L'invention concerne un dispositif adapté à l'étude dynamique ou la modification de la composition du liquide intercellulaire par analyse simultanée et en un même site de la composition du liquide extra cellulaire, à l'aide d'une mesure du type et de la concentration des molécules échangées par microdialyse du liquide interstitiel, et de la nature du régime circulant, à l'aide d'une mesure de la perfusion tissulaire. L'invention concerne également un dispositif de mesure du débit de perfusion ainsi qu'un dispositif d'analyse de la composition du liquide interstitiel.

La connaissance et la modification de la composition du liquide interstitiel, lieu d'échange entre les cellules et entre la cellule et le système sanguin, résulte du dosage biologique des composés présents dans le liquide extra cellulaire recueilli in vivo par microdialyse. Cette composition est fortement influencée par l'intensité des échanges liquides extra vasculaires qui dépend de l'importance du débit de perfusion tissulaire. La microdialyse est une méthode d'ultrafiltration du liquide interstitiel à travers une membrane d'échange perméable, placée entre le liquide extra cellulaire et un liquide de composition connue. Cependant, la connaissance de la modification de la composition du liquide interstitiel ne peut être vraiment efficace que si des données de débit de perfusion cellulaire sont disponibles. Avec le dispositif de la présente invention, la combinaison de la microdialyse et de la mesure du débit tissulaire sur un même site peut être utilisée pour la détermination et l'interprétation de la concentration des composés intercellulaires étudiés.

La technique de clairance de l'hydrogène permet la mesure du débit de la perfusion cellulaire et fait l'objet de recherches médicales soutenues dans le but d'en améliorer suffisamment le concept pour en

permettre une utilisation plus étendue. En raison du caractère peu traumatique, de la simplicité de l'implantation et de l'explantation de la sonde qu'elle met en oeuvre, d'une part, et en raison de son caractère non contaminant qui permet un nombre illimité de mesures, d'autre part, cette technique constitue un outil médical privilégié.

L'hydrogène est un gaz habituellement absent de l'organisme. Trois modes d'administration de l'hydrogène sont possibles. La très faible énergie d'inflammation minimale du gaz hydrogène rend inconcevable l'usage de l'inhalation d'un mélange d'hydrogène en clinique humaine, mais reste utilisable en expérimental. L'importance du volume total qui résultent d'injections intraveineuses répétées est de nature à perturber l'équilibre hémodynamique du patient et rend inconcevable l'usage de cette technique en clinique humaine et en expérimental chez le petit animal. II a été démontré qu'il est possible de générer l'hydrogène localement par l'oxydoréduction de l'eau contenue dans les tissus. Cette méthode a été expérimentée par Stossek (Stossek, 1971 ). La méthode décrite par Stossek met en oeuvre d'une part, un amplificateur courant- tension des mesures et d'autre part, un générateur de courant. Entièrement indépendant, chacun de ces modules fonctionne en parallèle à partir d'un couple d'électrodes différent.

La microdialyse a été appliquée avec succès à l'étude de la cinétique de libération de différents neurotransmetteurs dans différentes régions du cerveau, dans l'élude du métabolisme du tissu adipeux au repos comme à l'effort, ainsi que dans le domaine de l'ischémie cérébrale chez l'homme.

Le liquide de perfusion, de composition hydro-électrolytique connue, voisine de celle du liquide interstitiel étudié, perfuse la sonde à une vitesse constante. Il perfuse une membrane de dialyse, préalablement introduite dans le tissu considéré. Les substances présentes dans le liquide interstitiel et absentes du perfusat vont pouvoir traverser la

membrane de dialyse et venir enrichir le liquide de perfusion. A la sortie de la sonde est ainsi recueilli un liquide appelé « dialysat », susceptible d'être analysé.

Le choix de la taille des pores permet de faire varier les seuils de coupure et donc, d'obtenir un échange sélectif de molécules préalablement déterminée. Ce choix permet en outre d'éviter le passage, dans le liquide de dialysat, d'enzymes capables de dégrader les molécules étudiées. En effet, ces enzymes sont habituellement d'un poids moléculaire supérieur au seuil de coupure choisi. La dimension de la surface d'échange et la vitesse de perfusion du liquide de perfusion conditionnent le rendement de l'échange. Ce rendement peut être apprécié in vitro à l'aide de solutions de concentration connue de la substance étudiée, ou d'une solution témoin.

Les techniques de microdialyse et de clairance d'hydrogène ont été utilisées chez l'homme dans divers organes mais de façon isolée.

Le couplage des deux techniques dans une seule sonde souple, aisément implantable et utilisable chez l'homme comme chez l'animal est souhaitable. En effet, ce couplage pourrait permettre une appréciation simultanée et au même site des variations de concentration d'une substance dans le liquide interstitiel et du débit de perfusion du tissu, débit qui conditionne en partie les échanges (apport ou évacuation) entre interstitium et secteur vasculaire.

La présente invention concerne un dispositif pour l'analyse de la composition et du débit de perfusion d'un liquide interstitiel. Ce dispositif comprend une sonde couplée comprenant une gaine extérieure, une membrane d'échange, une conduite interne, du moyens de mesure du débit de perfusion du liquide interstitiel et des moyens d'introduction de la sonde in situ.

La membrane d'échange, notamment de microdialyse, est située à l'extrémité distale (patient) de la sonde couplée. Au moins une

partie de sa surface extérieure peut être mise en contact avec le liquide interstitiel in situ.

