11 knúmero de publicación: kint. Cl. 7 : G01N 21/31

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1 k 19 OFICINA ESPAÑOLA DE PATENTES Y MARCAS ESPAÑA 11 knúmero de publicación: kint. Cl. 7 : G01N 21/31 A61B /00 12 k TRADUCCION DE PATENTE EUROPEA T3 86 knúmero de solicitud europea: k Fecha de presentación: k Número de publicación de la solicitud: k Fecha de publicación de la solicitud: k 4 Título: Procedimiento para determinar de manera no invasiva la saturación de oxígeno en el tejido irrigado con sangre. kprioridad: CH 1864/96 73 k Titular/es: Linde Medical Sensors AG Austrasse 2 1 Basel, CH k 4 Fecha de la publicación de la mención BOPI: k 72 Inventor/es: Schöllermann, Hans y Eberhard, Patrick k 4 Fecha de la publicación del folleto de patente: k 74 Agente: Curell Suñol, Marcelino ES T3 Aviso: En el plazo de nueve meses a contar desde la fecha de publicación en el Boletín europeo de patentes, de la mención de concesión de la patente europea, cualquier persona podrá oponerse ante la Oficina Europea de Patentes a la patente concedida. La oposición deberá formularse por escrito y estar motivada; sólo se considerará como formulada una vez que se haya realizado el pago de la tasa de oposición (art del Convenio sobre concesión de Patentes Europeas). Venta de fascículos: Oficina Española de Patentes y Marcas. C/Panamá, Madrid

2 1 ES T3 2 DESCRIPCION Procedimiento para determinar de manera no invasiva la saturación de oxígeno en el tejido irrigado con sangre. La invención se refiere a un procedimiento para determinar de manera no invasiva la saturación de oxígeno en el tejido irrigado con sangre según se ha definido en el preámbulo de la reivindicación independiente 1. La mediciónóptica de la saturación de oxígeno de la hemoglobina en el tejido irrigado con sangre es conocida desde el año 1932 y fue prontamenteobjetodegraninterés en la investigación fisiológica como método no invasivo para la determinación del abastecimiento de oxígeno de tejidos vivos. Los aparatos que se desarrollaron para la determinación de este parámetro utilizaron originalmente unos procedimientos de medición que se parecían a los métodos espectrofotométricos, utilizándose frecuentemente como objeto de medición el lóbulo de la oreja. Este lóbulo fue atravesado de manera similar a una cubeta por luz de diferentes longitudes de onda. Con las intensidades medidas de la luz que había atravesado el lóbulo se calculaba la saturación de oxígeno. Las bases de estos cálculos eran los conocidos espectros de la hemoglobina en su forma saturada con oxígeno (oxihemoglobina, Fig. 1, espectro 1) y en su forma libre de oxígeno (hemoglobina reducida, Fig. 1, espectro 2). Una dificultad en este procedimiento denominado oximetría de la oreja consistía en que, al contrario que en el caso de una cubeta, no era posible una calibración exacta del sistema óptico y por este motivo el método de medición continuó siendo relativamente inexacto. Resultó serdifícil tener suficientemente en cuenta las influencias del espesor del tejido, el contenido de sangre, las intensidades de la luz y otras variables. Desde luego se intentó, entre otras cosas, mediante la aplicación de presión sobre el tejido, retirar transitoriamente la sangre contenida en el mismo y crear de este modo un punto cero artificial. Sin embargo, los ensayos de este tipo resultaron ser poco prácticos y demasiado inexactos. También se utilizó el hecho de que los coeficientes de absorción de la hemoglobina y de la hemoglobina reducida presentan en algunas longitudes de onda (por ejemplo 0 nm, 48 nm y 80 nm) unos valores iguales (puntos isosbésticos 3, Fig. 1). Mediante la utilización de una de estas longitudes de onda resultaba desde luego un punto de referencia independiente de la saturación de oxígeno, pero que por sí solo(sin una segunda magnitud de referencia) no era suficiente. La oximetría de la oreja se perfeccionó algo más en los años. En un aparato (HP 471Aoxímetro de oreja) desarrollado por la empresa Hewlett Packard se utilizaron ocho longitudes onda, con la ayuda de las cuales se obtuvieron más puntos de referencia para la calibración del sistema de medición. Este método también resultó ser muy costoso y caro en su realización. Por este motivo, la oximetría de la oreja no obtuvo nunca el acceso a las aplicaciones clínicas de rutina y se utilizó casiexclusivamenteenlainvestigación fisiológica para problemáticas expe rimentales especiales, por ejemplo