BR112018015948B1

BR112018015948B1 - Sistema de medição de absorbância ótica e método para utilizar um sistema de medição de absorbância ótica

Info

Publication number: BR112018015948B1
Application number: BR112018015948-4A
Authority: BR
Inventors: Michael Cafferty; Scott P. Cionek
Original assignee: Nova Biomedical Corporation
Priority date: 2016-02-04
Filing date: 2016-02-04
Publication date: 2023-02-23
Also published as: ES2923758T3; JP2021131393A; JP2021139906A; KR102477340B1; EP4071460A1; CA3220706A1; EP3411689A4; RU2730366C2; JP2021139907A; CA3220750A1; EP3411689A1; JP7256227B2; KR20180123023A; JP6886473B2; EP4067869B1; JP2021139908A; RU2018128410A; RU2018128410A3; JP7245284B2; CA3013694C

Abstract

Um sistema (10) e método de medição dos parâmetros de hemoglobina e bilirrubina em uma amostra de sangue total usando absorbância óptica. O sistema (10) inclui um módulo de amostra óptica (20), um módulo de espectrômetro (100), um conjunto de fibra óptica (90) que liga opticamente o módulo de amostra óptica (20) ao módulo de espectrômetro (100) e um módulo processador (150). O módulo de amostra óptica (20) possui um módulo emissor de luz (22) com uma fonte de luz de LED (28), um conjunto de cuvete (40) e um módulo de luz de calibração (60). O módulo processador (150) recebe e processa um sinal elétrico a partir do módulo de espectrometria (100) e transforma o sinal elétrico num sinal de saída utilizável para exibir e reportar valores de parâmetros de hemoglobina e / ou valores de parâmetros de bilirrubina total para a amostra de sangue total.

Description

FUNDAMENTOS DA INVENÇÃO 1. Campo da Invenção

[0001] A presente invenção refere-se genericamente a sistemas e métodos espectroscópicos para a identificação e caracterização de parâmetros de hemoglobina em sangue.

2. Descrição do Estado da Técnica

[0002] Um sistema espectroscópico de luz ultravioleta-visível envolve espectroscopia de absorção ou espectroscopia de refletância. Como o nome implica, esses sistemas utilizam luz nas faixas visível e próxima de ultravioleta para analisar uma amostra. A faixa de comprimento de onda é tipicamente de cerca de 400 nm a cerca de 700 nm. A absorção ou refletância da luz visível afeta diretamente a cor percebida dos produtos químicos envolvidos. Espectroscopia UV/Vis é rotineiramente usada em química analítica para a determinação quantitativa de analitos diferentes, tais como íons metálicos de transição, compostos orgânicos altamente conjugados e macromoléculas biológicas. A análise espectroscópica é comumente realizada em soluções mas sólidos e gases também podem ser estudados.

[0003] Um sistema espectroscópico quase infravermelho também envolve espectroscopia de absorção ou espectroscopia de refletância. Tais sistemas utilizam luz na faixa quase infravermelha para analisar uma amostra. A faixa de comprimento de onda é tipicamente de cerca de 700 nm a menos de 2.500 nm. Aplicações típicas incluem fármacos farmacêuticos, médicos (incluindo açúcar sanguíneo e oximetria de pulso), controle de qualidade de alimento e agroquímico, e pesquisa de combustão, bem como pesquisa em neuroformação de imagem funcional, medicina & ciência esportiva; treinamento de esportes de elite, ergonomia, reabilitação, pesquisa neonatal, interface de computador cerebral, urologia (contração da bexiga) e neurologia (acoplamento neurovascular).

[0004] Instrumentação para espectroscopia de IV-IR (NIR) é similar a instrumentos para as faixas UV- visível e média-IV. As partes básicas de um espectrofotômetro são uma fonte de luz, um suporte para a amostra, rede de difração em um monocromador ou um prisma para separar os diferentes comprimentos de onda de luz, e um detector. A fonte de radiação é frequentemente um filamento de Tungstênio (300-2500 nm), uma lâmpada de arco de deutério, que é contínua sobre a região ultravioleta (190-400 nm) lâmpada de arco de Xenônio, que é contínua de 160-2.000 nm, ou mais recentemente, díodos emissores de luz (LED) para os comprimentos de onda visíveis. O detector é tipicamente um tubo fotomultiplicador, um fotodiodo, um arranjo de fotodiodos ou um dispositivo acoplado a carga (CCD). Detectores de fotodiodos simples e tubos fotomultiplicadores são usados com monocromadores de varredura, que filtre a luz de modo que somente luz de um único comprimento de onda alcance o detector de uma vez. O monocromador de varredura move a grade de difração para "passo a" cada comprimento de onda de forma que sua intensidade possa ser medida como função do comprimento de onda. Monocromadores fixos são usados com CCDs e arranjos de fotodiodos. Já que ambos estes dispositivos consistem em muitos detectores agrupados em disposições bidimensionais, são capazes de coletar luz de diferentes comprimentos de onda em diferentes pixels ou grupos de pixels simultaneamente. Bulbos de luz de halogênio incandescentes ou de quartzo comuns são mais frequentemente usados como fontes de banda larga de radiação quase infravermelha para aplicações analíticas. Díodos emissores de luz (LEDs) também são usados. O tipo de detector utilizado depende principalmente da faixa de comprimentos de onda a serem medidos.

[0005] A aplicação primária de espectroscopia NIR ao corpo humano usa o fato de que a transmissão e absorção de luz NIR em tecidos do corpo humano contêm informação sobre mudanças de concentração de hemoglobina. Pelo emprego de diversos comprimentos de onda e métodos resolvidos de tempo (frequência ou domínio de tempo) e/ou métodos espacialmente resolvidos, fluxo sanguíneo, o volume e a saturação absoluta do tecido (St02 ou índice de Saturação do tecido (TSI)) podem ser quantificados. Aplicações de oximetria por Métodos NIRS incluem neurociência, ergonomia, reabilitação, interface de computadores cerebrais, urologia, a detecção de doenças que afetam a circulação sanguínea (por exemplo, doença vascular periférica), a detecção e a avaliação de tumores de mama, e a otimização de treinamento em medicina esportiva.

[0006] Com relação à espectroscopia de absorção, a lei de Beer-Lambert diz que a absorbância de uma solução é diretamente proporcional à concentração das espécies de absorção na solução e no comprimento do caminho. Assim, para um comprimento de trajeto fixo, espectroscopia UV/Vis e NIR pode ser usada para determinar a concentração do absorvedor em uma solução. O método é mais frequentemente usado em um modo quantitativo para determinar as concentrações de uma espécie de absorção em solução, utilizando a lei de Beer-Lambert: A = log10(I0/I) = εcL onde A é a absorbância medida, em Unidades de absorbância (AU). I0 é a intensidade de luz incidente em um comprimento de onda dado, I é a intensidade transmitida, L o comprimento de trajeto através da amostra e c a concentração da espécie de absorção. Para cada espécie e comprimento de onda, ε é uma constante conhecida como absorção molar ou coeficiente de extinção. Esta constante é uma propriedade molecular fundamental em um dado solvente, a uma temperatura e pressão particulares, e tem unidades de 1/M*cm ou muitas vezes AU/M*cm. A absorbância e extinção ε são algumas vezes definidas em termos do logaritmo natural em vez do logaritmo base-10.

[0007] A Lei de Beer-Lambert é útil para caracterizar muitos compostos mas não se mantém como uma relação universal para a concentração e absorção de todas as substâncias.

[0008] Reconhece-se por aqueles versados na técnica que vários fatores afetam estes sistemas espectroscópicos. Estes fatores incluem largura de banda espectral, erro de comprimento de onda, luz perdida, desvios da lei de Beer-Lambert, e fontes de incerteza de medição.

[0009] Luz perdida é um fator importante que afeta os sistemas espectroscópicos. A luz perdida faz com que um instrumento registre uma absorbância incorretamente baixa.

[00010] Desvios da lei de Beer-Lambert surgiram com base em concentrações. Em concentrações suficientemente altas, as faixas de absorção saturarão e mostram o achatamento da absorção. O pico de absorção parece achatar porque próximo a 100% da luz já está sendo absorvida. A concentração na qual isto ocorre depende do composto particular que está sendo medido.

[00011] A incerteza de medição surge em análise química quantitativa onde os resultados são adicionalmente afetados por fontes de incerteza da natureza dos compostos e/ou soluções que são medidas. Estas incluem interferências espectrais causadas por sobreposição de banda de absorção, desvanecimento da cor da espécie de absorção (causada por decomposição ou reação) e possível combinação de composição entre a amostra e a solução de calibração.

SUMÁRIO DA INVENÇÃO

[00012] Sabe-se que a hemoglobina humana (HGB) é uma proteína que transporta oxigênio em eritrócitos. A determinação de sua concentração no sangue integral é uma ferramenta diagnostica útil e importante em bioquímica clínica. Analisadores de COOx são usados para medir os parâmetros de hemoglobina do sangue, tal como hemoglobina total (tHb), carboxihemoglobina (COHb), deoximhemoglobina (HHb), oxihemoglobina (O2Hb), metemioglobina (MetHb), e hemoglobina fetal (FHb) bem como bilirrubina total (tBil) utilizando medições de absorbância ótica. Na prática, analisadores COOx típicos usam sangue lisado em vez de sangue integral devido aos problemas encontrados com análise espectrométrica de sangue integral. A medição do sangue lisado é relativamente direta uma vez que o processo de lise dissolve as células sanguíneas vermelhas e transforma o sangue para um meio quase não-difusor. A absorbância é medida com um feixe colimado simples através da cuba com pouca perda de luz devido à dispersão. Devido à baixa perda de luz devido à dispersão, a análise linear direta pode ser usada para encontrar a hemoglobina e os parâmetros de bilirrubina totais.

[00013] Medição de hemoglobina e parâmetros de bilirrubina totais utilizando uma amostra de sangue integral é muito desafiador devido à forte dispersão ótica de sangue integral. Estes problemas estão principalmente relacionados ao manuseio do maior nível de dispersão de luz do sangue integral em comparação com o sangue lisado. Isto introduz a perda de luz e a absorbância não linear na medição.

[00014] Os componentes num espectrômetro baseado em prisma possuem naturalmente um baixo perfil de luz de dispersão. O principal fator de contribuição para o desempenho de luz perdida é relacionado a como os componentes são usados.

[00015] Embora os problemas sejam principalmente relacionados com o manuseio do aumento do nível de dispersão de luz de sangue integral, não é um fator simples que, se resolvido, é capaz de resolver estes problemas difíceis. Os inventores identificaram diversos fatores que precisam ser tratados a fim de medir os parâmetros de hemoglobina no sangue integral. Uma vez que o sangue integral é um meio muito difuso, é necessário coletar tanta luz quanto possível para reduzir o requisito de uma faixa de medição de absorbância superior. Também é necessário expandir o limite superior da absorbância medida devido à faixa inferior da correção da linearidade do detector. Efeitos de sedimentação de sangue são um outro problema que leva a uma fraca correlação de absorbância de varreduras de sangue inteiro à absorbância de varreduras de sangue lisado. Basicamente, as células sanguíneas estão formando grumos ou rolos. O brilho da fonte de luz branca LED deve também ser aumentado. Por fim, novos algoritmos que não são baseados em algoritmos lineares são necessários para superar os efeitos de dispersão de luz de sangue integral.

