rate by heat exchange.
  • a beam of laser light brought to the measurement area by an optical fiber diffuses and is the object of absorption by the tissue studied.
  • the cells in motion in this area reflect light and modify the wavelength (doppler effect).
  • the amplitude and the variations of frequency undergone by the initial wavelength are proportional to the number and speed of circulating cells.
  • This information collected by a so-called receiving fiber can be converted into an analyzable electronic signal, thus making it possible to assess tissue flow.
  • the measurements are expressed in a relative unit proportional to the tissue perfusion. The proportionality factor being specific to the tissue studied.
  • Another possible method is represented by the measurement of cell tissue by heat exchange.
  • the general principle resides in the genesis of a known quantity of heat in the tissues studied by means of genesis of heat, for example by means of a resistance placed at the measurement site and by the study of dissipation. of this volume of heat within the tissue.
  • This technique uses the general principle of diluting an indicator where the fate of a known quantity of the indicator is analyzed by a proximity sensor. The measurements performed depend on the tissue perfusion and the characteristics of the tissue studied.
  • a computer is used to measure the area under the heat-diffusion curve by integration relative to the baseline (initial temperature of the tissue) and thus to extrapolate the tissue perfusion rate. This type of measurement can be performed intermittently or continuously.
  • the device of the invention can also include a switching interface separating the hydrogen genesis module and the clearance module.
  • This interface allows alternating the genesis of hydrogen and the measurement of hydrogen clearance. It is preferably possible to include a calculation module making it possible to transform in real time the signal of the measurement of hydrogen clearance measured into digital information of infusion rate.
  • the invention also relates to a device for measuring the infusion rate by measuring the elimination of hydrogen at the site of measurement of the infusion rate.
  • the device includes a hydrogen clearance probe comprising
  • a reference electrode as well as. introduction means allowing the protection of the distal end of said clearance probe during its release in situ.
  • the clearance probe may also include a hydrogen genesis module, a switching interface, as well as a calculation module making it possible to transform the hydrogen clearance measurement signal in real time into digital information on the infusion rate. .
  • the invention also relates to a device for analyzing the composition of the interstitial fluid, said device including an analysis probe comprising:
  • an exchange membrane in particular a microdialysis membrane, situated at the distal end of the analysis probe and of which at least part of the external surface can be brought into contact with the interstitial liquid in situ;
  • the invention also relates to a method for measuring the infusion rate by measuring the elimination of the hydrogen present at the site for measuring the infusion rate.
  • the process includes:
  • the digital processing of the hydrogen oxidation measurements at the measurement electrode is carried out by a differential, integral or neuromimetic method and the hydrogen present at the measurement site is generated by a hydrogen genesis electrode inserted. at the measurement site by means of an electric current produced by the electrode sufficient to generate an electrochemical reaction producing hydrogen at the site for measuring the infusion rate.
  • the clearance clearance with hydrogen-microdialysis in addition to allowing a finer local analysis since the quantitative measurement of hydrogen clearance is carried out at the same place as the qualitative analysis of the interstitial fluid by microdialysis, also makes it possible to associate the strengths of the two techniques and of improving the interpretation of the information obtained by means of a simultaneous appreciation of the variations in concentration of a substance in the interstitial fluid and of the rate of perfusion of the tissue, a rate which partly conditions the exchanges (supply or evacuation) between interstitial and vascular sector.
  • the structure of the mixed probe of the present invention is the result of an innovative way of managing the use of the microcurrents necessary for the operation of a hydrogen clearance probe. while allowing its coupling to a microdialysis system of the interstitial fluid.
  • FIG. 2A longitudinal section of a first preferred embodiment of a mixed probe of the invention
  • FIG. 2B cross section on line II-A of the preferred embodiment illustrated in FIG. 2A,
  • FIG. 3A longitudinal section of a second preferred embodiment of a mixed probe of the present invention
  • FIG. 3B cross section through line III-A of the preferred embodiment illustrated in FIG. 3A
  • FIG. 4A longitudinal section of a third preferred embodiment of a mixed probe of the present invention
  • FIG. 4B cross section of line IV-A of the preferred embodiment illustrated in FIG. 4A,
  • FIG. 5 schematic representation of the architecture of the system for measuring blood perfusion by hydrogen clearance.
  • the quality of the analysis of the results concerning the composition of the extracellular fluid depends on the ability to evaluate simultaneously and at the same site the variations in tissue perfusion. , which constitutes an important vector of the intake or evacuation of substances present in the extra cellular fluid.
  • the device for analyzing the composition and the infusion rate of an interstitial liquid including a coupled measurement probe which is the subject of the present invention meets this need.
  • Microdialysis of interstitial fluid is a technique allowing the collection in vivo, for analysis, of the compounds present in the extra cellular fluid. Its operation is based on the use of a probe operating according to a principle of conventional dialysis, similar to that adopted in human dialysis.
  • the perfusion liquid is of known hydroelectrolytic and biological composition. It crosses the probe at a constant flow.
  • the perfusate infuses a dialysis membrane previously introduced into the tissue in question.
  • the dialysis membrane is permeable for both directions of exchange.
  • the liquid collected at the other end of the membrane called dialysate, is enriched with molecules present in the interstitium but absent from the perfusate and depleted of the molecules present in the perfusate but absent by the interstitium.
  • a biological assay of the dialysate gives its composition.
  • the comparison of the composition of the perfusate and that of the dialysate provides information on the nature of the transmembrane exchanges.
  • the efficiency coefficient of the probe makes it possible to interpret these exchanges qualitatively, and thus to estimate the interstitial composition.
  • the composition of the perfusate is close to that of the interstitial fluid studied, so as not to cause osmotic disturbance.
  • the size of the membrane is small enough not to be traumatic and not to cause mechanical disturbance.
  • the choice of the size of the pores, that is to say the cut-off threshold of the membrane allows a selective exchange of the molecules.
  • the choice of membranes with a low cut-off threshold makes it possible to avoid the passage into the dialysate of enzymes capable of degrading the molecules collected.
  • the efficiency of transmembrane exchanges is a function of the perfusion rate and the exchange surface of the probe. Referring now to FIG.
  • FIG. 1 a schematic illustration of a preferred embodiment of the device for analyzing the composition and the infusion rate of an interstitial fluid of the present invention, represented generally by the reference numeral 300 comprises a coupled probe 310 of which various preferred embodiments will be described in detail below.
  • the coupled probe 310 is connected via a conduit 321 to an infusion rate analysis device 320 comprising a communication interface 322, a current generator 324, a current amplifier 326 and a module for calculation of the infusion rate in real time 328.
  • the device 300 also includes an infusion line 312 connecting the coupled probe 310 to an infusion system 314 via a connection system which may be of the LUER type
  • the device 300 also includes a conduit 330 which can connect the coupled probe 310 either to a refrigerated collection system 332 or to a biological dosage system 334, the collection and dosage elements as well as the perfusion system 314 not necessarily forming part of the device 300. The same applies to the device for measuring the perfusion rate of the interstitial liquid 320 which can subsequently be attached to the device 300.
  • One of the important features of the device for analyzing the composition and infusion rate of an interstitial liquid lies in the structural adjustments made so as to reduce the size of this device or mixed probe as much as possible.
  • These structural arrangements of the various elements of the device of the invention, in particular the concentric assembly make it possible to minimize the trauma caused by the in situ implantation of a probe.
  • analysis of the composition of an interstitial fluid by microdialysis can only work effectively if the trauma to the site of analysis by implanting a probe is minimal.
  • the simple juxtaposition of a microdialysis probe and a probe for analyzing the perfusion rate of interstitial fluid is traumatic. The inventors have made it possible to eliminate this trauma by developing a mixed probe of very small size resulting from specific structural arrangements.
  • the mixed probe of the invention functions effectively without there being any harmful effect resulting from the combination of a microdialysis probe and means for measuring the infusion rate.
  • the means for measuring the perfusion rate of the interstitial liquid comprise a probe for measuring the infusion rate by hydrogen genesis and measuring the elimination of the hydrogen generated at the measurement site, it is observed that the Generation of hydrogen in the microdialysis stream seems to pose certain problems.
  • it is important that the genesis of hydrogen and the measurement of the oxidation of the hydrogen generated are not carried out at the same time. The extreme proximity of the genesis and measurement electrodes produces phenomena of current interference which seem to modify the results.
  • the characteristics of the coupled probe of the invention are determined according to the intended use. Indeed, the probe can be used in various modes of application such as implantations: • percutaneous (fat, brain),
  • the coupled probe illustrated generally by reference 100, includes an outer sheath 110, a hydrogen clearance measurement electrode 120, a hydrogen genesis electrode 130, a insulating film 140, a dialysate tube 150, a microdialysis membrane 160, a perfusate capillary 170 as well as a plug 180.
  • the outer sheath 110 is used to protect the metal wires for connection (not shown) to the clearance measurement electrodes d hydrogen 120 and hydrogen genesis 130.
  • the outer sheath 110 also protects the dialysate collection conduit (not shown) and provides connection to the injection system and delivery of the infusion set (not shown).
  • the hydrogen clearance electrode 120 includes a platinum electrode 122 partially covered with a Teflon sheath 124.
  • the Teflon sheath 124 separates the platinum electrode 122 from the outer sheath 110 and from the dialysate tube 150
  • the hydrogen genesis electrode 130 its structure is similar to that of the hydrogen clearance electrode 120.
  • the hydrogen genesis electrode 130 comprises a platinum electrode 132 partially covered with a Teflon sheath 134.
  • the portion of the electrodes 122 and 132 not covered with a Teflon sheath 124 or 134 is in direct contact with the interstitial liquid when the mixed probe 100 is implanted in a patient. Pre-treatment of measurement and genesis electrodes
  • the platinum electrode undergoes additional platinization before being used in genesis or in hydrogen measurement, for example by means of the platinum oxide deposition by electrolysis.
  • the distal end of a teflon-coated platinum wire is stripped, constituting the active part of the electrode. Traces of fatty substances are eliminated by passage through alcoholic potash.
  • the latter is platinized by electrolysis in a solution of hexachloroplatinic acid at 5% for an exposure time of 1 minute under a current of 5mA.
  • the electrode is then washed and then stabilized by electrolysis in a 0.5 M sulfuric acid solution and saturated with hydrogen for 3 minutes.
  • the electrode is kept protected from all dirt.
