BR112013020675B1 - Dispositivos e método para avaliação de hemostasia - Google Patents
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Abstract
DISPOSITIVOS, SISTEMAS E MÉTODOS PARA AVALIAÇÃO DE HEMOSTASIA. A presente invenção refere-se a dispositivos, sistemas e métodos para a avaliação de hemostasia. São também fornecidos conjuntos de focalização de som.
Description
[001] O presente pedido reivindica o benefício do pedido provisional US 61/443.088, depositado em 15 de fevereiro de 2011, que é incorporado a título de referência aqui na íntegra.
[002] O presente pedido se refere a dispositivos, sistemas e mé todos para avaliar hemostasia em um sujeito por análise de uma amostra de teste do sujeito para determinar um ou mais índices de hemostasia.
[003] Hemostasia, o controle fisiológico de hemorragia, é um processo complexo que incorpora a vasculatura, plaquetas, fatores de coagulação (FI-FXIII), proteínas fibrinolíticas, e inibidores de coagulação. A interrupção de hemostasia desempenha um papel central no início de infarto de miocárdio, derrame, embolia pulmonar, trombose de veia profunda e hemorragia excessiva. Consequentemente, diagnósticos in vitro (IVD) são criticamente necessários para quantificar disfunção hemostática e tratamento apropriado direto. Esta necessidade é particularmente aguda durante cirurgias cardíacas que exigem bypass cardiopulmonar (CPB), onde hemorragia pós-cirúrgica é uma complicação comum que requer transfusão de produtos de sangue.
[004] IVDs existentes incluem ensaios bioquímicos de ponto final, ensaios de agregação de plaqueta, e sistemas de medição vis- coelástico de coágulo. Ensaios bioquímicos de ponto final como o tempo de protrombina (PT) e o tempo de tromboplastina parcial (PTT) são amplamente utilizados para avaliar a coagulação. Entretanto, esses testes medem somente uma parte do processo hemos- tático e operam sob condições não fisiológicas incorporando somente a função de plasma. Como resultado dessas limitações, as complicações como hemorragia pós-operativa frequentemente ocorrem apesar de medições PT e PTT perioperativas normais.
[005] O tempo de coagulação ativado (ACT) é um ensaio de ponto final que é mais frequentemente aplicado em suporte de CPB. Esse ensaio aplica iniciação forte da via de ativação superficial (intrínseca) para quantificar heparinização. As limitações do ACT incluem sua desconsideração em relação à função de plaqueta, lise, e cinética de coagulação juntamente com o uso de alíquotas grandes de sangue total (WB) (genericamente 2 mL) e partes mecânicas móveis. Por esses motivos, o ACT é utilizado para avaliação rápida de heparinização e inversão de protamina associada com utilidade limitada para aplicações adicionais.
[006] Plaquetas desempenham um papel crucial no avanço de co agulação e suprimem hemorragia arterial. Além disso, a teoria de hemostasia baseada em célula, moderna, reconhece que as plaquetas desempenham um papel de modulação em coagulação. A função de plaqueta é monitorada clinicamente através tanto de ensaios de laboratório central como testes de ponto de tratamento (POC), que utilizam WB anticoagulado. As duas abordagens são limitadas em que utilizam agregação de plaqueta como um proxy para função geral de plaqueta. Além disso, coagulação incapacitante, esses métodos negligenciam a interação entre plaquetas e a cascata de coagulação.
[007] As técnicas que monitoram as propriedades viscoelásticas de WB, como tromboelastografia (TEG) e tromboelastometro rotacio- nal (ROTEM), evitam muitas das limitações de ensaios bioquímicos de ponto final e ensaios de agregação de plaquetas por medir os efeitos combinados de todos os componentes de hemostasia. TEG tem sido mostrado como diagnosticando hiperfibrinólise em pacientes com he- morragia, indicam exigências de transfusão melhor do que ensaios bi-oquímicos padrão, e reduzem exigências de transfusão durante CPB quando utilizados com algoritmos de transfusão. Embora esses testes ofereçam informações clínicas valiosas, os dispositivos são tipicamente complexos de operar e difíceis de interpretar. Além disso, a TEG aplica deformações de cisalhamento relativamente grandes, que transgridem o regime viscoelástico não linear, desse modo interrompendo a formação de coágulos. Por esses motivos, a TEG vê utilidade muito limitada como um teste POC.
[008] São fornecidos dispositivos, sistemas e métodos para ava liação de hemostasia. Por exemplo, são fornecidos dispositivos sono- rheométricos para avaliação de hemostasia em um sujeito por avaliação in vitro de uma amostra de teste do sujeito. Um dispositivo de exemplo compreende um cartucho tendo uma pluralidade de câmaras de teste cada uma configurada para receber uma amostra de teste de sangue a partir do sujeito. Cada câmara de teste compreende um reagente ou combinação de reagentes.
[009] Uma primeira câmara da pluralidade compreende um pri meiro reagente ou uma combinação de reagentes que interagem com a amostra de teste de sangue recebido na mesma. Uma segunda câmara da pluralidade compreende um segundo reagente ou combinação de reagentes que interagem com a amostra de teste de sangue recebido na mesma. A primeira e a segunda câmaras são configuradas para serem interrogadas com som para determinar um parâmetro hemostático das amostras de teste.
