ES2925018T3 - Sensor de SO2 en sangre entera - Google Patents

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ES2925018T3 ES16901813T ES16901813T ES2925018T3 ES 2925018 T3 ES2925018 T3 ES 2925018T3 ES 16901813 T ES16901813 T ES 16901813T ES 16901813 T ES16901813 T ES 16901813T ES 2925018 T3 ES2925018 T3 ES 2925018T3
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Abstract

Un sistema de sensor de oxímetro incluye un grupo de fuente de luz que tiene una pluralidad de LED que incluyen al menos un primer LED de luz visible, un segundo LED de luz visible y un LED de infrarrojos adyacente al primer LED de luz visible y al segundo LED de luz visible, un filtro infrarrojo dispuesto en frente solo al primer LED de luz visible y al segundo LED de luz visible, una carcasa de fuente de luz que tiene una base, una o más paredes laterales y un extremo emisor de luz en el que la carcasa de la fuente de luz tiene forma troncocónica en la que el grupo de fuente de luz está dispuesto adyacente la base y frente al extremo emisor de luz y donde una o más paredes laterales tienen un revestimiento reflectante, un detector de luz dispuesto opuesto, separado y frente al extremo emisor de luz de la carcasa de la fuente de luz, y una cubeta dispuesta entre el extremo emisor de luz de la carcasa de la fuente de luz y el detector de luz. (Traducción automática con Google Translate, sin valor legal)

Description

DESCRIPCIÓN
Sensor de SO2 en sangre entera
ANTECEDENTES DE LA INVENCIÓN
1. Campo de la invención
La presente invención se refiere, en general, a un sensor de saturación de oxígeno. Particularmente, la presente invención se refiere a un sensor de saturación de oxígeno para su uso con sangre entera.
2. Descripción de la técnica anterior
El oxígeno se transporta en la sangre unido a moléculas de hemoglobina. La saturación de oxígeno es una medida de la cantidad de oxígeno que lleva la sangre como porcentaje del máximo que podría transportar. Una molécula de hemoglobina puede transportar un máximo de cuatro moléculas de oxígeno.
Dicho de otra forma, la saturación de oxígeno es un término que hace referencia a la fracción de hemoglobina saturada de oxígeno en relación con la hemoglobina total (insaturada saturada) en la sangre. El cuerpo humano requiere y regula un equilibrio muy preciso y específico de oxígeno en la sangre. Los niveles normales de oxígeno en sangre arterial en seres humanos se consideran del 95 al 100 por ciento. Si el nivel está por debajo del 90 por ciento, esto se considera bajo, lo que da lugar a hipoxemia. Los niveles de oxígeno en sangre arterial por debajo del 80 por ciento pueden comprometer la función de los órganos, tales como el cerebro y el corazón, y los niveles bajos de oxígeno continuados pueden provocar un paro respiratorio o cardíaco.
La saturación de oxígeno se puede medir en diferentes tejidos. La saturación de oxígeno venosa (SvO 2 ) se mide para ver cuánto oxígeno consume el cuerpo. Bajo tratamiento clínico, una SvO 2 por debajo del 60 % indica que el cuerpo carece de oxígeno y se producen enfermedades isquémicas. Esta medición se usa con frecuencia en el tratamiento con una máquina cardiopulmonar (circulación extracorpórea) y puede dar al perfusionista una idea de cuánto flujo necesita el paciente para mantenerse sano. La saturación de oxígeno en tejido (StO 2 ) se puede medir mediante espectroscopia de infrarrojo cercano. Aunque las mediciones son todavía ampliamente comentadas, dan una idea de la oxigenación del tejido en varias condiciones. La saturación de oxígeno capilar periférica (SpO 2 ) es una estimación del nivel de saturación de oxígeno que habitualmente se mide con un dispositivo de pulsioximetría.
La determinación de la saturación de oxígeno de la hemoglobina incluye técnicas in vivo mediante las cuales una muestra de sangre se extrae de un paciente y se envía a un laboratorio para su análisis. Los pulsioxímetros se han utilizado para determinaciones in vivo de la saturación de oxígeno de la hemoglobina en sangre, pero no se han usado para proporcionar información sobre la concentración de hemoglobina. Los resultados obtenidos con estos oxímetros con frecuencia se ven afectados negativamente por la interferencia de sangre venosa, tejido, hueso, luz ambiental o movimiento del paciente.
Las técnicas espectrofotográficas usadas para determinar la saturación de oxígeno de hemoglobina en sangre pueden estar sujetas a un error de medición causado por la presencia de dishemoglobinas en la muestra de sangre. Las dishemoglobinas, tales como la metahemoglobina y la carboxihemoglobina no pueden transportar oxígeno, pero poseen absorbancia espectral. Esta absorbancia espectral interfiere con la absorbancia de la oxihemoglobina, dependiendo de la longitud de onda de la luz incidente usada.
Los expertos con habilidades ordinarias en la materia creen normalmente que las mediciones espectrofotométricas de saturación de oxígeno de hemoglobina en sangre y de concentración de hemoglobina en sangre entera no hemolizada son difíciles y no pueden alcanzar la precisión clínica debido a las características difusivas de la sangre entera. Se proporciona una breve exposición de la tecnología antecedente. El documento de patente de Estados Unidos número 3647299 A describe un oxímetro que tiene una estructura de un único diodo emisor de luz y una electrónica analógica que procesa las señales de intensidad de la luz. El documento de publicación de Estados Unidos número 2004/176670 A1 describe un aparato capaz de un procedimiento típico de pulsioximetría para observar las variaciones de intensidad basadas en los latidos del corazón y la relación de atenuación en función del tiempo. El documento de patente china número 201 556 835 U describe un tubo luminoso capaz de convertir simétricamente un láser semiconductor y haces de matriz del mismo. El documento de publicación de Estados Unidos número 2014/093948 A1 describe un procedimiento de medición de la emisión óptica a través de un módulo de fuente de luz que incluye al menos un diodo emisor de luz y al menos una varilla de guía de luz adaptada para guiar y dar forma a la luz emitida por el diodo emisor de luz. La publicación de aplicación internacional de la OMPI número WO99/40411 A1 describe un aparato para medir constituyentes moleculares que comprende una carcasa ópticamente transmisiva, fuentes de luz primera y segunda, un detector para detectar las longitudes de onda primera y segunda, y un difusor para proporcionar a la luz iluminante una amplia dispersión angular. Una publicación de t He NNAOIL SN & MARTIN EB, "Empirical preprocessing methods and their impact on NIR calibrations: a simulation study", JOURNAL OF CHEMO-METRICS., vol. 19, n.° 2, 2005, describe cómo el uso de las mediciones espectroscópicas en el infrarrojo cercano se complica por las variaciones de longitud de la trayectoria de muestra a muestra debido a la dispersión de la luz. En la práctica, los analizadores de COOx típicos usan sangre lisada en lugar de sangre entera debido a los problemas encontrados con el análisis espectrométrico de la sangre entera. La medición de la sangre lisada es relativamente sencilla, ya que el proceso de lisado disuelve los glóbulos rojos y convierte la sangre en un medio casi no difusor. La absorbancia se mide con un haz colimado simple a través de la cubeta con poca pérdida de luz debido a la dispersión. Como consecuencia de la baja pérdida de luz debido a la dispersión, se puede usar un análisis lineal simple para encontrar la saturación de oxígeno de la muestra.