[00016] Ótica de coleta típica para sistemas que usam sangue lisado são projetados para recolher luz da cuba em um cone de cerca de +/-0,7 graus de largura e têm um limite de absorbância de medida superior de 1. 5 AU (unidades de absorbância). Foi descoberto pelos inventores que, para o sangue integral, o sistema precisa coletar a luz a partir da cuba em um cone de cerca de +/- 12 graus e que o limite superior de absorbância deve aumentar até cerca de 3,5 AU. Como para os efeitos de sedimentação de sangue, o tempo típico leva para medir o espectro de absorbância (aproximadamente 1 minuto), o sangue integral na cuba é sedimentação e as células sanguíneas estão formando grumos ou rolos. Consequentemente, os efeitos de dispersão e a mudança de absorbância com o tempo. Os inventores descobriram que a mudança do controle do espectrômetro para a coleta de múltiplas varreduras frequentemente em vez de umas poucas varreduras tem média ao longo de um período mais longo evitado em função da etapa na varredura de absorbância composta, que é costurada junto a partir de explorações a partir de vários tempos de integração. Infelizmente, a adição de mais varreduras para expandir o limite superior de absorbância aumenta o tempo de coleta de dados. Para resolver este dilema, o tempo de integração foi reduzido de 5 ms para 1,2 ms para reduzir o tempo de coleta de dados. Foi descoberto, entretanto, que isto somente funciona se o nível de luz é aumentado por um fator correspondente. Assim, o brilho de luz branca LED deve ser aumentado.

[00017] A medição de absorbância ótica de uma amostra difusa tal como sangue integral apresenta um problema único. A transmitância difusa da amostra de sangue integral embaralha a distribuição de luz espacial inicial do sistema de medição causado pela não-uniformidade de fontes de luz. Assim, a distribuição espacial de luz da varredura de "branco" pode ser bem diferente da varredura da amostra de sangue integral. Uma vez que detectores óticos têm resposta que varia espacialmente, a resposta pode variar devido às mudanças de distribuição espacial da luz incidente, mesmo se a intensidade global não mudou. Uma varredura de absorbância que é baseada na relação da varredura de amostra de sangue integral para a varredura em branco terá um componente de absorbância significativo devido a esta não uniformidade da fonte de luz na adição à absorbância devido à amostra sozinha. Isto resulta em um erro de medição significativo da absorbância total da amostra de sangue que é intolerável para cooximetria.

[00018] Descobriu-se que, pela colocação da cuba de amostra entre difusores, a distribuição espacial de luz parece a mesma para as varreduras de branco e amostra, assim, removendo este efeito de erro. Os difusores são especialmente escolhidos de modo que eles difundem um raio de luz incidente para o interior do cone de aceitação total do sistema ótico, mas não mais, de modo que tanta capacidade de transmissão de luz quanto possível possa ser preservada ao se misturar o raio completamente através do campo.

[00019] Além disso, a medição de parâmetros de hemoglobina fetal apresenta problemas adicionais. Estes incluem tempos de aquisição espectral, que devem ser mais rápidos. Em vez dos 12 segundos típicos, deve ser de 5 segundos ou menos. O tempo de aquisição espectral inclui o tempo de integração multiplicado pelo número de espectros co-adicionados e o tempo de processamento para produzir um espectro (luz total, escuro ou amostra) satisfazendo todos os seguintes requisitos. A precisão de comprimento de onda absoluta deve ser menor; menor do que +0,03/-0,03 nm comparada a +0,1/-0,0 nm. Manutenção de calibração de comprimento de onda (menor do que +0,06/-0,0 nm versus +0,1/0,0 nm), desvio de calibração de comprimento de onda (menor do que 0,024 nm/°C comparado a 0,04 nm/°C), nível de corrente escura (menor do que 0,06%/° C para uma faixa dinâmica máxima versus 0,1%/° C de faixa dinâmica máxima), não-linearidade de resposta (menos do que 0,06% após correção e menor do que 1. 2% Para níveis mais baixos e mais altos de 10% de faixa dinâmica em comparação com 0,1% após correção e 2,0% para níveis mais baixos e mais altos de 10% de faixa dinâmica), nível de luz dispersa (menor que 0,02% de faixa dinâmica máxima para um conjunto detector plenamente iluminado versus 0,1% de uma faixa dinâmica máxima para um conjunto detector plenamente iluminado), desvio térmico de resposta (mudança de intensidade máximo de 6% e inclinação máx. de 6% em relação à faixa espectral comparada com a variação de intensidade máxima de 10% e inclinação máx. de 10% em relação à faixa espectral) e a excursão de temperatura permitida durante a medição (menor do que 0,5° C comparada a 2° C) deve ser inferior. A presente invenção inclui estas características adicionais para utilização na medição de parâmetros de hemoglobina fetal.

[00020] Em um outro aspecto da presente invenção, os espectrômetros compactos e de baixo custo comercialmente disponíveis tipicamente usam redes de difração (refletoras ou transmissivas) para dispersar a entrada de luz. Redes de difração proporcionam um alto grau de dispersão em um pequeno volume, e produzem uma largura de banda relativamente constante (ou resolução) versus comprimento de onda preferido pelo utilizador típico. Redes, entretanto, sofrem de alta luz de dispersão devido a múltiplas ordens de difração e também a partir das imperfeições inerentes às linhas que são gravadas para produzir a superfície da rede. Assim, redes holográficas mestres produzidas em massa mas caras são tipicamente empregadas em aplicações que requerem baixa luz de dispersão, ao invés de redes replicadas mais comumente disponíveis.

[00021] O requisito de baixa luz de dispersão para analisadores de COOx limita a população de fabricantes de rede adequados para os diversos no mundo que produzem retículas fotocorrosivas básicas ou individualmente de precisão. Isto serve para tornar difícil obter redes de alto custo de baixo custo em quantidade.

[00022] Prismas também são usados para a produção de espectrômetros. Os prismas não têm problemas com múltiplas ordens de difração e suas superfícies têm ordens de magnitude menos imperfeições do que a superfície de uma rede. Os componentes em um espectrômetro baseado em prisma possuem naturalmente um baixo perfil de luz de dispersão. Assim, a luz de dispersão em um espectrômetro de prisma pode potencialmente ser menor por ordem de grandeza ou mais comparada a um espectrômetro reticular de projeto similar. O maior fator de contribuição para o desempenho de luz perdida surge de como os componentes são usados. Existem três fontes principais de luz perdida. Estes incluem o sobreenchimento da abertura numérica do espectrômetro, (2) retrorreflexão a partir do detector de conjunto de luz, e (3) a imagem de plano focal. A luz em excesso daquela requerida para iluminar completamente a abertura numérica do espectrômetro pode saltar em torno do espectrômetro e aterrissar sobre o detector. A presente invenção, a abertura numérica da fibra ótica é de 0,22 e a abertura numérica do espectrômetro de prisma é de 0,1. Uma parada colocada acima da entrada de fibra ótica restringe o cone de entrada de luz da fibra ótica para impedir a entrada de luz em excesso. O detector de feixe de luz não absorve toda a luz que incide sobre o mesmo, mas reflete de volta uma porção. Esta retrorreflexão deve ser controlada em terra para dentro de uma superfície de absorção ou armadilha de feixe para impedir a dispersão sobre o detector. A obtenção de uma ligeira inclinação do detector de conjunto de luz força a retrorreflexão de volta para uma direção inofensiva. A imagem da fenda no plano focal do detector deve ser tão aguda quanto possível. Qualquer transbordamento excessivo do detector devido ao desfoco pode ser uma fonte potencial de luz perdida. Se esta luz atingir estruturas de detector tais como fios de ligação, blocos de metalização, etc., pode saltar de volta sobre a superfície sensível do detector.

[00023] Adicionalmente, um espectrômetro de prisma espalha a extremidade azul do espectro fora de mais pixels do que um espectrômetro de rede de difração e, assim, a extremidade azul do espectro dá um sinal inferior por pixel. Para compensar o sinal inferior por pixel, um LED com potência azul mais alta, ou um LED branco frio, é usado. O sinal no azul pode ser adicionalmente intensificado pela adição de um vidro de filtro barato, após o LED que atenua ligeiramente a extremidade vermelha. Vidro de filtro Kopp tipo 4309, de cerca de 3 mm de espessura, é útil para este propósito. A principal desvantagem dos prismas é a menor potência dispersiva em comparação com uma grade, e a variação de resolução com o comprimento de onda. Na presente invenção, quando um prisma é usado, a primeira desvantagem é mitigada utilizando-se um pequeno detector de feixe de luz; o último é mitigado porque a análise de sangue integral não requer uma resolução uniformemente pequena através da banda de onda de interesse.

[00024] Os espectrômetros atualmente disponíveis listam tipicamente uma resolução uniforme de 1 nm para a região espectral de medição de sangue de 455-660 nm. Na presente invenção, a região espectral é expandida e cobre a região espectral de 422-695 mm, a resolução é seletivamente mudada para cima em regiões onde baixa resolução não é necessária (tal como região de 600-695 nm e região de 422455 nm). Na presente invenção, estas regiões têm uma resolução maior do que 1 nm. Tipicamente, a resolução é de cerca de 3,0 a cerca de 3,5 nm. Estas faixas são usadas para capturar picos de calibração de comprimento de onda adicionais para calibração de comprimento de onda e detecção de fluido. A região espectral maior da presente invenção requer a consideração do espectro disperso do prisma. O espectro disperso deve ser espalhado sobre o detector de arranjo de luz e cobrir pixels suficientes para amostrar o espectro a uma resolução suficientemente fina, mas não a fim de se estender fora do conjunto detector. Faixa espectral mais ampla, a presente invenção incorpora um detector de feixe de luz com 1024 pixels com um comprimento de área ativa de cerca de 8,0 mm.

[00025] Um projeto de referência de parte mínima para um espectrômetro de dispersão ótica requer apenas dois componentes óticos: um elemento de dispersão leve (isto é, prisma ou grade) e uma lente dupla (acromática). O prisma/grade tem um revestimento refletivo sobre a base. Um exemplo de prisma aceitável é um prisma de Littrow. O prisma de Littrow tem uma estrutura tal que é utilizável para um espectrômetro compacto e de baixo custo da presente invenção. Material prismático (característica de dispersão) e o comprimento focal da lente são considerações adicionais. Embora outros prismas e lentes acromáticas possam ser usados, uma modalidade da presente invenção incorpora um prisma de vidro Schott F5 e uma lente de comprimento focal de 80 mm. Esta combinação particular proporciona um comprimento de dispersão do espectro de cerca de 6,48 mm este Comprimento de dispersão deixa cerca de 0,75 mm em cada extremidade do detector de arranjo de luz disponível para variações de tolerância e pixels de correção escura.

[00026] Deriva térmica da resposta espectral deve ser considerada. É crítico que a resposta espectral do espectrômetro permaneça dentro de uma certa faixa entre as varreduras de sangue integral e de sangue integral. Qualquer mudança na resposta do espectrômetro causará erros de absorbância. A precaução principal contra essa mudança é assegurar que a imagem da fenda sobreenche os pixels, de modo que o batimento da imagem devido à temperatura não cause uma redução da luz no pixel do detector. A formação de imagem de 1: 1 do sistema combinado com uma fibra ótica de 200 μm de diâmetro sobreenche os pixels de altura de 125 μm. Contanto que o batimento de imagem seja confinado a menos do que cerca de 30 μm de movimento em qualquer direção ao longo do detector sobre um intervalo de medição, o desvio térmico não é um problema. A presente invenção também contempla vários mecanismos para minimizar os efeitos de deriva térmica sobre a resposta espectral. Estes mecanismos incluem o isolamento do alojamento do espectrômetro para minimizar as mudanças de temperatura externas à carcaça do espectrômetro, manutenção da temperatura dentro do alojamento do espectrômetro utilizando uma fonte de calor controlada por temperatura, e/ou incorporando um suporte de lente de compensação de temperatura para a lente acromática.

[00027] O processo da presente invenção que transforma os sinais elétricos do espectrômetro será agora discutido. Primeiro, a absorbância é medida, a qual é menos logaritmo na base dez da relação do sinal elétrico recebido de acordo com a presente invenção a amostra de sangue está na cuba para o sinal elétrico recebido quando um fluido transparente está na cuba. Segundo, os valores de absorbância em cada comprimento de onda são colocados em função de mapeamento que mapeia valores de absorbância para os níveis de analito (parâmetros COOx e bilirrubina) amostra de sangue integral. A função de mapeamento e seus coeficientes são estabelecidos utilizando os valores de absorbância medidos para amostras de sangue integral com valores de analito conhecidos, e estabelecendo a relação entre estes valores de absorbância e os valores de analito conhecidos.