[0010] O dispositivo de exemplo pode compreender ainda uma terceira câmara tendo um terceiro reagente ou combinação de reagentes que interagem com a amostra de teste de sangue recebido na mesma e uma quarta câmara tendo um quarto reagente ou combina- ção de reagentes que interagem com a amostra de teste de sangue recebido na mesma. A terceira e a quarta câmaras são também configuradas para serem interrogadas com som para determinar um parâmetro hemostático das amostras de teste. Os reagentes de exemplo são selecionados do grupo que consiste em caulim, celite, vidro, abci- ximab, citocalasina D, trombina, fator de tecido recombinante, reptila- se, ácido araquidônico (AA), difosfato de adenosina (ADP), e combinações dos mesmos. Opcionalmente, os reagentes são liofilizados antes de interagir com as amostras de teste.
[0011] Os dispositivos de exemplo podem ser utilizados em um sistema compreendendo um transdutor para transmitir ultrassom em uma ou mais câmara e para receber som refletido a partir da câmara e da amostra de teste na mesma. O sistema pode compreender ainda pelo menos um processador configurado para determinar um parâmetro de hemostasia a partir do som recebido. Os parâmetros são opcionalmente selecionados do grupo que consiste em TC1, TC2, rigidez de coágulo, taxa de formação de coágulo (CFR), TL1 e TL2. O processador é opcionalmente adicionalmente configurado para determinar um índice de fator de coagulação de via intrínseca, um índice de fator de coagulação de via extrínseca, um índice de plaquetas, um índice de fibrinogênio, e um valor de índice de fibrinólise. Os fatores de coagulação intrínseca e extrínseca são opcionalmente combinados para formar um índice de fatores de coagulação.
[0012] São também fornecidos métodos sonorheométricos para avaliação de hemostasia em um sujeito, compreendendo um cartucho com pelo menos duas câmaras de teste. Cada câmara de teste compreende um reagente ou combinação do mesmo. Sangue do sujeito é introduzido nas câmaras de teste para misturar com os reagentes e ultrassom é transmitido em cada câmara de teste. Som refletido a partir da mistura de reagente de sangue na câmara de teste é recebido e processado para gerar um parâmetro de hemostasia. Os parâmetros são opcionalmente selecionados do grupo que consiste em TC1, TC2, rigidez de coágulo, taxa de formação de coágulo (CFR), TL1 e TL2. Os métodos revelados podem incluir ainda determinar um índice de fator de coagulação de via intrínseca, um índice de fator de coagulação de via extrínseca, um índice de plaqueta, um índice de fibrinogênio e um valor de índice de fibrinólise. Os fatores de coagulação intrínseca e extrínseca são opcionalmente combinados para formar um índice de fator de coagulação. Os reagentes ou combinações dos mesmos são opcionalmente liofilizados antes da mistura com o sangue.
[0013] São fornecidos adicionalmente conjuntos de focalização de som. Um conjunto de focalização de som de exemplo inclui um substrato rígido permeável por som e um meio de ligação elastomé- rico permeável por som. O meio de ligação elastomérico é posicionado em relação ao substrato rígido para criar uma interface entre o meio de ligação elastomérico e o substrato rígido, em que a interface focaliza som transmitido através do conjunto.
[0014] Essas e outras características e vantagens da presente invenção se tornarão mais prontamente evidentes para aqueles versados na técnica após consideração da seguinte descrição detalhada e desenhos em anexo, que descreve tanto as modalidades preferidas como as alternativas da presente invenção.
[0015] As Figuras 1A-G são ilustrações esquemáticas de um car tucho de exemplo para avaliar hemostasia.
[0016] A Figura 2 é uma ilustração esquemática de vias de fluido biológico do cartucho de exemplo das Figuras 1A-G.
[0017] A Figura 3 é uma ilustração esquemática de um sistema de processamento de exemplo para uso com o cartucho de exemplo das Figuras 1A-G.
[0018] A Figura 4 é uma ilustração esquemática de uma porção de um sistema para avaliar hemostasia.
[0019] A Figura 5 é uma ilustração esquemática de uma porção de um sistema para avaliar hemostasia.
[0020] A Figura 6A é uma ilustração esquemática que mostra que N pulsos acústicos são enviados para dentro de uma amostra de sangue para gerar uma força. A deformação resultante pode ser estimada a partir dos retardos de tempo relativos entre os N ecos de retorno.
[0021] A Figura 6B é um gráfico que mostra curvas de deslocamento de exemplo geradas em uma amostra de sangue. À medida que o sangue coagula, o deslocamento reduzido é observado.
[0022] A Figura 6C é um gráfico que mostra deslocamentos com binados para formar gráficos de rigidez relativa, que caracterizam o processo hemostático. Os parâmetros descritos no painel são estimados a partir de parâmetros encontrados por encaixar uma curva sigmoidal.
[0023] A Figura 7 é um fluxograma que ilustra um método de exemplo para estimar parâmetros de hemostasia.
[0024] As Figuras 8A-D são ilustrações esquemáticas de um car tucho de exemplo para avaliar hemóstases.
[0025] As Figuras 9A-C são ilustrações esquemáticas de porções de um sistema para avaliar hemostasia incluindo mecanismos de controle de pressão.
[0026] As Figuras 10A e 10B são ilustrações esquemáticas de um padrão de fluxo de amostra de exemplo para uso com os dispositivos e sistemas descritos e de um cartucho de exemplo para avaliar hemostasia.
[0027] A Figura 11 é um gráfico que mostra dados de aquecimento de sangue em um cartucho de exemplo para avaliar hemostasia.
[0028] As Figuras 12A-C são ilustrações esquemáticas de meca- nismos de focalização de som de exemplo.
