ES2266614T3 - Metodo para la determiacion cuantitativa de hemoglobina en sangre completa sin diluir, ni hemolizar. - Google Patents
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Abstract
Método para la determinación cuantitativa de hemoglobina en sangre completa sin diluir, ni hemolizar que comprende las etapas de: proporcionar una cubeta capilar desechable, que tiene una longitud de camino óptico inferior a 1 mm; rellenar dicha cubeta con una muestra de sangre completa sin alterar; llevar a cabo una primera medición de absorción a una primera longitud de onda en el intervalo de 490 ¿ 520 nm directamente sobre la muestra en la cubeta, llevar a cabo además una segunda medición de absorción a una segunda longitud de onda diferente de la primera longitud de onda y en la que la absorción es sustancialmente menor que en la primera longitud de onda, y procesar los resultados de la primera y segunda mediciones de absorción para determinar la concentración de hemoglobina en la muestra, en la que la etapa de procesamiento comprende compensar la dispersión en la muestra, siendo dependiente dicha compensación del resultado de la segunda medición de absorción, caracterizado porque dicho procesamiento determina la concentración de hemoglobina en la muestra calculando la siguiente fórmula: [Tot Hb]= (Abs1 ¿ Abs2)¿k + F(Abs2) en la que [Tot Hb] es la concentración total de hemoglobina en la muestra, Abs1 es la absorbancia medida de la primera medición de absorción, Abs2 es la absorbancia medida de la segunda medición de absorción, k es un coeficiente de calibración, que depende de la disposición de medición, y F(Abs2) es una función que depende de la absorbancia medida de la segunda medición de absorción.
Description
Método para la determinación cuantitativa de
hemoglobina en sangre completa sin diluir, ni hemolizar.
La presente invención se refiere a un método de
análisis y a un sistema para llevar a cabo este análisis.
Específicamente la invención se refiere a un método para la
determinación de hemoglobina en sangre completa sin alterar y un
sistema que pueda utilizarse en esta determinación.
A partir de la patente de los EE.UU. nº
4.088.448 se conoce previamente una cubeta desechable para tomar
muestras de un fluido, mezclar la muestra con un reactivo y hacer
directamente análisis ópticos de la muestra mezclada con el
reactivo. Esta cubeta conocida tiene varias ventajas ya que, entre
otras, simplifica el procedimiento de muestreo, reduce el número de
utensilios y mejora considerablemente la precisión de análisis
haciendo independiente el procedimiento de análisis de la técnica de
operación del operario que está haciendo el análisis. En la patente
de los EE.UU. nº 5 674 457 se describe una construcción de cubeta
basada en los mismos principios y con características de flujo
mejoradas.
Actualmente, se utiliza mucho una cubeta
desechable desarrollada según estas patentes para la medición de
hemoglobina (determinación de Hb) en sangre completa sin diluir. Con
este fin la cavidad de la cubeta se ha tratado previamente con un
reactivo, de manera que cuando se vierte una muestra de sangre en la
cubeta, se disgregan las paredes de los glóbulos rojos y se inicia
una reacción química. El resultado de la reacción permite la
determinación de Hb mediante la medición de absorción directamente a
través de las paredes transparentes de la cubeta que, en la zona de
medida, también denominada ventana óptica, tiene una distancia
predeterminada y definida de manera precisa entre las superficies
internas de las paredes planas opuestas. El método de medición está
basado en un método de azida-metahemoglobina
modificado según Vanzetti, G., Am. J. Lab. & Clin. Med., 67, 116
(1966).
Las mediciones espectrofotométricas se llevan a
cabo a 570 y 880 nm. Este método de medición cuantitativa basado en
la química seca ha conseguido un éxito considerable tal como puede
observarse en, por ejemplo, el artículo de von Schenk et al
en Clinical Chemistry, vol. 32, nº 3, 1986 ya que el método da
resultados iguales o incluso superiores en comparación con los
resultados obtenidos con métodos húmedos convencionales para la
determinación de Hb. El reactivo utilizado se compone de
desoxicolato de sodio que hemoliza los glóbulos rojos, azida de
sodio y nitrito de sodio, lo que convierte la hemoglobina en
azida-metahemoglobina.