  • the inventors have found that a pre-treatment of a reference electrode of the Ag-AgCI type (not illustrated) made it possible to obtain more precise results during use. of the probe, the hydrogen clearance perfusion rate probe of the invention, in particular, it seems desirable to cover the electrode with a deposit of silver halide, for example chloride silver through electrolysis processes. For example, the distal end of a Teflon-coated silver wire is stripped, constituting the active part of the electrode. Traces of fatty substances are eliminated by passage through alcoholic potash.
  • the electrode is covered with a silver chloride deposit by slow electrolysis in a 0.5 M hydrochloric acid solution under a voltage which varies linearly and continuously, first from 0 to 30 volts in 15 seconds then 30 to 9 volts in 15 seconds.
  • This deposit is stabilized by rapid electrolysis in the same 0.5 M hydrochloric acid solution as above under a voltage which varies linearly and continuously, first from 0 to 15 volts in 7.5 seconds then from 15 to 0 vol t in 7.5 seconds.
  • the electrode is then washed and stored away from all dirt.
  • the microdialysis membrane 160 is located at the patient end of the probe 100. A portion of the outer surface 162 of the microdialysis membrane 160 is exposed so that it can be contacted with the interstitial fluid of a patient. The size of this outer surface portion 162 through which the exchange takes place (dialysis) is determined as a function of the organ studied and of the expected concentration of the desired substance (the exchange yield being conditioned by the surface ). The material of the microdialysis membrane 160 is also to be taken into consideration. It must be biocompatible, have pores of sufficient size to allow the test substance to pass through and not interact with the test substance. The patient end of the microdialysis membrane 160 is closed by a plug 180.
  • the central part of the mixed probe 100 comprises an inlet duct 190 for the microdialysis liquid defined by the internal wall 152 of the dialysate tube 150 and the internal wall 164 of the microdialysis membrane 160 on the one hand and the external wall 172 of the capillary perfusate 170 on the other hand.
  • a circuit 194 for collecting the dialysis liquid is delimited by the internal wall 174 of the perfusate capillary 170.
  • the insulating film 140 separates the electrodes for measuring hydrogen clearance 120 and for hydrogen genesis 130 from the dialysate tube 150.
  • the various elements constituting the mixed probe 100 are arranged concentrically so as to form an easily implantable assembly.
  • FIG. 3A another preferred embodiment of the mixed probe of the invention, illustrated generally by the reference numeral 200, is presented.
  • the architecture of the mixed probe 210 is similar to the architecture of the mixed probe 100 illustrated in FIG. 2A except for the fact that the dialysate tube 150 illustrated in FIG. 2A has been eliminated .
  • the inlet duct 190 for the dialysis liquid is formed by the Teflon sheaths 124 and 134 of the hydrogen clearance measurement electrodes 120 and 130 and the internal wall 164 of the microdialysis membrane 160 on the one hand and the outer wall 172 of the perfusate capillary 170 on the other hand.
  • a mixed probe 200 of reduced size is therefore obtained, the implantation of which in vivo is easier.
  • the elements of the mixed probe 200 are also arranged concentrically.
  • FIG. 4A another preferred embodiment of an even smaller size of the mixed probe of the invention, illustrated generally by the reference 300 is presented.
  • the inlet duct 190 of the dialysis liquid is defined by the internal surface 112 of the protective envelope 110 and the internal wall 164 of the microdialysis membrane 160 on the one hand and the external wall 172 of the dialysate capillary 170 on the other hand.
  • the hydrogen clearance 120 and hydrogen genesis 130 electrodes were placed inside the inlet duct 190.
  • the platinum electrodes 122 and 132 are protected inside the inlet duct 190 by the Teflon sheaths 124 and 134.
  • the platinum electrodes 122 and 132 are only discovered at their patient end which is located outside the inlet duct 190.
  • a plug 180 is located at the patient end of the mixed probe 300. As shown in FIG.
  • the various elements of the mixed probe 220 are again arranged concentrically.
  • the central portion of the mixed probe of the invention comprising the dialysis membrane and the Measuring and genesis electrodes can be subject to several modifications linked to the field of application of the technique and to the principle of clinical installation of the probe without however departing from the initial concept of the invention.
  • different configurations are possible depending on the expected use of the probe. Generally, these configurations can be classified according to two categories. First, it is possible to modify the central portion of the probe by incorporating into an accessory chamber any part of the probe, more particularly the electrodes for measuring hydrogen clearance and hydrogen genesis, used to determine the blood flow. tissue.
  • the very structure of the probe can be modified depending on the final conditions of implantation and use, for example whether it is an endoscopic or endovascular catheter or an intratissular implantation system.
  • the operation of the mixed probe of the invention will now be described with reference to the preferred embodiment illustrated in FIG. 2A.
  • a virgin perfusion liquid is introduced into the inlet conduit 190 so as to circulate in the direction indicated by the arrow 196.
  • the virgin perfusion liquid therefore comes into contact with the interior surface 164 of the microdialysis membrane 160 which will have the effect of perfusing the microdialysis membrane 160 and allowing certain substances present in the interstitial fluid or in the infusion fluid to pass through the microdialysis membrane 160 and to enrich either the infusion fluid or the interstitial fluid.
  • the infusion fluid may have a composition close to the composition of the intercellular fluid. It is for example a Ringer type liquid capable of being enriched with various substances such as proteins or antioxidants.
  • the virgin infusion liquid injection system is a syringe pump available on the clinic market (not shown). It must be able to inject at very low flow rates, preferably flows of the order of a few ⁇ l / min.
  • the syringe and associated infusion extension line are also part of traditional clinical equipment. In the case of surgical implantation, the extension is chosen so as to be long enough to keep the injection system out of the operating field.
  • the infusion liquid after the infusion liquid has been enriched with substances present in the interstitial fluid following its contact with the microdialysis membrane 160, it is then conveyed towards the outside of the probe 100 by l 'via the collection duct 194 as illustrated by the arrow 198.
  • the enriched perfusion liquid leaving the probe 100 is then collected as dialysate and analyzed.
  • the hydrogen clearance 120 and hydrogen genesis measurement electrodes 130 are alternately activated as described above so as to simultaneously record the tissue blood flow. This allows simultaneous assessment of variations in the concentration of a substance in the interstitial fluid and the rate of tissue perfusion.
  • the hydrogen clearance and hydrogen genesis electrodes can be used for biological assay purposes.
  • a gas other than hydrogen to perform the measurement of tissue blood flow. It may be a locally generated gas which requires the use of different electrodes or else a gas generated by inhalation in which case it may be sufficient to use only one electrode for measuring the inhaled or injected gas.
  • the introducer 400 consists of:
  • a flexible plastic tubular body which can be produced either from a piece 402 or from the glued assembly of a tube 404, and a rod 406;
  • a bevelled needle made of stainless steel 408 and glued to the tubular body 402.
  • the use of an introducer is important given the very small diameter of the probes of the invention.
  • the introducer makes it possible in certain cases to avoid a traumatic incision at the place of implantation of the probe without the latter being damaged during its introduction.
  • the invention also relates to a probe making it possible to directly estimate the rate of tissue perfusion by measuring the rate of elimination of a gas, such as hydrogen, from the tissues.
  • a gas such as hydrogen
  • the measurement of tissue perfusion by the hydrogen clearance technique is based on the calculation of the kinetics of elimination of hydrogen in the tissues. This calculation is applied to successive measurements of the concentration of hydrogen contained in the tissues.
  • the preferred method chosen by the inventors for estimating tissue blood flow consists in locally generating hydrogen by redoxing the water contained in the tissues.
  • local saturation of hydrogen is obtained by hydrolysis of the water contained in the tissues, then the tissue concentration of hydrogen after the desaturation time is measured using an anodic oxidation-reduction method. .
  • the use of an original real-time calculation method allows immediate estimation of tissue perfusion.
  • Hydrogen is an inert gas, that is to say, not metabolized by the body.
  • the only vector for eliminating this gas, when it is present in a tissue, is therefore the blood flow which perfuses this tissue.
  • the kinetics of gas desaturation in the tissues is therefore proportional to the tissue blood flow. It has been shown that the proportionality ratio known as the blood-tissue partition coefficient is unitary. Therefore, tissue blood flow is equal to the kinetics of hydrogen desaturation.
  • the hydrogen undergoes electrochemical oxidation, the current of which is proportional to the hydrogen concentration in the vicinity of the anode.
  • a reference electrode for example a silver reference electrode
  • the current of the measured oxidation current is proportional to its physical expression. This proportionality coefficient is the gain of the acquisition chain.
  • the presence of a residual current which would be due to proteins binding to the probe has been shown. Therefore, the current of redox hydrogen is an affine function of its concentration. It therefore follows that the value of the tissue blood flow can be calculated from the signal for measuring the redox current of tissue hydrogen over time. This current is usually a few tens of nano amps.
  • the clearance probe can use the same reference electrode alternately for genesis and then for measuring the gas making it possible to determine the blood flow.
  • This system makes it possible to locally generate hydrogen at the very place where it will be measured, using a simple space-saving probe.
  • the use of a switching interface which will be described in detail below, makes it possible both to protect the measurement module against an overload current, without breaking (electronically) the fabric measurement loop: anode: measurement: reference : tissue and suspend the genesis without breaking the loop fabric: anode: genesis: reference: tissue.
  • the hydrogen clearance device of the invention includes a clearance probe which includes a hydrogen genesis electrode 20 and a measurement electrode of hydrogen clearance 22 independently connected to a switching interface 30.
  • the device 10 may also include a hydrolysis current generator 32 as well as a redox current amplifier 34 connected on the one hand to the interface of communication 30 and on the other hand to a reference electrode 26.
  • the hydrogen genesis electrode 20 advantageously consists of platinum.
  • the hydrogen clearance measurement electrode 22 is for its part a polarized platinum electrode.
  • As for the reference electrode 36 it is normally an electrode of the Ag-AgCI type.
  • the hydrolysis current generator 32 is advantageously a constant current generator.
  • the electronic architecture of the current generator used in the context of the invention was developed from the application note illustrated in the “Analog device” catalog under the reference LM 369. The modification made to this diagram of the manufacturer is the following: the recommended reference voltage generator has been replaced by a precision component referenced LM336.
  • the hydrolysis current generator 32 therefore makes it possible to generate currents which can vary between 10 and .300 ⁇ A.
  • the redox current amplifier 34 implements a microcurrent: voltage converter.
  • the electronic architecture of the redox current amplifier 34 was developed from the application note illustrated in the “Analog device” catalog under the reference AD515.
  • the three modifications to this manufacturer's diagram are as follows: the recommended operational amplifier has been replaced by a precision component (AD549 JH), the bias voltage is adjustable via a potentiometer and the amplification gain can be selected from a predefined range of 1 millivolt for 1, 2, 3 or 4 nanoamps.