[0029] A presente invenção será descrita agora mais completamente a seguir com referência a modalidades específicas da invenção. Realmente, a invenção pode ser incorporada em muitas formas diferentes e não deve ser interpretada como limitada às modalidades expostas aqui; em vez disso, essas modalidades são fornecidas de modo que essa revelação satisfaça exigências legais aplicáveis.
[0030] Como utilizado no relatório descritivo, e nas reivindicações apensas, as formas singulares "um", "uma", "o, a" incluem referentes no plural a menos que o contexto determine claramente de outro modo.
[0031] O termo "compreendendo" e variações do mesmo como utilizado aqui são utilizados de modo sinônimo com o termo "incluindo" e variações do mesmo e são termos abertos, não limitadores.
[0032] Como utilizado do início ao fim, por um "sujeito" quer se di zer um indivíduo. O sujeito pode ser um vertebrado, mais especificamente um mamífero (por exemplo, um ser humano, cavalo, porco, coelho, cão, ovelha, cabra, primata não humano, vaca, gato, porquinho da índia ou roedor), um peixe, um pássaro ou um réptil ou um anfíbio. O termo não indica idade ou seco específico.
[0033] As Figuras 1A-G ilustram um cartucho de exemplo 100 para uso na avaliação de hemostasia em um sujeito. O cartucho 100 inclui uma superfície frontal 101 e uma superfície traseira 126. A Figura 1A mostra uma vista frontal do cartucho 100 e a superfície frontal correspondente 101. O cartucho inclui uma entrada 102, também mencionada aqui como um orifício de entrada ou orifício de admissão, como um bico, através do qual uma amostra biológica a partir do sujeito pode ser introduzida no cartucho. Opcionalmente, uma amostra de sangue a partir do sujeito é introduzida no cartucho na entrada 102. Outra amos- tra biológica que pode ser introduzida para análise é plasma. A entrada 102 está em comunicação de fluido com um canal 202, que é mostrado na Figura 2, e que orienta a amostra biológica para outras porções do cartucho como descrito aqui.
[0034] O cartucho inclui ainda um orifício 106 para aplicar um vá cuo ao cartucho. Quando um vácuo é aplicado ao orifício 106, o fluido biológico introduzido na entrada 102 para dentro do canal 202 o fluido é propelido ao longo do canal 202 em direção ao orifício 106.
[0035] Como mostrado na Figura 2, ao mover entre a entrada 102 e o orifício 106, o fluido biológico ou uma porção do mesmo, move ao longo do canal 202, para dentro do canal 204, o canal 206, e ao longo dos canais 208, 210, 212 e 214. Cada um dos canais 208, 210, 212 e 214 está em comunicação de fluido com uma câmara de teste, também mencionada aqui, por exemplo, como uma câmara, cavidade ou cavidade de teste ou similar. Por exemplo, como ilustrado na Figura 2, o canal 208 está em comunicação de fluido com uma câmara de teste 116, o canal 210 está em comunicação de fluido com uma câmara de teste 114, o canal 212 está em comunicação de fluido com uma câmara de teste 112, e o canal 214 está em comunicação de fluido com uma câmara de teste 110.
[0036] Com referência novamente à Figura 1, cada câmara de tes te compreende um espaço aberto 124 definido por uma porção da superfície traseira 126. A Figura 1B mostra uma ilustração em seção transversal através da câmara de teste 116 tomada através da linha BB da Figura 1A. A Figura 1C mostra uma ilustração em seção transversal tomada através da linha C-C da Figura 1A. A Figura 1F mostra uma vista expandida da porção rodeada da Figura 1B. Além disso, a Figura 1D mostra uma ilustração em seção transversal através da linha D-D da Figura 1A, que ilustra o espaço aberto de cada das quatro câmaras de teste.
[0037] Cada câmara de teste é configurada para aceitar uma quantidade do fluido biológico para dentro do espaço aberto. Em referência à câmara de teste 116, ilustrada em detalhe na Figura 1F, uma porção do fluido biológico introduzido na entrada 102 move através dos canais 202, 204 e 214 e para dentro do espaço aberto 124 da câmara de teste 116.
[0038] O fluido biológico também pode sair de cada câmara de teste respectiva e continuar ao longo de um canal de saída 130 em direção ao orifício 106. Desse modo, o fluido introduzido na entrada 102 flui sob vácuo através dos canais de dispositivo e para dentro das câmaras de teste. A partir de cada câmara de teste (110, 112, 114, 116), o fluido biológico continua a fluir ao longo de canais de saída em direção ao vácuo.
[0039] Próximo ao orifício 106 cada canal de saída pode orientar o fluido biológico em fluxo para dentro de um filtro hidrofóbico no local 222, 220, 218 e 216, respectivamente. Os filtros ou filtro evita movimento do fluido biológico para fora do cartucho 100 no orifício 106. Como o volume dos canais e câmara de teste é fixo, o vácuo pode puxar o fluido biológico para dentro do cartucho até que os canais e cada câmara de teste sejam cheios de fluido biológico.
[0040] Pressão pode ser controlada no cartucho 100 para, por exemplo, controlar a taxa de fluxo no artigo consumível 100 e diminuir questões de confiabilidade relacionadas a possível uso errôneo pelo usuário. Para medir as propriedades de uma amostra biológica alvo, como uma amostra de sangue, um usuário do sistema de hemostasia opcionalmente fixa uma seringa cheia de sangue na unidade do cartucho 100. Existe a possibilidade de que o usuário do sistema de hemostasia 300 (vide a Figura 3) possa tentar injetar o conteúdo da seringa aplicada no cartucho 100 manualmente, em vez de permitir que o dispositivo automaticamente aspire a amostra. Esta ação pode levar a erro do sistema ou medição. Um dispositivo de controle de pressão no percurso de fluxo de consumível é utilizado para evitar essa ação do usuário.