en la aviática y en otros campos. Solamente a principios de los años 80 se desarrolló un nuevo procedimiento que se dio a conocer con el nombre de pulsoximetría y que se abrió paso dentro de un corto período de tiempo como método rutinario para la supervisión de pacientes, sobre todo durante la anestesia y los cuidados intensivos. El principio de la pulsoximetría estriba en registrar las variaciones en el objeto de medición que son producidas por la sangre arterial que penetra en forma de pulsaciones en el tejido. Esto posibilita la medición de la saturación de oxígeno de la hemoglobina en la sangre arterial (saturación de oxígeno arterial). Según se ha representado en la Fig. 2, la absorción total de luz en el tejido irrigada con sangre se compone de los siguientes componentes: -Absorción 4 por tejidos y huesos -Absorción por sangre venosa -Absorción 6 por sangre arterial -Absorción variable 7 debido a variaciones del volumen debidas a la sangre arterial pulsante. Los tres primeros componentes son, por regla general, estacionarios durante un período de tiempo más lago y se denominan a continuación, reunidos, la parte DC. Solamente el cuarto componente (parte AC) depende periódicamente del tiempo de manera sincrónica con las contracciones del corazón. Como fuentes de luz se utilizan en la pulsoximetría por regla general dos diodos emisores de luz (LED) con unas longitudes de onda de aproximadamente 6 nm (luz roja) y aproximadamente 890 nm (luz infrarroja). Según se desprende de la Fig. 1, la absorción de luz de hemoglobina a 6 nm depende en gran medida del contenido de oxígeno en la sangre. En cambio, la longitud de onda infrarroja se encuentra cerca de los puntos isosbésticos 3 de 80 nm, de tal modo que solamente existe una reducida dependencia de la absorción de la luz del contenido de oxígeno. Por este motivo la absorción en la zona infrarroja se utiliza como magnitud de referencia. La luz emitida por los dos LED se conducida a una parte del cuerpo bien irrigada con sangre (por ejemplo punta de un dedo, lóbulodelaorejaodedodel pie). En este lugar la luz se dispersa múltiples veces y resulta parcialmente absorbida. La luz saliente se mide con un diodo de medición que está dispuesto por regla general de manera opuesta a los LED. Los dos LED y el fotodiodo están integrados usualmente en una unidad de construcción que se denomina sensor pulsoximétrico. La medición separada de la luz roja y de la luz infrarroja con solamente un diodo de medición resulta posible mediante la medición de impulsos alternantes de luz de las dos longitudes de onda que se registran y se evalúan por separado según la técnica de medición. Para la determinación pulsoximétrica de la saturación de oxígeno arterial (SaO 2 P )seevalúan los componentes estacionarios (DC R,DC IR )ylos componentes en función del tiempo (AC R,AC IR ) de la luz roja (R) y de las intensidades de la luz infrarroja (IR) que se han medido. Usualmente, se determina la SaO 2 P mediante la ecuación: 2

3 3 ES T3 4 SaO p 2 =f(q), siendo Q= AC R : DC AC IR (1) R DC IR en la que f representa una función determinada de manera empírica (véase la Fig. 3) que para un sistema de medición previamente establecido (pulsoxímetro y sensor) es independiente del punto de medición y del paciente. Un problema que hasta ahora no se ha podido resolver de manera satisfactoria en la medición pulsoximétrica estriba en que las perturbaciones de las señales de medición que se originan por movimientos del paciente o por el entorno del mismo no se pueden eliminar de manera completa. Esto es particularmente el caso cuando durante una señales fisiológicamente débiles se originan unas perturbaciones muy fuertes debidas a movimientos. Puede suceder entonces, desde luego que las proporciones AC R /DC R yac IR /DC IR sea inferior a 3, mientras que las señales de perturbación debidas a movimientos son centenares de veces más fuertes. Debido a que la distribución de las frecuencias de los artefactos de movimientos solapa la de las señales fisiológicas, no es posible en estos casos obtener mediante filtraje una separación limpia entre las señales de medición ylasseñales de perturbación. La determinación de la SaO 2 según la ecuación (1) ya no está asegurada con una exactitud suficiente, por lo que se pueden presentar unos considerables errores de medición. Por regla general las perturbaciones de este tipo son detectadas por el software del aparato, y la persona