La conduite interne peut être reliée à son extrémité proximale à une source d'alimentation en liquide perfusat, notamment un liquide de dialyse. Cette conduite permet la circulation du liquide perfusat dans la sonde couplée et la mise en contact du liquide perfusat avec la surface intérieure de la membrane d'échange de façon à perfuser la membrane et ainsi permettre à certaines substances présentes dans le liquide interstitiel ou dans le liquide perfusat de traverser la membrane modifiant ainsi la composition du liquide perfusat qui peut ensuite être recueilli à titre de liquide perfusat modifié, et analysé. La conduite externe permet le recueil du liquide perfusat modifié ou liquide enrichi sans que le liquide enrichi entre en contact avec le liquide perfusat.

Particulièrement, la conduite interne est formée par un double conduit tubulaire à l'extrémité duquel la membrane d'échange est fixée.

Plus particulièrement, la conduite interne comprend en son centre un capillaire perfusat formant un circuit de recueil du liquide enrichi, le circuit d'entrée du liquide perfusat étant défini par la surface externe du capillaire perfusat et la paroi de la conduite interne. Au moins une partie des moyens de mesure de débit de perfusion du liquide interstitiel est située à l'extérieur de la conduite interne notamment à l'extrémité distale de la sonde couplée, de façon à être en contact direct avec le liquide interstitiel.

Particulièrement, des moyens de mesure du débit de perfusion du liquide interstitiel comprennent une sonde de mesure du débit de perfusion par mesure de l'élimination de l'hydrogène au site de mesure ou encore une sonde permettant la mesure de la pression partielle en oxygène dans le liquide interstitiel analysé.

La sonde de mesure du débit de perfusion par mesure de l'élimination de l'hydrogène au site de mesure peut comprendre notamment:

- un module de mesure de la clairance d'hydrogène comprenant une électrode de mesure polarisée pouvant être reliée à un amplificateur de courant d'oxydoréduction. L'électrode de mesure est située à l'extrémité distale de la sonde mixte et peut être introduite au site de mesure du débit de perfusion de façon à ce que l'hydrogène présente au site de mesure puisse entrer en contact avec l'électrode de mesure et subisse une oxydation dont le courant peut être mesuré par un amplificateur de courant ; et

- une électrode de référence pouvant être reliée au module de mesure.

Plus particulièrement, la sonde de mesure du débit de perfusion par mesure de l'élimination de l'hydrogène au site de mesure comprend également un module de genèse d'hydrogène comprenant une électrode de genèse pouvant être reliée à un générateur de courant. Cette électrode de genèse est située à l'extrémité distale de ladite sonde couplée et peut être introduite au site de mesure du débit de perfusion pour y libérer sans interruption un courant pouvant être varié de façon à être suffisant pour engendrer une réaction électrochimique générant de l'hydrogène au site de mesure du débit de perfusion. D'autres techniques de mesure du débit de perfusion tissulaires peuvent également être associées à la microdialyse afin de réaliser l'analyse conjointe et sur le même site de la composition du liquide intercellulaire et du débit tissulaire.

Parmi les techniques permettant la mesure du débit de perfusion tissulaire, on citera par exemple, les techniques de iaser-doppler et les techniques de mesure du débit par échanges thermiques.

Ainsi, un faisceau de lumière laser amené sur la zone de mesure par une fibre optique, diffuse et fait l'objet d'une absorption par le tissu étudié. Les cellules en mouvement dans cette zone, réfléchissent la lumière et en modifient la longueur d'onde (effet doppler). L'amplitude et les variations de fréquence subies par la longueur d'onde initiale, sont

proportionnelles au nombre et à la vitesse des cellules circulantes. Cette information recueillie par une fibre dite de réception peut être convertie en un signal électronique analysable permettant ainsi d'évaluer le débit tissulaire. Les mesures sont exprimées dans une unité relative proportionnelle à la perfusion tissulaire. Le facteur de proportionnalité étant spécifique du tissu étudié.

Une autre méthode possible est représentée par la mesure du tissu cellulaire par échange thermique. Le principe général réside dans la genèse d'une quantité connue de chaleur au niveau des tissus étudiés par des moyens de genèse de chaleur, par exemple par l'entremise d'une résistance placée au site de mesure et par l'étude de la dissipation de ce volume de chaleur au sein du tissu. Cette technique utilise le principe général de la dilution d'un indicateur où le devenir d'une quantité connue de l'indicateur est analysée par un capteur de proximité. Les mesures réalisées dépendent de la perfusion tissulaire et des caractéristiques du tissu étudié. Un calculateur permet de mesurer l'aire sous la courbe de thermo-diffusion par intégration relative à la ligne de base (température initiale du tissu) et d'extrapoler ainsi le débit de perfusion tissulaire. Ce type de mesure peut être réalisé de façon intermittente ou continue. Dans le cas de production locale d'hydrogène par électrolyse de l'eau présente dans le liquide interstitiel, le dispositif de l'invention peut également comprendre une interface de commutation séparant le module de genèse d'hydrogène et le module de la clairance d'hydrogène. Cette interface permet d'alterner la genèse d'hydrogène et la mesure de clairance d'hydrogène. On peut préférablement inclure un module de calcul permettant de transformer en temps réel le signal de la mesure de clairance d'hydrogène mesuré en une information numérique de débit de perfusion.

L'invention concerne également un dispositif de mesure du débit de perfusion par mesure de l'élimination de l'hydrogène au site de

mesure du débit de perfusion. Le dispositif comprend une sonde de clairance à l'hydrogène comprenant

. un module de mesure de la clairance d'hydrogène,

. une électrode de référence, ainsi que . des moyens d'introduction permettant la protection de l'extrémité distale de ladite sonde de clairance lors de son largage in situ. Ces éléments correspondent aux éléments décrits précédemment.