[0041] Mistura inadequada da amostra biológica com os reagentes descritos aqui pode resultar em variação de medições de hemostasia. Aspirar rapidamente a amostra de sangue é opcionalmente utilizado para fornecer misturar aumentada dos reagentes com a amostra biológica, como uma amostra de sangue. Isso é opcionalmente obtido por criar um diferencial de pressão entre o cartucho e o mecanismo de aspiração do sistema de hemostasia.
[0042] A esse respeito, as Figuras 9A-C ilustram três configura ções de exemplo que podem ser utilizadas para controlar o diferencial de pressão entre o cartucho e o mecanismo de aspiração e podem ser, portanto utilizadas para obter níveis desejados de mistura e reduzir erros de usuário.
[0043] A Figura 9A ilustra esquematicamente um sistema de exemplo 900 para controlar pressão em um cartucho 100. O cartucho inclui quatro câmaras de teste (110, 112, 114 e 116). Cada câmara de teste inclui opcionalmente um reagente e operação do sistema faz com que uma amostra biológica entre uma ou mais câmara de teste. O sistema de exemplo 900 inclui uma bomba de dois sentidos 908 que opera para aspirar uma amostra biológica, como uma amostra de sangue. Por exemplo, uma amostra de sangue pode ser aspirada para dentro do cartucho a partir de um recipiente de amostra 902. A bomba 908 está em comunicação de fluido com o cartucho 100 e, portanto, ativação da bomba pode ser utilizada para mover a amostra biológica através do cartucho 100. Um transdutor de pressão 904 está em comunicação com a bomba que mede a pressão manométrica puxada pela bomba 908. Uma válvula acionada por solenoide 906 opera para bloquear fluxo à jusante da bomba permitindo acúmulo de pressão ma- nométrica. O solenoide pode ser seletivamente acionado para rapidamente expor o gradiente de pressão para o cartucho. A amostra é deixada progredir através do cartucho e é opcionalmente coletada em um recipiente de amostra 910.
[0044] A Figura 9B ilustra esquematicamente outro sistema de exemplo 920 para controlar pressão em um cartucho 100. O cartucho inclui quatro câmaras de teste (110, 112, 114 e 116). Cada câmara de teste inclui opcionalmente um reagente e operação do sistema faz com que uma amostra biológica entre uma ou mais câmara de teste. O sistema de exemplo 920 inclui uma bomba de dois sentidos 908 que opera para aspirar uma amostra biológica, como uma amostra de sangue. Por exemplo, uma amostra de sangue pode ser aspirada para dentro do cartucho a partir de um recipiente de amostra 902. A bomba 908 está em comunicação de fluido com o cartucho 100 e, portanto, ativação da bomba pode ser utilizada para mover a amostra biológica através do cartucho 100. Uma membrana ativada por pressão 912 é posicionada à montante ou à jusante do cartucho 100 a partir da bomba 908. A membrana 912 é configurada para romper em uma pressão manométrica de cartucho predeterminada, desse modo controlando a pressão na qual a amostra é puxada através do cartucho. A amostra é deixada progredir através do cartucho e é opcionalmente coletada em um recipiente de amostra 910.
[0045] A Figura 9C ilustra esquematicamente outro sistema de exemplo 930 para controlar pressão em um cartucho 100. O cartucho inclui quatro câmaras de teste (110, 112, 114 e 116). Cada câmara de teste inclui opcionalmente um reagente e operação do sistema faz com que uma amostra biológica entre uma ou mais câmara de teste. O sistema de exemplo 930 inclui uma bomba de dois sentidos 908 que opera para aspirar uma amostra biológica, como uma amostra de sangue. Por exemplo, uma amostra de sangue pode ser aspirada para dentro do cartucho a partir de um recipiente de amostra 902. A bomba 908 está em comunicação de fluido com o cartucho 100 e, portanto, ativação da bomba pode ser utilizada para mover a amostra biológica através do cartucho 100. Uma válvula acionada por loop fechado 916 contém um mecanismo de controle de pressão interna e é utilizada para bloquear fluxo à jusante a partir da bomba permitindo que a pressão manométrica acumule até um ponto de ajuste de pressão de válvula. Após o ponto de ajuste de pressão manométrica ser atingido a válvula 916 desdobra desse modo expondo o cartucho a um gradiente de pressão desejado. A amostra é deixada progredir através do cartucho e é opcionalmente coletada em um recipiente de amostra 910.
[0046] O nível da amostra em cada câmara também pode ser mo nitorado. Por exemplo, como mostrado nas Figuras 8A-8D, o nível de fluido em cada câmara pode ser monitorado opticamente. A Figura 8A é uma ilustração esquemática de um cartucho consumível de exemplo colocado em um sistema de avaliação de hemostasia de exemplo. A Figura 8B é uma ilustração esquemática de uma seção transversal tomada através da linha B-B da Figura 8A. A Figura 8C é uma ilustração esquemática expandida da porção rodeada da Figura 8B. A Figura 8D é uma ilustração esquemática de um cartucho consumível de exemplo.
[0047] O fato de se um nível desejado foi atingido em uma dada câmara pode ser indicado por um LED ou outro indicador visual. O emprego de um feixe de luz único a partir de um emissor LED 802 refletindo para fora da câmara em um reservatório alvo de detecção de sangue 224, que é então detectado por um detector 800 pode ser opcionalmente utilizado para opticamente monitorar o nível de fluido de câmara.