  • the role of the switching interface 30 is to avoid the transient effects generated by the passage from genesis ⁇ measurement or measurement ⁇ genesis.
  • the genesis electrode 20 and the reference electrode 26 are permanently connected to the current generator 32. This makes it possible to avoid the connection and disconnection transients.
  • the current generator 32 is permanently active at nominal current. This avoids switching transients on and off.
  • the communication interface makes the current generator 32 inoperative by short-circuiting its terminals through the drain and the source of a field effect transistor including the gate is polarized.
  • the transition from the measurement state to the genesis state results from the controlled opening (respectively closing) of this short circuit. This avoids switching transients.
  • the switching interface makes the current generator 32 inoperative by short-circuiting its terminals through the drain and the source of a field effect transistor including the gate is polarized.
  • the genesis 20 and measurement 22 electrodes of the clearance probe are implanted in the tissue analyzed while the reference electrode 36 is implanted at another site of the same tissue.
  • a current which can vary between 1 ⁇ A and 100 ⁇ A is then applied to the genesis electrode 20 via the current generator 32, which has the effect of locally generating hydrogen by oxidation-reduction of the water contained in the tissue analyzed.
  • the hydrogen generated is conveyed, through the tissue blood flow, to the measurement electrode 22 where it undergoes an oxidation, the current of which is measured by the current amplifier 34.
  • the genesis and the measurement of hydrogen are carried out alternately via the communication interface 30 which momentarily connects either the genesis electrode 20 or the measurement electrode 22 to the reference electrode 36.
  • the hydrogen oxidation current at the measuring electrode 22 and detected by the current amplifier 34 is then digitized, calculated and displayed so as to: omit the user of the probe 10 to obtain a direct measurement of the tissue blood flow at the site of implantation of the genesis 20 and measurement electrodes 22.
  • the “genesis” state of the device of the invention is illustrated in FIG. 5A and the measurement state is illustrated in FIG. 5B, the arrow representing the course of the current.
  • a description of the digitization and calculation modules is presented below.
  • Digitization module This quantization module makes it possible to digitize the signal according to a resolution (16 bit) and at a given frequency (1 measurement per second). This module allows synchronous conversion from one to sixteen channels. This module is marketed by several constructions (eg NATIONAL INSTRUMENTS). This module is optional in the case of analog signal processing. This module allows the conditioning of the measurements, so as to make them compatible with a digital calculation mode.
  • the differential method can be applied to both analog and digital signals. This method consists in determining the flow
  • the integral method can be applied to both the analog signal and the digital signal.
  • the integral method determines the flow rate F from the ratio of the signal integral evaluated over three consecutive windows of the same width T over time.
  • the identification method by neuromimetic network can only be applied to the digital signal.
  • This method consists in determining the numerical value of the flow F by a succession of weighted sums of the value of the signal at given times in time. Each of the weights is calculated a priori by learning using a backpropagation algorithm of the error gradient, for example.

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Abstract

Dispositif pour l'analyse de la composition et du débit de perfusion d'un liquide interstitiel, ledit dispositif incluant une sonde couplée comprenant les éléments suivants: une gaine extérieure (110); une membrane d'échange (160), notamment de microdialyse, située à l'extrémité distale de ladite sonde couplée. Une conduite interne (124; 134, 170) pouvant être reliée à son extrémité proximale à une source d'alimentation en liquide perfusat, notamment un liquide de dialyse; des moyens de mesure (120, 130) du débit de perfusion du liquide interstitiel; des moyens d'introduction (400) permettant la protection de l'extrémité distale de ladite sonde.

Description

DISPOSITIF DE MESURE CONJOINTE DU DEBIT SANGUIN TISSULAIRE ET DE LA COMPOSITION DU LIQUIDE EXTRA- CELLULAIRE
L'invention concerne un dispositif adapté à l'étude dynamique ou la modification de la composition du liquide intercellulaire par analyse simultanée et en un même site de la composition du liquide extra cellulaire, à l'aide d'une mesure du type et de la concentration des molécules échangées par microdialyse du liquide interstitiel, et de la nature du régime circulant, à l'aide d'une mesure de la perfusion tissulaire. L'invention concerne également un dispositif de mesure du débit de perfusion ainsi qu'un dispositif d'analyse de la composition du liquide interstitiel.
La connaissance et la modification de la composition du liquide interstitiel, lieu d'échange entre les cellules et entre la cellule et le système sanguin, résulte du dosage biologique des composés présents dans le liquide extra cellulaire recueilli in vivo par microdialyse. Cette composition est fortement influencée par l'intensité des échanges liquides extra vasculaires qui dépend de l'importance du débit de perfusion tissulaire. La microdialyse est une méthode d'ultrafiltration du liquide interstitiel à travers une membrane d'échange perméable, placée entre le liquide extra cellulaire et un liquide de composition connue. Cependant, la connaissance de la modification de la composition du liquide interstitiel ne peut être vraiment efficace que si des données de débit de perfusion cellulaire sont disponibles. Avec le dispositif de la présente invention, la combinaison de la microdialyse et de la mesure du débit tissulaire sur un même site peut être utilisée pour la détermination et l'interprétation de la concentration des composés intercellulaires étudiés.
La technique de clairance de l'hydrogène permet la mesure du débit de la perfusion cellulaire et fait l'objet de recherches médicales soutenues dans le but d'en améliorer suffisamment le concept pour en permettre une utilisation plus étendue. En raison du caractère peu traumatique, de la simplicité de l'implantation et de l'explantation de la sonde qu'elle met en oeuvre, d'une part, et en raison de son caractère non contaminant qui permet un nombre illimité de mesures, d'autre part, cette technique constitue un outil médical privilégié.
L'hydrogène est un gaz habituellement absent de l'organisme. Trois modes d'administration de l'hydrogène sont possibles. La très faible énergie d'inflammation minimale du gaz hydrogène rend inconcevable l'usage de l'inhalation d'un mélange d'hydrogène en clinique humaine, mais reste utilisable en expérimental. L'importance du volume total qui résultent d'injections intraveineuses répétées est de nature à perturber l'équilibre hémodynamique du patient et rend inconcevable l'usage de cette technique en clinique humaine et en expérimental chez le petit animal. II a été démontré qu'il est possible de générer l'hydrogène localement par l'oxydoréduction de l'eau contenue dans les tissus. Cette méthode a été expérimentée par Stossek (Stossek, 1971 ). La méthode décrite par Stossek met en oeuvre d'une part, un amplificateur courant- tension des mesures et d'autre part, un générateur de courant. Entièrement indépendant, chacun de ces modules fonctionne en parallèle à partir d'un couple d'électrodes différent.
La microdialyse a été appliquée avec succès à l'étude de la cinétique de libération de différents neurotransmetteurs dans différentes régions du cerveau, dans l'élude du métabolisme du tissu adipeux au repos comme à l'effort, ainsi que dans le domaine de l'ischémie cérébrale chez l'homme.
Le liquide de perfusion, de composition hydro-électrolytique connue, voisine de celle du liquide interstitiel étudié, perfuse la sonde à une vitesse constante. Il perfuse une membrane de dialyse, préalablement introduite dans le tissu considéré. Les substances présentes dans le liquide interstitiel et absentes du perfusat vont pouvoir traverser la membrane de dialyse et venir enrichir le liquide de perfusion. A la sortie de la sonde est ainsi recueilli un liquide appelé « dialysat », susceptible d'être analysé.
Le choix de la taille des pores permet de faire varier les seuils de coupure et donc, d'obtenir un échange sélectif de molécules préalablement déterminée. Ce choix permet en outre d'éviter le passage, dans le liquide de dialysat, d'enzymes capables de dégrader les molécules étudiées. En effet, ces enzymes sont habituellement d'un poids moléculaire supérieur au seuil de coupure choisi. La dimension de la surface d'échange et la vitesse de perfusion du liquide de perfusion conditionnent le rendement de l'échange. Ce rendement peut être apprécié in vitro à l'aide de solutions de concentration connue de la substance étudiée, ou d'une solution témoin.
Les techniques de microdialyse et de clairance d'hydrogène ont été utilisées chez l'homme dans divers organes mais de façon isolée.
Le couplage des deux techniques dans une seule sonde souple, aisément implantable et utilisable chez l'homme comme chez l'animal est souhaitable. En effet, ce couplage pourrait permettre une appréciation simultanée et au même site des variations de concentration d'une substance dans le liquide interstitiel et du débit de perfusion du tissu, débit qui conditionne en partie les échanges (apport ou évacuation) entre interstitium et secteur vasculaire.
La présente invention concerne un dispositif pour l'analyse de la composition et du débit de perfusion d'un liquide interstitiel. Ce dispositif comprend une sonde couplée comprenant une gaine extérieure, une membrane d'échange, une conduite interne, du moyens de mesure du débit de perfusion du liquide interstitiel et des moyens d'introduction de la sonde in situ.
La membrane d'échange, notamment de microdialyse, est située à l'extrémité distale (patient) de la sonde couplée. Au moins une partie de sa surface extérieure peut être mise en contact avec le liquide interstitiel in situ.
La conduite interne peut être reliée à son extrémité proximale à une source d'alimentation en liquide perfusat, notamment un liquide de dialyse. Cette conduite permet la circulation du liquide perfusat dans la sonde couplée et la mise en contact du liquide perfusat avec la surface intérieure de la membrane d'échange de façon à perfuser la membrane et ainsi permettre à certaines substances présentes dans le liquide interstitiel ou dans le liquide perfusat de traverser la membrane modifiant ainsi la composition du liquide perfusat qui peut ensuite être recueilli à titre de liquide perfusat modifié, et analysé. La conduite externe permet le recueil du liquide perfusat modifié ou liquide enrichi sans que le liquide enrichi entre en contact avec le liquide perfusat.
Particulièrement, la conduite interne est formée par un double conduit tubulaire à l'extrémité duquel la membrane d'échange est fixée.
Plus particulièrement, la conduite interne comprend en son centre un capillaire perfusat formant un circuit de recueil du liquide enrichi, le circuit d'entrée du liquide perfusat étant défini par la surface externe du capillaire perfusat et la paroi de la conduite interne. Au moins une partie des moyens de mesure de débit de perfusion du liquide interstitiel est située à l'extérieur de la conduite interne notamment à l'extrémité distale de la sonde couplée, de façon à être en contact direct avec le liquide interstitiel.