La sonde de clairance peut également comprendre un module de genèse d'hydrogène, une interface de commutation, ainsi qu'un module de calcul permettant de transformer en temps réel le signal de mesure de clairance d'hydrogène en une information numérique de débit de perfusion.

L'invention concerne également un dispositif pour l'analyse de la composition du liquide interstitiel, ledit dispositif incluant une sonde d'analyse comprenant :

- une gaine extérieure,

- une membrane d'échange, notamment de microdialyse, située à l'extrémité distale de la sonde d'analyse et dont au moins une partie de la surface extérieure peut être mise en contact avec le liquide interstitiel in situ ;

- une conduite interne telle que définie précédemment, ainsi que

- des moyens d'introduction permettant la protection de l'extrémité distale de la sonde d'analyse lors de son largage in situ. L'invention concerne également un procédé de mesure du débit de perfusion par mesure de l'élimination de l'hydrogène présent au site de mesure du débit de perfusion. Le procédé comprend :

- l'introduction au site de mesure d'une électrode polarisée de mesure de la clairance d'hydrogène ; - l'introduction à un site autre que le site de mesure d'une électrode de référence pouvant être reliée à l'électrode de mesure ;

- la mesure à l'électrode de mesure du courant généré par l'oxydation de l'hydrogène produit lors du contact de cet hydrogène avec l'électrode de mesure ;

- le traitement des mesures d'oxydation d'hydrogène à l'électrode de mesure par traitement numérique de façon à transformer en temps réel le signal mesuré en une information numérique du débit de perfusion.

Plus particulièrement, le traitement numérique des mesures d'oxydation d'hydrogène à l'électrode de mesure est effectué par une méthode différentielle, intégrale ou neuromimétique et l'hydrogène présent au site de mesure est généré par une électrode de genèse d'hydrogène insérée au site de mesure par l'entremise d'un courant électrique produit par l'électrode suffisant pour engendrer une réaction électrochimique produisant de l'hydrogène au site de mesure du débit de perfusion. Le couplage clairance à l'hydrogène-microdialyse, en plus de permettre une analyse locale plus fine puisque la mesure quantitative de clairance d'hydrogène est effectuée au même endroit que l'analyse qualitative du liquide interstitiel par microdialyse, permet également d'associer les points forts des deux techniques et d'améliorer l'interprétation des informations obtenues par le biais d'une appréciation simultanée des variations de concentration d'une substance dans le liquide interstitiel et du débit de perfusion du tissu, débit qui conditionne en partie les échanges (apport ou évacuation) entre interstitiel et secteur vasculaire.

Une des difficultés importantes qui a été résolue par les inventeurs dans le contexte de la présente invention se situe au niveau de la mise en oeuvre d'une interface de commutation mesure/genèse de la sonde de clairance à l'hydrogène. En effet, un rapport de l'ordre de 100 à 10 000 distingue l'amplitude du courant de mesure et celle du courant de genèse. La structure de la sonde mixte de la présente invention est le résultat d'une façon innovatrice de gérer l'utilisation des microcourants nécessaires au fonctionnement d'une sonde de clairance à l'hydrogène

tout en permettant son couplage à un système de microdialyse du liquide interstitiel.

La suite de l'exposé sera faite par référence aux figures ci- jointes, et dont les légendes suivent: - figure 1 : représentation schématique du dispositif d'analyse microdialyse-clairance à l'hydrogène de l'invention.

- figure 2A: coupe longitudinale d'une première réalisation préférentielle d'une sonde mixte de l'invention,

- figure 2B : coupe transversale à la ligne ll-A de la réalisation préférentielle illustrée à la figure 2A,

- figure 3A : coupe longitudinale d'une deuxième réalisation préférentielle d'une sonde mixte de la présente invention,

- figure 3B : coupe transversale à la ligne lll-A de la réalisation préférentielle illustrée à la figure 3A, - figure 4A : coupe longitudinale d'une troisième réalisation préférentielle d'une sonde mixte de la présente invention,

- figure 4B : coupe transversale de la ligne IV-A de la réalisation préférentielle illustrée à la figure 4A,

- figure 5: représentation schématique de l'architecture du système de mesure de la perfusion sanguine par clairance de l'hydrogène.

A en mode « genèse d'hydrogène » B en mode « mesure d'hydrogène généré »

- figures 6A, 6B : représentation schématique préférentielle de l'introducteur. Sonde mixte-clairance à rhydrogène-microdialyse

Quel que soit le domaine d'application (métabolisme cellulaire , communication intercellulaire, pharmacologie), la qualité de l'analyse des résultats concernant la composition du liquide extra cellulaire dépend de la capacité à évaluer simultanément et au même site les variations de la perfusion tissulaire, qui constitue un vecteur important de

l'apport ou de l'évacuation des substances présentes dans le liquide extra cellulaire. Le dispositif pour l'analyse de la composition et du débit de perfusion d'un liquide interstitiel incluant une sonde de mesure couplée qui fait l'objet de la présente invention répond à ce besoin. La microdialyse du liquide interstitiel est une technique permettant le recueil in vivo, en vue de leur analyse, des composés présents dans le liquide extra cellulaire. Son fonctionnement repose sur l'utilisation d'une sonde fonctionnant selon un principe de dialyse conventionnelle, semblable à celui adopté en dialyse humaine. Le liquide de perfusion, dit perfusat, est de composition hydroélectrolytique et biologique connue. Il traverse la sonde à un débit constant. Le perfusat perfuse une membrane de dialyse préalablement introduite dans le tissu considéré. La membrane de dialyse est perméable pour les deux sens d'échange. Le liquide recueilli à l'autre extrémité de la membrane, dit dialysat, est enrichi de molécules présentes dans l'interstitium mais absente du perfusat et appauvri des molécules présentes dans le perfusat mais absentes de l'interstitium. Un dosage biologique du dialysat donne sa composition. La comparaison de la composition du perfusat et de celle du dialysat renseigne sur la nature des échanges transmembranaires. Le coefficient de rendement de la sonde permet d'interpréter qualitativement ces échanges, et ainsi d'estimer la composition interstitielle.