[0048] Por exemplo, o sangue que entra em uma câmara de teste reduz reflexo de luz originando de um emissor 802 localizado ao longo do detector 800, e apontado na câmara de teste. Uma abordagem de feixe dual pode ser utilizada pelo que duas fontes de comprimentos de onda diferentes foram refletidas para fora da câmara de teste. Sangue tem uma cor vermelha profunda que pode ser diferenciado por comparar o reflexo de comprimento de onda vermelho daquele de outra cor.
[0049] A diferença em intensidade da luz vermelha refletida indivi dualmente é suficiente para determinar quando sangue entrou em uma câmara. A intensidade da luz vermelha refletida a partir da câmara de teste contendo sangue era aproximadamente metade daquela da cavidade contendo ar, e aproximadamente dois terços daquela da cavidade contendo água.
[0050] Para controlar a temperatura da amostra biológica que en tra nas câmaras de teste o cartucho 100 pode compreender um per- mutador de calor em comunicação com o canal 204. O permutador de calor pode ser utilizado para manter, elevar ou abaixar a temperatura do fluido biológico antes da análise em cada câmara de teste. Opcionalmente, a temperatura do fluido biológico para análise em cada câmara de teste é igual de tal modo que a porção comum do sistema de canal, como mostrado na Figura 2, seja sujeita à manipulação de temperatura pelo permutador de calor. Opcionalmente, em modalidades não representadas, a temperatura do fluido biológico que entra em cada câmara de teste pode ser separadamente controlada.
[0051] Por exemplo, para aquecer o fluido biológico, o mesmo po de ser passado através do canal 204 através de um labirinto de poliestireno retido contra um bloco de cobre. O bloco de cobre pode ser fino (por exemplo, abaixo de 2 mm) e dimensionado apenas maior do que o labirinto para minimizar a massa térmica. Um termistor pode ser incorporado no bloco de modo que um circuito de controle possa manter uma temperatura ajustada constante no bloco. Um aquecedor é utilizado que opcionalmente compreende dois elementos de aquecimento de folha de serpentina Watlow® (St. Louis, MO) ligados a um substrato de plástico kapton flexível, e a interface entre o bloco e o aquecedor pode ser uma camada fina de composto de dissipador de calor de silicone.
[0052] Várias taxas de fluxo, por exemplo, até e incluindo 5,99 ml/min. ou 6,0 ml/min. podem ser utilizadas, e entrada de energia para o aquecedor pode variar opcionalmente entre 8 e 16 Watts. Sangue ou outro fluido biológico pode ser aquecido no cartucho a partir da temperatura ambiente (aproximadamente 20°C) até 37°C em uma taxa de fluxo nominal de 6 ml/min., que é rápida o bastante para encher o cartucho em 20 segundos. A área superficial do labirinto utilizada foi menor do que 8 cm2.
[0053] Fisiologicamente, o processo de coagulação é altamente dependente da temperatura na qual ocorre. Sob condições normais, a coagulação ocorre em temperatura do corpo (37°C) que é ótimo para a ação enzimática adequada dos fatores de coagulação na cascata.
[0054] Sangue pode ser aquecido de sua temperatura de entrada,variando entre 18°C e 37°C, até uma temperatura arbitrária ou desejada, como temperatura do corpo, de 37°C, por passar através de um canal de serpentina em proximidade estreita com um bloco aquecedor. Para realizar o aquecimento em um tempo curto sobre um percurso curto o bloco pode ser aquecido até quase 60°C quando o sangue que entra está na extremidade mais baixa de sua faixa de temperatura. A temperatura do sangue também pode ser medida e o bloco de aquecedor pode ser opcionalmente ajustado até uma temperatura que varia de 40°C a 58°C.
[0055] Para medir a temperatura um sensor pode ser incorporado no sistema 300 (Figura 5) ou no cartucho. Opcionalmente, um termis- tor ou termopar colocado em contato físico com o cartucho ou sangue e um termômetro IR é apontado no cartucho ou sangue. Em qualquer caso o cartucho pode incorporar uma cavidade pequena através da qual o sangue que entra passa, em vez de ter contato direto com o sangue. Quando o material do cartucho (poliestireno) é fino e o sangue é mantido em movimento através da cavidade, então a capacidade de calor maior do sangue assegura que a temperatura da parede da cavidade esteja próxima àquela do sangue. Opcionalmente, uma janela permitindo a passagem de IR é utilizada. A janela pode compreender uma camada fina (por exemplo, 20 um ou menos) de polietileno ou poliestireno.
[0056] Alterações em temperatura podem ocorrer no corpo devido à febre ou em cenários de hospital como a sala de emergência (ER) ou sala de operação (OR). Pacientes com trauma que chegam à ER são tratados com volumes grandes de solução salina intravenosa, o que diminui a temperatura do corpo para tanto quanto 17°C. Na OR, os pacientes sendo submetidos a cirurgias de bypass cardíaco (CPB) têm seu volume de sangue total passando através de uma máquina de pulmão-coração, que também diminui a temperatura do sangue pode afetar adversamente a coagulação. Além disso, se há um atraso de tempo entre o tempo de tirada do sangue a medição, é dado tempo para a temperatura do sangue alterar.