La medición de la saturación de oxígeno usando una muestra de sangre entera es muy complicada debido a la fuerte dispersión óptica de la sangre entera. Estos problemas se relacionan principalmente con el manejo del aumento del nivel de dispersión de la luz de la sangre entera en comparación con la sangre lisada. Esto introduce pérdida de luz y absorbancia no lineal en la medición.
La medición de la absorbancia óptica de una muestra difusa, tal como la sangre entera, presenta un problema único. La transmitancia difusa de la muestra de sangre entera distorsiona la distribución de luz espacial inicial del sistema de medición provocada por la falta de uniformidad típica de las fuentes de luz. Por tanto, la distribución espacial de la luz del examen "en blanco" puede ser muy diferente del examen de muestra de sangre entera. Dado que los detectores ópticos tienen una respuesta que varía espacialmente, la respuesta puede variar debido a los cambios en la distribución espacial de la luz incidente, incluso si la intensidad general no ha cambiado. Un examen de absorbancia que se basa en la relación del examen de la muestra de sangre entera con el examen en blanco tendrá un componente de absorbancia significativo debido a esta falta de uniformidad de la fuente de luz además de la absorbancia debido a la muestra sola. Esto da lugar a un error de medición significativo de la absorbancia de la muestra de sangre entera que es intolerable para la saturación de oxígeno.
Los sensores actuales de saturación de oxígeno usados en la medición espectrofotométrica en sangre entera son normalmente sensores reflectantes con dos longitudes de onda (660 nm y 880 nm). Los sensores reflectantes con dos longitudes de onda tienen una variación de pendiente y desplazamiento de un sensor a otro que es relativamente grande y representa el comportamiento típico de estos tipos de sensores. Además, la correlación de valores r entre estos tipos de sensores también es relativamente pobre.
RESUMEN DE LA INVENCIÓN
Un objeto de la presente invención es proporcionar un sensor de saturación de oxígeno para su uso con sangre entera que disminuya significativamente la variación de pendiente y desplazamiento unidad a unidad. Otro objeto de la presente invención es proporcionar un sensor de saturación de oxígeno para su uso con sangre entera que aumente significativamente el valor de correlación r entre sensores. Un objeto adicional de la presente invención es proporcionar un sensor de saturación de oxígeno para su uso con sangre entera que cueste aproximadamente lo mismo o menos que los actuales sensores reflectantes de dos longitudes de onda. Otro objeto más adicional de la presente invención es mejorar la precisión entre los sensores de SO 2 cuando se mide la sangre entera.
La presente invención logra estos y otros objetivos al proporcionar un sistema de sensor de oxímetro según la reivindicación 1, incluyendo el sistema de sensor de oxímetro, entre otras cosas, un módulo emisor de luz que proporciona luz a lo largo de un camino óptico, un detector de luz dispuesto en el camino óptico y un conjunto de cubeta dispuesto entre el módulo emisor de luz y el detector de luz.
Según la invención, el módulo emisor de luz incluye un grupo de fuentes de luz que tiene una pluralidad de LEDs que incluyen al menos un primer LED de luz visible (un intervalo de luz visible de baja longitud de onda), un segundo LED de luz visible (un intervalo de luz visible de alta longitud de onda) y un LED infrarrojo que tiene un intervalo de longitud de onda en el intervalo de longitud de onda en el infrarrojo cercano. Un filtro de infrarrojos puede estar dispuesto solo delante de los LED de luz visible primero y segundo para filtrar cualquier luz de longitud de onda en el infrarrojo de los LED de luz visible para evitar afectar a la banda de longitud de onda en el infrarrojo del LED infrarrojo. Muchos tipos de LED de banda en el visible tienen una emisión infrarroja parásita que debe eliminarse en esta aplicación. La pluralidad de LEDs están dispuestos en una carcasa de fuente de luz como se define con la reivindicación 1.
En una realización de la presente invención, un difusor óptico está dispuesto en el camino óptico entre el grupo de fuentes de luz y el conjunto de cubeta.
En otra realización de la presente invención, el módulo emisor de luz incluye un filtro de luz visible dispuesto delante del LED infrarrojo.
Según la invención, el primer LED de luz visible tiene un intervalo de luz visible de baja longitud de onda, el segundo LED de luz visible tiene un intervalo de luz visible de alta longitud de onda, y el LED infrarrojo tiene un intervalo de longitud de onda en el intervalo de longitud de onda en el infrarrojo cercano.
En una realización de la presente invención, el intervalo de luz visible de baja longitud de onda tiene un intervalo de longitud de onda no inferior a aproximadamente 593 nm y no superior a aproximadamente 620 nm, el intervalo de luz visible de alta longitud de onda tiene un intervalo de longitud de onda no inferior a aproximadamente 634 nm y no superior a aproximadamente 670 nm, y el LED infrarrojo tiene un intervalo de longitud de onda no inferior de 940 nm a aproximadamente 960 nm con una longitud de onda nominal de 950 nm.
En una realización de la carcasa de fuente de luz, la forma de cono truncado posee una de forma de cono, una forma de pirámide o una forma multilateral.
En una realización de la presente invención, el conjunto de cubeta tiene un módulo de cubeta con una cubeta que tiene una longitud de camino nominal de aproximadamente 0,009 pulgadas (0,23 mm).
Según la invención, el sistema de sensor de oxímetro tiene un módulo de procesador informático que puede tener, en algunas realizaciones, al menos un módulo de memoria, un módulo de procesamiento, un módulo convertidor y que tiene una función de mapeo matemático que mapea los valores de absorbancia a porcentaje de saturación en oxígeno donde la función de mapeo puede residir en el módulo de memoria o el módulo de procesamiento y convierte una señal digital recibida del módulo convertidor en un valor medido. El valor medido es proporcional a un porcentaje de saturación de oxígeno de una muestra dispuesta en la cubeta y medida en la misma.
Según la invención, la función de mapeo matemático es una función de proyecciones ortogonales basadas en kernel a estructuras latentes.