[00028] A presente invenção alcança estes e outros objetivos pela provisão de um sistema analisador de COOx compacto, de baixo custo.

[00029] Em uma modalidade da presente invenção, existe um sistema para medir os parâmetros de hemoglobina de sangue integral que inclui (a) um módulo de amostra ótica dotado de um módulo emissor de luz, um conjunto substituível de cuba e um módulo de calibração-luz, (b) uma fibra ótica, (c) um módulo de espectrômetro, e (d) um módulo de processador. O módulo emissor de luz tem uma fonte de luz LED capaz de emitir luz onde a luz é direcionada ao longo de um trajeto ótico. O conjunto de cuba é adjacente ao módulo emissor de luz onde o conjunto de cuba é adaptado para receber uma amostra de sangue integral e tem uma câmara de recebimento de amostra com uma primeira janela de cuba e uma segunda janela de cuba alinhada uma com a outra. A câmara receptora de amostra é disposta no trajeto ótico para receber luz da fonte de luz LED e tem um comprimento de trajeto ótico definido entre a primeira janela de cuba e a segunda janela de cuba juntamente com um chip eletrônico capaz de armazenamento de um valor de comprimento de trajeto da câmara receptora de amostras. O módulo de luz de calibração tem uma fonte de luz de calibração com um ou mais comprimentos de onda conhecidos de luz onde o módulo de calibração-luz é capaz de emitir uma luz de calibração para o trajeto ótico. A fibra ótica tem uma extremidade receptora de luz e uma extremidade emissora de luz. A extremidade receptora de luz se conecta oticamente ao módulo de amostra ótica, onde a extremidade receptora de luz recebe a luz do trajeto ótico e conduz a luz para a extremidade emissora de luz. O módulo de espectrômetro recebe a luz da extremidade de emissão de luz da fibra ótica, separa a luz em uma pluralidade de feixes de luz onde cada feixe de luz tem um comprimento de onda diferente, e converte a pluralidade de feixes de luz em um sinal elétrico. O módulo processador (e) obtém o valor de comprimento de trajeto da câmara receptora de amostra da cuba substituível a partir do chip eletrônico e (2) recebe e processa o sinal elétrico do módulo do espectrômetro gerado para uma amostra de sangue integral. O valor de comprimento de trajeto da câmara de amostra é usado para transformar o sinal elétrico em um sinal de saída utilizável para exibir e reportar valores de parâmetro de hemoglobina e/ou valores de parâmetro de bilirrubina totais para a amostra de sangue integral.

[00030] Em outra modalidade da presente invenção, o módulo emissor de luz inclui uma pluralidade de componentes óticos dispostos no trajeto ótico entre a fonte de luz LED e o conjunto de cuba onde a pluralidade de componentes óticos inclui pelo menos um difusor ótico e uma ou mais lentes de colimação, polarizador circular e lente de focalização.

[00031] Em uma outra modalidade da presente invenção, o módulo de luz de calibração inclui um difusor disposto no trajeto ótico a jusante do conjunto de cuba, mas a montante de um divisor de feixe.

[00032] Ainda em um outro aspecto da presente invenção, é apresentado um sistema ótico de medição de absorbância para sangue integral. O sistema inclui um módulo de amostra ótica, uma fibra ótica, um módulo de espectrômetro e um módulo processador. O módulo de amostra ótica inclui um módulo emissor de luz, módulo de cuba, um primeiro difusor ótico e um segundo difusor ótico. O módulo de cuba é posicionado entre o primeiro difusor ótico e o segundo difusor ótico. O módulo de espectrômetro recebe a luz da extremidade de emissão de luz da fibra ótica, separar a luz em uma pluralidade de feixes de luz e converter a pluralidade de feixes de luz em um sinal elétrico. O módulo processador recebe e processa o sinal elétrico do módulo de espectrômetro gerado para a amostra de sangue integral e transforma o sinal elétrico em um sinal de saída utilizável para exibir e reportar valores de parâmetro de hemoglobina e/ou valores de parâmetro de bilirrubina total para a amostra de sangue integral.

[00033] Em ainda outra modalidade, o módulo de espectrômetro inclui uma fenda de entrada posicionada no trajeto ótico para receber o medidor luz emitida a partir da extremidade emissora de luz da fibra ótica e para transmitir a luz através da mesma, um elemento de dispersão de luz disposto no trajeto ótico onde o elemento de dispersão de luz recebe a luz transmitida através da fenda de entrada, separa a luz na pluralidade de feixes de luz onde cada feixe de luz tem um comprimento de onda diferente e reorienta a pluralidade de feixes de luz de volta para a fenda de entrada, e um detector de feixe de luz capaz de receber a pluralidade de feixes de luz e converter a pluralidade de feixes de luz em um sinal elétrico para processamento adicional.

[00034] Em outra modalidade, o módulo de espectrômetro tem um meio de compensação térmica para a manutenção de uma posição da pluralidade de feixes de luz no detector de arranjo de luz. O meio de compensação térmica inclui um ou mais de isolamento disposto em torno do alojamento do espectrômetro, um conjunto de controlador de temperatura disposto no alojamento do espectrômetro (o conjunto do controlador de temperatura sendo, por exemplo, uma fita de aquecimento com um termistor ou outro componente de medição de temperatura e um programa que controla o aquecimento da fita com base na temperatura no interior do alojamento do espectrômetro) e um suporte de lente de compensação térmica.

[00035] Em uma outra modalidade, a montagem de lente de compensação térmica tem uma extremidade de montagem fixa e GAT uma extremidade de montagem não fixada que permite a expansão térmica e contração do suporte de lente de compensação térmica. A extremidade de montagem fixa é fixada de maneira fixa a uma placa de base ou no fundo do alojamento do espectrômetro. O suporte de lente tem um coeficiente de expansão maior do que o coeficiente de expansão da placa de base ou do alojamento do espectrômetro ao qual o suporte de lente é fixado. O suporte de lente de compensação térmica se move linearmente e transversalmente em relação a um trajeto ótico da luz a partir da fenda de entrada de luz com base no coeficiente de expansão do suporte de lente. Este movimento baseado em temperatura do suporte de lente mantém a posição da luz dispersa do elemento de dispersão de luz sobre o detector de arranjo de luz. Em outras palavras, o reposicionamento térmico da lente acromática por meio da forma do suporte de lente de compensação térmica causa a luz dispersa a partir do elemento de dispersão de luz para incidir sobre o detector de feixe de luz sem afetar o sinal elétrico gerado pelo detector de feixe de luz a partir da luz incidente. A mudança do feixe de luz é causada pelo elemento de dispersão de luz que reage a uma mudança de temperatura.

[00036] Em outra modalidade, é apresentado um espectrômetro compacto para medir os parâmetros de hemoglobina no sangue integral. O espectrômetro inclui um alojamento fechado dotado de uma extremidade de entrada de luz/uma extremidade de alojamento de fibra ótica com uma porta de entrada de luz, uma fenda de entrada de luz disposta sobre um substrato de circuito eletrônico, o substrato de circuito eletrônico disposto no alojamento fechado onde a fenda de entrada de luz é alinhada com e adjacente à porta de entrada de luz. Detector de feixe de luz disposto sobre o substrato de placa de circuito adjacente à fenda de entrada de luz, e um grupo de componentes óticos consistindo em um elemento de dispersão de luz disposto a jusante a partir da fenda de entrada de luz e GAT uma lente acromática esférica disposta entre a fenda de entrada de luz e o elemento de dispersão de luz onde o elemento de dispersão de luz tem uma superfície refletiva sobre um lado posterior para refletir a luz dispersa de volta para a lente acromática. A lente acromática transmite luz da fenda de entrada de luz para o elemento de dispersão de luz e transmite luz dispersa refletida a partir do elemento de dispersão de luz para o detector de feixe de luz. Para realizar isto, a lente acromática é ligeiramente fora do eixo geométrico em relação à luz que vem da fenda de entrada de luz, de modo que a luz dispersa do elemento de dispersão de luz não é dirigida de volta à fenda de entrada de luz, mas ao detector de arranjo de luz.

[00037] Em uma outra modalidade, é apresentado um método para medir os parâmetros de hemoglobina de sangue integral apesar de uma forte dispersão ótica causada por sangue integral. O método inclui a provisão de uma fonte de luz tal como uma fonte de luz LED com uma faixa espectral de cerca de 422 nm a cerca de 695 nm, guia de luz tendo a gama espectral a partir da fonte de luz ao longo de um trajeto ótico, a provisão de um módulo de cuba com uma câmara receptora de amostra dotada de uma primeira janela de cuba disposta no trajeto ótico, onde a janela de primeira cuba transmite a luz através da câmara de recepção de amostras e através de uma segunda janela de cuba alinhada com a janela de primeira cuba, onde a câmara de recebimento de amostra contém uma amostra de sangue integral, a provisão de um par de difusores (isto é, um primeiro difusor e um segundo difusor) disposto no trajeto ótico onde a primeira janela de cuba e a segunda janela de cuba da câmara de recebimento de amostra da cuba estão dispostas entre o par de difusores, guia de luz do módulo de cuba para um espectrômetro tendo um elemento de dispersão de luz que separa a luz em uma pluralidade de feixes de luz onde cada feixe de luz tem um comprimento de onda diferente e converte a pluralidade de feixes de luz em um sinal elétrico e processamento do sinal elétrico em um sinal de saída utilizável para exibir e reportar valores de parâmetro de hemoglobina e/ou valores de parâmetro de bilirrubina totais da amostra de sangue integral.

[00038] Em outra modalidade do método, a etapa de processamento inclui o processamento do sinal elétrico para a absorbância espectral e então mapeando a absorbância espectral para valores de parâmetro de hemoglobina e/ou valores de parâmetro bilirrubina utilizando uma função de mapeamento computacional.

[00039] Ainda uma outra realização do método, a etapa de processamento inclui a utilização de uma projeção ortogonal baseada em grãos para a função de mapeamento de estruturas latentes como função de mapeamento computacional.

[00040] Uma outra modalidade do método, descreve-se um método para medir parâmetros de hemoglobina em uma amostra de sangue integral. O método inclui (1) medição e gravação de uma varredura de intensidade de luz transmitida através de uma pluralidade de comprimentos de onda em uma faixa de medição pela transmissão de luz através de um módulo de cuba com um trajeto ótico com um comprimento de caminho ótico conhecido através do mesmo, onde o módulo de cuba é preenchido com um fluido transparente, (2) medição e gravação de uma varredura de intensidade de luz transmitida através da pluralidade de comprimentos de onda da faixa de medição pela transmissão de luz através da cuba uma segunda vez tendo o trajeto ótico com o comprimento de caminho ótico conhecido através do mesmo, onde o módulo de cuba é preenchido com uma amostra de sangue integral, em que cada etapa de medição e gravação do fluido transparente e da amostra de sangue integral inclui a difusão e a difusão polarizando circularmente a luz transmitida antes de transmitir a luz transmitida através do módulo de cuba e, então, difundir a luz transmitida a partir do módulo de cuba, antes de determinar uma absorbância espectral, (3) determinação de uma absorbância espectral em cada comprimento de onda da pluralidade de comprimentos de onda da faixa de medição com base em uma relação entre a varredura de intensidade de luz transmitida da amostra de sangue integral para a varredura de intensidade de luz transmitida do fluido transparente utilizando um espectrômetro baseado em prisma, e (4) correlação da absorbância em cada comprimento de onda da pluralidade de comprimentos de onda da faixa de medição para valores de parâmetro de hemoglobina e/ou valores de parâmetro bilirrubina da amostra de sangue utilizando uma função de mapeamento computacional.

BREVE DESCRIÇÃO DOS DESENHOS

[00041] A Figura 1 é uma vista simplificada, em perspectiva, de uma realização da presente invenção, mostrando um subsistema de COOx compacto.

[00042] A Figura 2 é uma vista em elevação lateral de uma modalidade de um módulo de amostra ótica mostrado na Figura 1.

[00043] A Figura 3 é uma vista frontal, em perspectiva, de uma modalidade da figura módulo emissor de luz do módulo de amostra ótica mostrado na Figura 2.