[0057] Poliestireno Styron® 666 (Styron Inc. Berwyn, PA) e o canal de permutador de calor microfluídico 204 permitem que uma amostra de sangue seja aquecida por um bloco de cobre fora do cartucho que é mantido em uma temperatura constante de 37°C. Quando uma amostra entra no cartucho em temperaturas substancialmente mais baixas do que 37°C, é opcionalmente desejável utilizar um cartucho modificado para permitir aquecimento mais rápido da amostra biológica. Por exemplo, em um modelo que simula as alterações de temperatura com o passar do tempo de sangue entrando no cartucho de poliestireno a 17°C, verificou-se que Styron® 666 reduz a capacidade de aquecer sangue o sangue saindo do permutador de calor não atingiu 37°C. Essas desvantagens de Styron® 666 são devido a sua conduti- vidade térmica relativamente baixa. Quanto mais rápido ou eficiente o aquecimento da amostra biológica é desejado que é possível através de Styron® 666, o cartucho pode incluir materiais com condutividade térmica mais elevada do que Styron® 666. Por exemplo, um polímero termicamente condutivo (E1201®) da Cool Polymers Inc. (North Kingstown, RI) com propriedades aperfeiçoadas de condutividade térmica pode ser utilizado. Esse polímero pode formar uma porção do cartucho entre o bloco de aquecimento e o canal 204. Por utilizar esse polímero em uma porção do cartucho entre o bloco de aquecimento e a amostra, a amostra pode ser mais eficientemente aquecida. Por exemplo, a Figura 11 mostra que em um cartucho compreendendo esse material sangue entrando no permutador de calor a 17°C atinge 37°C em 15 segundos.
[0058] Os cartuchos incluem opcionalmente os dois materiais, E1201® e Styron® 666, para melhorar a transferência de calor para a amostra com E1201® no lado aquecido enquanto mantém visibilidade de fluxo no outro lado do consumível com o Styron® 666. Outra alternativa é utilizar E1201® como uma inserção que encaixa sobre o aquecedor de dobre e em um chassi feito de Styron® 666. Isso é opcionalmente realizado por sobremoldagem das peças separadas em uma única peça ou afixar o E1201® ao chassi de Styron® 666 por meio como soldagem laser, ultra-sônica ou RF. A mudança da geometria da inserção de E1201® para encaixar no chassi maior como uma peça de quebra-cabeça pode aperfeiçoar adicionalmente a montagem das par-tes separadas e ajudar a vedar as câmaras de fluxo microfluídico.
[0059] Também pode ser desejável resfriar o fluido biológico no cartucho. Nesses exemplos, e similar a quando aquecimento é desejável, o cartucho pode incluir materiais com condutividade térmica mais elevada do que Styron® 666. Por exemplo, o polímero termicamente condutivo (E1201®), descrito acima, com propriedades de condutivida- de térmica aperfeiçoadas pode ser utilizado. Esse polímero pode formar uma porção do cartucho entre um dispositivo de resfriamento, como um dispositivo de resfriamento peliter, e o canal 204. Utilizando esse polímero em uma porção do cartucho entre o dispositivo de resfriamento e amostra, a amostra pode ser eficientemente resfriada.
[0060] Cada câmara de teste pode compreender um ou mais rea gentes úteis na análise de um ou mais índices de hemostasia. Opcionalmente, os reagentes são liofilizados. Opcionalmente, um ou mais reagente do tipo conta liofilizada é utilizado. Por exemplo, a conta liofi- lizada pode ser uma LyoSphere® produzida por BioLyph (Minnetonka, MN). Uma conta liofilizada independente é um formato que permite reagentes de química clínica e imunoquímica que exigem dois ou três componentes que são incompatíveis como líquidos devido ao seu nível de pH ou reação entre si para coexistir compativelmente. Como tais contas liofilizadas são estáveis e não reativas, produtos químicos podem ser embalados juntos na mesma câmara de teste.
[0061] Para produzir reagentes liofilizados, um dispositivo liofiliza-dor pode ser utilizado. Por exemplo, o reagente para uma dada câmara de teste pode ser congelado para solidificar todas as suas moléculas de água. Depois de congelado, o produto é colocado em um vácuo e gradualmente aquecido sem fundir o produto. Este processo, chamado sublimação, transforma o gelo diretamente em vapor d’água, sem primeiramente passar através do estado líquido. O vapor de água desprendido pelo produto na fase de sublimação condensa como gelo em uma armadilha de coleta, conhecido como condensador, na câmara a vácuo de liofilizador. Opcionalmente, o produto liofilizado contém 3% ou menos de seu teor de umidade original. O produto liofilizado, que pode ser uma pelota, pode ser então posicionado em cada câmara de teste. Depois de colocado em uma câmara de teste, a câmara de teste pode ser vedada para evitar reidratação indesejável do produto.
[0062] Para localizar os reagentes liofilizados nas câmaras de teste, os componentes podem primeiramente ser liofilizados e então o produto liofilizado resultante pode ser colocado nas câmaras de teste. Utilizando cola epóxi de cura UV ou um processo de soldagem (como ultrassom ou soldagem RF), o conjunto de lente é vedado sobre cada das câmaras de teste. O cartucho montado pode ser vedado em uma barreira à prova de vapor (por exemplo, um saco) e a barreira de vapor pode ser vedada para preservar a natureza desidratada do produto nas câmaras de teste. Quando pronto para uso, o cartucho pode ser removido do saco ou barreira de vapor e colocado em um sistema de análise 300, que é descrito em detalhe adicional abaixo.
[0063] Tratamento antiestático de cartuchos de plástico é opcio nalmente utilizado com os reagentes liofilizados. Reagentes liofilizados são inerentemente isentos de água, concedendo a eles isolamento elétrico significativo.