La composition du perfusat est voisine de celle du liquide interstitiel étudié, de façon à ne pas causer de perturbation osmotique. La taille de la membrane est suffisamment réduite pour ne pas être traumatique et ne pas causer de perturbation mécanique. Le choix de la taille des pores, c'est-à-dire le seuil de coupure de la membrane, permet un échange sélectif des molécules. Le choix de membranes à faible seuil de coupure permet d'éviter le passage dans le dialysat d'enzymes capables de dégrader les molécules recueillies. Pour un type de

membrane donné, le rendement des échanges transmembranaires est fonction de la vitesse de perfusion et de la surface d'échange de la sonde. Se référant maintenant à la figure 1 , une illustration schématique d'une réalisation préférentielle du dispositif d'analyse de la composition et du débit de perfusion d'un liquide interstitiel de la présente invention, représenté de façon générale par la référence numérique 300 comprend une sonde couplée 310 dont diverses réalisations préférentielles seront décrites en détail plus loin. La sonde couplée 310 est reliée par l'entremise d'un conduit 321 à un dispositif d'analyse du débit de perfusion 320 comprenant une interface de communication 322, un générateur de courant 324, un amplificateur de courant 326 ainsi qu'un module de calcul du débit de perfusion en temps réel 328.

Le dispositif 300 comprend également un conduit de perfusion 312 reliant la sonde couplée 310 à un système de perfusion 314 par l'entremise d'un système de connexion qui peut être de type LUER

LOCK. Le dispositif 300 comprend également un conduit 330 pouvant relier la sonde couplée 310 soit à un système de recueil réfrigéré 332 ou à un système de dosage biologique 334, les éléments de recueil et de dosage ainsi que le système de perfusion 314 ne faisant pas obligatoirement partie du dispositif 300. Il en va de même pour le dispositif de mesure du débit de perfusion du liquide interstitiel 320 qui peut être rattaché ultérieurement au dispositif 300.

Une des particularités importantes du dispositif d'analyse de la composition et du débit de perfusion d'un liquide interstitiel réside dans les aménagements structuraux effectués de façon à réduire l'encombrement de ce dispositif ou sonde mixte au maximum. Ces aménagements structuraux des divers éléments du dispositif de l'invention, notamment le rassemblage de façon concentrique, permettent de minimiser le traumatisme causé par l'implantation in situ d'une sonde. Par exemple, l'analyse de la composition d'un liquide interstitiel par microdialyse ne peut fonctionner efficacement que si le

traumatisme causé au site d'analyse par l'implantation d'une sonde est minimal. Or, la simple juxtaposition d'une sonde de microdialyse et d'une sonde permettant d'analyser le débit de perfusion du liquide interstitiel est traumatique. Les inventeurs ont permis d'éliminer ce traumatisme en mettant au point une sonde mixte de taille très réduite résultant d'aménagements structuraux particuliers.

Afin de s'assurer que la sonde mixte de l'invention fonctionne efficacement sans qu'il y ait d'effet néfaste résultant de la combinaison d'une sonde de microdialyse et de moyens de mesure du débit de perfusion, un certain nombre de paramètres doivent être observés. Dans la situation où les moyens de mesure du débit de perfusion du liquide interstitiel comprennent une sonde de mesure du débit de perfusion par genèse d'hydrogène et mesure de l'élimination de l'hydrogène généré au site de mesure, il est observé que la génération d'hydrogène dans le flux de microdialyse semble poser certains problèmes. De plus, il est important que la genèse d'hydrogène et la mesure de l'oxydation de l'hydrogène généré ne soient pas effectuées en même temps. L'extrême proximité des électrodes de genèse et de mesure produit des phénomènes d'interférence des courants qui semblent modifier les résultats. En revanche, il semble nécessaire d'éviter les coupures complètes de courant lors de la mesure du débit de perfusion. On peut maintenir un courant faible à l'électrode de genèse sans que ce dernier nuise de façon considérable à la mesure du courant généré par l'oxydation de l'hydrogène produit. De plus, il semble difficile de prévoir l'enrichissement en hydrogène du liquide de microdialyse.

Les caractéristiques de la sonde couplée de l'invention sont déterminées en fonction de l'utilisation envisagée. En effet, la sonde peut être utilisée dans des modes d'application variés tels que les implantations : • percutanées (graisse, cerveau),

•endoscopiques (tube digestif)

• endomusculaires,

• abord direct de l'organe (coeur, thorax ouvert)

ou encore pour le suivi physiologique ou pharmacologique de l'administration de substances in situ. Trois réalisations préférentielles de la sonde couplée de l'invention sont décrites ci-dessous et quelques variations possibles des caractéristiques structurelles principales sont également énoncées.

Se référant maintenant à la figure 2A, la sonde couplée, illustrée de façon générale par la référence numérique 100, comprend une gaine extérieure 110, une électrode de mesure de clairance de l'hydrogène 120, une électrode de genèse d'hydrogène 130, un film isolant 140, un tube dialysat 150, une membrane de microdialyse 160, un capillaire perfusat 170 ainsi qu'un bouchon 180. La gaine extérieure 110 est utilisée pour protéger les fils métalliques de connexion (non illustrés) aux électrodes de mesure de clairance d'hydrogène 120 et de genèse d'hydrogène 130. La gaine extérieure 110 protège également le conduit de recueil du dialysat (non illustré) et assure la connexion au système d'injection et l'acheminement du perfuseur (non illustré).