[00044] A Figura 3A é uma vista frontal, em perspectiva, do módulo emissor de luz mostrado na Figura 3, mostrando uma pluralidade de componentes óticos.

[00045] A Figura 3B é uma vista em elevação lateral ampliada dos componentes óticos mostrados na Figura 3A.

[00046] A Figura 4 é uma vista frontal em perspectiva de uma modalidade de um conjunto de cuba do módulo de amostra ótica mostrado na figura 1.

[00047] A Figura 5 é uma vista em perspectiva traseira do conjunto de cuba mostrado na figura 4.

[00048] Figura 6 é uma vista em elevação frontal de um módulo de cuba do conjunto de cuba que mostra orifícios de entrada e saída de fluido, uma câmara receptora de amostra, uma janela de amostra e um conjunto eletrônico de chip.

[00049] A Figura 7 é uma vista em perspectiva traseira da câmara receptora de amostras da Figura 6 mostrando a primeira e a segunda janelas.

[00050] Figura 8 é uma vista em planta traseira da câmara receptora de amostras mostrando o conjunto eletrônico de chip disposto adjacente à câmara receptora de amostras.

[00051] Figura 9 é uma vista em perspectiva de uma modalidade de um módulo de luz de calibração do módulo de amostra ótica da Figura 1.

[00052] A Figura 10 é uma vista em seção transversal lateral do módulo de luz de calibração da Figura 8, mostrando uma fonte de luz de calibração.

[00053] A Figura 1 é uma vista simplificada, vista plana lateral da fonte de luz de calibração do módulo de luz de calibração da Figura 9, mostrando uma pluralidade de componentes óticos.

[00054] A Figura 12 é uma vista frontal em perspectiva de uma modalidade de um módulo de espectrômetro da Figura 1 com uma cobertura removida mostrando os componentes internos

[00055] A Figura 13 é uma vista em perspectiva traseira do módulo de espectrômetro da Figura 12 que mostra uma fenda de luz de entrada e um detector de feixe de luz adjacente

[00056] A Figura 14 é uma vista em seção transversal traseira do módulo de espectrômetro da Figura 12, mostrando uma placa de circuito simples e a localização da fenda de luz de entrada e do detector de arranjo de luz.

[00057] A Figura 15 é uma vista superior do módulo de espectrômetro da Figura 12, mostrando os componentes óticos com um traço de raios superpostos.

[00058] Figura 16 é um traço de raio mostrando a luz de entrada a partir da fenda de luz de entrada e uma pluralidade de feixes de luz refratados sobre o detector de arranjo de luz.

[00059] A Figura 17A é uma vista em perspectiva de uma modalidade de um meio de compensação térmica para o módulo de espectrômetro mostrando isolamento enrolado em torno do módulo de espectrômetro.

[00060] A Figura 17B é uma vista em perspectiva de uma outra configuração de um meio de compensação térmica para o módulo de espectrômetro mostrando um conjunto de controlo de temperatura.

[00061] A Figura 17C é uma vista em seção transversal de uma modalidade de um suporte de lente do módulo de espectrômetro da figura 12, mostrando um suporte de lente de compensação de temperatura.

[00062] A Figura 18 é uma vista em seção transversal de uma modalidade de um suporte de lente do módulo de espectrômetro da Figura 12, mostrando um suporte de lente fixo.

[00063] Figura 19 é uma ilustração gráfica que mostra os resultados de correlação do subsistema analisador COOx da presente invenção para hemoglobina total utilizando uma função e método de mapeamento K-OPLS.

[00064] Figura 20 é uma ilustração gráfica que mostra os resultados de correlação do subsistema analisador COOx da presente invenção para oxihemoglobina utilizando uma Função e método de mapeamento K-OPLS.

[00065] Figura 21 é uma ilustração gráfica que mostra os resultados de correlação do subsistema analisador COOx da presente invenção para carboxihemoglobina utilizando uma Função e método de mapeamento K-OPLS.

[00066] Figura 22 é uma ilustração gráfica que mostra os resultados de correlação do subsistema analisador de COOx da presente invenção para deoxihemoglobina utilizando uma função e método de mapeamento K-OPLS.

[00067] A Figura 23 é uma ilustração gráfica que mostra os resultados de correlação do subsistema analisador COOx da presente invenção para a metemioglobina utilizando uma Função e método de mapeamento K-OPLS.

[00068] Figura 24 é uma ilustração gráfica que mostra os resultados de correlação do subsistema analisador COOx da presente invenção para bilirrubina total utilizando uma função em de mapeamento K-OPLS.

DESCRIÇÃO DETALHADA

[00069] Modalidades da presente invenção são ilustradas nas Figuras 1 a 24. A figura 1 mostra uma modalidade de um subsistema analisador COOx 10. O subsistema analisador COOx 10 inclui pelo menos um módulo de amostra ótica 20, uma fibra ótica 90 e um módulo de espectrômetro 100. O subsistema analisador de COOx 10 pode opcionalmente incluir um módulo processador 150 ou módulo processador 150 pode opcionalmente incluído em um circuito eletrônico de um sistema diagnóstico no qual o subsistema analisador de COOx 10 é uma linha de Parte 5 é incluído para significar que o módulo processador 150 pode ou não ser parte do subsistema COOx 10. O módulo de processador 150 inclui, mas não é limitado a um módulo de microprocessador 152 e um módulo de memória 154. Opcionalmente, o módulo processador 150 também pode incluir um módulo conversor 156 ou um módulo conversor 156 pode ser externo à CPU subsistema analisador de COOx 10. Subsistema analisador de COOx 10 é usado para medir os parâmetros de hemoglobina do sangue tal como hemoglobina total (tHb), carboxihemoglobina (COHb), deoximhemoglobina (HHb), oxihemoglobina (O2Hb), metemioglobina (MetHb) e hemoglobina fetal (FHb) bem como bilirrubina total (tBil) utilizando absorbância ótica.

[00070] A figura 2 ilustra um módulo de amostra ótica 20. Módulo de amostra ótica 20 inclui um módulo emissor de luz 22, um conjunto de cuba 40 e um módulo de detecção de luz 60. O módulo emissor de luz 22, como o termo implica, emite um feixe de luz visível na direção do conjunto de cuba 40 que é então recebido pelo módulo de luz de calibração 60, o qual é então transmitido para o módulo de espectrômetro 100. O feixe de luz 12 define um trajeto ótico 21.

[00071] As figuras 3-3A ilustram vistas em perspectiva da modalidade do módulo emissor de luz 22 da Figura 2. O módulo emissor de luz 22 inclui um substrato de módulo emissor de luz 24 que contém um circuito elétrico (não mostrado)) e um conjunto ótico emissor de luz 25. O conjunto ótico emissor de Luz 25 tem um alojamento de montagem ótica 26 com uma extremidade de montagem ótica 26a. Um feixe de luz visível 28a emite A partir da extremidade de montagem ótica 26a do conjunto ótico emissor de luz 25 quando o módulo emissor de luz 22 é acionado por um detector um sinal recebido do módulo processador 150. A figura 3A ilustra o conjunto ótico emissor de luz 25 com um alojamento de montagem ótica 26 removido expondo uma pluralidade de componentes óticos B contidos no interior do conjunto emissor de luz 25.

[00072] Voltando agora à Figura 3B, é ilustrada uma vista lateral ampliada da pluralidade de componentes óticos B da Figura 3A. Nesta configuração, os componentes óticos B incluem um diodo emissor de luz (LED) fonte de luz 28, uma lente de colimação 30, um primeiro difusor 32, um polarizador circular 34, uma lente de focalização 36, e uma janela protetora opcional 38. O polarizador circular 34 proporciona uma vantagem distinta. Esta vantagem proporciona sensibilidade e precisão melhoradas do sistema da invenção. Hemoglobina tem características de rotação ótica, que significa que a sensibilidade de polarização de um espectrômetro causará um erro de absorbância se luz polarizada não-circularmente for usada para medir a absorbância de hemoglobina. Diferente de outros estados de polarização da luz, o estado de polarização da luz polarizada circularmente não é alterado quando passando através da hemoglobina. Assim, a resposta de polarização do espectrômetro é a mesma para a luz polarizada circularmente que passa através do detector hemoglobina como é para a varredura de referência feita com a cuba preenchida com um fluido transparente.

[00073] As figuras 4 e 5 mostram vistas em perspectiva dianteira e traseira de uma modalidade do conjunto de cuba 40.0 conjunto De cuba 40 inclui um substrato de cuba 41 e um módulo de cuba 43. O substrato de cuba 41 proporciona um suporte de suporte para fixar o conjunto de cuba 40 dentro do subsistema de análise 10 e inclui uma abertura de trajeto de luz de cuba 42 que é disposta dentro do trajeto ótico 21 e é alinhada com o feixe de luz emitido pelo módulo emissor de luz 22. Módulo de cuba 43 inclui uma primeira parte de cuba 44 dotada de um recesso de recebimento de amostra 45, um orifício de entrada de amostra 46, um orifício de saída de amostra 47, um conjunto de chip eletrônico 48, e uma primeira janela de cuba 49, e uma segunda parte de cuba 50 dotada de uma janela de segunda cuba 52 (mostrada na figura 6 E delineada como delineamento53) oposto e alinhado com a janela de primeira cuba 49 onde a primeira e a segunda janelas de cuba 49, 52 são alinhadas com e dispersadas dentro do trajeto ótico 21. A primeira parte 44 e a segunda parte da cuba 50 são ligadas entre si ou sem uma gaxeta disposta entre a primeira e a segunda parte 44, a ligação pode ser obtida utilizando-se adesivos, técnicas ultrassônicas, técnicas baseadas em solventes, etc., quando montado e conforme mostrado na Figura 6, o recesso de recebimento de amostra 45 da primeira parte 44 forma uma amostra. Uma câmara receptora de amostra 54 com uma segunda porção 50 que se comunica fluidamente com as portas de entrada e saída de amostra 46, 47. A distância entre a primeira e a segunda janelas de cuba 49, 52 da câmara receptora de amostras 54 define um comprimento de trajeto ótico de cuba, que é precisamente medida e armazenada no interior do chip eletrônico 48 para recuperação posterior pelo módulo processador 150. Um comprimento de trajetória ótica típico utilizado nesta modalidade da presente invenção é de 0,0035 polegadas (0,090 mm).

[00074] Voltando-se agora para a Figura 7, ilustra-se uma vista em perspectiva da primeira cuba e segunda porções 44, 50. Conforme mostrado, uma primeira porção de cuba 44 tem uma reentrância de câmara de amostra 45 com uma primeira janela de cuba 49 e uma reentrância de chip eletrônico 48a para receber a montagem de chip eletrônico 48. A segunda porção de cuba 50 tem uma segunda janela de cuba 52 que forma a câmara de recebimento de amostra 54 quando montada junto com a cuba primeira porção 44. Segunda janela de cuba 52 como delineada por um esboço 53 sobre a segunda porção da cuba 50 é uma superfície elevada que forma uma vedação estanque a água em torno da reentrância da câmara da amostra 45 e da câmara receptora da amostra 54. Opcionalmente, uma gaxeta fina pode ser posicionada entre a primeira e a segunda parte 44, 50 para assegurar mais facilmente uma vedação à prova de água. A figura 8 mostra uma vista posterior de uma primeira porção 44 com um conjunto eletrônico de chip 48 disposto dentro do recesso de chip eletrônico 48a. O conjunto de chip eletrônico 48 inclui uma placa de circuito de chip 48b e um chip eletrônico 48c que armazena o valor do comprimento do trajeto ótico da cuba para o módulo de cuba particular 43. A janela de primeira cuba 49 é disposta dentro do trajeto ótico 21 e transmite o feixe de luz que passa através da amostra para o módulo de luz de calibração 60, que então passa o feixe de luz para o módulo de espectrômetro 100.