Debido a las propiedades higroscópicas de los
reactivos utilizados, la caducidad está limitada y se requiere el
almacenamiento de las cubetas en envases sellados que incluyen un
desecante. Aún más problemático es el hecho de que, en climas con
una humedad elevada, la cubeta tiene que utilizarse a los pocos
minutos de su extracción del envase, ya que de otro modo los
reactivos se destruirían y la medición sería imprecisa y, por lo
tanto, inútil.
Sin embargo, los problemas que derivan de las
propiedades higroscópicas de los reactivos utilizados pueden
eliminarse ya que se ha observado que estos reactivos no deben
utilizarse tal como se describe en la solicitud de patente en
tramitación junto con la presente PCT SE01/01442 según la cual la
primera medición de absorción se lleva a cabo a un intervalo de
longitud de onda de 490 - 520 nm directamente sobre la muestra en la
microcubeta. Sin embargo, según la invención descrita en esta
solicitud de patente es necesario que la sangre se hemolice antes de
que se lleve a cabo la medición. La cavidad de cubeta debe por tanto
incluir un agente de hemólisis para disgregar los glóbulos rojos y
liberar la hemoglobina contenida en estas células. La necesidad de
utilizar un agente de hemólisis cuando se lleven a cabo mediciones
de absorbancia fotométrica de hemoglobina en una muestra de sangre
también se describe en, por ejemplo, la patente de los EE.UU. nº 5
064 282 (Artel).
Se conocen métodos cuantitativos para la
determinación óptica de hemoglobina en sangre completa sin utilizar
agente de hemólisis, pero estos métodos tienen en común que todos
son comparativamente complicados. Esto depende, sobre todo, de la no
homogeneidad de la sangre debido a la alta concentración de glóbulos
rojos, una de cuyas consecuencias es que la luz se dispersa por la
interacción con estas partículas de las muestras de sangre no
homogéneas. Por consiguiente, la luz no se transmite directamente a
través de la muestra sino que se desvía a lo largo de un intervalo
de ángulos de dispersión. Otro factor que origina problemas es el
hecho de que la sangre puede contener nada menos que cinco tipos
diferentes de hemoglobina. Las publicaciones de patente que tratan
estos problemas son, entre otras, la patente de los EE.UU. nº 6 262
798 (Shepherd) y el documento WO 01/53806 (Radiometer).
Según la invención descrita en la patente de los
EE.UU. nº 6 262 798 se necesita una pluralidad de longitudes de onda
con el fin de lograr una medición correcta. El hecho de que se
necesiten muchas longitudes de onda hace el espetrofotómetro
comparativamente complicado. Las longitudes de onda se seleccionan
por su capacidad para distinguir los tipos de hemoglobina con una
dispersión mínima y una absorbancia máxima. La patente también
describe el uso de un gran detector que reduce el problema de
dispersión más allá del intervalo de detección.
El documento WO 01/53806 describe un aparato que
puede aplicarse especialmente para mediciones ópticas sobre sangre
completa. Este aparato comprende un filtro de absorción o un filtro
de interferencia, que proporciona una corrección para las
variaciones en la sensibilidad del detector y en la longitud de
camino óptico efectiva tal como se observa con la variación del
nivel de dispersión. El aparato utiliza un gran detector para
detectar la luz dispersada transmitida a través del filtro de
absorción o el filtro de
interferencia.
interferencia.
Por lo tanto el hallazgo según la presente
invención de que puede hacerse una determinación precisa de la
cantidad total de hemoglobina en sangre completa no sólo sin
utilizar un agente de hemólisis, sino también sin utilizar una
pluralidad de longitudes de onda tal como se describe en la patente
de los EE.UU. nº 6 262 798 o un filtro de interferencia o absorción
especial que proporcione una corrección para las variaciones en la
sensibilidad del detector y en la longitud de camino óptico efectiva
tal como se observa al variar el nivel de dispersión tal como se
describe en el documento WO 01/53806, fue de lo más inesperado.
Un objeto de la presente invención es
proporcionar un método rápido, cuantitativo para la determinación de
hemoglobina en sangre completa sin alterar.
Un segundo objeto es proporcionar un método para
la determinación de hemoglobina en sangre completa sin alterar, que
puede llevarse a cabo en una microcubeta desechable.
Un tercer objeto es proporcionar una cubeta con
una entrada capilar y sin reactivos activos ni agente de hemólisis
para la determinación de hemoglobina en sangre completa sin
alterar.
Un cuarto objeto es proporcionar un método de
procesamiento de resultados de mediciones de absorción para la
determinación de hemoglobina en sangre completa sin alterar.