L'électrode de mesure de clairance de l'hydrogène 120 comprend une électrode de platine 122 partiellement recouverte d'une gaine de Téflon 124. La gaine de Téflon 124 sépare l'électrode de platine 122 de la gaine extérieure 110 et du tube dialysat 150. En ce qui concerne l'électrode de genèse d'hydrogène 130, sa structure est semblable à celle de l'électrode de clairance de l'hydrogène 120. En effet, l'électrode de genèse d'hydrogène 130 comprend une électrode de platine 132 partiellement recouverte d'une gaine de Téflon 134. La portion des électrodes 122 et 132 non recouverte d'une gaine de Téflon 124 ou 134 est en contact direct avec le liquide interstitiel lorsque la sonde mixte 100 est implantée chez un patient.

Pré-traitement des électrodes de mesure et de genèse

Dans un mode de réalisation préférentielle de l'invention, il semble que de meilleurs résultats soient obtenus lorsque l'électrode de platine subit une platinisation additionnelle avant d'être utilisée en genèse ou en mesure d'hydrogène, par exemple par l'entremise du dépôt d'oxyde de platine par électrolyse. Par exemple, l'extrémité distale d'un fil de platine téfloné est dénudée, constituant la partie active de l'électrode. Les traces de corps gras sont éliminées par passage dans de la potasse alcoolique. Afin d'améliorer la sensibilité, le temps de réponse et la stabilité de l'électrode, celle-ci est platinisée par électrolyse dans une solution d'acide hexachloroplati nique à 5% pendant un temps d'exposition de 1 minute sous un courant de 5mA. L'électrode est ensuite lavée puis stabilisée par électrolyse dans une solution d'acide sulfurique 0,5 M et saturée d'hydrogène pendant 3 minutes. L'électrode est conservée à l'abri de toutes salissures.

Pré-traitement de l'électrode de référence

Dans un autre mode de réalisation préférentielle de l'invention, les inventeurs ont constaté qu'un pré-traitement d'une électrode de référence de type Ag-AgCI (non illustrée) permettait d'obtenir des résultats plus précis lors de l'utilisation de la sonde de, sonde de mesure du débit de perfusion par clairance à l'hydrogène de l'invention, notamment, il semble souhaitable de recouvrir l'électrode d'un dépôt d'halogénure d'argent, par exemple de chlorure d'argent par l'entremise de procédés d'électrolyse. Par exemple, l'extrémité distale d'un fil d'argent téfloné est dénudée, constituant la partie active de l'électrode. Les traces de corps gras sont éliminées par passage dans de la potasse alcoolique.

L'électrode est recouverte d'un dépôt de chlorure d'argent par électrolyse lente dans une solution d'acide chlorhydrique 0,5 M sous une tension qui varie linéairement et continûment, d'abord de 0 à 30 volts en 15 secondes

puis de 30 à 9 volts en 15 secondes. Ce dépôt est stabilisé par électrolyse rapide dans la même solution d'acide chlorhydrique 0,5 M que précédemment sous une tension qui varie linéairement et continûment, d'abord de 0 à 15 volts en 7,5 secondes puis de 15 à 0 vol t en 7,5 secondes. L'électrode est ensuite lavée puis conservée à l'abri de toutes salissures.

La membrane de microdialyse 160 est située à l'extrémité patient de la sonde 100. Une portion de la surface extérieure 162 de la membrane de microdialyse 160 est exposée de façon à pouvoir être mise en contact avec le liquide interstitiel d'un patient. La taille de cette portion de surface extérieure 162 au travers laquelle s'effectue l'échange (dialyse) est déterminée en fonction de l'organe étudié et de la concentration attendue de la substance recherchée (le rendement d'échange étant conditionné par la surface). La matière de la membrane de microdialyse 160 est également à prendre en considération. Elle doit être biocompatible, posséder des pores de taille suffisante pour laisser passer la substance étudiée et ne pas interagir avec la substance étudiée. L'extrémité patient de la membrane de microdialyse 160 est fermée par un bouchon 180.

La partie centrale de la sonde mixte 100 comprend un conduit d'entrée 190 du liquide de microdialyse défini par la paroi interne 152 du tube dialysat 150 et la paroi interne 164 de la membrane de microdialyse 160 d'une part et la paroi extérieure 172 du capillaire perfusat 170 d'autre part. Un circuit de recueil 194 du liquide de dialyse est délimité par la paroi intérieure 174 du capillaire perfusat 170. Le film isolant 140 sépare les électrodes de mesure de clairance d'hydrogène 120 et de genèse d'hydrogène 130 du tube dialysat 150.

Tel qu'illustré à la figure 2B, les divers éléments constituant la sonde mixte 100 sont disposés de façon concentrique de façon à former un ensemble aisément implantable.