Según la invención, la función de mapeo matemático, es decir, la función de proyecciones ortogonales basadas en kernel a estructuras latentes, mapea los valores de absorbancia a porcentaje de saturación en oxígeno. Esto se genera a partir de una pluralidad de valores de absorbancia de muestras que tienen un porcentaje de saturación en oxígeno conocido para una longitud de camino nominal predefinida de la cubeta.
En una realización adicional, la pluralidad de LEDs incluye uno o más LEDs de luz visible adicionales que abarcan intervalos de longitud de onda diferentes del intervalo de longitud de onda del primer LED de luz visible y del segundo LED de luz visible. Los LED de luz visible adicionales se usan para proporcionar una corrección total de la hemoglobina y/o la eliminación de los efectos de dispersión y la interferencia de carboxihemoglobina.
Según la invención, se describe un procedimiento para medir el porcentaje de saturación en oxígeno en una muestra de sangre entera según la reivindicación 12. El procedimiento incluye, entre otras cosas, medir y registrar un examen de la intensidad de la luz transmitida en una pluralidad de longitudes de onda en un intervalo de medición transmitiendo luz a través de un módulo de cubeta que tiene un camino óptico con una longitud de camino óptico conocida a través del cual el módulo de cubeta se llena con un fluido transparente y donde una luz transmitida usada para el examen de intensidad de luz transmitida se origina a partir de un grupo de fuentes de luz dispuesto en una carcasa de fuente de luz que tiene una o más paredes laterales que definen una forma de cono truncado, teniendo la una o más paredes laterales un recubrimiento reflectante sobre la misma, y donde la luz transmitida a través del módulo de cubeta es recibida por un detector de luz. El procedimiento también incluye medir y registrar un examen de intensidad de luz transmitida sobre la pluralidad de longitudes de onda del intervalo de medición transmitiendo luz a través del módulo de cubeta por segunda vez, donde el módulo de cubeta se llena con una muestra de sangre entera, donde cada etapa de medición y registro del fluido transparente y la muestra de sangre entera incluyen la difusión de la luz transmitida antes de transmitir la luz hacia el módulo de la cubeta y a través del mismo y luego la determinación de una absorbancia espectral en cada longitud de onda de la pluralidad de longitudes de onda del intervalo de medición basada en una relación del examen de intensidad de la luz transmitida de la muestra de sangre entera al examen de intensidad de luz transmitida del fluido transparente.
BREVE DESCRIPCIÓN DE LOS DIBUJOS
La FIGURA 1 es una vista en perspectiva delantera de una realización de la presente invención que muestra el sensor de oxímetro con la cubeta, el detector de luz y el módulo de procesador.
La FIGURA 2 es una vista en perspectiva trasera de la realización en la Fig. 1.
La FIGURA 3 es una vista lateral de la realización en la Fig. 1 que muestra una vista en sección transversal del sensor de oxímetro. La FIGURA 4 es una vista lateral ampliada del sensor de oxímetro que se muestra en la fig. 3 y que ilustra los rayos de luz procedentes de la pluralidad de LEDs que forman el camino óptico.
La FIGURA 5 es una vista superior del sensor de oxímetro que se muestra en la Fig. 3.
La FIGURA 6 es una vista en sección transversal del sensor de oxímetro de la Fig. 3 que muestra la posición de los LED, el filtro de infrarrojos y el filtro de luz visible opcional.
La FIGURA 7 es una vista en perspectiva trasera de la carcasa de fuente de luz del sensor de oxímetro en la Fig. 3 que muestra el filtro de infrarrojos y el difusor óptico.
La FIGURA 8 es una vista trasera de la carcasa de fuente de luz que se muestra en la Fig. 7.
La FIGURA 9 es una vista en despiece de la carcasa de fuente de luz que se muestra en la Fig. 7.
La FIGURA 10 es una vista trasera de la carcasa de fuente de luz que se muestra en la Fig. 10.
La FIGURA 11 es una vista delantera de la carcasa de fuente de luz que se muestra en la Fig. 10.
La FIGURA 12 es una ilustración gráfica de un correlograma y datos para un sensor que tiene la carcasa de fuente de luz en forma de cono truncado que se muestra en las Figs. 2-5.
DESCRIPCIÓN DETALLADA
Las realizaciones de la presente invención se ilustran en las figuras 1-12. La figura 1 muestra una realización de un sistema de sensor de oxímetro 10. El sistema de sensor 10 incluye un módulo emisor de luz 20, un detector de luz 80 y un conjunto de cubeta 100 situado entre el módulo emisor de luz 20 y el detector de luz 80. El sistema sensor 10 incluye un módulo de procesador 150. El sistema de sensor de oxímetro (10) puede incluirse opcionalmente en un circuito electrónico de un sistema de diagnóstico. La línea 5 se incluye para indicar que el módulo de procesador 150 forma parte del subsistema de sensor de oxímetro 10. El módulo de procesador 150 incluye, pero no se limita a, un módulo de microprocesador 160 y un módulo de memoria 170. Opcionalmente, el módulo de procesador 150 también puede incluir un módulo convertidor 180 o el módulo convertidor 180 puede ser externo al subsistema de sensor de oxímetro 10. El subsistema de sensor de oxímetro 10 se usa para medir la saturación de oxígeno (SO2) de la sangre entera usando absorbancia óptica.
Las figuras 1 y 2 ilustran vistas en perspectiva delantera y trasera de una realización del conjunto de cubeta 100.
El conjunto de cubeta 100 incluye un sustrato de cubeta 110 y un módulo de cubeta 120. El sustrato de cubeta 110 proporciona un soporte para sujetar el conjunto de cubeta 100 dentro del subsistema de sensor de oxímetro 10 e incluye una abertura de camino de luz de cubeta 112 que se dispone dentro del camino óptico 21 y se alinea con el haz de luz emitido desde el módulo emisor de luz 20. El módulo de cubeta 120 incluye una primera porción de cubeta 130 que tiene un rebaje de recepción de muestra 135 (no mostrado), un puerto de entrada de muestra 122, un puerto de salida de muestra 124, un conjunto de chip electrónico 126 y una primera ventana de cubeta 129, y una segunda porción de cubeta 140 que tiene una segunda ventana de cubeta 142 opuesta y alineada con la primera ventana de cubeta 129, donde las ventanas de cubeta primera y segunda 129, 142 se alinean y disponen dentro del camino óptico 21. La primera porción de cubeta 130 y la segunda porción de cubeta 140 se unen entre sí con una junta dispuesta entre las porciones de cubeta primera y segunda 130, 140 o sin ella. La unión se puede lograr usando adhesivos, técnicas ultrasónicas, técnicas basadas en disolventes, etc., todo como es bien conocido en la técnica. Cuando se ensamblan, la primera porción de cubeta 130 y la segunda porción de cubeta 140 forman una cámara de recepción de muestra 102 (no mostrado) que se comunica de manera fluida con los puertos de entrada y de salida de muestra 122, 124. La distancia entre las ventanas de cubeta primera y segunda 129, 142 de la cámara de recepción de muestra 102 define una longitud de camino óptico de cubeta, que se mide y almacena con precisión dentro del conjunto de chip electrónico 126 para su posterior recuperación por el módulo de procesador 150. Una longitud de camino óptico típica usada en esta realización de la presente invención es de 0,009 pulgadas (0,23 mm).