[0064] Materiais que são isoladores elétricos mais facilmente acu mulam carga estática do que materiais que atuam como condutores elétricos. Isto pode criar problemas com o controle de processo ao montar os cartuchos e carregar os reagentes. Uma vez que os cartuchos são opcionalmente feitos de um material eletricamente isolante (poliestireno, por exemplo) não é provável dissipar um acúmulo de carga estática nos reagentes liofilizados. Como resultado, reagentes liofilizados podem aderir estaticamente às paredes interiores do con- sumível. Para evitar que isso ocorra, três técnicas são opcionalmente implementadas para remover acúmulo estático.
[0065] Ionização de ar é um método que passa ar ionizado, dirigi do sobre um material alvo para neutralizar carga estática residual na superfície de material. A orientação de ar ionizado em uma ou mais câmara de teste de cartucho e/ou os reagentes durante o processo de montagem melhora a capacidade de fabricação por reduzir a aderência da conta de reagente nas câmaras de teste de cartucho.
[0066] Um segundo método implementa a construção de cartucho utilizando um material plástico que apresenta significativamente mais condutividade do que materiais de moldagem de injeção padrão. Plásticos RTP PermaStat® (Winona, MA) são um exemplo de tais materiais. O uso desse material para o cartucho reduz a adesão dos reagentes liofilizados às paredes de câmara de teste de cartucho.
[0067] Terceiras pulverizações de líquido antiestático são utilizadas para temporariamente criar um revestimento isento de pó em lentes ópticas e equipamento. Essas pulverizações reduzem carga estática na superfície alvo e são úteis para redução estática durante o processo de montagem do cartucho.
[0068] Quando os reagentes liofilizados são expostos à amostra de fluido, podem gerar espuma que flutua na superfície da amostra nas câmaras de teste. Como ilustrado nas Figuras 10A e B, o cartucho consumível 1002 compreende opcionalmente um circuito fluídico 202 que distribui a amostra de um recipiente externo, como uma seringa ou vacutainer, para dentro de uma ou mais câmaras de teste (110, 112, 114, 116) onde medições são realizadas.
[0069] A Figura 10A mostra um circuito fluídico de exemplo que pode ser implementado em um cartucho consumível 1002. Esse circuito inclui um orifício de entrada 102, um canal 202, pelo menos uma câmara de teste (110, 112, 114, 116), um filtro 1004 e um orifício de saída 1006. A amostra biológica pode ser fornecida na câmara por aplicar um vácuo no orifício de saída, com o filtro permitindo que ar escape, porém parando o fluido. Uma variedade de reagentes diferentes pode ser colocada na câmara de teste, por exemplo, como descrito do início ao fim. Para gerar medições precisas, os reagentes são misturados na amostra antes do início do teste. Por exemplo, ultrassom emitido para dentro das câmaras de teste pode ser utilizado para misturar os reagentes com a amostra como descrito abaixo.
[0070] Como mostrado nas Figuras 10A e 10B, para aperfeiçoar a mistura da espuma, uma amostra de fluido biológico pode fluir através do canal 202, que entra na câmara de teste no lado em uma tangente com a câmara. Além disso, a alteração em diâmetro de canal a partir de grande para pequeno aumenta a velocidade de fluxo (conservação de taxa de fluxo) na entrada até a câmara de teste. Essa velocidade de fluxo elevada, em colaboração com gravidade, ajuda a gerar um padrão de fluxo rotacional de recirculação que melhora a mistura e dispersão de reagente com a amostra. À medida que o fluxo entra do lado, faz com que qualquer espuma formada seja puxada para dentro da corrente de fluxo e empurrada abaixo da superfície.
[0071] A Figura 10B mostra um padrão de fluxo implementado em um cartucho consumível projetado para moldagem por injeção. O circuito fluídico foi repetido quatro vezes para distribuir a amostra e misturar reagentes em quatro câmaras de teste diferentes. O circuito apresentado na Figura 10B também inclui um permutador de calor de serpentina para ajustar a temperatura da amostra que entra a um nível desejado.
[0072] Reagentes são misturados com a amostra antes do início do teste. A mistura dos reagentes pode ser realizada utilizando mecanismos passivos e/ou ativos. Métodos passivos incluem em, por exemplo, o uso de canais de serpentina e barreiras incorporadas para criar turbulência de fluxo. Métodos ativos incluem, por exemplo, contas magnéticas, perturbação de pressão, e cilia artificial. O cartucho consumível contém uma lente que focaliza energia ultrassom na amostra que pode ser utilizada para gerar formação de fluxo e mistura. A lente, também mencionada aqui como um conjunto de lente, ou conjunto de focalização de som, é projetada utilizando um material macio, como um elastômero termoplástico 134 em combinação com um substrato rígido 132 como poliestireno. Essa combinação provê um acoplamento de ultrassom seco que não requer o uso de qualquer fluido ou meio de ligação de gel. Observe que a mesma lente e acionador de ultrassom utilizado para medição de hemostasia pode ser utilizado nesse assunto para fornecer mistura. O aumento da energia acústica para mistura pode ser fornecido, por exemplo, por aumentar o comprimento de pulso, amplitude de pulso ou frequência de repetição de pulso.
[0073] A mistura também pode ser fornecida por um campo magnético variável aplicado por uma série de espiras colocadas fora de uma câmara de teste ou cada câmara de teste. Uma conta magnética pequena ou agitador magnético pode ser colocado em uma câmara de teste e quando a amostra de fluido entra na câmara, a corrente através das espiras pode ser modulada para gerar um campo magnético variável. Isso gera movimento da conta magnética ou agitador magnético que, por sua vez, gera mistura da amostra com o reagente.