Se référant maintenant à la figure 3A, un autre mode de réalisation préférentielle de la sonde mixte de l'invention, illustré de façon générale par la référence numérique 200, est présenté. Dans ce mode de réalisation préférentiel, l'architecture de la sonde mixte 210 est semblable à l'architecture de la sonde mixte 100 illustrée à la figure 2A à l'exception du fait que le tube dialysat 150 illustré à la figure 2A a été éliminé. Dans la sonde mixte 200 illustrée à la figure 3A, le conduit d'entrée 190 du liquide de dialyse est formé par les gaines de Téflon 124 et 134 des électrodes de mesure de clairance de l'hydrogène 120 et 130 et la paroi interne 164 de la membrane de microdialyse 160 d'une part et la paroi extérieure 172 de capillaire perfusat 170 d'autre part. On obtient donc une sonde mixte 200 de taille réduite et dont l'implantation in vivo est plus aisée. Tel qu'illustré à la figure 3B, les éléments de la sonde mixte 200 sont également disposés de façon concentrique. Se référant maintenant à la figure 4A, une autre réalisation préférentielle de taille encore plus réduite de la sonde mixte de l'invention, illustrée de façon générale par la référence numérique 300 est présentée. Ici, le conduit d'entrée 190 du liquide de dialyse est défini par la surface interne 112 de l'enveloppe de protection 1 10 et la paroi interne 164 de la membrane de microdialyse 160 d'une part et la paroi extérieure 172 du capillaire dialysat 170 d'autre part. Les électrodes de mesure de clairance de l'hydrogène 120 et de genèse d'hydrogène 130 ont été placées à l'intérieur du conduit d'entrée 190. Les électrodes de platine 122 et 132 sont protégées à l'intérieur du conduit d'entrée 190 par les gaines de Téflon 124 et 134. Les électrodes de platine 122 et 132 ne sont découvertes qu'à leur extrémité patient qui se situe à l'extérieur du conduit d'entrée 190. Un bouchon 180 est situé à l'extrémité patient de la sonde mixte 300. Tel que démontré à la figure 4B, les divers éléments de la sonde mixte 220 sont de nouveau disposés de façon concentrique. Tel qu'il a été illustré précédemment, la portion centrale de la sonde mixte de l'invention comprenant la membrane de dialyse et les

électrodes de mesure et de genèse peut faire l'objet de plusieurs modifications liées au domaine d'application de la technique et au principe d'installation clinique de la sonde sans toutefois s'éloigner du concept initial de l'invention. A cet égard, différentes configurations sont possibles selon l'utilisation attendue de la sonde. De façon générale, ces configurations peuvent être classées selon deux catégories. Premièrement, il est possible de modifier la portion centrale de la sonde en incorporant dans une chambre accessoire toute partie de la sonde, plus particulièrement les électrodes de mesure de clairance de l'hydrogène et de genèse d'hydrogène, utilisées pour déterminer le débit sanguin tissulaire. Deuxièmement, la structure même de la sonde peut être modifiée dépendant des conditions finales d'implantation et d'utilisation, par exemple s'il s'agit d'un cathéter endoscopique ou endovasculaire ou encore d'un système d'implantation intratissulaire. Le fonctionnement de la sonde mixte de l'invention sera maintenant décrit en se référant au mode de réalisation préférentielle illustré à la figure 2A. Se référant à la figure 2A, une fois la sonde 100 implantée au site tissulaire à analyser (l'électrode de référence peut être implantée en sous-cutané), un liquide de perfusion vierge est introduit dans le conduit d'entrée 190 de façon à circuler dans la direction indiquée par la flèche 196. Le liquide de perfusion vierge entre donc en contact avec la surface intérieure 164 de la membrane de microdialyse 160 ce qui aura pour effet de perfuser la membrane de microdialyse 160 et de permettre à certaines substances présentes dans le liquide interstitiel ou dans le liquide de perfusion de traverser la membrane de microdialyse 160 et d'enrichir soit le liquide de perfusion, soit le liquide interstitiel. Le liquide de perfusion peut posséder une composition proche de la composition du liquide intercellulaire. Il s'agit par exemple d'un liquide de type Ringer susceptible d'être enrichi en diverses substances telles des protéines ou des anti-oxydants.

Le système d'injection du liquide de perfusion vierge est un pousse-seringue disponible sur le marché de la clinique (non illustré). Il doit être capable d'injecter à de très faibles débits, preferablement des débits de l'ordre de quelques μl/min. La seringue et le prolongateur de perfusion qui lui est adjoint font également partie de l'équipement clinique traditionnel. Dans le cas d'une implantation chirurgicale, le prolongateur est choisi de façon à être suffisamment long pour maintenir le système d'injection hors du champ opératoire.

Se référant de nouveau à la figure 2A, après que le liquide de perfusion ait été enrichi de substances présentes dans le liquide interstitiel suite à son contact avec la membrane de microdialyse 160, il est ensuite acheminé vers l'extérieur de la sonde 100 par l'entremise du conduit de recueil 194 tel qu'illustré par la flèche 198. Le liquide de perfusion enrichi sortant de la sonde 100 est ensuite recueilli à titre de dialysat et analysé. Lors de la perfusion de la membrane de microdialyse 160, les électrodes de mesure de clairance d'hydrogène 120 et de genèse d'hydrogène 130 sont alternativement mises en fonction tel que décrit précédemment de façon à enregistrer simultanément le débit sanguin tissulaire. Ceci permet une appréciation simultanée des variations de concentration d'une substance dans le liquide interstitiel et du débit de perfusion du tissu.

Il convient de noter que des modifications additionnelles de la structure et de la sonde de l'invention ainsi que diverses applications peuvent être envisagées par l'homme de métier. Par exemple, les électrodes de mesure de clairance de l'hydrogène et de genèse d'hydrogène peuvent être utilisées à des fins de dosage biologique. On peut également envisager l'utilisation d'un gaz autre que l'hydrogène pour effectuer la mesure du débit sanguin tissulaire. Il peut s'agir d'un gaz généré localement qui nécessite l'utilisation d'électrodes différentes ou encore d'un gaz généré par inhalation auquel cas il peut être suffisant de n'utiliser qu'une électrode de mesure du gaz inhalé ou injecté. On peut

également envisager l'utilisation de la sonde mixte de l'invention pour la soustraction de liquides interstitiels ou encore de coupler les éléments de la sonde utilisée pour la microdialyse à une sonde optique pour la mesure du débit. On peut également envisager le couplage de la sonde à des systèmes d'évaluation constante de substances présentes dans le liquide interstitiel ou encore à des systèmes de dosage en ligne de ces diverses substances. Toutes ces modifications seront aisément apparentes à la personne versée dans l'art.