Particulièrement, des moyens de mesure du débit de perfusion du liquide interstitiel comprennent une sonde de mesure du débit de perfusion par mesure de l'élimination de l'hydrogène au site de mesure ou encore une sonde permettant la mesure de la pression partielle en oxygène dans le liquide interstitiel analysé.
La sonde de mesure du débit de perfusion par mesure de l'élimination de l'hydrogène au site de mesure peut comprendre notamment: - un module de mesure de la clairance d'hydrogène comprenant une électrode de mesure polarisée pouvant être reliée à un amplificateur de courant d'oxydoréduction. L'électrode de mesure est située à l'extrémité distale de la sonde mixte et peut être introduite au site de mesure du débit de perfusion de façon à ce que l'hydrogène présente au site de mesure puisse entrer en contact avec l'électrode de mesure et subisse une oxydation dont le courant peut être mesuré par un amplificateur de courant ; et
- une électrode de référence pouvant être reliée au module de mesure.
Plus particulièrement, la sonde de mesure du débit de perfusion par mesure de l'élimination de l'hydrogène au site de mesure comprend également un module de genèse d'hydrogène comprenant une électrode de genèse pouvant être reliée à un générateur de courant. Cette électrode de genèse est située à l'extrémité distale de ladite sonde couplée et peut être introduite au site de mesure du débit de perfusion pour y libérer sans interruption un courant pouvant être varié de façon à être suffisant pour engendrer une réaction électrochimique générant de l'hydrogène au site de mesure du débit de perfusion. D'autres techniques de mesure du débit de perfusion tissulaires peuvent également être associées à la microdialyse afin de réaliser l'analyse conjointe et sur le même site de la composition du liquide intercellulaire et du débit tissulaire.
Parmi les techniques permettant la mesure du débit de perfusion tissulaire, on citera par exemple, les techniques de iaser-doppler et les techniques de mesure du débit par échanges thermiques.
Ainsi, un faisceau de lumière laser amené sur la zone de mesure par une fibre optique, diffuse et fait l'objet d'une absorption par le tissu étudié. Les cellules en mouvement dans cette zone, réfléchissent la lumière et en modifient la longueur d'onde (effet doppler). L'amplitude et les variations de fréquence subies par la longueur d'onde initiale, sont proportionnelles au nombre et à la vitesse des cellules circulantes. Cette information recueillie par une fibre dite de réception peut être convertie en un signal électronique analysable permettant ainsi d'évaluer le débit tissulaire. Les mesures sont exprimées dans une unité relative proportionnelle à la perfusion tissulaire. Le facteur de proportionnalité étant spécifique du tissu étudié.
Une autre méthode possible est représentée par la mesure du tissu cellulaire par échange thermique. Le principe général réside dans la genèse d'une quantité connue de chaleur au niveau des tissus étudiés par des moyens de genèse de chaleur, par exemple par l'entremise d'une résistance placée au site de mesure et par l'étude de la dissipation de ce volume de chaleur au sein du tissu. Cette technique utilise le principe général de la dilution d'un indicateur où le devenir d'une quantité connue de l'indicateur est analysée par un capteur de proximité. Les mesures réalisées dépendent de la perfusion tissulaire et des caractéristiques du tissu étudié. Un calculateur permet de mesurer l'aire sous la courbe de thermo-diffusion par intégration relative à la ligne de base (température initiale du tissu) et d'extrapoler ainsi le débit de perfusion tissulaire. Ce type de mesure peut être réalisé de façon intermittente ou continue. Dans le cas de production locale d'hydrogène par électrolyse de l'eau présente dans le liquide interstitiel, le dispositif de l'invention peut également comprendre une interface de commutation séparant le module de genèse d'hydrogène et le module de la clairance d'hydrogène. Cette interface permet d'alterner la genèse d'hydrogène et la mesure de clairance d'hydrogène. On peut préférablement inclure un module de calcul permettant de transformer en temps réel le signal de la mesure de clairance d'hydrogène mesuré en une information numérique de débit de perfusion.
L'invention concerne également un dispositif de mesure du débit de perfusion par mesure de l'élimination de l'hydrogène au site de mesure du débit de perfusion. Le dispositif comprend une sonde de clairance à l'hydrogène comprenant
. un module de mesure de la clairance d'hydrogène,
. une électrode de référence, ainsi que . des moyens d'introduction permettant la protection de l'extrémité distale de ladite sonde de clairance lors de son largage in situ. Ces éléments correspondent aux éléments décrits précédemment.
La sonde de clairance peut également comprendre un module de genèse d'hydrogène, une interface de commutation, ainsi qu'un module de calcul permettant de transformer en temps réel le signal de mesure de clairance d'hydrogène en une information numérique de débit de perfusion.
L'invention concerne également un dispositif pour l'analyse de la composition du liquide interstitiel, ledit dispositif incluant une sonde d'analyse comprenant :
- une gaine extérieure,
- une membrane d'échange, notamment de microdialyse, située à l'extrémité distale de la sonde d'analyse et dont au moins une partie de la surface extérieure peut être mise en contact avec le liquide interstitiel in situ ;
- une conduite interne telle que définie précédemment, ainsi que
- des moyens d'introduction permettant la protection de l'extrémité distale de la sonde d'analyse lors de son largage in situ. L'invention concerne également un procédé de mesure du débit de perfusion par mesure de l'élimination de l'hydrogène présent au site de mesure du débit de perfusion. Le procédé comprend :
- l'introduction au site de mesure d'une électrode polarisée de mesure de la clairance d'hydrogène ; - l'introduction à un site autre que le site de mesure d'une électrode de référence pouvant être reliée à l'électrode de mesure ; - la mesure à l'électrode de mesure du courant généré par l'oxydation de l'hydrogène produit lors du contact de cet hydrogène avec l'électrode de mesure ;
- le traitement des mesures d'oxydation d'hydrogène à l'électrode de mesure par traitement numérique de façon à transformer en temps réel le signal mesuré en une information numérique du débit de perfusion.
Plus particulièrement, le traitement numérique des mesures d'oxydation d'hydrogène à l'électrode de mesure est effectué par une méthode différentielle, intégrale ou neuromimétique et l'hydrogène présent au site de mesure est généré par une électrode de genèse d'hydrogène insérée au site de mesure par l'entremise d'un courant électrique produit par l'électrode suffisant pour engendrer une réaction électrochimique produisant de l'hydrogène au site de mesure du débit de perfusion. Le couplage clairance à l'hydrogène-microdialyse, en plus de permettre une analyse locale plus fine puisque la mesure quantitative de clairance d'hydrogène est effectuée au même endroit que l'analyse qualitative du liquide interstitiel par microdialyse, permet également d'associer les points forts des deux techniques et d'améliorer l'interprétation des informations obtenues par le biais d'une appréciation simultanée des variations de concentration d'une substance dans le liquide interstitiel et du débit de perfusion du tissu, débit qui conditionne en partie les échanges (apport ou évacuation) entre interstitiel et secteur vasculaire.
Une des difficultés importantes qui a été résolue par les inventeurs dans le contexte de la présente invention se situe au niveau de la mise en oeuvre d'une interface de commutation mesure/genèse de la sonde de clairance à l'hydrogène. En effet, un rapport de l'ordre de 100 à 10 000 distingue l'amplitude du courant de mesure et celle du courant de genèse. La structure de la sonde mixte de la présente invention est le résultat d'une façon innovatrice de gérer l'utilisation des microcourants nécessaires au fonctionnement d'une sonde de clairance à l'hydrogène tout en permettant son couplage à un système de microdialyse du liquide interstitiel.
La suite de l'exposé sera faite par référence aux figures ci- jointes, et dont les légendes suivent: - figure 1 : représentation schématique du dispositif d'analyse microdialyse-clairance à l'hydrogène de l'invention.
- figure 2A: coupe longitudinale d'une première réalisation préférentielle d'une sonde mixte de l'invention,
- figure 2B : coupe transversale à la ligne ll-A de la réalisation préférentielle illustrée à la figure 2A,
- figure 3A : coupe longitudinale d'une deuxième réalisation préférentielle d'une sonde mixte de la présente invention,
- figure 3B : coupe transversale à la ligne lll-A de la réalisation préférentielle illustrée à la figure 3A, - figure 4A : coupe longitudinale d'une troisième réalisation préférentielle d'une sonde mixte de la présente invention,
- figure 4B : coupe transversale de la ligne IV-A de la réalisation préférentielle illustrée à la figure 4A,
- figure 5: représentation schématique de l'architecture du système de mesure de la perfusion sanguine par clairance de l'hydrogène.
A en mode « genèse d'hydrogène » B en mode « mesure d'hydrogène généré »
- figures 6A, 6B : représentation schématique préférentielle de l'introducteur. Sonde mixte-clairance à rhydrogène-microdialyse
Quel que soit le domaine d'application (métabolisme cellulaire , communication intercellulaire, pharmacologie), la qualité de l'analyse des résultats concernant la composition du liquide extra cellulaire dépend de la capacité à évaluer simultanément et au même site les variations de la perfusion tissulaire, qui constitue un vecteur important de l'apport ou de l'évacuation des substances présentes dans le liquide extra cellulaire. Le dispositif pour l'analyse de la composition et du débit de perfusion d'un liquide interstitiel incluant une sonde de mesure couplée qui fait l'objet de la présente invention répond à ce besoin. La microdialyse du liquide interstitiel est une technique permettant le recueil in vivo, en vue de leur analyse, des composés présents dans le liquide extra cellulaire. Son fonctionnement repose sur l'utilisation d'une sonde fonctionnant selon un principe de dialyse conventionnelle, semblable à celui adopté en dialyse humaine. Le liquide de perfusion, dit perfusat, est de composition hydroélectrolytique et biologique connue. Il traverse la sonde à un débit constant. Le perfusat perfuse une membrane de dialyse préalablement introduite dans le tissu considéré. La membrane de dialyse est perméable pour les deux sens d'échange. Le liquide recueilli à l'autre extrémité de la membrane, dit dialysat, est enrichi de molécules présentes dans l'interstitium mais absente du perfusat et appauvri des molécules présentes dans le perfusat mais absentes de l'interstitium. Un dosage biologique du dialysat donne sa composition. La comparaison de la composition du perfusat et de celle du dialysat renseigne sur la nature des échanges transmembranaires. Le coefficient de rendement de la sonde permet d'interpréter qualitativement ces échanges, et ainsi d'estimer la composition interstitielle.