La figura 3 ilustra una vista lateral del subsistema de sensor de oxímetro10. En esta vista, una sección transversal del módulo emisor de luz 20 muestra los diversos componentes que conforman el módulo emisor de luz 20. El módulo emisor de luz 20 tiene un grupo de fuentes de luz 30 y una carcasa de fuente de luz 50 que tiene una forma de cono truncado con un extremo emisor de luz 60 y una base 52. El grupo de fuentes de luz 30 incluye una pluralidad de LEDs 32. Más particularmente, en esta realización, la pluralidad de LEDs 32 incluye 3 LEDs, dos LEDs de luz visible 34, 36 y un LED infrarrojo 38. El LED de luz visible 34 es un LED de banda en el visible de baja longitud de onda que varía de aproximadamente 593 nm a aproximadamente 620 nm. Un ejemplo de un LED utilizable para la banda en el visible de baja longitud de onda es un número de pieza de LED de Vishay TLCO5100 y está disponible en Vishay Intertechnology, Inc., Malvern, PA. El LED de luz visible 36 es un LED de banda en el visible de alta longitud de onda que varía de aproximadamente 634 nm a aproximadamente 669 nm. Se observa que los LED en el intervalo de 660 nm no tienen un intervalo de longitud de onda determinado, pero normalmente presentan un intervalo de /- 15 nm. Un ejemplo de un LED utilizable para la banda en el visible de alta longitud de onda es el número de pieza de LED de Kingbright WP1503 y está disponible en Kingbright, City of Industry, CA. El LED infrarrojo 38 tiene un intervalo de longitud de onda de aproximadamente 940-960 nm con una longitud de onda nominal de 950 nm. No se requiere un amplio intervalo de longitud de onda en el infrarrojo cercano, ya que la sensibilidad de las mediciones de SO2 en el intervalo infrarrojo de aproximadamente 950 nm es mucho menos sensible a la longitud de onda debido a la planeidad del espectro de absorbancia de sangre en ese intervalo. Los sensores típicos de saturación de oxígeno de la técnica anterior usan dos longitudes de onda de luz para fines de medición con algunos tipos nuevos que usan más que las dos longitudes de onda convencionales para añadir mediciones de parámetros adicionales además del % de SO2. La presente invención usa tres longitudes de onda, no para medir otros parámetros de la sangre además del % de SO2 , sino para aumentar el % de precisión de SO2 para proporcionar una corrección total de la hemoglobina y/o eliminación de componentes ortogonales (efectos de dispersión e interferencia de carboxihemoglobina) en lugar de indicar parámetros de analito adicionales.
La carcasa de fuente de luz 50 tiene una o más paredes laterales 54 con una superficie interior 54a sobre la cual se dispone un recubrimiento reflectante 70. El recubrimiento reflectante 70 puede estar pintado o pulverizado o simplemente ser una capa fina de una lámina metálica reflectante colocada contra y/o adherida a la una o más paredes laterales 54. Se observa que la forma de cono truncado de la carcasa de fuente de luz 50 puede ser cónica o piramidal o tener cualquier número de paredes laterales 54 (es decir, multilateral) ensambladas en conjunto constituyendo la forma de cono truncado. El grupo de fuentes de luz 30 tiene una pluralidad de LEDs 32 soportados por un sustrato de fuente de luz 31 donde la carcasa de fuente de luz 50 dirige la luz de la pluralidad de LEDs 32 fuera del extremo emisor de luz 60, que está alineado con las ventanas de cubeta primera y segunda 129, 142 del conjunto de cubeta 100. En el lado opuesto del conjunto de cubeta 100 del módulo emisor de luz 20 se encuentra el detector de luz 80. El detector de luz 80 está alineado con las ventanas de cubeta primera y segunda 129, 142 del conjunto de cubeta 100 para que reciba la luz del módulo emisor de luz 20 transmitida a través del módulo de cubeta 120 del conjunto de cubeta 100. Es importante tener en cuenta, pero no es un requisito, que la forma de cono truncado del módulo emisor de luz 20 permita el uso de un único fotodiodo como detector de luz 80.
La figura 4 es una vista en sección transversal ampliada del módulo emisor de luz 20. La Fig. 4 muestra una representación de una pluralidad de rayos de luz 200 de la pluralidad de LEDs 32. El recubrimiento reflectante 70 y la forma de cono truncado de la carcasa de fuente de luz 50 concentran la pluralidad de rayos de luz 200 para emitir desde el extremo emisor de luz 60, que es más pequeño que la base de la carcasa 52 y el grupo de fuentes de luz 30. La forma de la carcasa de fuente de luz acoplada con el recubrimiento reflectante 70 proporciona el beneficio adicional de mezclar y uniformizar la distribución de la luz espacial cuando se transmite luz a través de una muestra de sangre entera.
La figura 5 es una vista superior ampliada del módulo emisor de luz 20. Como puede observarse, el filtro de luz en el infrarrojo 40 se coloca delante de los LED de luz visible primero y segundo 34, 36. Los LED de luz visible primero y segundo adyacentes es un LED de luz en el infrarrojo 38. El filtro de luz en el infrarrojo 40 evita que cualquier luz en el infrarrojo emitida desde los LED de luz visible primero y segundo 34, 36 sea transmitida al módulo de cubeta 120, de modo que solo las longitudes de onda de luz en el infrarrojo emitidas desde el LED de luz en el infrarrojo 38 se transmiten a través del módulo de cubeta 120. En, dentro o adyacente al extremo emisor de luz 60 del módulo emisor de luz 20 se encuentra el difusor óptico 90. El difusor óptico 90 actúa para difundir la luz que se emite desde el extremo emisor de luz 60, de modo que la intensidad de transmitancia de luz es constante en el área en sección transversal del extremo emisor de luz 60. Un ejemplo de un difusor óptico 90 aceptable es el vidrio difusor de ópalo con un espesor de aproximadamente 3 mm (el número de pieza de Edmund Optics 46166 es un ejemplo de un vidrio de este tipo).