Un quinto objeto es proporcionar un sistema para
implementar los métodos para la determinación de hemoglobina en
sangre completa sin alterar.
Otros objetos se harán evidentes a partir de la
siguiente descripción y las reivindicaciones adjuntas.
Los objetivos anteriores se cumplen mediante un
método según la reivindicación 1 y un sistema según la
reivindicación 7.
Como la sangre completa sin alterar contiene
células sanguíneas, existe una dispersión sustancial de la luz en la
muestra. Por lo tanto, hasta ahora se ha esperado que una
determinación cuantitativa de hemoglobina en sangre completa sin
hemolizar, sin diluir requeriría la detección y el análisis de la
luz dispersada. Según la invención, la determinación de hemoglobina
puede llevarse a cabo mediante dos mediciones de absorción sin la
necesidad de conocer cuantitativamente los coeficientes de
dispersión del contenido de la sangre o reducir físicamente los
efectos medidos de la luz dispersada. Se ha encontrado de manera
inesperada que compensando el nivel de absorción de la muestra en la
segunda medición de absorción, puede explicarse fácilmente el efecto
de dispersión. Por lo tanto, según la invención, la determinación de
hemoglobina es simple, requiriendo sólo dos mediciones de
absorción.
Según la presente invención, se ha encontrado
por tanto que pueden eliminarse los reactivos higroscópicos. Además,
se ha encontrado que puede reducirse el tiempo para obtener la
determinación analítica. Como los análisis se llevan a cabo en
grandes cantidades, por ejemplo, en hospitales y bancos de sangre,
el aspecto del tiempo es importante.
En el contexto de esta aplicación, el término
"medición de absorción" debe interpretarse como una medición en
relación a la absorción en una muestra. En una medición de
absorción, se compara la intensidad de la luz detectada tras la
interacción con una muestra con la intensidad de luz irradiada sobre
la muestra. La luz detectada se corresponde con la transmitancia a
través de la muestra. La luz que no alcanza el detector se considera
como absorbida. Por tanto, en los resultados de las mediciones puede
utilizarse la transmitancia en lugar de la absorción. Como la
transmitancia es la inversa de la absorción, la detección de la
transmitancia seguiría siendo una medición de absorción. Sin
embargo, la absorción medida no se corresponde sólo con la luz que
verdaderamente se ha absorbido en la muestra, ya que parte de la luz
se ha dispersado en la muestra de manera que no alcanza el
detector.
Además, el término "determinación" debe
interpretarse como la medición que no necesariamente obtiene un
valor absolutamente exacto de la concentración de hemoglobina en la
muestra. Por tanto, la concentración de hemoglobina viene
"determinada" dentro de márgenes de error razonables de manera
que el resultado no da simplemente un orden de magnitud de la
concentración, al mismo tiempo que no da necesariamente un valor
absoluto.
Ahora se describirá la invención con más detalle
a modo de ejemplo con referencia a los dibujos adjuntos, en los
que:
la figura 1 es un diagrama de flujo de un método
según la invención,
la figura 2 es un diagrama esquemático de la
absorbancia de hemoglobina,
la figura 3 es una vista esquemática de un
sistema según la invención,
la figura 4A es un diagrama que ilustra una
evaluación preliminar del método inventivo en comparación con las
microcubetas HemoCue actualmente utilizadas.
La figura 4B es un diagrama que ilustra una
evaluación preliminar del método inventivo en comparación con un
método de referencia internacional.
En referencia ahora a la figura 1, se describirá
ahora un método para la determinación de hemoglobina según la
invención. En primer lugar, se rellena una cubeta capilar desechable
con una muestra de sangre completa sin alterar, etapa 1. Por tanto,
se obtiene una muestra que ha de analizarse. Luego, se lleva a cabo
una primera medición de absorción sobre la muestra a una longitud de
onda en el intervalo de 490 - 520 nm, etapa 2. Además, se lleva a
cabo una segunda medición de absorción sobre la muestra, etapa 3. La
segunda medición de absorción se lleva a cabo a una longitud de
onda en el intervalo de 650 - 1200 nm. Esta segunda medición de
absorción se utiliza para compensar la dispersión de luz en la
muestra, tal como se describirá a continuación con más detalle.
Finalmente, se procesan los resultados de las mediciones, etapa 4,
utilizando un algoritmo predeterminado para determinar la
concentración de hemoglobina en la muestra.