La composition du perfusat est voisine de celle du liquide interstitiel étudié, de façon à ne pas causer de perturbation osmotique. La taille de la membrane est suffisamment réduite pour ne pas être traumatique et ne pas causer de perturbation mécanique. Le choix de la taille des pores, c'est-à-dire le seuil de coupure de la membrane, permet un échange sélectif des molécules. Le choix de membranes à faible seuil de coupure permet d'éviter le passage dans le dialysat d'enzymes capables de dégrader les molécules recueillies. Pour un type de membrane donné, le rendement des échanges transmembranaires est fonction de la vitesse de perfusion et de la surface d'échange de la sonde. Se référant maintenant à la figure 1 , une illustration schématique d'une réalisation préférentielle du dispositif d'analyse de la composition et du débit de perfusion d'un liquide interstitiel de la présente invention, représenté de façon générale par la référence numérique 300 comprend une sonde couplée 310 dont diverses réalisations préférentielles seront décrites en détail plus loin. La sonde couplée 310 est reliée par l'entremise d'un conduit 321 à un dispositif d'analyse du débit de perfusion 320 comprenant une interface de communication 322, un générateur de courant 324, un amplificateur de courant 326 ainsi qu'un module de calcul du débit de perfusion en temps réel 328.
Le dispositif 300 comprend également un conduit de perfusion 312 reliant la sonde couplée 310 à un système de perfusion 314 par l'entremise d'un système de connexion qui peut être de type LUER
LOCK. Le dispositif 300 comprend également un conduit 330 pouvant relier la sonde couplée 310 soit à un système de recueil réfrigéré 332 ou à un système de dosage biologique 334, les éléments de recueil et de dosage ainsi que le système de perfusion 314 ne faisant pas obligatoirement partie du dispositif 300. Il en va de même pour le dispositif de mesure du débit de perfusion du liquide interstitiel 320 qui peut être rattaché ultérieurement au dispositif 300.
Une des particularités importantes du dispositif d'analyse de la composition et du débit de perfusion d'un liquide interstitiel réside dans les aménagements structuraux effectués de façon à réduire l'encombrement de ce dispositif ou sonde mixte au maximum. Ces aménagements structuraux des divers éléments du dispositif de l'invention, notamment le rassemblage de façon concentrique, permettent de minimiser le traumatisme causé par l'implantation in situ d'une sonde. Par exemple, l'analyse de la composition d'un liquide interstitiel par microdialyse ne peut fonctionner efficacement que si le traumatisme causé au site d'analyse par l'implantation d'une sonde est minimal. Or, la simple juxtaposition d'une sonde de microdialyse et d'une sonde permettant d'analyser le débit de perfusion du liquide interstitiel est traumatique. Les inventeurs ont permis d'éliminer ce traumatisme en mettant au point une sonde mixte de taille très réduite résultant d'aménagements structuraux particuliers.
Afin de s'assurer que la sonde mixte de l'invention fonctionne efficacement sans qu'il y ait d'effet néfaste résultant de la combinaison d'une sonde de microdialyse et de moyens de mesure du débit de perfusion, un certain nombre de paramètres doivent être observés. Dans la situation où les moyens de mesure du débit de perfusion du liquide interstitiel comprennent une sonde de mesure du débit de perfusion par genèse d'hydrogène et mesure de l'élimination de l'hydrogène généré au site de mesure, il est observé que la génération d'hydrogène dans le flux de microdialyse semble poser certains problèmes. De plus, il est important que la genèse d'hydrogène et la mesure de l'oxydation de l'hydrogène généré ne soient pas effectuées en même temps. L'extrême proximité des électrodes de genèse et de mesure produit des phénomènes d'interférence des courants qui semblent modifier les résultats. En revanche, il semble nécessaire d'éviter les coupures complètes de courant lors de la mesure du débit de perfusion. On peut maintenir un courant faible à l'électrode de genèse sans que ce dernier nuise de façon considérable à la mesure du courant généré par l'oxydation de l'hydrogène produit. De plus, il semble difficile de prévoir l'enrichissement en hydrogène du liquide de microdialyse.
Les caractéristiques de la sonde couplée de l'invention sont déterminées en fonction de l'utilisation envisagée. En effet, la sonde peut être utilisée dans des modes d'application variés tels que les implantations : • percutanées (graisse, cerveau),
•endoscopiques (tube digestif) • endomusculaires,
• abord direct de l'organe (coeur, thorax ouvert)
ou encore pour le suivi physiologique ou pharmacologique de l'administration de substances in situ. Trois réalisations préférentielles de la sonde couplée de l'invention sont décrites ci-dessous et quelques variations possibles des caractéristiques structurelles principales sont également énoncées.
Se référant maintenant à la figure 2A, la sonde couplée, illustrée de façon générale par la référence numérique 100, comprend une gaine extérieure 110, une électrode de mesure de clairance de l'hydrogène 120, une électrode de genèse d'hydrogène 130, un film isolant 140, un tube dialysat 150, une membrane de microdialyse 160, un capillaire perfusat 170 ainsi qu'un bouchon 180. La gaine extérieure 110 est utilisée pour protéger les fils métalliques de connexion (non illustrés) aux électrodes de mesure de clairance d'hydrogène 120 et de genèse d'hydrogène 130. La gaine extérieure 110 protège également le conduit de recueil du dialysat (non illustré) et assure la connexion au système d'injection et l'acheminement du perfuseur (non illustré).
L'électrode de mesure de clairance de l'hydrogène 120 comprend une électrode de platine 122 partiellement recouverte d'une gaine de Téflon 124. La gaine de Téflon 124 sépare l'électrode de platine 122 de la gaine extérieure 110 et du tube dialysat 150. En ce qui concerne l'électrode de genèse d'hydrogène 130, sa structure est semblable à celle de l'électrode de clairance de l'hydrogène 120. En effet, l'électrode de genèse d'hydrogène 130 comprend une électrode de platine 132 partiellement recouverte d'une gaine de Téflon 134. La portion des électrodes 122 et 132 non recouverte d'une gaine de Téflon 124 ou 134 est en contact direct avec le liquide interstitiel lorsque la sonde mixte 100 est implantée chez un patient. Pré-traitement des électrodes de mesure et de genèse
Dans un mode de réalisation préférentielle de l'invention, il semble que de meilleurs résultats soient obtenus lorsque l'électrode de platine subit une platinisation additionnelle avant d'être utilisée en genèse ou en mesure d'hydrogène, par exemple par l'entremise du dépôt d'oxyde de platine par électrolyse. Par exemple, l'extrémité distale d'un fil de platine téfloné est dénudée, constituant la partie active de l'électrode. Les traces de corps gras sont éliminées par passage dans de la potasse alcoolique. Afin d'améliorer la sensibilité, le temps de réponse et la stabilité de l'électrode, celle-ci est platinisée par électrolyse dans une solution d'acide hexachloroplati nique à 5% pendant un temps d'exposition de 1 minute sous un courant de 5mA. L'électrode est ensuite lavée puis stabilisée par électrolyse dans une solution d'acide sulfurique 0,5 M et saturée d'hydrogène pendant 3 minutes. L'électrode est conservée à l'abri de toutes salissures.
Pré-traitement de l'électrode de référence
Dans un autre mode de réalisation préférentielle de l'invention, les inventeurs ont constaté qu'un pré-traitement d'une électrode de référence de type Ag-AgCI (non illustrée) permettait d'obtenir des résultats plus précis lors de l'utilisation de la sonde de, sonde de mesure du débit de perfusion par clairance à l'hydrogène de l'invention, notamment, il semble souhaitable de recouvrir l'électrode d'un dépôt d'halogénure d'argent, par exemple de chlorure d'argent par l'entremise de procédés d'électrolyse. Par exemple, l'extrémité distale d'un fil d'argent téfloné est dénudée, constituant la partie active de l'électrode. Les traces de corps gras sont éliminées par passage dans de la potasse alcoolique.
L'électrode est recouverte d'un dépôt de chlorure d'argent par électrolyse lente dans une solution d'acide chlorhydrique 0,5 M sous une tension qui varie linéairement et continûment, d'abord de 0 à 30 volts en 15 secondes puis de 30 à 9 volts en 15 secondes. Ce dépôt est stabilisé par électrolyse rapide dans la même solution d'acide chlorhydrique 0,5 M que précédemment sous une tension qui varie linéairement et continûment, d'abord de 0 à 15 volts en 7,5 secondes puis de 15 à 0 vol t en 7,5 secondes. L'électrode est ensuite lavée puis conservée à l'abri de toutes salissures.
La membrane de microdialyse 160 est située à l'extrémité patient de la sonde 100. Une portion de la surface extérieure 162 de la membrane de microdialyse 160 est exposée de façon à pouvoir être mise en contact avec le liquide interstitiel d'un patient. La taille de cette portion de surface extérieure 162 au travers laquelle s'effectue l'échange (dialyse) est déterminée en fonction de l'organe étudié et de la concentration attendue de la substance recherchée (le rendement d'échange étant conditionné par la surface). La matière de la membrane de microdialyse 160 est également à prendre en considération. Elle doit être biocompatible, posséder des pores de taille suffisante pour laisser passer la substance étudiée et ne pas interagir avec la substance étudiée. L'extrémité patient de la membrane de microdialyse 160 est fermée par un bouchon 180.
La partie centrale de la sonde mixte 100 comprend un conduit d'entrée 190 du liquide de microdialyse défini par la paroi interne 152 du tube dialysat 150 et la paroi interne 164 de la membrane de microdialyse 160 d'une part et la paroi extérieure 172 du capillaire perfusat 170 d'autre part. Un circuit de recueil 194 du liquide de dialyse est délimité par la paroi intérieure 174 du capillaire perfusat 170. Le film isolant 140 sépare les électrodes de mesure de clairance d'hydrogène 120 et de genèse d'hydrogène 130 du tube dialysat 150.