Description de l'introducteur

Lors de la mise en place de la sonde, l'extrémité distale

(active) de la sonde est insérée dans un introducteur qui la protège et permet son largage in situ. L'introducteur est ensuite retiré de façon à dégager la membrane d'échange. Se référant aux figures 6A et 6B, l'introducteur 400 est constitué :

- d'un corps tubulaire en plastique souple qui peut être réalisé soit d'une pièce 402 soit de l'assemblage collé d'un tube 404, et d'un jonc 406 ; et

- d'une aiguille biseautée en acier inoxydable 408 et collée au corps tubulaire 402. L'utilisation d'un introducteur est importante étant donné le diamètre très réduit des sondes de l'invention. L'introducteur permet dans certains cas d'éviter une incision traumatique au lieu d'implantation de la sonde sans que cette dernière soit pour autant endommagée lors de son introduction.

Dispositif de mesure du débit de perfusion titulaire

L'invention concerne également une sonde permettant d'estimer directement le débit de perfusion tissulaire par mesure de la vitesse d'élimination d'un gaz, tel que l'hydrogène, des tissus.

La mesure de la perfusion tissulaire par la technique de clairance de l'hydrogène est basée sur le calcul de la cinétique d'élimination de l'hydrogène dans les tissus. Ce calcul est appliqué sur des mesures successives de la concentration de l'hydrogène contenu dans les tissus.

La méthode préférentielle choisie par les inventeurs pour estimer le débit sanguin tissulaire consiste à générer localement de l'hydrogène par oxydoréduction de l'eau contenue dans les tissus. De façon alternée, une saturation locale d'hydrogène est obtenue par hydrolyse de l'eau contenue dans les tissus puis la concentration tissulaire de l'hydrogène au décours du temps de désaturation est mesurée à l'aide d'une méthode d'oxydoréduction anodique. L'utilisation d'une méthode originale de calcul en temps réel permet une estimation immédiate de la perfusion tissulaire. L'hydrogène est un gaz inerte, c'est-à-dire non métabolisé par l'organisme. Le seul vecteur d'élimination de ce gaz, lorsqu'il est présent dans un tissu, est donc le débit sanguin qui perfuse ce tissu. La cinétique de désaturation du gaz dans les tissus est donc proportionnelle au débit sanguin tissulaire. Il a été démontré que le rapport de proportionnalité dit coefficient de partage sang-tissu est unitaire. Par conséquent, le débit sanguin tissulaire est égal à la cinétique de désaturation de l'hydrogène.

Au contact d'une anode en platine, polarisée positivement par rapport à une électrode de référence, par exemple une électrode de référence en argent, l'hydrogène subit une oxydation électrochimique dont le courant est proportionnel à la concentration en hydrogène au voisinage de l'anode. Si le circuit de mesure possède une faible impédance, l'expression du courant d'oxydation mesuré est proportionnel à son expression physique. Ce coefficient de proportionnalité est le gain de la chaîne d'acquisition. La présence d'un courant résiduel qui serait dû aux protéines se fixant sur la sonde a été montré. Par conséquent, le courant

d'oxydoréduction de l'hydrogène est une fonction affine de sa concentration. Il en résulte donc que la valeur du débit sanguin tissulaire peut être calculée à partir du signal de mesure du courant d'oxydoréduction de l'hydrogène tissulaire au cours du temps. Ce courant est habituellement de quelques dizaines de nano ampères.

Une des caractéristiques importantes du dispositif de mesure de clairance à l'hydrogène de la présente invention est le fait que la sonde de clairance peut utiliser la même électrode de référence alternativement pour la genèse puis pour la mesure du gaz permettant de déterminer le débit sanguin. Ce système permet de générer localement l'hydrogène à l'endroit même où elle sera mesurée, à l'aide d'une simple sonde à l'encombrement réduit. L'utilisation d'une interface de commutation qui sera décrite de façon détaillée plus loin, permet à la fois de protéger le module de mesure contre un courant de surcharge, sans casser (électroniquement) la boucle de mesure tissu:anode:mesure:référence:tissu et de suspendre la genèse sans casser la boucle tissu:anode:genèse:référence:tissu.

Se référant maintenant à la figure 5A, le dispositif de clairance à l'hydrogène de l'invention, représenté de façon générale par la référence numérique 10 inclut une sonde de clairance qui comprend une électrode de genèse d'hydrogène 20 et une électrode de mesure de clairance de l'hydrogène 22 indépendamment reliées à une interface de commutation 30. Le dispositif 10 peut comprendre également un générateur de courant d'hydrolyse 32 ainsi qu'un amplificateur de courant d'oxydoréduction 34 relié d'une part à l'interface de communication 30 et d'autre part à une électrode de référence 26.

L'électrode de genèse d'hydrogène 20 est avantageusement constituée de platine. L'électrode de mesure de clairance de l'hydrogène 22 est pour sa part une électrode de platine polarisée. Quant à l'électrode de référence 36, il s'agit normalement d'une électrode du type Ag-AgCI.