[00075] Voltando agora à Figura 9, é ilustrada uma modalidade do módulo de luz de calibração 60. O Módulo de luz de calibração 60 inclui um alojamento de módulo de calibração 62, uma parte receptora de feixe de luz 64, uma parte de luz de calibração 70, e uma parte de fibra ótica 80 onde o alojamento do módulo de calibração 62, a porção receptora de feixe de luz 64 e a porção de fibra ótica 80 são alinhadas com a trajetória ótica 21. A parte de luz de calibração 70 é espaçada e transversal ao trajeto ótico 21.

[00076] A figura 10 é uma seção transversal, vista em elevação do módulo de luz de calibração 60.0 Alojamento de módulo de calibração 62 inclui um primeiro conduto tubular 62a entre uma abertura de entrada do feixe de luz 62b e um detector LT uma abertura de saída de feixe de luz 62c assim como um segundo conduto tubular 62d que é transversal a e intersecta o primeiro conduto tubular 62a em uma extremidade e tem uma abertura de feixe de luz de calibração 62e em uma extremidade oposta.

[00077] A porção receptora de feixe de luz 64 aloja uma lente de colimação 66 que colima a viga de luz 28a recebida ao longo do trajeto ótico 21 do módulo de cuba 43 e direciona o feixe de luz 28a para o interior do primeiro conduto tubular 62a. Disposto no interior do alojamento de módulo de calibração 62 encontra-se um conjunto de porta divisora de balancim 67 disposto transversalmente através do primeiro conduto tubular 62a. O conjunto de porta divisora de feixe 67 tem uma superfície inclinada para cima 67a voltada para a abertura de feixe de luz de calibração 62e e a abertura de saída de feixe de luz 62c dentro do trajeto ótico 21. O conjunto de porta divisora de feixe 67 suporta um segundo difusor 68 e um divisor de feixe 69 (mostrado na Figura 11) que é disposto a jusante ao longo do trajeto ótico 21 do segundo difusor 68, de modo que é posicionado para receber a viga de luz de calibração 72a e direcionar o mesmo ao longo do trajeto ótico 21 e do primeiro conduto tubular 62a para a abertura de saída de feixe de luz 62c.

[00078] A parte de luz de calibração 70 inclui uma fonte de luz de calibração 72 disposta adjacente, mas espaçada a partir do trajeto ótico 21, que é capaz de direcionar um feixe de luz de calibração 72a para o alojamento de módulo de calibração 62 através de uma abertura de luz de calibração 62e transversalmente ao trajeto ótico 21 no sentido do conjunto de porta divisora de feixe 67. Dentro da porção de luz de calibração 70, existe uma lente de colimação 74 que colima a calibração de feixe de luz 72a antes de ser refletida pelo conjunto de divisor de feixe 67 na direção da abertura de saída de feixe de luz 62c.

[00079] A parte de fibra ótica 80 é localizada dentro do trajeto ótico 21 na ou nas proximidades da abertura de saída de feixe de luz 62c. A parte de fibra ótica 80 inclui uma lente de focalização 82 e um conjunto de conector de fibra ótica 84 que inclui um alojamento de conector 86 adaptado para receber um conjunto de fibra ótica 90. A porção de fibra ótica 80 é adaptada para garantir que o feixe de luz 28a seja apropriadamente focado pela lente de focalização 82 no conjunto de fibras óticas 90.

[00080] A figura 1 é uma ilustração simplificada da Figura 10 que mostra a relação posicionai dos componentes óticos 66,68,69, 74, 82 e feixes de luz 28a, bem como um conjunto de fibras óticas 90. Como pode ser visto a Partir da Figura 1, o feixe de luz 28a é recebido pela lente de colimação 66, transmitido através do segundo difusor 68 e do divisor de feixe 69 para focalizar a lente 82 e para o interior do conjunto de fibras óticas 90. Conforme discutido anteriormente, a importância de usar um par de difusores (primeiro difusor e segundo difusor68) com um módulo de cuba 43 entre o par de difusores 32, 68 é que a distribuição espacial de luz aparecerá a mesma para a varredura em branco e a varredura da amostra de sangue integral. O uso de difusores 32, 68 nesta disposição remove o efeito de erro causado pela não-uniformidade da fonte de luz e/ou variação nas mudanças de distribuição espacial da luz incidente mesmo se a intensidade global não mudou. Os difusores 32, 68 são escolhidos de modo que eles difundem um raio de luz incidente para o interior do cone de aceitação total do grupo de componentes óticos 120 do módulo de espectrômetro 100. Este efetivamente embaralha o raio completamente através do campo de medição ótica.

[00081] Feixe de luz de calibração 72a quando ativado é recebido pela lente de colimação 74, transmitido para o divisor de feixe 69 e dirigido para a lente de focalização 82 onde é focalizado no conjunto de fibra ótica 90. A calibração do feixe de luz 72a tem comprimentos de onda específicos de luz utilizados para calibrar a escala de comprimento de onda do módulo de espectrômetro 100. Um exemplo de uma fonte de luz de calibração aceitável 72 é um criptônio (Kr) lâmpada de descarga de gás, que proporciona sete comprimentos de onda de linha Kr em nanômetros que cobrem a faixa de 422 a 695 nm. O prisma 131 do componente de dispersão de luz 130 tem uma dispersão não linear versus comprimento de onda que requer um polinómio ou outra função de uma ordem mais elevada. A presente invenção utiliza um polinómio de 5 ordem para as localizações de pixel dos picos de linha Kr para prover erros residuais bem abaixo do requisito de precisão de comprimento de onda absoluto de +/0,03 nm.

[00082] Conjunto de fibra ótica 90 inclui uma fibra ótica 92, um primeiro conector de fibra ótica 94 e um segundo conector de fibra ótica 96 (mostrado NA Figura 12). O primeiro conector de fibra ótica 94 é preso a uma extremidade de recepção de luz 92a da fibra ótica 92 e conecta-se diretamente e removível ao alojamento do conector 86 da montagem de conector de fibra ótica 84. Uma configuração de fibra ótica 92 inclui uma fibra ótica fibra de núcleo de sílica de 200 μm com uma Abertura Numérica (NA) de 0,22.

[00083] Voltando-se agora para As Figuras 12 e 13, é ilustrada uma modalidade do módulo de espectrômetro 100. O módulo de Espectrômetro 100 inclui um alojamento de espectrômetro 102, base de espectrômetro 104, uma cobertura de espectrômetro 106 (mostrada na Figura 1), uma extremidade de alojamento de fibra ótica 108, e um acoplador de saída de sinal elétrico 103. O módulo de espectrômetro 100 tem uma dimensão de envoltório externo de 1 cm x 8 cm x 2 cm e opcionalmente inclui estruturas de compensação térmica discutidas mais adiante. Dentro do alojamento de espectrômetro 102, estão contidos os componentes essenciais do módulo de espectrômetro 100. Estes componentes incluem um conjunto de recepção e conversão de luz 110 e um grupo de componentes óticos 120. O grupo de componentes óticos 120 inclui um conjunto de lente acromática 121 e um elemento de Dispersão de luz 130. O elemento de dispersão de luz 130 pode ser um prisma 131 ou uma grade 136. A montagem de fibra ótica 90 é fixada de forma removível à extremidade de alojamento de fibra ótica 108 na porta de entrada de luz 109, cujo conjunto de fibra ótica 90 transmite os feixes de luz 28a, 72a ao módulo de espectrômetro 100. Conforme mencionado anteriormente, o feixe de luz 28a representa a luz transmitida a partir do módulo emissor de luz 22 através do módulo de cuba 43, ao passo que o feixe de luz 72a é a luz de calibração transmitida a partir do módulo de luz de calibração 60, que é usado para calibrar o módulo de espectrômetro 100.

[00084] O conjunto de lente acromática 121 inclui um suporte de lente 122 e uma Lente Acromática esférica 124. A lente acromática 124 recebe feixes de luz 28a, 72a, como o caso, e direciona o feixe de luz para o elemento de dispersão de luz 130, que nesta configuração é prisma 131. O prisma 131 tem um revestimento refletivo 132 sobre uma superfície traseira externa. Prisma 130 refrata o feixe de luz 28a e reflete a luz de volta através da lente acromática 124.

[00085] Conjunto de recepção e conversão de luz 110 montado de maneira segura adjacente a uma superfície interna 108a da extremidade de alojamento de fibra ótica 108. Conjunto de recepção e conversão de luz 110 e inclui um substrato de painel de circuito 112 sobre o qual é montado uma fenda de entrada de luz 114 que é alinhada com a extremidade emissora de luz 92b (não mostrada) de fibra ótica 92. A fenda de entrada adjacente 114 é um detector de feixe de luz 116 que recebe a luz refratada do prisma 131. Detector de feixe de luz 116 converte a luz refratada a um sinal elétrico, que é emitido através do conector de saída 118 para o módulo processador 150. A provisão de uma fenda de entrada de luz 114 e um detector de conjunto de luz 116 adjacente a cada outro sobre a placa de circuito 112 tem diversas vantagens. Esta característica simplifica grandemente a construção e aperfeiçoa a precisão do módulo de espectrômetro 100. Outros espectrômetros colocam estes itens em planos separados, onde possuem estruturas de montagem separadas, e têm que ser ajustados independentemente. Esta característica de montagem da fenda de entrada e do detector de conjunto de luz adjacente a cada outro sobre a placa de circuito 112 elimina a necessidade de montar e posicionar cada estrutura (isto é, fenda e detector) separadamente.

[00086] A figura 14 é uma vista ampliada do conjunto de recepção e conversão de luz 1 um retângulo de aproximadamente 0,381 mm de largura por 200 μm de altura no detector De Feixe de luz 116 (Hamamatsu S10226-10 é um exemplo de um detector de feixe de luz utilizável). A fenda de entrada 114 é aplicada diretamente sobre o mesmo substrato de placa de circuito 112 e em estreita proximidade com o detector de feixe de luz 116. Detector de feixe de luz 116 tem uma altura de pixel entre cerca de 100 a cerca de 150 μm, que permite uma imagem de um para um da fibra ótica de 200 μm de diâmetro sobre o detector. Nesta modalidade, a fenda de entrada 114 é gravada a laser na posição precisa em relação ao detector de arranjo de luz 116, tornando o alinhamento menos intensivo de mão-de-obra. Uma vez que a fenda de entrada 114 e o detector de feixe de luz 116 estão apenas ligeiramente fora de eixo em relação ao eixo central da lente acromática 124, há uma aberração mínima e uma imagem de um para um sobre o detector de matriz de luz 116 é possível, de modo que nenhuma lente de focalização cilíndrica é necessária para encolher a imagem de fibra ótica (fibra de diâmetro de 200 μm) para coincidir com a altura de pixel do detector de arranjo de luz 116.

[00087] Virando agora para Figura 15, é uma vista superior do módulo de espectrômetro 100 da Figura 13 superposto sobre a Figura 15 é um diagrama de traço de raio 140 do feixe de luz fornecido ao módulo de espectrômetro 100 por fibra ótica 92. Como mostrado, o feixe de luz 28a entra no módulo de espectrômetro 100 através da fenda de entrada 114 na direção da lente acromática 124. A lente acromática 124 é usada fora do eixo; isto é, a lente acromática é ligeiramente fora do eixo do feixe de luz 28a. O feixe de luz 28a é transmitido pela lente acromática 124 para o prisma 131, onde a viga de luz 28a é refratada em uma pluralidade de feixes de luz 138a, 138b, 138c de diferentes comprimentos de onda como prismas. A pluralidade de feixes de luz 138a, 138b, 138c é refletida pelo prisma 131 de volta através da Lente Acromática 124. A lente acromática 124 é usada fora do eixo para direcionar a pluralidade de feixes de luz refratados e refletidos 138a, 138b, 138c do prisma 131 sobre o detector de arranjo de luz 116.

[00088] A figura 16 é uma vista ampliada do diagrama de traço de raio 140. A lente acromática 124 é usada fora de eixo em relação ao feixe de luz de entrada 28a. Utilizando-se a lente acromática 124 fora do eixo, juntamente com o prisma 131, com um revestimento refletivo 132 sobre uma base do prisma 131, trata-se de um compacto, simplificado, módulo de espectrômetro de mínimo-componente 100 capaz de ser usado para medir parâmetros de hemoglobina e/ou parâmetros de bilirrubina totais no sangue integral.