que maneja el pulsoxímetro es advertida por ejemplo mediante un aviso que aparece en la parte indicadora del aparato que la medición ya no es posible. La persona que maneja el pulsoxímetro tiene entonces la posibilidad de eliminar la causa de la perturbación, lo cual, sin embargo, no siempre se puede llevar a cabo. Son particularmente problemáticas las perturbaciones del movimiento durante la supervisión de neonatos. El sensor pulsoximétrico se coloca en dichos casos generalmente en la superficie de la mano o en el pie del paciente. Por regla general, no es posible una posición de reposo de la mano o del pie. A ello hay que añadir que precisamente en estas posiciones del sensor la señal de medición es frecuentemente muy débil. Por este motivo se presenta en la supervisión de neonatos frecuentemente la situación de que durante un período de tiempo más largo se tiene que interrumpir la medición de saturación del oxígeno arterial. Esto es crítico, precisamente en los neonatos con pulmones inmaduros, debido a que en estos pacientes se pueden presentar unas modificaciones rápidas e inesperadas de la saturación de oxígeno arterial que, en el caso de no detectarse, pueden causar graves complicaciones. La invención se plantea el problema de posibilitar la determinación de la saturación de oxígeno en unas situaciones en las que, a causa de la presencia simultánea de señales fisiológicas débiles y fuertes señales de perturbación debidas al movimiento, ya no se puede aplicar el método pulsoximétrico. Este problema se resuelve mediante el método según la invención, tal como se ha definido en la reivindicación independiente 1. Unas variantes preferidas de ejecución resultan de las reivindica ciones subordinadas. Como magnitudes predominantemente estacionarias, los componentes DC de la luz roja e infrarroja que sale del tejido resultan menos influidos por perturbaciones causadas por movimientosqueloscoeficientesac R /DC R yac IR /DC IR. Por consiguiente, se ofrece la posibilidad, en el caso de las situaciones de perturbaciónquesehan descrito más arriba, de utilizar solamente los componentes DC para el cálculo de la saturación de oxígeno, tal como se efectuaba en la oximetría de la oreja que se ha descrito al principio. La dificultad fundamental de la oximetría de la oreja consistía, según se ha explicado más arriba, en que no era posible una calibración del sistema de medición y que, por consiguiente, no se podían tener en cuenta con una exactitud suficiente y con medios sencillos las influencias del espesor del tejido, el contenido de sangre y otras variables. Este problema se resuelve mediante el procedimiento según la invención porque la medición pulsoximétrica de la saturación (SaO P 2 )deoxígeno se utiliza para la calibración de los valores de la saturación de oxígeno (SaO DC 2 ) determinados mediante los componentes DC. El procedimiento está basado en la observación de que entre el coeficiente Q definido en la ecuación (1) y la proporción DC R /DC IR rige aproximadamente la ecuación: Q=k DC R DC IR (2) en la que el factor k permanece invariable durante el tiempo en el que el sensor pulsoximétrico se encuentra en la misma posición de medición y durante tiempo en el que no se producen variaciones del volumen de la sangre y de otros parámetros variables en el punto de la medición. La calibración se produce porque el factor k se determina mediante la ecuación(2)enunmomento en el que no tiene lugar ninguna perturbación o solamente unas perturbaciones muy pequeñas debidas al movimiento. A continuación se puede determinar la saturación de oxígeno SaO DC 2 durante un tiempo determinado mediante los valores DC según la ecuación SaO DC 2 =f(k DC R ) (3) DC IR En esta ecuación f es la misma función empíricamente determinada según la ecuación 1, que se utiliza para el cálculo de SaO P 2. Ha resultado ser conveniente determinar de manera continua el factor k de calibración durante la medición pulsoximétrica y utilizar en el caso de situaciones de perturbaciones el valor k determinado en último lugar para el cálculo de la SaO DC 2. En la práctica se ha demostrado que duranteunperiododetiempodeaminutos no se produce ninguna variación substancial de k, con la condición de que el sensor permanezca en la misma posición de medición y no se produzca ninguna variación rápidadelapresión sanguínea. Por consiguiente, las señales de perturbación se pueden puentear con la ayuda del procedimiento según la invención durante los períodos de tiempo 3