Le générateur de courant d'hydrolyse 32 est avantageusement un générateur de courant constant. L'architecture électronique du générateur de courant utilisé dans le contexte de l'invention a été développée à partir de la note d'application illustrée dans le catalogue « Analog device » sous la référence LM 369. La modification apportée à ce schéma du constructeur est la suivante : le générateur de tension des références conseillé a été remplacé par un composant de précision référencé LM336. Le générateur de courant d'hydrolyse 32 permet donc de générer des courants pouvant varier entre 10 et .300 μA. L'amplificateur de courant d'oxydoréduction 34 met en oeuvre un convertisseur microcourant: tension. L'architecture électronique de l'amplificateur de courant d'oxydoréduction 34 a été développée à partir de la note d'application illustrée dans le catalogue « Analog device » sous la référence AD515. Les trois modifications apportées à ce schéma constructeur sont les suivantes : l'amplificateur opérationnel conseillé a été remplacé par un composant de précision (AD549 JH), la tension de polarisation est ajustable par l'intermédiaire d'un potentiomètre et le gain d'amplification peut être sélectionné dans une gamme prédéfinie de 1 millivolt pour 1 , 2, 3 ou 4 nanoampères. Le rôle de l'interface de commutation 30 est d'éviter les effets transitoires engendrés par le passage genèse → mesure ou mesure → genèse.

L'électrode de genèse 20 et l'électrode de référence 26 sont en permanence connectées au générateur de courant 32. Ceci permet d'éviter les transitoires de connexion et de déconnexion.

Le générateur de courant 32 est en permanence actif au courant nominal. Ceci permet d'éviter les transitoires de mise sous et hors tension.

En l'état de mesure, l'interface de communication rend inopérant le générateur de courant 32 en court-circuitant ses bornes à travers le drain et la source d'un transistor à effet de champs dont la grille

est polarisée. Le passage de l'état de mesure à l'état de genèse (respectivement genèse → mesure) résulte de l'ouverture (respectivement fermeture) pilotée de ce court-circuit. Ceci permet d'éviter les transitoires de commutation. Tel que mentionné précédemment, l'interface de commutation

30 permet d'alterner la genèse d'hydrogène et la mesure de clairance d'hydrogène en alternant la formation de la boucle électrode de mesure: détecteur de courant: électrode de référence et la formation de la boucle électrode de genèse:générateur de courant: électrode de référence, ce qui permet l'utilisation d'une seule électrode de référence.

Lors de l'utilisation du dispositif 10, les électrodes de genèse 20 et de mesure 22 de la sonde de clairance sont implantées dans le tissu analysé alors que l'électrode de référence 36 est implanté à un autre site du même tissu. Un courant pouvant varier entre 1 μA et 100 μA est ensuite appliqué à l'électrode de genèse 20 par l'entremise du générateur de courant 32, ce qui a pour effet de générer localement de l'hydrogène par oxydoréduction de l'eau contenue dans le tissu analysé. L'hydrogène généré est acheminé, par l'entremise du débit sanguin tissulaire, jusqu'à l'électrode de mesure 22 où il subit une oxydation dont le courant est mesuré par l'amplificateur de courant 34.

La genèse et la mesure de l'hydrogène sont effectuées alternativement par l'entremise de l'interface de communication 30 qui relie momentanément soit l'électrode de genèse 20, soit l'électrode de mesure 22 à l'électrode de référence 36. Le courant d'oxydation de l'hydrogène à l'électrode de mesure 22 et détecté par l'amplificateur de courant 34 est ensuite numérisé, calculé et affiché de façon à : omettre à l'utilisateur de la sonde 10 d'obtenir une mesure directe du déb sanguin tissulaire au site d'implantation des électrodes de genèse 20 et de mesure 22. L'état « genèse » du dispositif de l'invention est illustré à la figure 5A et l'état mesure est illustré à la figure 5B, la flèche représentant le parcours du

courant. Une description des modules de numérisation et de calcul est présentée ci-dessous.

Module de numérisation Ce module de quantification permet de digitaliser le signal selon une résolution (16 bit) et à une fréquence donnée (1 mesure par seconde). Ce module permet la conversion synchrone de une à seize voies. Ce module est commercialisé par plusieurs constructions (ex. NATIONAL INSTRUMENTS). Ce module est facultatif dans le cas d'un traitement analogique du signal. Ce module permet le conditionnement des mesures, de façon à les rendre compatibles avec un mode de calcul digital.

Module de calcul Le modèle reconnu de calcul de la clairance de l'hydrogène est : y = A.(e ^{'F ,} + B) où y est le signal, A le gain d'amplification et B le courant résiduel, t la variable temps et F le débit sanguin tissulaire recherché.

Nous avons mis au point au laboratoire trois méthodes nouvelles de calcul en temps réel, alors que toutes les méthodes classiques d'évaluation sont temps différé.

La méthode différentielle

La méthode différentielle peut s'appliquer aussi bien sur le signal analogique que digital. Cette méthode consiste à déterminer le débit

F par calcul du rapport des dérivés première et seconde du signal.

La méthode intégrale

La méthode intégrale peut s'appliquer aussi bien sur le signal analogique que sur le signal digitalisé. La méthode intégrale détermine le

débit F à partir du rapport de l'intégrale du signal évalué sur trois fenêtres consécutives de même largeur T dans le temps.

La méthode neuro-mimétique

La méthode d'identification par réseau neuro-mimétique ne peut s'appliquer que sur le signal digitalisé. Cette méthode consiste à déterminer la valeur numérique du débit F par une succession de sommes pondérées de la valeur du signal à des instants donnés dans le temps. Chacune des pondérations est calculée a priori par apprentissage à l'aide d'un algorithme de rétropropagation du gradien de l'erreur, par exemple.