La figura 6 es una vista de extremidad del grupo de fuentes de luz 30 con filtro de infrarrojos 40. Se puede observar que el filtro de infrarrojos 40 se coloca solo delante del primer LED de luz visible 34 y delante del segundo LED de luz visible 36. En una realización, el LED de luz en el infrarrojo 38 tiene una cubierta que actúa como un filtro de luz visible, por lo que no se emite luz visible del LED de luz en el infrarrojo 38, lo que provoca correlaciones incorrectas de los LED de luz visible primero y segundo 34, 36. En otras realizaciones, cuando se usa un LED de luz en el infrarrojo 38 cuya cubierta no actúa como un filtro de luz visible, se incluye un filtro de luz visible 44 separado en el módulo emisor de luz 20 y se coloca delante del LED de luz en el infrarrojo 38, que se muestra en la Fig. 6 como un filtro de luz visible 44 opcional adyacente al filtro de luz visible 40. El filtro 44 generalmente está hecho de un material acrílico tal como el número de pieza de ACRYLITE® GP 1146-0 (IRT) de CYRO Industries. El filtro 40 puede estar hecho de vidrio Schott con número de pieza KG5 con un espesor de 3 mm.
Con referencia ahora a la figura 7, se ilustra una vista transparente en perspectiva de la carcasa de fuente de luz 50 con filtro de luz visible 40 y difusor óptico 90. El filtro de luz visible 40 está sujetado a un soporte de filtro 42 colocado a una distancia predefinida de la base de la carcasa 52. El soporte de filtro 42 está ubicado de modo que el filtro de luz visible 40 está directamente delante de los LED de luz visible primero y segundo 34, 36. En esta realización, el difusor óptico 90 se coloca dentro de un rebaje 62 de extremo de carcasa en el extremo emisor de luz 60. La superficie interior 54a de los lados 54 está dispuesta sobre el recubrimiento reflectante 70.
La figura 8 es una vista en planta de la carcasa de fuente de luz 50 de la Fig. 7 desde la base 52. En esta realización, el soporte de filtro 42 se ilustra como teniendo porciones de soporte 42a, 42b, 42c colocadas contra la superficie interior 54a de los lados 54. El filtro de luz visible 40 está unido a las porciones de soporte 42a, 42b, 42c a lo largo de los lados correspondientes del filtro de luz visible 40.
La figura 9 es una vista en perspectiva y en despiece de la carcasa de fuente de luz 50 que se muestra en la Fig. 7. El filtro de luz visible 40 está colocado contra y soportado por el soporte de filtro 42 a través de la base 52 de carcasa. Se puede usar cualquier adhesivo adecuado para sujetar el filtro de luz visible 40 al filtro de soporte 42. También, en esta realización, el difusor óptico 90 está dispuesto en el rebaje 62 de extremo de carcasa del extremo emisor de luz 60. Como se describe para el filtro de luz visible 40, se puede usar cualquier adhesivo adecuado para sujetar el difusor óptico 90 al extremo emisor de luz 60.
La figura 10 es una vista en planta de solo la carcasa de fuente de luz 50 que se muestra en la Fig. 9. Las paredes laterales 54 se estrechan desde la base 52 hacia un puerto de salida de luz 64 en el extremo emisor de luz 60. La figura 11 es una vista en planta de extremo de la carcasa de fuente de luz 50 que se muestra en la Fig. 9. Desde este punto de vista, existe un rebaje de extremo de carcasa 62, que es más grande que el puerto de salida de luz 64 pero más pequeño que el extremo emisor de luz 60. El rebaje de carcasa 62 está configurado para recibir el difusor óptico 90 en su interior. Debe entenderse que el difusor óptico 90 no tiene que estar dispuesto dentro del extremo emisor de luz 60, sino que puede estar soportado por una estructura de soporte separada de la carcasa emisora de luz 50 siempre que el difusor óptico 90 esté colocado dentro del camino óptico 21 entre el emisor de luz de carcasa 50 y el módulo de cubeta 120 y que el tamaño del difusor óptico 90 sea suficiente para evitar que la luz del módulo emisor de luz 20 incida en las ventanas de cubeta primera y segunda 129, 142 del módulo de cubeta 120 sin pasar por el difusor óptico 90.
Datos de aprendizaje:
Se desarrolló un conjunto de datos de aproximadamente 40 muestras de sangre de aproximadamente 10 individuos diferentes. Se usó un tonómetro para manipular el nivel de oxígeno en cada muestra de sangre. El plasma se retiró o se añadió a las muestras para cambiar el nivel de hemoglobina total (tHb). Las muestras de sangre se manipularon para abarcar un intervalo de valores de tHB, carboxihemoglobina (COHb), desoxihemoglobina (HHb) y oxihemoglobina (O2Hb). Las muestras con COHb superior al 15 % o con % de SO2 inferior al 20 % no se incluyeron en los datos de desarrollo del modelo. Las muestras se midieron con el sensor de SO2 como se describe. Las cubetas usadas tenían una longitud de camino de 0,009" (0,23 mm). Este conjunto de datos se ha convertido en un archivo de matriz de celdas Matlab para su uso con scripts Matlab. El nivel de SO2 de las muestras de sangre se midió también en un analizador pHOx Ultra de lisis de referencia (Nova Biomedical) equipado con analizador de COOx y software de análisis.
Modelo de predicción:
La siguiente etapa en el cálculo es crear un modelo de predicción. Usando un conjunto de datos de calibración inicial, la secuencia de calibración de un algoritmo de aprendizaje automático establece una relación entre una matriz de características de muestra conocidas (la matriz Y) y una matriz de valores de porcentaje de saturación en oxígeno medidos en varios valores de absorbancia y posiblemente otros valores medidos (la matriz x). La absorbancia en cada longitud de onda se puede considerar como valores independientes y usarse por separado así como en conjunto Una vez que se establece esta relación, los analizadores la usan para predecir los valores de Y desconocidos a partir de nuevas mediciones de x en muestras. La matriz Y del conjunto de calibración se desarrolla de la siguiente manera a partir de los valores conocidos del conjunto de muestras de calibración de n muestras de sangre:
%S021 tm^
Y = %S02, tHb,
%S02„ tHbn
donde
% de SO2 es el porcentaje de saturación en oxígeno,
y tHb es la hemoglobina total para una muestra particular n.
Aunque la tHb puede omitirse sin afectar negativamente a la utilidad de la presente invención, se observa que se añadió hemoglobina total como un componente predictivo en caso de que fuera necesario para corregir el valor de % de SO2.
Las filas de la matriz X están estructuradas de la siguiente manera:
Figure imgf000008_0001
y:
Figure imgf000008_0002
donde:
An,Ai y An,A 2 representan los valores de absorbancia para los LED de luz visible, respectivamente para un muestra particular n. An,950nm representa el valor de absorbancia del LED infrarrojo para una muestra particular n.