La microcubeta desechable utilizada según la
presente invención puede ser del tipo descrito en la patente de los
EE.UU. nº 4 088 448 o preferiblemente en la patente de los EE.UU. nº
5 674 457. La cubeta puede definirse como un elemento de cuerpo
unitario que incluye al menos una cavidad con una ventana óptica
(zona de medida) en la que se sitúan dos superficies, planas o
curvas, que miran hacia la cavidad a una distancia predeterminada la
una de la otra y por lo tanto definen una longitud de camino óptico
predeterminada. Esta distancia entre las superficies que definen la
zona de medida es un parámetro crítico para proporcionar la longitud
de camino óptico apropiada para la medición de hemoglobina. La
longitud de camino óptico debe ser inferior a 1 mm con el fin de
garantizar que la intensidad de la luz transmitida a través de una
muestra en la cubeta es suficiente para permitir la determinación de
hemoglobina en la muestra. En una realización preferida, esta
distancia es inferior a 0,2 mm, y más preferiblemente de entre 0,05
y 0,2 mm. La distancia entre las superficies interiores del resto de
la cavidad es preferiblemente del orden de 0,1 - 2 mm que es eficaz
para permitir que la muestra entre en la cavidad mediante fuerza
capilar a través de la entrada de la cavidad, que se comunica con el
exterior del elemento de cuerpo. Además, la cavidad tiene un volumen
fijo predeterminado inferior a aproximadamente 25 \mul. No son
necesarios aditivos activos, tales como reactivos o agentes de
hemólisis, para la determinación según el método inventivo.
Las cubetas según la presente invención pueden
fabricarse en cualquier material adecuado, que permita la formación
de los estrictos niveles de tolerancia necesarios. Preferiblemente,
la cubeta se fabrica mediante moldeo por inyección de un material
polimérico transparente.
Con el fin de superar los problemas relacionados
con el llenado capilar de la cubeta puede ser necesario tratar
previamente las superficies internas de la cubeta con el fin de
conferir un carácter hidrófilo a estas superficies. Esto puede
lograrse recubriendo las superficies con un detergente adecuado, tal
como Brij 35. Otra posibilidad es seleccionar un material hidrófilo
para la fabricación de la cubeta. Una característica crítica del
método inventivo es que la determinación de la absorción debe
llevarse a cabo a una longitud de onda en un intervalo de 490 - 520
nm, más preferiblemente en el intervalo de 500 - 510 nm, y lo más
preferiblemente a 506 nm. La medición de absorción compensatoria
secundaria se lleva cabo, preferiblemente, a una longitud de onda en
el intervalo de 650 - 1200 nm, más preferiblemente en el intervalo
de 850 - 910 nm, y lo más preferiblemente en el intervalo de 860 -
900 nm.
Las mediciones de absorción se llevan a cabo
directamente sobre la sangre completa en la muestra, es decir, la
sangre sin alterar (sin diluir y sin hemolizar).
En el intervalo de longitud de onda de 490 - 520
nm, las absorciones de las cinco formas diferentes de hemoglobina,
concretamente oxi, desoxi, carboxi, meta y sulfohemoglobina son
similares y significativas. Por tanto, la absorción en este
intervalo de longitud de onda dependerá sólo ligeramente de la
distribución entre las diferentes formas de hemoglobina en la
sangre. Especialmente, a 506 nm, la diferencia entre las
absorbancias de la oxi y la desoxihemoglobina está próxima a cero.
Como estas formas de hemoglobina son predominantes en la sangre
normal, podría utilizarse ventajosamente la absorción de oxi y
desoxihemoglobina para determinar un coeficiente de absorción para
relacionar una absorción medida con la concentración de hemoglobina
a 506 nm. Por consiguiente, se hacen algunas suposiciones con
respecto al contenido de las diferentes formas de hemoglobina en la
muestra de sangre. Por tanto, la determinación de hemoglobina no
será tan precisa o el procesamiento de los resultados de medición
tendrá que modificarse, si se realiza una medición sobre una muestra
de sangre que tiene una distribución de las formas de hemoglobina
que difiere mucho. Además, las mediciones sólo determinarán la
concentración total de hemoglobina y no las concentraciones de las
formas específicas de hemoglobina.