Tel qu'illustré à la figure 2B, les divers éléments constituant la sonde mixte 100 sont disposés de façon concentrique de façon à former un ensemble aisément implantable. Se référant maintenant à la figure 3A, un autre mode de réalisation préférentielle de la sonde mixte de l'invention, illustré de façon générale par la référence numérique 200, est présenté. Dans ce mode de réalisation préférentiel, l'architecture de la sonde mixte 210 est semblable à l'architecture de la sonde mixte 100 illustrée à la figure 2A à l'exception du fait que le tube dialysat 150 illustré à la figure 2A a été éliminé. Dans la sonde mixte 200 illustrée à la figure 3A, le conduit d'entrée 190 du liquide de dialyse est formé par les gaines de Téflon 124 et 134 des électrodes de mesure de clairance de l'hydrogène 120 et 130 et la paroi interne 164 de la membrane de microdialyse 160 d'une part et la paroi extérieure 172 de capillaire perfusat 170 d'autre part. On obtient donc une sonde mixte 200 de taille réduite et dont l'implantation in vivo est plus aisée. Tel qu'illustré à la figure 3B, les éléments de la sonde mixte 200 sont également disposés de façon concentrique. Se référant maintenant à la figure 4A, une autre réalisation préférentielle de taille encore plus réduite de la sonde mixte de l'invention, illustrée de façon générale par la référence numérique 300 est présentée. Ici, le conduit d'entrée 190 du liquide de dialyse est défini par la surface interne 112 de l'enveloppe de protection 1 10 et la paroi interne 164 de la membrane de microdialyse 160 d'une part et la paroi extérieure 172 du capillaire dialysat 170 d'autre part. Les électrodes de mesure de clairance de l'hydrogène 120 et de genèse d'hydrogène 130 ont été placées à l'intérieur du conduit d'entrée 190. Les électrodes de platine 122 et 132 sont protégées à l'intérieur du conduit d'entrée 190 par les gaines de Téflon 124 et 134. Les électrodes de platine 122 et 132 ne sont découvertes qu'à leur extrémité patient qui se situe à l'extérieur du conduit d'entrée 190. Un bouchon 180 est situé à l'extrémité patient de la sonde mixte 300. Tel que démontré à la figure 4B, les divers éléments de la sonde mixte 220 sont de nouveau disposés de façon concentrique. Tel qu'il a été illustré précédemment, la portion centrale de la sonde mixte de l'invention comprenant la membrane de dialyse et les électrodes de mesure et de genèse peut faire l'objet de plusieurs modifications liées au domaine d'application de la technique et au principe d'installation clinique de la sonde sans toutefois s'éloigner du concept initial de l'invention. A cet égard, différentes configurations sont possibles selon l'utilisation attendue de la sonde. De façon générale, ces configurations peuvent être classées selon deux catégories. Premièrement, il est possible de modifier la portion centrale de la sonde en incorporant dans une chambre accessoire toute partie de la sonde, plus particulièrement les électrodes de mesure de clairance de l'hydrogène et de genèse d'hydrogène, utilisées pour déterminer le débit sanguin tissulaire. Deuxièmement, la structure même de la sonde peut être modifiée dépendant des conditions finales d'implantation et d'utilisation, par exemple s'il s'agit d'un cathéter endoscopique ou endovasculaire ou encore d'un système d'implantation intratissulaire. Le fonctionnement de la sonde mixte de l'invention sera maintenant décrit en se référant au mode de réalisation préférentielle illustré à la figure 2A. Se référant à la figure 2A, une fois la sonde 100 implantée au site tissulaire à analyser (l'électrode de référence peut être implantée en sous-cutané), un liquide de perfusion vierge est introduit dans le conduit d'entrée 190 de façon à circuler dans la direction indiquée par la flèche 196. Le liquide de perfusion vierge entre donc en contact avec la surface intérieure 164 de la membrane de microdialyse 160 ce qui aura pour effet de perfuser la membrane de microdialyse 160 et de permettre à certaines substances présentes dans le liquide interstitiel ou dans le liquide de perfusion de traverser la membrane de microdialyse 160 et d'enrichir soit le liquide de perfusion, soit le liquide interstitiel. Le liquide de perfusion peut posséder une composition proche de la composition du liquide intercellulaire. Il s'agit par exemple d'un liquide de type Ringer susceptible d'être enrichi en diverses substances telles des protéines ou des anti-oxydants. Le système d'injection du liquide de perfusion vierge est un pousse-seringue disponible sur le marché de la clinique (non illustré). Il doit être capable d'injecter à de très faibles débits, preferablement des débits de l'ordre de quelques μl/min. La seringue et le prolongateur de perfusion qui lui est adjoint font également partie de l'équipement clinique traditionnel. Dans le cas d'une implantation chirurgicale, le prolongateur est choisi de façon à être suffisamment long pour maintenir le système d'injection hors du champ opératoire.
Se référant de nouveau à la figure 2A, après que le liquide de perfusion ait été enrichi de substances présentes dans le liquide interstitiel suite à son contact avec la membrane de microdialyse 160, il est ensuite acheminé vers l'extérieur de la sonde 100 par l'entremise du conduit de recueil 194 tel qu'illustré par la flèche 198. Le liquide de perfusion enrichi sortant de la sonde 100 est ensuite recueilli à titre de dialysat et analysé. Lors de la perfusion de la membrane de microdialyse 160, les électrodes de mesure de clairance d'hydrogène 120 et de genèse d'hydrogène 130 sont alternativement mises en fonction tel que décrit précédemment de façon à enregistrer simultanément le débit sanguin tissulaire. Ceci permet une appréciation simultanée des variations de concentration d'une substance dans le liquide interstitiel et du débit de perfusion du tissu.
Il convient de noter que des modifications additionnelles de la structure et de la sonde de l'invention ainsi que diverses applications peuvent être envisagées par l'homme de métier. Par exemple, les électrodes de mesure de clairance de l'hydrogène et de genèse d'hydrogène peuvent être utilisées à des fins de dosage biologique. On peut également envisager l'utilisation d'un gaz autre que l'hydrogène pour effectuer la mesure du débit sanguin tissulaire. Il peut s'agir d'un gaz généré localement qui nécessite l'utilisation d'électrodes différentes ou encore d'un gaz généré par inhalation auquel cas il peut être suffisant de n'utiliser qu'une électrode de mesure du gaz inhalé ou injecté. On peut également envisager l'utilisation de la sonde mixte de l'invention pour la soustraction de liquides interstitiels ou encore de coupler les éléments de la sonde utilisée pour la microdialyse à une sonde optique pour la mesure du débit. On peut également envisager le couplage de la sonde à des systèmes d'évaluation constante de substances présentes dans le liquide interstitiel ou encore à des systèmes de dosage en ligne de ces diverses substances. Toutes ces modifications seront aisément apparentes à la personne versée dans l'art.
Description de l'introducteur
Lors de la mise en place de la sonde, l'extrémité distale
(active) de la sonde est insérée dans un introducteur qui la protège et permet son largage in situ. L'introducteur est ensuite retiré de façon à dégager la membrane d'échange. Se référant aux figures 6A et 6B, l'introducteur 400 est constitué :
- d'un corps tubulaire en plastique souple qui peut être réalisé soit d'une pièce 402 soit de l'assemblage collé d'un tube 404, et d'un jonc 406 ; et
- d'une aiguille biseautée en acier inoxydable 408 et collée au corps tubulaire 402. L'utilisation d'un introducteur est importante étant donné le diamètre très réduit des sondes de l'invention. L'introducteur permet dans certains cas d'éviter une incision traumatique au lieu d'implantation de la sonde sans que cette dernière soit pour autant endommagée lors de son introduction.
Dispositif de mesure du débit de perfusion titulaire
L'invention concerne également une sonde permettant d'estimer directement le débit de perfusion tissulaire par mesure de la vitesse d'élimination d'un gaz, tel que l'hydrogène, des tissus. La mesure de la perfusion tissulaire par la technique de clairance de l'hydrogène est basée sur le calcul de la cinétique d'élimination de l'hydrogène dans les tissus. Ce calcul est appliqué sur des mesures successives de la concentration de l'hydrogène contenu dans les tissus.
La méthode préférentielle choisie par les inventeurs pour estimer le débit sanguin tissulaire consiste à générer localement de l'hydrogène par oxydoréduction de l'eau contenue dans les tissus. De façon alternée, une saturation locale d'hydrogène est obtenue par hydrolyse de l'eau contenue dans les tissus puis la concentration tissulaire de l'hydrogène au décours du temps de désaturation est mesurée à l'aide d'une méthode d'oxydoréduction anodique. L'utilisation d'une méthode originale de calcul en temps réel permet une estimation immédiate de la perfusion tissulaire. L'hydrogène est un gaz inerte, c'est-à-dire non métabolisé par l'organisme. Le seul vecteur d'élimination de ce gaz, lorsqu'il est présent dans un tissu, est donc le débit sanguin qui perfuse ce tissu. La cinétique de désaturation du gaz dans les tissus est donc proportionnelle au débit sanguin tissulaire. Il a été démontré que le rapport de proportionnalité dit coefficient de partage sang-tissu est unitaire. Par conséquent, le débit sanguin tissulaire est égal à la cinétique de désaturation de l'hydrogène.
Au contact d'une anode en platine, polarisée positivement par rapport à une électrode de référence, par exemple une électrode de référence en argent, l'hydrogène subit une oxydation électrochimique dont le courant est proportionnel à la concentration en hydrogène au voisinage de l'anode. Si le circuit de mesure possède une faible impédance, l'expression du courant d'oxydation mesuré est proportionnel à son expression physique. Ce coefficient de proportionnalité est le gain de la chaîne d'acquisition. La présence d'un courant résiduel qui serait dû aux protéines se fixant sur la sonde a été montré. Par conséquent, le courant d'oxydoréduction de l'hydrogène est une fonction affine de sa concentration. Il en résulte donc que la valeur du débit sanguin tissulaire peut être calculée à partir du signal de mesure du courant d'oxydoréduction de l'hydrogène tissulaire au cours du temps. Ce courant est habituellement de quelques dizaines de nano ampères.
Une des caractéristiques importantes du dispositif de mesure de clairance à l'hydrogène de la présente invention est le fait que la sonde de clairance peut utiliser la même électrode de référence alternativement pour la genèse puis pour la mesure du gaz permettant de déterminer le débit sanguin. Ce système permet de générer localement l'hydrogène à l'endroit même où elle sera mesurée, à l'aide d'une simple sonde à l'encombrement réduit. L'utilisation d'une interface de commutation qui sera décrite de façon détaillée plus loin, permet à la fois de protéger le module de mesure contre un courant de surcharge, sans casser (électroniquement) la boucle de mesure tissu:anode:mesure:référence:tissu et de suspendre la genèse sans casser la boucle tissu:anode:genèse:référence:tissu.
Se référant maintenant à la figure 5A, le dispositif de clairance à l'hydrogène de l'invention, représenté de façon générale par la référence numérique 10 inclut une sonde de clairance qui comprend une électrode de genèse d'hydrogène 20 et une électrode de mesure de clairance de l'hydrogène 22 indépendamment reliées à une interface de commutation 30. Le dispositif 10 peut comprendre également un générateur de courant d'hydrolyse 32 ainsi qu'un amplificateur de courant d'oxydoréduction 34 relié d'une part à l'interface de communication 30 et d'autre part à une électrode de référence 26.