4 ES T3 6 de esta magnitud. Durante la supervisión de neonatos estos períodos de tiempo son generalmente suficientes, debido a que los movimientos bruscos de las manos o de los pies resultan generalmente interrumpidos por unas cortas pausas de reposo, durante las cuales se puede proceder a una nueva determinación de k. Se entiende que, en lugar de la aproximación indicada en la ecuación (2), también se pueden utilizar otras relaciones más refinadas entre Q ydc IR /DC IR en el sentido del procedimiento según la invención para la calibración, con la con- dición de que esto sea deseable para una mayor exactitud. A título de ejemplo sería adecuado para este fin un polinomio de la forma Q= n k i ( DC R ) DC i 1 siendo n 2 (4) IR i=1 Sin embargo, la calibración sería en este caso substancialmente más costosa, debido a que se tendrían que utilizar varios pares de valores de Q ydc IR /DC IR (por lo menos n) para la determinación de k 1,..., k n

5 7 ES T3 8 REIVINDICACIONES 1. Procedimiento para determinar de manera no invasiva la saturación de oxígeno en el tejido irrigado con sangre, en el que el tejido es atravesado por la luz de por lo menos dos diferentes longitudes de onda y se miden los componentes DC y AC de la luz saliente, caracterizado porque durante un primer intervalo de tiempo se determina de los componentes DC y AC de la luz saliente por lo menos un factor k, k 1 ak n de calibración y durante un segundo intervalo de tiempo se calcula de manera continua con los componentes DC de la luz saliente y con el factor o los factores k, k 1 ak n de calibración que se han determinado, la saturación de oxígeno en el tejido. 2. Procedimiento según la reivindicación 1, caracterizado porque el factor o los factores k, k 1 ak n de calibración se determinan durante un intervalo de tiempo durante el cual no hay ninguna perturbación o solamente unas reducidas perturbaciones debidas al movimiento. 3. Procedimiento según la reivindicación 1 ó 2, caracterizado porque se repite periódicamente la determinación del factor o de los factores k, k 1 ak n de calibración. 4. Procedimiento según una de las reivindicaciones 1 a 3, caracterizado porque la determinación del factor o de los factores k, k 1 ak n de calibración se repite cada segundos hasta cada minutos.. Procedimiento según una de las reivindicaciones 1 a 4, caracterizado porque la saturación SaO 2 DC de oxígeno se calcula mediante la ecuación SaO 2 DC =f(k DC L1 DC L2 ), en la que DC L1 y DC L2 son los componentes DC de la luz saliente de las dos longitudes de onda utilizadas y f es una función determinada de manera empírica que para un dispositivo de medición dado es independiente del punto de medición y del paciente. 6. Procedimiento según la reivindicación, caracterizado porque el factor k de calibración se determina con la ayuda de la ecuación k DC L1 DC = AC L1 L2 DC : AC L2 L2 DC,enlaqueAC L1 yac L2 L2 son los componentes AC de la luz saliente de las dos longitudes de onda utilizadas. 7. Procedimiento según una de las reivindicaciones 1 a 4, caracterizado porque la saturación SaO DC 2 de oxígeno se calcula con la ecuación SaO DC 2 =f( n k i ( DC L1 DC ) i 1 ) siendo n 2, en la i=1 L2 que DC L1 ydc L2 son los componentes DC de la luz saliente de las dos longitudes de ondas utilizadas y F es una función determinada de manera empírica que para un dispositivo de medición dado es independiente del punto de medición y del paciente. 8. Procedimiento según la reivindicación 7, caracterizado porque los factores k 1 a k n de calibración se determinan con la ayuda de la n ecuación, k i ( DC L1 ) DC i 1 = AC L1 : i=1 L2 DC AC L2, en la L1 DC L2 que AC L1 yac L2 son los componentes de la luz saliente de las dos longitudes de onda utilizadas. 9. Procedimiento según una de las reivindicaciones 1 a 8, caracterizado porque se utiliza luz roja e infrarroja NOTA INFORMATIVA: Conforme a la reserva del art del Convenio de Patentes Europeas (CPE) y a la Disposición Transitoria del RD 2424/1986, de de octubre, relativo a la aplicación del Convenio de Patente Europea, las patentes europeas que designen a España y solicitadas antes del , no producirán ningún efecto en España en la medida en que confieran protección a productos químicos y farmacéuticos como tales. Esta información no prejuzga que la patente esté o no incluída en la mencionada reserva.

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