Se lleva a cabo una segunda medición de
absorción a una longitud de onda, en la que la absorción de luz en
la sangre es sustancialmente menor. Tal medición de absorción podría
llevarse a cabo de manera adecuada a una longitud de onda en el
intervalo de 650 - 1200 nm. Entonces, las diferencias entre las
mediciones de absorción se consideran como debidas a la absorción de
hemoglobina.
Sin embargo, la dispersión de luz varía con la
concentración de hemoglobina en la muestra, pero la dispersión de
luz no es dependiente sólo de la concentración de hemoglobina. La
dispersión de luz se debe a la interacción de la luz con las
partículas de la sangre, tales como los glóbulos rojos, los glóbulos
blancos, plaquetas, lípidos y otras macromoléculas. Según la
invención, se ha observado de manera inesperada que el efecto de la
dispersión puede estar relacionado con el resultado medido en la
segunda medición de absorción, tal como se explicará con referencia
al diagrama esquemático de la figura 2. En la figura 2, la línea
continua ilustra esquemáticamente la absorción medida en una primera
muestra que tiene una alta concentración de hemoglobina. La
absorción incluye tanto la absorción verdadera como la luz
dispersada de manera que no alcanza un detector. La línea de puntos
de la figura 2 ilustra esquemáticamente la absorción medida en una
segunda muestra que tiene una concentración inferior de hemoglobina.
Debe observarse que el diagrama esquemático de la figura 2 sólo hace
hincapié en las características principales de absorción de las
muestras de sangre completa, y no ilustra la absorción de muestras
reales. Tal como puede observarse en la figura 2, la diferencia en
la absorción para la primera muestra entre una primera longitud de
onda de 506 nm y una segunda longitud de onda de 880 nm es
sustancialmente igual a la diferencia correspondiente en la
absorción para la segunda muestra. Por lo tanto, si la concentración
de hemoglobina se determina directamente a partir de las diferencias
en las absorciones medidas, podría obtenerse un resultado erróneo,
al menos para una de las muestras. Por lo tanto, se necesitará una
compensación para la dispersión de luz, y según la invención se ha
encontrado que una compensación para el nivel de absorción explicará
la dispersión y permite una determinación simple de hemoglobina.
Se ha determinado de manera empírica que cuando
se utiliza una compensación que es proporcional al nivel de
absorción, puede obtenerse un valor correcto de concentración de
hemoglobina.
Según lo anterior, los resultados de las
mediciones de absorción deben procesarse para determinar la
concentración de hemoglobina en la muestra. Este procesamiento puede
llevarse a cabo mediante un algoritmo predeterminado. Este algoritmo
calcula la concentración de hemoglobina según el esquema
anteriormente descrito.
La compensación para la dispersión de luz es
dependiente del resultado de la segunda medición de absorción.
Podría determinarse una función de compensación llevando a cabo
mediciones de absorción en una serie de muestras de sangre que
tienen concentraciones conocidas de hemoglobina. Estas mediciones de
absorción se llevan a cabo en una disposición de medición que va a
utilizarse. Entonces, la compensación que se necesita para la
dispersión de luz con el fin de obtener resultados correctos se
compara con los valores de la segunda medición de absorción. De
esta forma, puede hallarse una función de la segunda medición de
absorción que podría dar una compensación de manera que las
concentraciones determinadas de hemoglobina caerían dentro de un
margen de error aceptable.
En un modelo simplificado, la compensación es
linealmente dependiente del resultado de la segunda medición de
absorción al menos en un intervalo del resultado de la segunda
medición de absorción. Este intervalo del resultado de la segunda
medición de absorción puede abarcar valores típicos de la segunda
medición de absorción que se obtienen con la disposición de medición
específica.
El procesamiento determina la concentración de
hemoglobina en la muestra calculando la siguiente fórmula:
[Tot \
Hb]= (Abs_{1} - Abs_{2})\cdot k +
F(Abs_{2})
en la que [Tot Hb] es la
concentración total de hemoglobina en la muestra, Abs_{1} es la
absorbancia medida de la primera medición de absorción, Abs_{2} es
la absorbancia medida de la segunda medición de absorción, k es un
coeficiente de calibración, que depende de la disposición de
medición, y F(Abs_{2}) es una función que depende de la
absorbancia medida de la segunda medición de absorción. El
coeficiente de calibración k puede ser específico para cada
instrumento utilizado para la determinación de hemoglobina. La
función compensadora F(Abs_{2}) puede tener una parte
constante, que también es una calibración para cada instrumento, y
una parte variable, que depende del resultado de la segunda
medición de absorción y se obtiene tal como se describió
anteriormente. En este caso, la parte variable puede ser cero para
un resultado de la segunda medición de absorción que está en el
centro del intervalo de los resultados de la segunda medición de
absorción.