[00089] Uma mudança na temperatura tem um maior efeito sobre o ângulo de refração do feixe quando se utiliza um prisma em lugar de uma rede de difração. Na presente invenção, um meio de compensação térmica 160 é provido para compensar um deslocamento térmico no feixe de luz que chega causado pelo elemento de dispersão de luz 130. A mudança de temperatura dentro do módulo de espectrômetro 100 causa um movimento induzido termicamente da imagem cortada a partir da fenda de entrada 114 no detector de feixe de luz 116 causado por sua vez por mudanças induzidas termicamente no índice refrativo do prisma dispersivo 131. A figura 16 mostra a direção de movimento da imagem no detector de matriz de luz 116 para a mudança de índice refrativo térmica no prisma 131 com a seta 400. Se a lente 124 for movida na direção oposta ao longo do mesmo intervalo de temperatura conforme indicado pela seta 402, a imagem fendida será movida de volta para onde deve ser sobre o detector de conjunto de luz 116 Para impedir este deslocamento, o meio de compensação térmica 160 pode ser um módulo de espectrômetro de enrolamento simples 100 com isolamento para minimizar a mudança de temperatura dentro do módulo de espectrômetro 100 a partir de uma mudança de temperatura que ocorre fora do módulo de espectrômetro 100 ou para colocar o módulo de espectrômetro 100 Espaço controlado por temperatura. Um outro meio é incluir um conjunto de controlador de temperatura 170 que inclui pelo menos um aquecedor de fita 172 ligado a uma superfície interna ou uma superfície externa do alojamento do espectrômetro 102 e um sensor de temperatura 174 tal como termopar ou termistor para medir a temperatura do alojamento do espectrômetro e um circuito aquecedor para manter uma temperatura constante predefinida. As figuras 17A e 17B ilustram estas possibilidades.

[00090] Em uma modalidade mostrada na Figura 17C, o suporte de lente acromática 122 é um suporte de lente de compensação térmica. O suporte de lente de compensação térmica 122 tem uma extremidade de montagem fixa 122a e uma extremidade de montagem não fixada 122b. A extremidade de montagem fixa 122a é fixada firmemente à base do espectrômetro 104 ou a uma placa de base 104a que é fixada firmemente à base do espectrômetro 104. A extremidade de montagem não fixada 122b tipicamente tem um fixador 126 que se estende através de uma fenda de montagem de lente 122c do suporte de lente 122 e para a base de espectrômetro 104 ou placa de base 104a. Entre uma cabeça 126a do fixador 126 e o suporte de lente 122 é uma mola de retenção 128. Existe espaçamento suficiente entre a fenda de montagem de lente 122c e o fixador 126 para permitir a expansão/contração do suporte de lente 122 causada por uma mudança de temperatura. O coeficiente de expansão do suporte de lente 122 é maior do que o coeficiente de expansão da base de espectrômetro 104 e/ou placa de base 104a de modo que a extremidade de montagem não fixada 122b permite a expansão térmica e contração do suporte de lente de compensação térmica 122 em uma direção mostrada pela seta 500, que é linear e transversal ao feixe de luz a partir da fenda de entrada 114. Esta estrutura permite que a lente acromática 124 deslize em relação a outros componentes montados sobre a placa de base 104a e/ou a base de espectrômetro 104. A montagem de lente compensada térmica 122 garante que a pluralidade de feixes de luz 138a, 138b, 138c sempre colidirá com intensidade suficiente sobre o detector de feixe de luz 116 sem afetar o sinal elétrico gerado pelo detector de feixe de luz 116, apesar de uma mudança de temperatura dentro do alojamento de espectrômetro 102. Um tal Material que satisfaz o requisito de que o suporte de lente 122 tenha maior coeficiente de expansão do que a base de espectrômetro 104 e/ou placa de base 104a (conforme o caso pode ser) é um plástico que é um éter polifenilênico modificado (PPE) resina consistindo em misturas amorfas de éter de polifenileno (PPO) de óxido de polifenileno (PPE) resina e poliestireno vendidos sob a marca Comercial NORYL ®.

[00091] A figura 18 ilustra uma modalidade alternativa do suporte de lente 122. Nesta modalidade, o suporte de lente 122 tem duas extremidades de montagem fixas 122a, onde cada extremidade 122a é fixada à placa de base 104a e/ou base de espectrômetro 104 pelo prendedor 126. Porque ambas as extremidades 122a do suporte de lente 122 são fixas, qualquer mudança de temperatura dentro do módulo de espectrômetro 100 afetará o ângulo da pluralidade de feixes de luz 138a, 138b, 138c e onde elas se chocam sobre o detector de feixe de luz 116. Conforme descrito anteriormente com relação à imagem de fenda e ao comprimento do detector de feixe de luz 116, uma mudança de temperatura maior do que 0,5° C fará com que a intensidade de um dos feixes de luz não se choca completamente no detector do arranjo de luz, causando assim uma leitura imprecisa. Para anular este efeito potencial, módulo de espectrômetro 100 equipado com um conjunto de controlador de temperatura (não mostrado)) de modo que o prisma 131 e o conjunto de lente acromática 121 permanecem em uma temperatura constante. Embora haja vários métodos disponíveis para a manutenção do interior do módulo de espectrômetro 100 a uma temperatura constante, um exemplo de tal conjunto de controlador de temperatura para realizar este é um aquecedor de fita com um termistor (não mostrado)) adesivo ligado ao interior ou externo de módulo de espectrômetro 100, cujo aquecedor de fita é controlado por um circuito de regulação eletrônico (não mostrado). Opcionalmente, o módulo de espectrômetro 100 também pode ser isolado ou interno ou externo ou externo ambos para manter mais facilmente uma dada temperatura e proteger contra mudanças na temperatura nas vizinhanças circundando o módulo de espectrômetro circundante 100. Outros mecanismos incluem a colocação do módulo de espectrômetro 100 dentro de um ambiente controlado por temperatura.

[00092] Dados de aprendizado:

[00093] Um conjunto de dados de cerca de 180 amostras de sangue de aproximadamente 15 indivíduos diferentes foram desenvolvidos. As amostras de sangue foram manipuladas usando nitrito de sódio para elevar os valores de MetHb, e utilizando Gás CO para elevar Valores de COHb. O Plasma foi removido ou adicionado a amostras para alterar o nível de tHb. A solução de bilirrubina foi adicionada para variar o nível de tBil. Um tonômetro foi usado para manipular o nível de oxigênio. As amostras de sangue foram manipuladas para cobrir uma grande faixa de valores de analito. As amostras de sangue foram então medidas em um ultra-analisador de lise de referência pHOx equipado com analisador de COOx e software de análise. Os espectros de sangue integrais foram coletados em um ultra-analisador de pHOx equipado com ótica de coleta de alto ângulo e outras modificações da presente invenção, conforme descrito anteriormente, com a linha de suprimento de lise completamente desconectada e as amostras de sangue inteiras que correm diretamente para o conjunto de cuba 40 sem lixívia ou qualquer outra diluição. Ambos os analisadores foram equipados com janelas Zeonex nas respectivas cubas. Este conjunto de dados foi transformado em um arquivo de conjunto de células Matlab para uso com Scripts de Matlab.

[00094] Modelo de predição:

[00095] A etapa seguinte no cálculo é criar um modelo de predição. Três modelos foram desenvolvidos para a análise: um para os parâmetros de COOx tHb e COHb, um segundo para HHb e MetHb, e um terceiro para tBil. A quantidade para O2Hb foi determinada pela subtração de COHb, HHb e MetHb De 100%. O conjunto de dados X foi construído a partir de termos criados a partir do valor de absorbância medido nos comprimentos de onda entre 462-650 nm, espaçamento de 1 nm. O modelo de tBil foi desenvolvido utilizando o mesmo conjunto de dados como o modelo COOx, exceto que amostras com valores de MetHb maiores ou iguais a 20% foram deixadas para fora do modelo. Para cada modelo, cinco valores preditivos Y Foram designados (O2Hb, HHb, COHb, MetHb, tBil) com tHb determinado pela adição dos resultados para O2Hb, HHb, COHb e MetHb. O número de valores Ortogonais Y necessário foi determinado pela otimização manual do residual de correlação das previsões de sangue de função de mapeamento com os valores de analisador de referência

[00096] Usando um conjunto de dados de calibração inicial, a sequência de calibração de um algoritmo de aprendizado de máquina estabelece uma relação entre uma matriz de características de amostra conhecidas (a matriz Y) e uma matriz de valores medidos de absorbância em diversos comprimentos de onda e potencialmente outros valores medidos com base em absorbância versus comprimento de onda (a matriz X) uma vez que esta relação é estabelecida, é usado pelo analisador para prever os valores de Y desconhecidos a partir de novas medições de X em amostras de sangue inteiras.

[00097] A tabela 1 resume os ajustes e entradas utilizados para os modelos otimizados. Os dados X consistem da absorbância e outros termos com base na absorbância versus comprimento de onda. No processo de otimização do modelo, derivados de absorbância versus comprimento de onda foram adicionados. Modelos para analitos mais sensíveis a efeitos de dispersão não lineares foram construídos com termos de raiz quadrada da absorbância e seu derivado. O modelo para analitos mais afetados por dispersão tinha um termo de correção proporcional à quarta potência do comprimento de onda. A fileira de vetor X tem um valor para cada comprimento de onda para cada um dos três termos baseados em absorbância f, g e h mostrados na tabela para cada modelo.

[00098] Tabela 1: Parâmetros usados para construir modelos de algoritmo (método KOPLS)

[00099] A matriz de conjunto de calibração Y é construída como segue a partir dos valores conhecidos do conjunto de amostras de calibração de amostras de sangue lisadas n:

onde THb é o valor de hemoglobina total da amostra de sangue lisada, COHb é o valor de carboxihemismo da amostra de sangue lisada, HHb é o valor de deoximhemoglobina da amostra de sangue lisada, MetHb é o valor de metemoglobina da amostra de sangue lisada, e tBil é o valor de bilirrubina total da amostra de sangue lisada.

[000100] A matriz X é estruturada como segue:

onde: f, g, h são as funções à base de absorbância listadas na Tabela 1 versus comprimento de onda, respectivamente.

[000101] A matriz X inclui contribuições de absorbância nos vários comprimentos de onda. O escopo da invenção inclui, opcionalmente, adicionar outras medições ao cálculo para reduzir os efeitos interferentes.

[000102] Uma vez que estas matrizes sejam formadas, elas são usadas como o conjunto de calibração e a função de mapeamento é computada de acordo com os procedimentos específicos para o algoritmo de aprendizado de máquina escolhido.

[000103] Como descrito anteriormente, quadrados mínimos parciais convencionais, regressão linear, álgebra linear, redes neurais, chavetas de regressão adaptativa multivariáveis, projeção para estruturas latentes, projeção ortogonal à base de grãos para estruturas latentes, ou outra matemática de aprendizado de máquina é usada com resultados obtidos a partir do conjunto de calibração de dados para determinar a relação empírica (ou função de mapeamento) entre os valores de absorbância e os parâmetros de hemoglobina. Tipicamente, um pacote matemático é usado para gerar os resultados onde o pacote é em geral tem opções para selecionar uma da matemática de aprendizado de máquina conhecida por aqueles versados na técnica. Existem várias embalagens matemáticas e incluem, mas não estão limitadas a, Matlab Por matacks, MA, "R" por R project for Statistical Computing disponível através da Internet em www.rabrit.org, Pithon da Python Software Foundation e disponível através da Internet em associação com software de mineração de Dados de laranja a partir de bioinformática de laranja Disponível Através da Internet em orange.biolab.si, para citar alguns.