Usando un conjunto de datos de calibración inicial, la secuencia de calibración de un algoritmo de aprendizaje automático establece una relación entre una matriz de características de muestra conocidas (la matriz Y) y una matriz de valores de absorbancia medidos en varias longitudes de onda y posiblemente otros valores medidos basados en la absorbancia frente a la longitud de onda (la matriz X). Una vez que se establece esta relación, el analizador la usa para predecir los valores de Y desconocidos a partir de nuevas mediciones de X en muestras de sangre entera. Una vez que se forman estas matrices, se usan como el conjunto de calibración y la función de mapeo se calcula según los procedimientos particulares del algoritmo de aprendizaje automático elegido.
Se usan mínimos cuadrados parciales convencionales, regresión lineal, álgebra lineal, redes neuronales, splines de regresión adaptativa multivariable, proyección ortogonal basada en kernel a estructuras latentes u otras matemáticas de aprendizaje automático con resultados obtenidos del conjunto de datos de calibración para determinar la relación empírica (o función de mapeo) entre los valores de absorbancia y el porcentaje de saturación en oxígeno. Típicamente, se usa un paquete de matemáticas para generar los resultados donde el paquete en general tiene opciones para seleccionar una de las matemáticas de aprendizaje automático conocidas por los expertos en la materia. Existen diversos paquetes matemáticos e incluyen, pero no se limitan a, Matlab de MatWorks de Natick, MA, "R" de R Project for Statistical Computing disponible a través de Internet en www.r-project.org, Python de Python Software Foundation y disponible a través de Internet en www.python.org en combinación con el software de extracción de datos Orange de Orange Bioinformatics disponible a través de Internet en orange.biolab.si, por nombrar algunos.
Se mostrará que el procedimiento de proyección ortogonal basado en kernel a estructuras latentes (KOPLS) se puede usar como un tipo de algoritmo de aprendizaje automático para generar la función de mapeo. Una explicación y descripción de KOPLS se ejemplifica mejor mediante las siguientes referencias: Johan Trygg y Svante Wold. "Orthogonal projections to latent structures (O-PLS)." J. Chemometrics 2002; 16: 119-128; Mattias Rantalainen y col. "Kernel-based orthogonal projections to latent structures (K-OPLS)". J. Chemometrics 2007; 21: 376-385; y Max Bylesjo y col. "K-OPLS package: Kernel-based orthogonal projections to latent structures for prediction and interpretation in feature space." BMC Bioinformatics 2008, 9:106. Las matemáticas basadas en kernel son útiles para manejar el comportamiento no lineal en los sistemas usando una función de kernel para asignar los datos originales a un espacio de orden superior. Aunque se puede usar cualquiera de las matemáticas de aprendizaje automático descritas anteriormente para permitir que un experto en la materia lleve a la práctica la presente invención, KOPLS tiene una ventaja adicional sobre otros cálculos tales como, por ejemplo, mínimos cuadrados parciales convencionales porque no solo puede establecer una relación entre las variaciones cuantificadas y los valores del analito que se van a determinar, sino que también puede eliminar la variación no cuantificada, pero presente de manera coherente, en los datos originales. Estas variaciones no cuantificadas pueden deberse a las características de la muestra, las variaciones de valor inicial del analizador, las desviaciones, etc.
Usando un conjunto de datos de entrenamiento inicial, el modelo de KOPLS establece una relación (función de mapeo) entre la matriz de características de muestra conocidas (la matriz Y) y una matriz de valores de absorbancia medidos en varias longitudes de onda y posiblemente otros valores medidos (la matriz X) como se procesa a través de una función de kernel como se especifica por el procedimiento de KOPLS. El valor de absorbancia en cada longitud de onda puede considerarse como valores independientes y usarse por separado así como en conjunto. Una vez establecidos los coeficientes de KOPLS de esta relación, los analizadores lo usan con la función de kernel para predecir los valores de Y desconocidos a partir de nuevas mediciones de X en muestras.
La función de kernel usada en este ejemplo es una función de kernel lineal simple descrita en la referencia de Mattias Rantalainen y col. enumerada anteriormente y representada por la siguiente ecuación:
Figure imgf000009_0001
donde la matriz de valores medidos X se coloca en la función de kernel y se somete a un procesamiento adicional como se especifica en las referencias de KOPLS citadas anteriormente para crear los coeficientes de entrenamiento de KOPLS.
Una vez que se establece el conjunto de coeficientes de entrenamiento, o función de mapeo, se usa para predecir el valor del % de SO2 de una muestra de sangre a partir de mediciones futuras. Se crea una matriz X de una única fila a partir de las nuevas mediciones, a continuación, el valor de esta matriz X de una única fila se coloca a través del kernel y las funciones de mapeo para producir el valor de % de SO2 según los procedimientos necesarios para la función de mapeo usada según los procedimientos de KOPLS descritos detalladamente en las referencias de KOPLS descritas anteriormente.
Los datos recogidos de las muestras de sangre descritas anteriormente se pusieron a través del procedimiento de KOPLS en un proceso de validación cruzada. La validación cruzada es un procedimiento por el que se usa un conjunto de datos para someter a prueba un procedimiento. Varias filas de datos se reservan y el resto se usa para crear una función de mapeo. Los valores reservados se usan a continuación como mediciones "nuevas" y se calculan sus valores de la matriz Y. Este procedimiento se repite reservando otros valores medidos y calculando otra función de mapeo. Al trazar los valores conocidos de los datos de sangre frente a los calculados, se puede determinar la efectividad del procedimiento inspeccionando el gráfico. El conjunto de datos X se construyó a partir de términos creados a partir de la absorbancia medida en dos bandas de longitud de onda en el visible y una longitud de onda en el infrarrojo. Una banda en el visible de baja longitud de onda usó LEDs que varían de 593-620 nm, una banda en el visible de alta longitud de onda usó LEDs que varían de 634-669 nm, y una longitud de onda en el infrarrojo usada fue de 950 nm nominales.
Debido a que se encontró que la ganancia y el desplazamiento de los sensores hechos con diferentes conjuntos de LEDs varían con la longitud de onda de una banda en el visible particular del LED, se desarrolló un medio para corregir la ganancia y el desplazamiento de cada sensor en función de las longitudes de onda particulares de los LED individuales. La línea de correlación de validación cruzada para cada sensor tiene una ganancia y un desplazamiento separados para cada sensor. Los coeficientes de una función polinómica de dos ejes que relacionan la banda en el visible media de baja longitud de onda del LED (X1) y la banda en el visible media de alta longitud de onda del LED (X2) con la ganancia y la corrección de desplazamiento que se aplicarán a cada sensor diferente se ajustaron a todos los datos de ganancia y desplazamiento del sensor frente a la longitud de onda. El procedimiento de ajuste polinómico se puede implementar usando uno de los muchos paquetes de software matemático estándar, tales como Matlab, Python, R o lenguajes de máquina tales como FORTAN o C. Las predicciones de SO2 se corrigieron en ganancia y desplazamiento usando estos coeficientes polinómicos (ecuaciones 1 y 2 a continuación).