L'électrode de genèse d'hydrogène 20 est avantageusement constituée de platine. L'électrode de mesure de clairance de l'hydrogène 22 est pour sa part une électrode de platine polarisée. Quant à l'électrode de référence 36, il s'agit normalement d'une électrode du type Ag-AgCI. Le générateur de courant d'hydrolyse 32 est avantageusement un générateur de courant constant. L'architecture électronique du générateur de courant utilisé dans le contexte de l'invention a été développée à partir de la note d'application illustrée dans le catalogue « Analog device » sous la référence LM 369. La modification apportée à ce schéma du constructeur est la suivante : le générateur de tension des références conseillé a été remplacé par un composant de précision référencé LM336. Le générateur de courant d'hydrolyse 32 permet donc de générer des courants pouvant varier entre 10 et .300 μA. L'amplificateur de courant d'oxydoréduction 34 met en oeuvre un convertisseur microcourant: tension. L'architecture électronique de l'amplificateur de courant d'oxydoréduction 34 a été développée à partir de la note d'application illustrée dans le catalogue « Analog device » sous la référence AD515. Les trois modifications apportées à ce schéma constructeur sont les suivantes : l'amplificateur opérationnel conseillé a été remplacé par un composant de précision (AD549 JH), la tension de polarisation est ajustable par l'intermédiaire d'un potentiomètre et le gain d'amplification peut être sélectionné dans une gamme prédéfinie de 1 millivolt pour 1 , 2, 3 ou 4 nanoampères. Le rôle de l'interface de commutation 30 est d'éviter les effets transitoires engendrés par le passage genèse → mesure ou mesure → genèse.
L'électrode de genèse 20 et l'électrode de référence 26 sont en permanence connectées au générateur de courant 32. Ceci permet d'éviter les transitoires de connexion et de déconnexion.
Le générateur de courant 32 est en permanence actif au courant nominal. Ceci permet d'éviter les transitoires de mise sous et hors tension.
En l'état de mesure, l'interface de communication rend inopérant le générateur de courant 32 en court-circuitant ses bornes à travers le drain et la source d'un transistor à effet de champs dont la grille est polarisée. Le passage de l'état de mesure à l'état de genèse (respectivement genèse → mesure) résulte de l'ouverture (respectivement fermeture) pilotée de ce court-circuit. Ceci permet d'éviter les transitoires de commutation. Tel que mentionné précédemment, l'interface de commutation
30 permet d'alterner la genèse d'hydrogène et la mesure de clairance d'hydrogène en alternant la formation de la boucle électrode de mesure: détecteur de courant: électrode de référence et la formation de la boucle électrode de genèse:générateur de courant: électrode de référence, ce qui permet l'utilisation d'une seule électrode de référence.
Lors de l'utilisation du dispositif 10, les électrodes de genèse 20 et de mesure 22 de la sonde de clairance sont implantées dans le tissu analysé alors que l'électrode de référence 36 est implanté à un autre site du même tissu. Un courant pouvant varier entre 1 μA et 100 μA est ensuite appliqué à l'électrode de genèse 20 par l'entremise du générateur de courant 32, ce qui a pour effet de générer localement de l'hydrogène par oxydoréduction de l'eau contenue dans le tissu analysé. L'hydrogène généré est acheminé, par l'entremise du débit sanguin tissulaire, jusqu'à l'électrode de mesure 22 où il subit une oxydation dont le courant est mesuré par l'amplificateur de courant 34.
La genèse et la mesure de l'hydrogène sont effectuées alternativement par l'entremise de l'interface de communication 30 qui relie momentanément soit l'électrode de genèse 20, soit l'électrode de mesure 22 à l'électrode de référence 36. Le courant d'oxydation de l'hydrogène à l'électrode de mesure 22 et détecté par l'amplificateur de courant 34 est ensuite numérisé, calculé et affiché de façon à : omettre à l'utilisateur de la sonde 10 d'obtenir une mesure directe du déb sanguin tissulaire au site d'implantation des électrodes de genèse 20 et de mesure 22. L'état « genèse » du dispositif de l'invention est illustré à la figure 5A et l'état mesure est illustré à la figure 5B, la flèche représentant le parcours du courant. Une description des modules de numérisation et de calcul est présentée ci-dessous.
Module de numérisation Ce module de quantification permet de digitaliser le signal selon une résolution (16 bit) et à une fréquence donnée (1 mesure par seconde). Ce module permet la conversion synchrone de une à seize voies. Ce module est commercialisé par plusieurs constructions (ex. NATIONAL INSTRUMENTS). Ce module est facultatif dans le cas d'un traitement analogique du signal. Ce module permet le conditionnement des mesures, de façon à les rendre compatibles avec un mode de calcul digital.
Module de calcul Le modèle reconnu de calcul de la clairance de l'hydrogène est : y = A.(e'F ,+ B) où y est le signal, A le gain d'amplification et B le courant résiduel, t la variable temps et F le débit sanguin tissulaire recherché.
Nous avons mis au point au laboratoire trois méthodes nouvelles de calcul en temps réel, alors que toutes les méthodes classiques d'évaluation sont temps différé.
La méthode différentielle
La méthode différentielle peut s'appliquer aussi bien sur le signal analogique que digital. Cette méthode consiste à déterminer le débit
F par calcul du rapport des dérivés première et seconde du signal.
La méthode intégrale
La méthode intégrale peut s'appliquer aussi bien sur le signal analogique que sur le signal digitalisé. La méthode intégrale détermine le débit F à partir du rapport de l'intégrale du signal évalué sur trois fenêtres consécutives de même largeur T dans le temps.
La méthode neuro-mimétique
La méthode d'identification par réseau neuro-mimétique ne peut s'appliquer que sur le signal digitalisé. Cette méthode consiste à déterminer la valeur numérique du débit F par une succession de sommes pondérées de la valeur du signal à des instants donnés dans le temps. Chacune des pondérations est calculée a priori par apprentissage à l'aide d'un algorithme de rétropropagation du gradien de l'erreur, par exemple.

Claims

REVENDICATIONS
1. Dispositif pour l'analyse de la composition et du débit de perfusion d'un liquide interstitiel, ledit dispositif incluant une sonde couplée (310) comprenant les éléments suivants : - une gaine extérieure (110);
- une membrane d'échange (160), notamment de microdialyse, située à l'extrémité distale de ladite sonde couplée (100) et dont au moins une partie de la surface extérieure peut être mise en contact avec le liquide interstitiel in situ ; - une conduite interne (190, 194)pouvant être reliée à son extrémité proximale à une source d'alimentation en liquide perfusat, notamment un liquide de dialyse, ladite conduite permettant la circulation dudit liquide perfusat dans ladite sonde couplée et la mise en contact dudit liquide perfusat avec la surface intérieure (164) de ladite membrane d'échange (160) de façon à perfuser ladite membrane et ainsi permettre à certaines substances présentes dans le liquide interstitiel ou dans le liquide perfusat de traverser ladite membrane (160), modifiant ainsi la composition du liquide perfusat qui peut ensuite être recueilli à titre de liquide perfusat modifié et analysé ; ladite conduite externe permettant le recueil du liquide perfusat modifié sans que ledit liquide enrichi entre en contact avec le liquide perfusat ;
- des moyens de mesure de débit de perfusion du liquide interstitiel (320) dont au moins une partie est située à l'extérieur de la conduite interne (190, 194) notamment à l'extrémité distale de ladite sonde couplée, de façon à être en contact direct avec le liquide interstitiel ; et
- des moyens d'introduction permettant la protection de l'extrémité distale de ladite sonde couplée lors de son largage in situ, lesdits éléments étant assemblés , notamment de façon concentrique, pour former un ensemble unitaire implantable in situ, l'assemblage unitaire desdits éléments permettant de réduire l'encombrement structural de la sonde couplée et ainsi minimiser le traumatisme lors de l'implantation de la sonde couplée in situ.
2. Dispositif selon la revendication 1 , caractérisé en ce que les moyens de mesure du débit de perfusion du liquide interstitiel comprennent une sonde de mesure du débit de perfusion par mesure de l'élimination de l'hydrogène au site de mesure.
3. Dispositif selon la revendication 1 , caractérisé en ce que les moyens de mesure du débit de perfusion du liquide interstitiel comprennent une sonde de mesure du débit de perfusion par mesure de la réflexion d'un faisceau de lumière sur les cellules en mouvement près de ladite sonde.
4. Dispositif selon la revendication 1 , caractérisé en ce que les moyens de mesure du débit de perfusion du liquide interstitiel comprennent une sonde de mesure du débit de perfusion par mesure de la dissipation d'un volume de chaleur généré au sein du tissu.
5. Dispositif selon la revendication 1 , caractérisé en ce que les moyens de mesure du débit de perfusion du liquide interstitiel comprennent une sonde permettant la mesure de la pression partielle en oxygène dans le liquide interstitiel analysé.
6. Dispositif selon l'une quelconque des revendications 1 à 5, caractérisé en ce que ladite conduite interne (190, 194) est formée par un double conduit tubulaire à l'extrémité duquel la membrane d'échange (160) est fixée.
7. Dispositif selon la revendication 6, caractérisé en ce que ladite conduite interne comprend en son centre un capillaire perfusat
(170) formant un circuit de recueil du liquide enrichi, le circuit d'entrée du liquide perfusat étant défini par la surface externe (172) du conduit de recueil (194) et la paroi de la conduite interne.
8. Dispositif selon l'une quelconque des revendications 1 à 7, caractérisé en ce que lesdits moyens d'introduction sont constitués par un introducteur (400) comprenant un corps souple creux (402, 404), notamment tubulaire, pouvant recevoir au moins l'extrémité distale de ladite sonde lors de son largage in situ, ledit introducteur (400) pouvant ensuite être retiré de façon à dégager ladite membrane d'échange (160).
9. Dispositif selon la revendication 8, caractérisé en ce que ledit introducteur (400) comprend, à son extrémité distale, une portion biseautée, notamment une aiguille en acier inoxydable (408).