[000104] Será mostrado que o método de Projeção Ortogonal Baseada em Grãos a Estruturas Latentes (KOPLS) pode ser utilizada como um tipo de algoritmo de aprendizado de máquina para gerar a função de mapeamento. Uma explicação e descrição de KOPLS é mais bem exemplificada pelas seguintes referências: Johnan Trygg e Svante Wold. “Orthogonal projections to latente structures (O-PLS)”. J Chemometrics 2002; 16: 119-128; Matrizadainen et al. “Kernel-based orthogonal projections to latente structures (K-OPLS)”. J Chemmetrics 2007; 21: 376-385; e Max Bylesjo et al. “K-OPLS package: Kernel-based orthogonal projections to latente structures for prediction and interpretation in feature space”. BMC Bioinformatics 2008, 9:106, cujas referências são aqui incorporadas por referência. A matemática baseada em grãos é útil no manuseio de um comportamento não linear em sistemas utilizando uma função principal para mapear os dados originais para um espaço de ordem mais elevada. Embora qualquer uma das matemática de aprendizado de máquina previamente descrita possa ser usada para permitir que uma pessoa versada na técnica pratique a presente invenção, KOPLS tem uma vantagem adicional sobre outros cálculos, tais como, por exemplo, quadrados mínimos parciais convencionais porque podem não apenas estabelecer uma relação entre variações quantificadas e valores de analito a serem determinados, mas também pode remover as variações não quantificadas ainda consistentemente presentes nos dados originais. Estas variações não quantificadas podem ser devidas ao analisador e/ou efeitos de sangue tais como perdas de dispersão e outros fenómenos interferentes que não são explicitamente medidos. Através da extração dessas variações não quantificadas dos dados, o método deixa para trás nos dados a informação usada para prever os valores medidos.

[000105] Utilizando um conjunto de dados de treinamento inicial, o modelo KOPLS estabelece uma relação (função de mapeamento) entre a matriz de características de amostra conhecida (a matriz H), e uma matriz de valores de absorbância medidos em vários comprimentos de onda e potencialmente outros valores medidos com base na absorbância versus comprimento de onda (a matriz X) como processado através de uma função do núcleo conforme especificado pelo método KOPLS. Uma vez que os coeficientes KOPLS desta relação sejam estabelecidos, são usados com a função do grão pelo analisador para prever os valores desconhecidos de parâmetro de hemoglobina de novas medições de absorbância em amostras.

[000106] A função do núcleo utilizada neste exemplo é uma simples função de núcleo linear descrita na referência listada acima de Mattias Rantalainen et al. e representada pela seguinte equação: k(X,X) = <X, X> onde a matriz de valores medidos X é colocada na função do núcleo e submetida a processamento adicional conforme especificado nas referências de KOPLS citadas acima (incorporada por referência) para criar os coeficientes de treinamento KOPLS.

[000107] Uma vez que o conjunto de coeficientes de treinamento, ou função de mapeamento, seja estabelecido, é usado para prever os valores de parâmetro de hemoglobina e/ou valores de parâmetro de bilirrubina totais de uma amostra de sangue a partir de medições futuras. Uma matriz X de fileira única é criada A partir das novas medições, então o valor desta matriz X de fileira única é colocado através do núcleo e funções de mapeamento para produzir valores de parâmetro de hemoglobina e/ou valores de parâmetro de bilirrubina totais de acordo com os procedimentos necessários para a função de mapeamento usada de acordo com os procedimentos KOPLS descritos em detalhes nas referências KOPLS descritas anteriormente.

[000108] Os dados coletados das amostras de sangue descritas acima foram colocados através do método KOPLS num processo de validação cruzada. A validação cruzada é um processo para a utilização de um conjunto de dados para testar um método. Diversas linhas de dados são ajustadas de lado e o restante é usado para criar uma função de mapeamento. Os valores de agrupamento são então usados como medições "novas" e seus valores de matriz Y calculados. Este processo é repetido pela colocação de outros valores medidos e computação de uma outra função de mapeamento. Plotar os valores conhecidos dos dados de sangue contra a calculada, a eficácia do método pode ser verificada por inspeção do gráfico.

[000109] Reportando-se a seguir às Figuras 18-23, são ilustrados gráficos dos resultados de correlação comparando os vários parâmetros de hemoglobina do sangue lisado no sangue integral utilizando o método KOPLS. As amostras de sangue foram manipuladas para cobrir uma grande faixa de valores de analito. A técnica de validação cruzada de n vezes utilizando 60 dobras foi usada para testar os dados. Nesta técnica, o conjunto de dados é dividido em n = 60 conjuntos separados, e o modelo é feito a partir de n -1 dos conjuntos, com o conjunto restante previsto utilizando o modelo. O processo é repetido 60 vezes para cada grupo. Cada ponto de dados é assim previsto utilizando-se um modelo feito a partir da maioria dos outros pontos de dados, sem ser incluído no modelo.

[000110] Fig. 19 mostra os resultados de correlação para tHb utilizando o Método K-OLS. O eixo horizontal tem unidades representando a hemoglobina total em gramas por decilitro de sangue lisado. O eixo vertical tem unidades representando hemoglobina total em gramas por decilitro de sangue integral. Como pode ser visto a partir do gráfico, o método para determinar tHb de uma amostra de sangue integral tem uma correlação maior do que 99%.

[000111] Fig. 20 mostra os resultados de correlação para O2Hb utilizando o Método K-OLS. O eixo horizontal tem unidades que representam a percentagem de oxihemoglobina do sangue lisado. O eixo vertical tem uma unidade que representa a porcentagem de oxihemoglobina de sangue integral. Como visto a partir do gráfico, o método de determinação de O2Hb de uma amostra de sangue integral tem uma correlação maior do que 99%.

[000112] Fig. 21 mostra os resultados de correlação para carboxihemoglobina utilizando o método K- OPLS. O eixo horizontal tem unidades representando a percentagem de carboxihemoglobina do sangue lisado. O eixo vertical tem uma unidade que representa a porcentagem de carboxihemoglobina de sangue integral. Como visto a partir do gráfico, o método de determinação de COHb de uma amostra de sangue integral tem uma correlação maior do que 99%.

[000113] Fig. 22 mostra os resultados de correlação para a desoxihemoglobina utilizando o método K- OPLS. O eixo horizontal tem unidades que representam a percentagem de deoximhemoglobina de sangue lisado. O eixo vertical tem uma unidade que representa a percentagem de desoxihemoglobina de sangue integral. Conforme visto a partir do gráfico, o método de determinação de HHb de uma amostra de sangue integral tem uma correlação maior do que 99%.

[000114] Fig. 23 mostra os resultados de correlação para a metemioglobina utilizando o Método K-OPLS. O eixo horizontal tem unidades que representam a percentagem de metemoglobina de sangue lisado. O eixo vertical tem uma unidade que representa a porcentagem de metemoglobina de sangue integral. Como visto a partir do gráfico, o método de determinação de MetHb de uma amostra de sangue integral tem uma correlação maior do que 99%.

[000115] Figura 24 mostra os resultados de correlação para tBil utilizando o método K-OLS. O eixo horizontal tem unidades representando a bilirrubina total em miligramas por decilitro de sangue lisado. O eixo vertical possui unidades que representam bilirrubina total em miligramas por decilitro de sangue integral. Como pode ser visto a partir do gráfico, o método de determinação de tBil de uma amostra de sangue integral tem uma correlação maior do que 99%.

[000116] Um método para fazer uma medição de sangue integral utilizando o subsistema analisador de COOx 10 da presente invenção será agora descrito. Uma varredura de absorbância é medida pelo primeiro registro de uma varredura de intensidade de luz transmitida com um módulo de cuba 43 cheio com um fluido transparente, tal como água ou solução de descarga de analisador, de outro modo conhecida como a varredura da peça em bruto. Então, uma varredura de intensidade de luz transmitida com um módulo de cuba 43 cheio com a amostra de sangue integral é registrado. Após correções para a resposta escura do espectrômetro e a linearidade do detector, a absorbância espectral é o negativo do logaritmo para a base dez da relação da varredura de sangue integral para a varredura de fluido transparente computada em cada comprimento de onda na faixa de medição.

[000117] Mais especificamente, uma representação dos componentes de um subsistema analisador de COOx é mostrada nas Figuras 1-18. Esta configuração de subsistema mede a absorção ótica de líquidos introduzidos no módulo de cuba 43. A Luz usada para realizar a medição de absorbância se origina a partir da Fonte de luz de LED 28, é coletada e transmitida pela lente de colimação 30, passa através do primeiro difusor 32, polarizador circular 34, lente de focalização 36 e janela protetora opcional 38 antes de atingir o módulo de cuba 43. Crítico para uma medição de absorbância absoluta é o conhecimento do comprimento do caminho da cuba. O comprimento do trajeto da cuba é pré- medido para cada módulo individual 43 de cuba e programado em um chip eletrônico 48c no módulo 43. A informação de Comprimento do caminho é lida/recuperada pelo módulo processador de dados 130 do analisador sempre que requerido.

[000118] Depois de passar através do módulo de cuba 43, a luz é coletada pela lente 66, colimado e enviada através do segundo difusor 68 e do divisor de feixe 69. A finalidade do divisor de feixe 69 é permitir que a luz de calibrar a fonte de luz 72 (por exemplo, uma lâmpada de descarga de gás de criptônio), colimado pela lente 74, para entrar no trajeto ótico 21. A calibração da fonte de luz 72 fornece luz a alguns comprimentos de onda conhecidos, que são usados para recalibrar periodicamente a escala de comprimento de onda do módulo de espectrômetro 100. Após a passagem através do divisor de feixe 69, a luz é focalizada pela lente 82 sobre uma fibra ótica 92. A fibra ótica 92 guia a luz para a fenda de entrada do módulo de espectrômetro 100. A luz passa através de uma lente acromática 124, passa através do elemento de dispersão de luz 130 com uma traseira refletiva 132. A luz é dispersa por comprimento de onda pela passagem através do elemento de dispersão de luz 130, tal como, por exemplo, o prisma 130 então faz uma passagem de retorno através da lente 124, que refocaliza a luz sobre os pixels do detector de feixe de luz 116. O detector de feixe de Luz 116 converte a energia luminosa em um sinal elétrico que representa a intensidade espectral da luz. O sinal elétrico é enviado ao módulo processador de dados 150 para processamento adicional e exibição dos resultados finais ao usuário. Conjunto de recepção e conversão de luz 110 é uma placa simples que mantém a fenda de entrada 114 e o detector de feixe de luz 116 em grande proximidade como uma unidade integrada.

[000119] A fenda de entrada 114 é aplicada diretamente sobre o mesmo substrato de placa de circuito 112 e em grande proximidade com o detector de feixe de luz 116. Outros espectrômetros da técnica anterior colocam estes componentes em planos separados onde possuem estruturas de montagem separadas que necessitam de ajustamento e alinhamento independentes. O esquema de montagem da presente invenção tem várias vantagens que reduzem o custo e o tamanho do módulo de espectrômetro 1001 ) custo de estruturas de montagem separadas é evitado,2) a fenda de entrada 114 pode ser gravada a laser em uma posição precisa em relação ao detector de feixe de luz 116, tornando o alinhamento menos intensivo ótico de superfície esférica barato, 3) que pode ser usada no sistema ótico, uma vez que a imagem da fenda no detector é apenas ligeiramente fora do eixo geométrico central do sistema ótico, minimizando a aberração, e4) um único procedimento de alinhamento para um conjunto de fenda e detector unificado substitui procedimentos de alinhamento para dois conjuntos separados.

[000120] É importante observar que o primeiro difusor 32 e o segundo difusor 68 são posicionados antes e depois do módulo de cuba 43, respectivamente. A medição de absorbância ótica de uma amostra difusa apresenta um problema único. A transmitância difusa da amostra embaralha a distribuição de luz espacial inicial do sistema de medição causado pela não uniformidade típica de fontes de luz. Assim, a distribuição espacial de luz da varredura de "vazio" pode ser bem diferente da varredura de amostras de sangue integral. Visto que os detectores óticos têm resposta que varia espacialmente, a resposta pode variar devido às mudanças de distribuição espacial da luz incidente, mesmo se a intensidade global não mudou. Uma varredura de absorbância que é baseada na relação da varredura da amostra para a varredura em branco terá um componente de absorbância significativo devido a este efeito em adição à absorbância devido à amostra sozinha. Isto resulta em um erro de medição significativo da absorbância da amostra que é intolerável para cooximetria.