Figure imgf000009_0002
El uso de la corrección de ganancia y desplazamiento proporciona precisión entre sensores hasta una desviación típica del 1 %. La estructura del sensor de SO2 descrita anteriormente (es decir, la forma de cono truncado de la carcasa de fuente de luz), reduce la dispersión en los datos entre los sensores hasta el punto en que fue posible discernir una dependencia de desplazamiento adicional en el nivel de tHb en la muestra. Por consiguiente, se determinó un desplazamiento de tHb a partir de los resultados, que se añadieron al valor del % de SO2 predicho. La siguiente ecuación 3 se usó para calcular este desplazamiento:
Figure imgf000009_0003
donde el valor de YtHb (que no debe confundirse con la matriz Y) es el valor de tHb predicho a partir del modelo de KOPLS.
La figura 12 ilustra un gráfico de correlación y datos para un sensor que tiene la forma de cono truncado de la carcasa de fuente de luz. Como puede observarse, hay muy poca dispersión de los puntos de datos; lo que significa que los puntos de datos están muy cerca de la línea de pendiente.
Es importante tener en cuenta que los sensores de SO2 típicos, tales como los que se usan en los analizadores CCX y pHOx Ultra de Nova Biomedical, tienen una considerable variación de pendiente y desplazamiento entre los sensores. Los límites de confianza del 95 % para los tres sensores pHOx Ultra analizados se encuentran en el intervalo de 4,8-7,2 de % de SO2.
Las ejecuciones de precisión para el sensor de SO2 de la presente invención también se realizaron en veinte muestras consecutivas a tres niveles diferentes de % de SO2 con un camino óptico común. La Tabla 1 ilustra la precisión promedio para estas veinte muestras consecutivas.
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Figure imgf000010_0001
Los límites de confianza del 95 % para el sensor de SO2 de la presente invención es de 1,1 % para el % de SO2 , que se reduce considerablemente de los niveles de % de SO2 de 4,8-7,2 para los sensores pHOx Ultra de SO2.
El sensor de SO2 de la presente invención enumera varias ventajas sobre los sensores de SO2 convencionales. La presente invención reduce significativamente la variación de pendiente y desplazamiento de unidad a unidad del sensor de SO2. La presente invención también proporciona un aumento significativo en el valor de correlación r del sensor de SO2. Además, la presente invención proporciona una precisión significativamente mayor en la medición del % de SO2 entre sensores.
La presente invención también incluye un procedimiento para medir el porcentaje de saturación en oxígeno en una muestra de sangre entera. El procedimiento incluye medir una absorbancia óptica de una muestra de sangre entera en una pluralidad de longitudes de onda de luz visible y en una longitud de onda en el infrarrojo usando un sistema de sensor de oxímetro 10 que incluye un módulo emisor de luz 20. El procedimiento implica guiar la luz en la pluralidad de longitudes de onda de una pluralidad de LEDs 32 ubicados en una base 52 de una carcasa 50 que tiene una forma de cono truncado fuera de la carcasa 50 en un extremo emisor de luz 60 a lo largo de un camino óptico 21 dirigido a un módulo de cubeta 120 que contiene una muestra de la sangre entera. La luz se dirige hacia fuera del módulo de cubeta 120 a un detector de luz 80. El procedimiento incluye además calcular un valor de absorbancia para cada una de la pluralidad de longitudes de onda de luz visible y en la longitud de onda en el infrarrojo y someter cada valor de absorbancia calculado en la etapa anterior a una función de mapeo basada en kernel que mapea los valores de absorbancia a porcentaje de saturación en oxígeno.
Aunque las realizaciones preferidas de la presente invención se han descrito en esta solicitud, la descripción anterior es meramente ilustrativa. La modificación adicional de la presente invención descrita en esta solicitud se producirá para los expertos en las técnicas respectivas y se considera que todas estas modificaciones se encuentran dentro del alcance de la invención como se define por las reivindicaciones adjuntas.

Claims (14)

REIVINDICACIONES
1. Un sistema de sensor de oxímetro (10) para su uso en un analizador de COOx de sangre entera para medir la saturación de oxígeno de una muestra de sangre entera, comprendiendo el sistema de sensor de oxímetro (10):
un módulo emisor de luz (20), que comprende:
un grupo de fuentes de luz (30) que tiene una pluralidad de LEDs (32) que incluyen al menos un primer LED de luz visible (34, 36) que tiene un intervalo de luz visible de baja longitud de onda, un segundo LED de luz visible (34, 36) que tiene un intervalo de luz visible de alta longitud de onda y un LED infrarrojo (38) que tiene un intervalo de longitud de onda en la longitud de onda en el infrarrojo cercano; una carcasa de fuente de luz (50) que tiene una base (52), una o más paredes laterales (54) y un extremo emisor de luz (60) opuesto a la base, donde la carcasa de fuente de luz (50) tiene una forma de cono truncado con el extremo emisor de luz (60) siendo más pequeño que la base (52), y donde el grupo de fuentes de luz (30) está dispuesto adyacente a la base (52) y orientado hacia el extremo emisor de luz (60), y donde la una o más paredes laterales (54) tienen un recubrimiento reflectante (70) sobre ellas;
un detector de luz (80) dispuesto en posición opuesta, espaciado y orientado hacia el extremo emisor de luz (60) de la carcasa de fuente de luz (50); y
un conjunto de cubeta (100) dispuesto entre el extremo emisor de luz (60) de la carcasa de fuente de luz (50) y el detector de luz (80), por lo que el conjunto de cubeta (100) está configurado para recibir la muestra de sangre entera; y un módulo de procesador (150);
donde el sistema de sensor de oxímetro (10) está configurado para calcular una absorbancia óptica de la muestra de sangre entera
en función de una intensidad de luz transmitida recibida en el detector de luz (80),
y donde el módulo de procesador (150) está configurado para someter la absorbancia calculada a una función de mapeo de proyecciones ortogonales basadas en kernel a estructuras latentes que mapea los valores de absorbancia a porcentaje de saturación en oxígeno.
2. El sistema de sensor de la reivindicación 1, donde el conjunto de cubeta (100) comprende un módulo de cubeta (120) con una primera porción de cubeta (130) y una segunda porción de cubeta (140) unidas entre sí y formando una cámara de recepción de muestra (102).
3. El sistema de sensor de la reivindicación 2, donde la primera porción de cubeta (130) comprende una primera ventana de cubeta (129) y la segunda porción de cubeta (140) comprende una segunda ventana de cubeta (142) opuesta y alineada con la primera ventana de cubeta (129), donde una distancia entre las ventanas de cubeta primera y segunda (129, 142) define una longitud de camino óptico de cubeta, y donde el detector de luz (80) está alineado con las ventanas de cubeta primera y segunda (129, 142).