Haciendo referencia ahora a la figura 3, se
describirá un sistema que implementa el método anteriormente
descrito. El sistema comprende medios 10 para emitir luz a una
primera longitud de onda en un primer intervalo de 490 - 520 nm y a
una segunda longitud de onda en un segundo intervalo de 650 - 1200
nm. Estos medios 10 para emitir luz pueden implementarse mediante
una combinación de una fuente de luz que emite a diversas longitudes
de onda o en intervalos amplios de longitud de onda junto con los
filtros. Por lo tanto, se dispone la fuente de luz para que emita
luz tanto a la primera longitud de onda, como a la segunda longitud
de onda. Utilizando el filtro podría controlarse de manera
selectiva la longitud de onda emitida para que esté dentro de uno de
esos intervalos. Alternativamente, puede utilizarse una primera y
segunda fuente de luz para emitir la primera y segunda longitudes de
onda, respectivamente. Pueden utilizarse diodos emisores de luz como
fuentes de luz. Entonces, encendiendo y apagando las dos fuentes de
luz, pueden controlarse de manera selectiva los medios 10 para
emitir luz para que emitan luz en la primera o en la segunda
longitud de onda.
Preferiblemente, la primera longitud de onda
emitida por los medios 10 para emitir luz está en el intervalo de
500 - 510 nm, más preferiblemente a 506 nm. Además, la segunda
longitud de onda emitida por los medios 10 para emitir luz está
preferiblemente en el intervalo de 850 - 910 nm, y más
preferiblemente en el intervalo de 860 - 900 nm.
El sistema comprende adicionalmente un soporte
12 de cubeta dispuesto para alojar una cubeta capilar, que tiene una
longitud de camino óptico inferior a 1 mm y contiene una muestra de
sangre completa sin alterar. Cuando se sitúa una cubeta en el
soporte 12, la ventana óptica se posicionará de manera correcta de
manera que será irradiada con la luz de la fuente de luz.
Preferiblemente, el soporte de cubeta se dispone para alojar una
cubeta, que tiene una longitud de camino óptico inferior a 0,2 mm, y
más preferiblemente en el intervalo de 0,05 - 0,2 mm.
La luz transmitida a través de la muestra se
detectará por parte de un detector 14 de manera que puede obtenerse
una primera medición de absorción para la luz en el primer intervalo
y puede obtenerse una segunda medición de absorción para la luz en
el segundo intervalo.
El sistema comprende además una unidad 16 de
procesamiento para procesar resultados de la primera y segunda
mediciones de absorción para determinar la concentración de
hemoglobina en la muestra según el algoritmo descrito
anteriormente.
El sistema puede implementarse de manera
adecuada en un fotómetro que comprende los medios 10 para emitir
luz, el soporte 12 de cubeta, y el detector 14. Los fotómetros
adecuados para llevar a cabo estas mediciones pueden obtenerse
utilizando fotómetros modificados con filtros de longitud de onda
adecuados y diodos emisores de luz. Según una realización preferida
de la invención un fotómetro mide la absorbancia en las dos
longitudes de onda y un microprocesador incorporado calcula, según
un algoritmo programado, la concentración total de hemoglobina en
sangre. Por tanto, no es necesario un filtro de interferencia o de
absorción especial que proporcione la corrección para las
variaciones en la sensibilidad del detector y en la longitud de
camino óptico eficaz tal como se describe en el documento WO
01/53806.
En el caso anterior, la unidad 16 de
procesamiento está empotrada en el fotómetro. Sin embargo, la unidad
16 de procesamiento también puede conectarse al fotómetro, y por
tanto, puede implementarse fuera del fotómetro. Por ejemplo, puede
utilizarse un ordenador conectado al fotómetro.