[000121] A vantagem de colocar o módulo de cuba 43 entre o primeiro e o segundo difusores 32, 68 é que a distribuição espacial de luz aparecerá a mesma para as varreduras de branco e amostra, removendo este efeito de erro. Os difusores 32, 68 são especialmente escolhidos de modo que eles difundem um raio de luz incidente para o interior do cone de aceitação total do sistema ótico, mas não mais, de modo que tanta capacidade de transmissão de luz quanto possível pode ser preservada ao se misturar completamente o raio de luz através do campo.

[000122] Embora as modalidades preferidas da presente invenção tenham sido aqui descritas, a descrição acima é meramente ilustrativa. Modificações adicionais da invenção aqui apresentadas ocorrerão àqueles versados na técnica e todas essas modificações são consideradas como estando dentro do escopo da invenção conforme definido pelas reivindicações anexas.

Claims

1. Sistema de medição de absorbância ótica (10) para sangue integral, o sistema caracterizado pelo fato de que compreende: um módulo de amostra ótica (20) compreendendo: um módulo emissor de luz (22) possuindo uma fonte de luz LED (28) capaz de emitir luz em que a luz é direcionada, desse modo definindo um trajeto ótico (21) e uma pluralidade de componentes óticos (B) disposta no trajeto ótico, em que a pluralidade de componentes óticos (B) inclui um polarizador circular (34); um módulo de cuba substituível (43) adjacente ao módulo emissor de luz (22), em que o módulo de cuba substituível (43) é adaptado para receber uma amostra de sangue integral e possui uma câmara receptora de amostras (54) com uma primeira janela de cuba (49) e uma segunda janela de cuba (52) alinhada com a primeira janela de cuba (49), em que a câmara receptora de amostra (54) é disposta no trajeto ótico (21) para receber luz a partir da fonte de luz LED (28); um primeiro difusor ótico (32) posicionado dentro do trajeto ótico (21) entre a fonte de luz de LED (28) e o módulo de cuba substituível (43); e um segundo difusor ótico (68) posicionado dentro do trajeto ótico (21) após o módulo de cuba substituível (43); e um módulo de luz de calibração (60) após o módulo de cuba substituível (43) possuindo uma fonte de luz de calibração (72) com um ou mais comprimentos de onda conhecidos de luz, o módulo de luz de calibração (60) capaz de emitir uma luz de calibração transversal ao trajeto ótico (21) para o trajeto ótico (21); uma fibra ótica (92) possuindo uma extremidade receptora de luz (92a) e uma extremidade emissora de luz (92b), a extremidade receptora de luz (92a) sendo oticamente conectada ao módulo de amostra ótica (20), em que a extremidade receptora de luz (92a) recebe a luz emitida ao longo do trajeto ótico (21) e conduz a luz à extremidade emissora de luz (92b); um módulo de espectrômetro (100) capaz de receber a luz da extremidade emissora de luz (92b) da fibra ótica (92), separando a luz em uma pluralidade de feixes de luz, em que cada feixe de luz possui um comprimento de onda diferente, e convertendo a pluralidade de feixes de luz em um sinal elétrico; e um módulo processador (150) capaz de receber e processar o sinal elétrico a partir do módulo de espectrômetro (100) gerado para a amostra de sangue integral e transformar o sinal elétrico em um sinal de saída utilizável para exibir e reportar valores de parâmetro de hemoglobina e/ou valores de parâmetro de bilirrubina total para a amostra de sangue integral.

2. Sistema de medição de absorbância ótica (10), de acordo com a reivindicação 1, caracterizado pelo fato de que a pluralidade de componentes óticos (B) inclui adicionalmente o primeiro difusor ótico (32) e uma ou mais de uma lente de colimação (30) a montante do primeiro difusor ótico (32), e uma lente de focalização (36) a jusante do polarizador circular (34), em que o polarizador circular (34) está a jusante do primeiro difusor ótico (32).

3. Sistema de medição de absorbância ótica (10), de acordo com a reivindicação 1, caracteriz ado pelo fato de que o módulo de espectrômetro (100) compreende: uma fenda de entrada (114) posicionada no trajeto ótico (21) para receber a luz emitida a partir da extremidade de emissão de luz (92b) da fibra ótica (92) e para transmitir a luz através desta; um grupo de componentes óticos (120) possuindo um conjunto de lente acromática (121) e um elemento de dispersão de luz (130), em que o elemento de dispersão de luz (130) é disposto no trajeto ótico (21), em que o elemento de dispersão de luz (130) é capaz de receber a luz transmitida através da fenda de entrada (114) e da lente acromática (124), separando a luz na pluralidade de feixes de luz, em que cada feixe de luz possui um comprimento de onda diferente, e reorientar a pluralidade de feixes de luz de volta através da lente acromática (124) em direção a, mas deslocada da fenda de entrada (114); e um detector de arranjo de luz (116) próximo à fenda de entrada (114), o detector de arranjo de luz (116) capaz de receber a pluralidade de feixes de luz a partir do elemento de dispersão de luz (130) e converter a pluralidade de feixes de luz em um sinal elétrico.

4. Sistema de medição de absorbância ótica (10), de acordo com a reivindicação 3, caracterizado pelo fato de que o conjunto de lente acromática (121) está localizado entre o elemento de dispersão de luz (130) e a fenda de entrada (114), o conjunto de lente acromática (121) possuindo um suporte de lente (122) e uma lente acromática (124) montada no suporte de lente (122), em que a lente acromática (124) é posicionada no trajeto ótico (21) para direcionar a luz da fenda de entrada (114) para o elemento de dispersão de luz (130) e para receber a pluralidade de feixes de luz refletida a partir do elemento de dispersão de luz (130) e direcionar a pluralidade de feixes de luz sobre o detector de feixe de luz (116).

5. Sistema de medição de absorbância ótica (10), de acordo com a reivindicação 3, caracterizado pelo fato de que o conjunto de lente acromática (121) inclui adicionalmente meios de compensação térmica para a manutenção de uma posição da pluralidade de feixes de luz no detector de feixe de luz (116), os meios de compensação térmica compreendendo um ou mais dentre isolantes dispostos em torno do alojamento do espectrômetro (102), um conjunto controlador de temperatura e um suporte de lente de compensação térmica (122).

6. Sistema de medição de absorbância ótica (10), de acordo com a reivindicação 5, caracterizado pelo fato de que o suporte de lente de compensação térmica (122) possui uma extremidade de montagem fixa (122a) e uma extremidade de montagem não fixada (122b) que permite a expansão e a contração térmica do suporte de lente de compensação térmica (122), a extremidade de montagem fixa (122a) sendo presa fixamente à placa de base (104a) e em que o suporte de lente (122) possui um coeficiente de expansão maior do que o coeficiente de expansão da placa de base (104a).

7. Sistema de medição de absorbância ótica (10), de acordo com a reivindicação 5, caracterizado pelo fato de que o suporte de lente de compensação térmica (122) se move linear e transversalmente em relação a um trajeto ótico (21) da luz a partir da fenda de entrada de luz (114) baseado no coeficiente de expansão do suporte de lente (122) para manter a posição da luz dispersa do elemento de dispersão de luz (130) sobre o detector de feixe de luz (116).

8. Sistema de medição de absorbância ótica (10), de acordo com a reivindicação 1, caracteriz ado pelo fato de que a câmara receptora de amostra (54) possui um comprimento de trajeto ótico definido (43a) entre a primeira janela de cuba (49) e a segunda janela de cuba (52) e um chip eletrônico (48c) capaz de armazenar um valor de comprimento de trajeto da câmara receptora de amostras (54).

9. Sistema de medição de absorbância ótica (10), de acordo com a reivindicação 1, caracterizado pelo fato de que compreende adicionalmente um divisor de feixe (69) a jusante do segundo difusor ótico (68) e posicionado no trajeto ótico (21) para receber uma luz de calibração transversal do módulo de luz de calibração (60) .

10. Sistema de medição de absorbância ótica (10), de acordo com a reivindicação 3, caracterizado pelo fato de que o conjunto de lente acromática (121) está localizado fisicamente entre a fenda de entrada de luz (114) e o elemento de dispersão de luz (130).

11. Sistema de medição de absorbância ótica (10), de acordo com a reivindicação 3, caracterizado pelo fato de que o elemento de dispersão de luz (130) possui uma superfície refletiva (132) e a lente acromática (124) transmite luz a partir da fenda de entrada de luz (114) para o elemento de dispersão de luz (130) e transmite luz dispersa refletida a partir do elemento de dispersão de luz (130) para o detector de feixe de luz (116).

12. Sistema de medição de absorbância ótica (10), de acordo com a reivindicação 1, caracterizado pelo fato de que a fonte de luz LED (28) possui uma faixa espectral de 422 nm a 695 nm.

13. Método para utilizar um sistema de medição de absorbância ótica, conforme definido na reivindicação 1, para medir parâmetros de hemoglobina em uma amostra de sangue integral, o método caracterizado pelo fato de que compreende: medir e gravar uma varredura de intensidade de luz transmitida através de uma pluralidade de comprimentos de onda em uma faixa de medição pela transmissão de luz através de um módulo de cuba (43) possuindo um trajeto ótico (21) com um comprimento de trajeto ótico conhecido através deste, em que o módulo de cuba (43) é preenchido com um fluido transparente; medir e gravar uma varredura de intensidade de luz transmitida através da pluralidade de comprimentos de onda da faixa de medição pela transmissão de luz através do módulo de cuba (43) uma segunda vez possuindo o trajeto ótico (21) com o comprimento de caminho ótico conhecido através deste, em que o módulo de cuba (43) é preenchido com uma amostra de sangue integral, em que cada etapa de medição e gravação do fluido transparente e da amostra de sangue integral inclui a difusão e a polarização circular da luz transmitida antes da transmissão da luz transmitida através do módulo de cuba (43) e a seguir a difusão da luz transmitida que é emitida do módulo de cuba (43) antes da determinação de uma absorbância espectral; emitir uma luz de calibração transversal ao trajeto ótico (21) no trajeto ótico (21) usando um módulo de luz de calibração (60) posicionado após o módulo de cuba (43); receber a luz emitida ao longo do trajeto ótico através da extremidade receptora de luz (92a) de uma fibra ótica (92) e conduzir a luz para uma extremidade emissora de luz (92b) da fibra ótica; determinar uma absorbância espectral em cada comprimento de onda da pluralidade de comprimentos de onda da faixa de medição com base em uma relação da varredura de intensidade de luz transmitida da amostra de sangue integral para a varredura de intensidade de luz transmitida do fluido transparente utilizando um espectrômetro (100) recebendo luz da extremidade emissora de luz (92b) da fibra ótica (92); converter a pluralidade de comprimentos de onda em sinais elétricos; e correlacionar a absorbância em cada comprimento de onda da pluralidade de comprimentos de onda da faixa de medição a valores de parâmetro de hemoglobina e/ou valores de parâmetro bilirrubina da amostra de sangue utilizando um módulo processador (150) e uma função de mapeamento computacional.

14. Método, de acordo com a reivindicação 13, caracterizado pelo fato de que compreende adicionalmente controlar uma derivação causada por temperatura da luz transmitida dentro do espectrômetro (100) por um ou mais dentre isolamento do espectrômetro (100), aquecimento controlado do espectrômetro (100) ou incorporar um suporte de lente de compensação de temperatura (122) dentro do espectrômetro (100).

15. Método, de acordo com a reivindicação 14, caracterizado pelo fato de que incorporar um suporte de lente de compensação de temperatura (122) inclui mover linear e transversalmente o suporte de lente de compensação de temperatura (122) em relação ao trajeto ótico (21) de luz a partir de uma fenda de entrada de luz (114) com base em um coeficiente de expansão do suporte de lente (122) para manter uma posição da luz transmitida a partir de um elemento de dispersão de luz (130) sobre um detector de feixe de luz (116).