4. El sistema de sensor de la reivindicación 2 o 3, donde el conjunto de cubeta (100) comprende un sustrato de cubeta (110) configurado para proporcionar un soporte para sujetar el conjunto de cubeta (100), donde el sustrato de cubeta (110) comprende una abertura de camino de luz de cubeta (120) que está alineada con un haz de luz emitido desde el módulo emisor de luz (20).
5. El sistema de sensor de la reivindicación 1, que comprende además un difusor (90) que está dispuesto en uno de los siguientes puntos: entre el grupo de fuentes de luz (30) y el conjunto de cubeta (100), en el extremo emisor de luz (60) del módulo emisor de luz (20), dentro del extremo emisor de luz (60) del módulo emisor de luz (20), o adyacente al extremo emisor de luz (60) del módulo emisor de luz (20).
6. El sistema de sensor de la reivindicación 1, que comprende además un filtro de bloqueo de luz visible (44) dispuesto delante del LED infrarrojo (38) cuando el LED infrarrojo (38) no tiene una cubierta que actúa como filtro de luz visible.
7. El sistema de sensor de la reivindicación 1, que comprende además un filtro de bloqueo de luz en el infrarrojo (40) dispuesto delante de uno o ambos LEDs de luz visible (34, 36).
8. El sistema de sensor de la reivindicación 1, donde el intervalo de luz visible de baja longitud de onda tiene un intervalo de longitud de onda no inferior a aproximadamente 593 nm y no superior a aproximadamente 620 nm, el intervalo de luz visible de alta longitud de onda tiene un intervalo de longitud de onda no inferior a aproximadamente 634 nm y no superior a aproximadamente 669 nm, y el LED infrarrojo tiene un intervalo de longitud de onda no inferior a 940 nm.
9. El sistema de sensor de la reivindicación 1, donde la forma de cono truncado de la carcasa de fuente de luz (50) es una de una forma de cono, una forma de pirámide o una forma multilateral.
10. El sistema de sensor de la reivindicación 1, donde la cubeta tiene una longitud de camino nominal de aproximadamente 0,009 pulgadas (0,23 mm).
11. El sistema de sensor de la reivindicación 1, donde la pluralidad de LEDs (32) incluye uno o más LEDs de luz visible adicionales que abarcan intervalos de longitudes de onda diferentes al intervalo de longitud de onda del primer LED de luz visible (34) y del segundo LED de luz visible (36), donde los LEDs de luz visible (35) adicionales se usan para proporcionar una corrección de hemoglobina total y/o una eliminación de los efectos de dispersión e interferencia de carboxihemoglobina.
12. Un procedimiento para medir el porcentaje de saturación en oxígeno en una muestra de sangre entera, comprendiendo el procedimiento:
a. medir una absorbancia óptica de una muestra de sangre en una pluralidad de longitudes de onda de luz visible y en una longitud de onda en el infrarrojo usando un sistema de sensor de oxímetro (10), que comprende: un grupo de fuentes de luz (30) que incorpora una pluralidad de LEDs (32) montados dentro de una carcasa de fuente de luz (50) que tiene una base (52), donde la pluralidad de LEDs (32) incluye un primer LED de luz visible (34, 36) que tiene un intervalo de luz visible de baja longitud de onda, un segundo LED de luz visible (34, 36) que tiene un intervalo de luz visible de alta longitud de onda y un LED infrarrojo que tiene un intervalo de longitud de onda en el intervalo de longitud de onda en el infrarrojo cercano, una o más paredes laterales (54) y un extremo emisor de luz (60) que es una parte superior abierta, donde la carcasa de fuente de luz (50) tiene una forma de cono truncado con el extremo emisor de luz (60) siendo más pequeño que la base (52), donde el grupo de fuentes de luz está dispuesto adyacente a la base (52) y orientado hacia la parte superior abierta (60) y donde la una o más paredes laterales (54) tienen un recubrimiento reflectante (70) sobre las mismas;
un detector de luz (80) dispuesto en posición opuesta, espaciado y orientado hacia el extremo emisor de luz (60) de la carcasa de fuente de luz (50); y
un módulo de cubeta (100) dispuesto entre el extremo emisor de luz (50) de la carcasa de fuente de luz (50) y el detector de luz (80);
b. calcular un valor de absorbancia para cada una de la pluralidad de longitudes de onda de luz visible y en la longitud de onda en el infrarrojo; y
c. someter cada valor de absorbancia calculado en la etapa b a una función de mapeo de proyecciones ortogonales basadas en kernel a estructuras latentes que mapea los valores de absorbancia a porcentaje de saturación en oxígeno.
13. El procedimiento de la reivindicación 12, que comprende además:
medir y registrar un examen de intensidad de luz transmitida sobre la pluralidad de longitudes de onda en un intervalo de medición transmitiendo luz a través del módulo de cubeta (100), donde el módulo de cubeta (100) tiene un camino óptico con una longitud de camino óptico conocida a través del mismo, donde el módulo de cubeta (100) está lleno de un fluido transparente y donde una luz transmitida usada para el examen de intensidad de luz transmitida se origina en el grupo de fuentes de luz (30), donde la luz transmitida a través del módulo de cubeta (100) es recibida por el detector de luz (80); medir y registrar otro examen de intensidad de luz transmitida sobre la pluralidad de longitudes de onda del intervalo de medición transmitiendo la luz a través del módulo de cubeta (100) por segunda vez teniendo el camino óptico con la longitud de camino óptico conocida a través del mismo, donde el módulo de cubeta (100) se llena con una muestra de sangre entera, donde cada etapa de medición y registro del fluido transparente y la muestra de sangre entera incluye la difusión de la luz transmitida antes de transmitir la luz transmitida a través del módulo de cubeta (100); determinar una absorbancia espectral en cada longitud de onda de la pluralidad de longitudes de onda del intervalo de medición en función de una relación del examen de intensidad de luz transmitida de la muestra de sangre entera al examen de intensidad de luz transmitida del fluido transparente; y
correlacionar la absorbancia en cada longitud de onda de la pluralidad de longitudes de onda del intervalo de medición con los valores de porcentaje de saturación en oxígeno de la muestra de sangre usando una función de mapeo informático.
14. El procedimiento de la reivindicación 12, que comprende además seleccionar el primer LED de luz visible (34) que tiene un intervalo de longitudes de onda no inferior a aproximadamente 593 nm y no superior a aproximadamente 620 nm, el segundo LED de luz visible (36) que tiene un intervalo de longitudes de onda no inferior a aproximadamente 634 nm y no superior a aproximadamente 669 nm, y el LED infrarrojo (38) que tiene un intervalo de longitudes de onda no inferior a 940 nm.
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