Puede disponerse el detector 14 para detectar
esencialmente sólo la luz transmitida directamente, ya que no
necesita detectarse la luz dispersada. Esto implica que el detector
14 detecta luz que está esencialmente dentro del diámetro del rayo
de luz irradiado sobre la muestra y se transmite directamente a
través de la muestra. Por supuesto, puede dispersarse parte de la
luz, siempre que esté dentro de este diámetro. Según una realización
preferida, el diámetro de un área de detección del detector 14 puede
ser en caso normal de aproximadamente 2 mm. Preferiblemente, el
detector 14 se dispone más cerca de 10 mm con respecto al soporte de
la muestra. Esto implica que se detecta la luz que se ha dispersado
hacia ángulos pequeños.
El siguiente ejemplo no limitante ilustra el
método inventivo.
Se ha encontrado que el periodo de tiempo para
analizar la sangre fue aproximadamente 30 segundos más corto para el
método inventivo en comparación con el método para la determinación
de hemoglobina en las microcubetas HemoCue conocidas, que se
utilizan actualmente. Esto permite una clara reducción del tiempo
total de la determinación de hemoglobina que puede ser ventajosa en
hospitales de mucho movimiento y en otras situaciones en las que se
realicen muchas determinaciones. Otra ventaja es que no se necesita
una cubeta que contenga reactivos activos o agentes de hemólisis.
Por tanto, el almacenamiento de las cubetas es insensible a la
temperatura y humedad del medio de almacenamiento, lo que hace mucho
más simple el manejo de las cubetas antes de su uso.
En la figura 4A se describe una evaluación
preliminar del nuevo método en comparación con el método HemoCue. La
evaluación se llevó a cabo en condiciones de laboratorio. Tal como
puede observarse la concordancia entre los métodos es muy buena.
Las mediciones de absorción espectrofotométrica
se realizaron a aproximadamente 570 nm para el método conocido y a
aproximadamente 505 nm para el nuevo método. Para ambos métodos las
mediciones compensatorias se realizaron a aproximadamente 880
nm.
Adicionalmente, en la figura 4B se describe una
segunda evaluación del nuevo método en comparación con el método
estándar del ICSH. Tal como puede observarse la concordancia entre
estos métodos también es muy buena.
Lo anterior ha sido una descripción de una
cierta realización preferida de la presente invención, pero no
pretende limitar la invención de ninguna manera. Más bien, pueden
realizarse muchas modificaciones, variaciones, y cambios en los
detalles dentro del alcance de la presente invención tal como se
define en las reivindicaciones.
Claims (18)
1. Método para la determinación
cuantitativa de hemoglobina en sangre completa sin diluir, ni
hemolizar que comprende las etapas de:
- proporcionar una cubeta capilar desechable, que tiene una longitud de camino óptico inferior a 1 mm;
- rellenar dicha cubeta con una muestra de sangre completa sin alterar;
- llevar a cabo una primera medición de absorción a una primera longitud de onda en el intervalo de 490 - 520 nm directamente sobre la muestra en la cubeta,
- llevar a cabo además una segunda medición de absorción a una segunda longitud de onda diferente de la primera longitud de onda y en la que la absorción es sustancialmente menor que en la primera longitud de onda, y
- procesar los resultados de la primera y segunda mediciones de absorción para determinar la concentración de hemoglobina en la muestra, en la que la etapa de procesamiento comprende compensar la dispersión en la muestra, siendo dependiente dicha compensación del resultado de la segunda medición de absorción,
caracterizado porque dicho
procesamiento determina la concentración de hemoglobina en la
muestra calculando la siguiente
fórmula:
[Tot \
Hb]= (Abs_{1} - Abs_{2})\cdot k +
F(Abs_{2})
en la que [Tot Hb] es la
concentración total de hemoglobina en la muestra, Abs_{1} es la
absorbancia medida de la primera medición de absorción, Abs_{2} es
la absorbancia medida de la segunda medición de absorción, k es un
coeficiente de calibración, que depende de la disposición de
medición, y F(Abs_{2}) es una función que depende de la
absorbancia medida de la segunda medición de
absorción.
2. Método según la reivindicación 1, en el que
la primera medición de absorción se lleva a cabo a una longitud de
onda en el intervalo de 500 - 510 nm, más preferiblemente a 506
nm.
3. Método según la reivindicación 1 ó 2, en el
que la segunda medición de absorción se lleva a cabo a una longitud
de onda en el intervalo de 650 - 1200 nm, más preferiblemente en el
intervalo de 850 - 910 nm, lo más preferiblemente en el intervalo de
860 - 900 nm.