10. Dispositif selon l'une quelconque des revendications 2 et 6 à 9, caractérisé en ce que la sonde de mesure du débit de perfusion par mesure de l'élimination de l'hydrogène au site de mesure comprend : - un module de mesure de la clairance d'hydrogène
(326)comprenant une électrode de mesure (120) polarisée pouvant être reliée à un amplificateur de courant d'oxydo-réduction, ladite électrode de mesure (120) étant située à l'extrémité distale de ladite sonde mixte et pouvant être introduite au site de mesure du débit de perfusion de façon à ce que l'hydrogène présente au site de mesure puisse entrer en contact avec ladite électrode de mesure (120) et subisse une oxydation dont le courant peut être mesuré par ledit amplificateur de courant (326); et
- une électrode de référence pouvant être reliée au module de mesure (326).
11. Dispositif selon la revendication 10, caractérisé en ce que la sonde de mesure du débit de perfusion par mesure de l'élimination de l'hydrogène au site de mesure comprend également un module de genèse d'hydrogène (324) comprenant une électrode de genèse (130) pouvant être reliée à un générateur de courant, ladite électrode de genèse (130) étant située à l'extrémité distale de ladite sonde couplée et pouvant être introduite au site de mesure du débit de perfusion, ladite électrode (130) pouvant libérer sans interruption un courant pouvant être varié de façon à être suffisant pour engendrer une réaction électrochimique générant de l'hydrogène au site de mesure du débit de perfusion.
12. Dispositif selon la revendication 11 , caractérisé en ce que les électrodes de genèse (130) et de mesure (120) sont situées à l'intérieur de ladite conduite interne (190, 194) de façon à ce qu'une partie des électrodes se trouvant à l'extrémité distale de la sonde couplée soit exposée au liquide interstitiel lors de l'introduction in situ de ladite sonde couplée.
13. Dispositif selon la revendication 10, caractérisé en ce que l'électrode de mesure (120) est situé à l'intérieur de ladite conduite interne de façon à ce qu'une partie de ladite électrode se trouvant à l'extrémité distale de la sonde couplée soit exposée au liquide interstitiel lors de l'introduction in situ de ladite sonde.
14. Dispositif selon l'une quelconque des revendications 11 ou 12, caractérisé en ce que l'électrode de genèse (130) est une électrode de platine (132).
15. Dispositif selon la revendication 14, caractérisé en ce que l'électrode de platine (132) a subi un pré-traitement de platinisation, notamment par le dépôt électrolytique d'un oxyde de platine.
16. Dispositif selon la revendication 12 ou 13, caractérisé en ce que l'électrode de référence est une électrode de type Ag-AgCI.
17. Dispositif selon la revendication 16, caractérisé en ce que l'électrode de référence est recouverte d'une couche d'un halogénure d'argent, notamment de chlorure d'argent.
18. Dispositif selon l'une quelconque des revendications 10 ou 1 1 , caractérisé en ce qu'il comprend une interface de commutation (322) séparant le module de genèse d'hydrogène (324) et le module de la clairance d'hydrogène (326), ladite interface (322) permettant d'alterner la genèse d'hydrogène et la mesure de clairance d'hydrogène.
19. Dispositif selon l'une quelconque des revendications 11 à 18, caractérisé en ce qu'il comprend un module de calcul (328) permettant de transformer en temps réel le signal de la mesure de clairance d'hydrogène mesuré en une information numérique de débit de perfusion.
20. Dispositif de mesure du débit de perfusion par mesure de l'élimination de l'hydrogène au site de mesure du débit de perfusion, ledit dispositif incluant une sonde de clairance à l'hydrogène comprenant les éléments suivants : - un module de mesure (326) de la clairance d'hydrogène comprenant une électrode de mesure (120) polarisée pouvant être reliée à un amplificateur de courant d'oxydo-réduction, ladite électrode de mesure (120) étant située à l'extrémité distale de ladite sonde de clairance et pouvant être introduite au site de mesure du débit de perfusion de façon à ce que l'hydrogène présente au site de mesure puisse entrer en contact avec ladite électrode de mesure (120) et subisse une oxydation dont le courant peut être mesurée par ledit amplificateur de courant ;
- une électrode de référence pouvant être reliée au module de genèse (324) ou au module de mesure (326) de façon à alterner la genèse d'hydrogène et la mesure de clairance d'hydrogène au site de mesure du débit de perfusion du liquide interstitiel sans interrompre complètement le courant généré par l'électrode de genèse (130), ce courant étant faible lors de la mesure de la clairance d'hydrogène ; et
- des moyens d'introduction (400) permettant la protection de l'extrémité distale de ladite sonde de clairance lors de son largage in situ.
21. Dispositif selon la revendication 20, caractérisé en ce que la sonde de clairance comprend également un module de genèse d'hydrogène (324) comprenant une électrode de genèse (130) pouvant être reliée à un générateur de courant, ladite électrode de genèse (130) étant située à l'extrémité distale de ladite sonde et pouvant être introduite au site de mesure du débit de perfusion, ladite électrode (130) pouvant libérer sans interruption un courant pouvant être varié de façon à être suffisant pour engendrer une réaction électrochimique générant de l'hydrogène au site de mesure du débit de perfusion.
22. Dispositif selon la revendication 20 ou 21 , caractérisé en ce que les moyens d'introduction sont constitués par un introducteur (400)comprenant un corps creux (402, 404), notamment tubulaire, souple, pouvant recevoir au moins l'extrémité distale de ladite sonde de clairance lors de son largage in situ, ledit introducteur (400) pouvant ensuite être retiré de façon à dégager les modules de genèse d'hydrogène et/ou de mesure de la clairance d'hydrogène (326).
23. Dispositif selon la revendication 22, caractérisée en ce que ledit introducteur comprend à son extrémité distale une portion biseautée, notamment une aiguille en acier inoxydable.
24. Dispositif selon l'une quelconque des revendications 21 à 23, caractérisé en ce que l'électrode de genèse (130) est une électrode de platine (132).
25. Dispositif selon la revendication 24, caractérisé en ce que l'électrode de platine (132) a subi un pré-traitement de platinisation, notamment par le dépôt électrolytique d'un oxyde de platine.
26. Dispositif selon l'une quelconque des revendications 20 à
25, caractérisé en ce que l'électrode de référence est une électrode de type Ag-AgCI.
27. Dispositif selon la revendication 26, caractérisé en ce que l'électrode de référence est recouverte d'une couche d'halogénure d'argent, notamment de chlorure d'argent.
28. Dispositif selon l'une quelconque des revendications 21 à
27, caractérisé en ce qu'il comprend une interface de commutation (322) séparant le module de genèse (324) d'hydrogène du module de mesure (326) de la clairance d'hydrogène, ladite interface (322) permettant d'alterner la genèse d'hydrogène et la mesure de clairance d'hydrogène.
29. Dispositif selon l'une quelconque des revendications 20 à
28, caractérisé en ce qu'il comprend un module de calcul (328) permettant de transformer en temps réel le signal de mesure de clairance d'hydrogène en une information numérique de débit de perfusion.
30. Dispositif pour l'analyse de la composition du liquide interstitiel, ledit dispositif incluant une sonde d'analyse comprenant les éléments suivants :
- une gaine extérieure (110) ; - une membrane d'échange (160), notamment de microdialyse, située à l'extrémité distale de ladite sonde d'analyse et dont au moins une partie de la surface extérieure (162) peut être mise en contact avec le liquide interstitiel in situ ;
- une conduite interne (190, 194) pouvant être reliée à son extrémité proximale à une source d'alimentation en liquide, notamment un liquide de dialyse, ladite conduite permettant la circulation dudit liquide perfusat dans ladite sonde couplée et la mise en contact dudit liquide perfusat avec la surface intérieure (164) de ladite membrane d'échange (160) de façon à perfuser ladite membrane et ainsi permettre à certaines substances présentes dans le liquide interstitiel ou dans le liquide perfusat de traverser ladite membrane et d'enrichir le liquide perfusat de perfusion qui peut ensuite être recueilli, notamment à titre de dialysat, et analysé ; ladite conduite externe permettant le recueil du liquide enrichi sans que ledit liquide enrichi entre en contact avec le liquide perfusat ; - des moyens d'introduction permettant la protection de l'extrémité distale de ladite sonde d'analyse lors de son largage in situ.
31. Dispositif selon la revendication 30, caractérisé en ce que ladite conduite interne (190) de ladite sonde d'analyse est formée par un tube à l'extrémité duquel la membrane d'échange est fixée.
32. Dispositif selon la revendication 31 , caractérisé en ce que ledit conduit de recueil est constitué par un capillaire perfuseur (170) disposé au centre de ladite conduite interne de façon à former un circuit d'entrée du liquide de dialyse défini par la surface externe (172) du conduit de recueil et la paroi de la conduite interne.
33. Dispositif selon l'une quelconque des revendications 30 à
32, caractérisé en ce que lesdits moyens d'introduction sont constitués par un introducteur (400) comprenant un corps creux (402, 404), notamment tubulaire, souple, pouvant recevoir au moins l'extrémité distale de ladite sonde d'analyse lors de son largage in situ, ledit introducteur (400) pouvant ensuite être retiré de façon à dégager ladite membrane d'échange (160).
34. Dispositif selon la revendication 33, caractérisé en ce que ledit introducteur (400) comprend, à son extrémité distale, une portion biseautée, notamment une aiguille en acier inoxydable (408).
35. Procédé de mesure du débit de perfusion par mesure de l'élimination de l'hydrogène présent au site de mesure du débit de perfusion, ledit procédé comprenant :
- l'introduction au site de mesure d'une électrode polarisée de mesure de la clairance d'hydrogène ;
- l'introduction à un site autre que le site de mesure d'une électrode de référence pouvant être reliée à l'électrode de mesure ;
- la mesure à l'électrode de mesure du courant généré par l'oxydation de l'hydrogène produit lors du contact de cet hydrogène avec l'électrode de mesure ;
- le traitement des mesures d'oxydation d'hydrogène à l'électrode de mesure par traitement numérique de façon à transformer en temps réel le signal mesuré en une information numérique du débit de perfusion.
36. Procédé selon la revendication 35, caractérisé en ce que le traitement numérique des mesures d'oxydation d'hydrogène à l'électrode de mesure est effectué par une méthode différentielle, intégrale ou neuro¬ mimétique.
37. Procédé selon l'une quelconque des revendications 35 et 36, caractérisé en ce que l'hydrogène présent au site de mesure est généré par une électrode de genèse d'hydrogène insérée au site de mesure par l'entremise d'un courant électrique produit par ladite électrode suffisant pour engendrer une réaction électro-chimique produisant de l'hydrogène au site de mesure du débit de perfusion.
38. Procédé selon la revendication 37, caractérisé en ce que l'on alterne la genèse d'hydrogène et la mesure d'hydrogène en maintenant au moins un courant électrique faible à l'électrode de genèse.
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