4. Método según una cualquiera de las
reivindicaciones anteriores, en el que la medición de absorción se
lleva a cabo en un fotómetro sin un filtro de absorción o un filtro
de interferencia, que proporcione corrección de las variaciones en
la sensibilidad del detector y en la longitud del camino
óptico
efectivo.
efectivo.
5. Método según una cualquiera de las
reivindicaciones anteriores, en el que dicha cubeta tiene una
longitud de camino óptico inferior a 0,2 mm.
6. Método según la reivindicación 5, en el que
dicha cubeta tiene una longitud de camino óptico en el intervalo de
0,05 - 0,2 mm.
7. Sistema para la determinación cuantitativa
de hemoglobina en sangre completa sin diluir, ni hemolizar, que
comprende:
- medios para emitir luz a una primera longitud de onda en un primer intervalo de 490 - 520 nm y a una segunda longitud de onda en un segundo intervalo en el que la absorción de luz en sangre es sustancialmente menor que en la primera longitud de onda,
- un soporte de cubeta dispuesto para alojar una cubeta capilar, que tiene una longitud de camino óptico inferior a 1 mm y contiene una muestra de sangre completa sin alterar,
- un detector para detectar luz transmitida a través de la muestra en una primera medición de absorción para luz en dicho primer intervalo y en una segunda medición de absorción para luz en dicho segundo intervalo, y
- una unidad de procesamiento para procesar los resultados de la primera y segunda mediciones de absorción para determinar la concentración de hemoglobina en la muestra, en la que el procesamiento comprende compensar la dispersión en la muestra,
caracterizado porque dicha
compensación es dependiente del resultado de la segunda medición de
absorción y el procesamiento determina la concentración de
hemoglobina en la muestra calculando la siguiente
fórmula:
[Tot \
Hb]= (Abs_{1} - Abs_{2})\cdot k +
F(Abs_{2})
en la que [Tot Hb] es la
concentración total de hemoglobina en la muestra, Abs_{1} es la
absorbancia medida de la primera medición de absorción, Abs_{2} es
la absorbancia medida de la segunda medición de absorción, k es un
coeficiente de calibración, que depende de la disposición de
medición, y F(Abs_{2}) es una función que depende de la
absorbancia medida de la segunda medición de
absorción.
8. Sistema según la reivindicación 7, en el que
dichos medios para emitir luz, soporte de cubeta y detector están
dispuestos en un fotómetro.
9. Sistema según la reivindicación 8, en el que
dicha unidad de procesamiento está empotrada en el fotómetro.
10. Sistema según la reivindicación 8, en el que
dicha unidad de procesamiento está conectada al fotómetro.
11. Sistema según una cualquiera de las
reivindicaciones 7 - 10, en el que el área de detección del detector
tiene un tamaño tal que esencialmente sólo se detecta la luz
transmitida directamente.
12. Sistema según una cualquiera de las
reivindicaciones 7 - 11, en el que el detector se dispone más cerca
de 10 mm del soporte de la muestra.
13. Sistema según una cualquiera de las
reivindicaciones 7 - 12, en el que dichos medios para emitir luz
comprenden una fuente de luz, que se dispone para emitir luz a la
primera longitud de onda y para emitir luz a la segunda longitud de
onda.
14. Sistema según una cualquiera de las
reivindicaciones 7 - 12, en el que los medios para emitir luz
comprenden una primera fuente de luz, que se dispone para emitir luz
a la primera longitud de onda, y una segunda fuente de luz, que se
dispone para emitir luz a la segunda longitud de onda.
15. Sistema según una cualquiera de las
reivindicaciones 7 - 14, en el que la primera longitud de onda
emitida por parte de los medios para emitir luz está en el intervalo
de 500 - 510 nm, más preferiblemente a 506 nm.
16. Sistema según una cualquiera de las
reivindicaciones 7 - 15, en el que la segunda longitud de onda
emitida por parte de los medios para emitir luz está en el intervalo
de 650 - 1200 nm, más preferiblemente en el intervalo de 850 - 910
nm, y lo más preferiblemente en el intervalo de 860 - 900 nm.
17. Sistema según una cualquiera de las
reivindicaciones 7 - 16, en el que el soporte de cubeta se dispone
para alojar una cubeta, que tiene una longitud de camino óptico
inferior a 0,2 mm.
18. Sistema según la reivindicación 17 en el que
el soporte de cubeta se dispone para alojar una cubeta, que tiene
una longitud de camino óptico en el intervalo de 0,05 - 0,2 mm.
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