[0074] A exposição de sangue a proteínas de superfície, como no caso de colágeno ou fator von Willebrand (vWF) em paredes de vaso sanguíneo danificadas é uma parte essencial do processo de coagulação. Essas proteínas não somente contribuem para a cascata de coagulação como também modulam várias etapas que levam à formação de coágulo e hemostasia.
[0075] Embora a exposição a essas proteínas seja essencial para a cascata de coagulação, ensaios de coagulação de ponto de tratamento (POC) padrão e dispositivos falham em levar em conta essa interação. Opcionalmente, a(s) cavidade(s) de teste e/ou canal(is) de um cartucho consumível, como aqueles descritos aqui, são revestidos com tais proteínas de superfície para a medição de coagulação em um dispositivo médico POC.
[0076] O uso de revestimentos de proteína de superfície inclui co- lágeno, vWF, fibronectina e qualquer outra molécula que modula a coagulação como fibrinogênio e trombina. Uma camada de proteína em um substrato (vidro, poliestireno, polipropileno) cria sítios de ligação que permitem a medição de interações de ligando-receptor entre o substrato e outros materiais biológicos como sangue em um modo que aperfeiçoa a avaliação de coagulação ou fornece novas informações de teste.
[0077] As superfícies interiores de um cartucho consumível podem ser revestidas utilizando, por exemplo: (1) uma camada de tais proteínas por ligação covalente utilizando moléculas ligadoras, (2) ligação covalente utilizando fotoquímicas ou (3) adsorção de proteína simples. Moléculas ligadoras como estreptavidina ou avidina e biotina podem ser utilizadas para essa finalidade. Com moléculas ligadoras, a superfície de qualquer porção interior do cartucho que será exposta à amostra biológica é biotinilada (revestida com uma camada de biotina) utilizando biotina comercialmente disponível que é conjugada com um grupo reativo que não específica e covalentemente se liga com o substrato. Uma solução com uma concentração elevada de estreptavidina ou avidina, que têm afinidade elevada para biotina, é adicionada para criar uma camada de estreptavidina/avidina ligada biotina. A adição de proteína bitinilada (colágeno, vWF, fibronectina, trombina, fibrinogênio) então cria uma camada de proteína ligada à superfície de cavidade de teste que especificamente afeta coagulação através de interações com proteínas de plasma e plaquetas.
[0078] A adsorção de proteína pode ser realizada por encher as cavidades com uma solução de proteína altamente concentrada. A ad- sorção à superfície de plástico ocorre quase imediatamente dependendo da temperatura, pH, cargas de superfície, morfologia de superfície e composição química. A solução pode ser então removida e a superfície seca a ar. Escovar uma solução de proteína altamente concentrada na superfície das cavidades ou mergulhar as cavidades em tal solução realizará a mesma finalidade.
[0079] A concentração de moléculas nas soluções utilizadas para revestimento, quer utilizando proteínas ligadoras ou adsorção, pode ser alterada para modular a quantidade de proteína que liga o substrato e desse modo modular os efeitos na cascata de coagulação em um modo que é relevante para fisiologia e hemostasia.
[0080] Com referência novamente à Figura 1F, para vedar cada câmara de teste, por exemplo, a câmara de teste 116, um conjunto de lente 131 inclui um substrato rígido 132 e um meio de ligação 134 que pode ser posicionado na extremidade traseira de cada câmara de teste. Cada meio de ligação 134 compreende um material elastomérico. Opcionalmente, o material elastomérico é um elastômero termoplástico (TPE). Materiais elastoméricos de exemplo incluem opcionalmente, Dynaflex D3202, Versaflex OM 9-802CL, Maxelast S4740, RTP 6035. Opcionalmente, o meio de ligação é sobremoldado no substrato rígido.
[0081] Entre cada meio de ligação 134 e o espaço aberto de cada câmara de teste é um substrato rígido 132. O substrato rígido e o meio de ligação formam uma interface que focaliza ultrassom transmitido (por exemplo, conjunto de lente) por um transdutor ultrassônico para dentro do espaço aberto da câmara e sobre qualquer fluido biológico e/ou reagentes na câmara. O substrato rígido da lente pode compreender um material que permite que som passe e que pode atuar para focalizar ultrassom em algum nível no espaço. Opcionalmente, o substrato rígido compreende um estireno, como, por exemplo, Styrene® 666.
[0082] O conjunto de lente pode ser colado ou soldado à superfície 101 para fixar a lente no lugar em uma orientação que permite a foca- lização desejada de som. Alternativamente, o conjunto de lente é opci- onalmente fabricado juntamente com a superfície 101. A esse respeito, o substrato rígido 132 pode ser moldado com a superfície 101 e o meio de ligação 134 pode ser sobremoldado no substrato rígido. Uma ampla variedade de materiais pode ser utilizada para construir o dispositivo. Por exemplo, plásticos podem ser utilizados para cartuchos descartáveis de uso único.
[0083] Cada câmara de teste (116, 114, 112, e 110) pode ter um conjunto de teste posicionado sobre a abertura grande do espaço aberto de cada câmara. Desse modo, cada câmara pode ser separadamente interrogada por ultrassom focalizado.
[0084] Quando colocado no sistema de análise 300, o meio de ligação 134 pode ser colocado em comunicação acústica com um transdutor para fornecer ultrassom através do conjunto de lente e para dentro de uma câmara de teste. Opcionalmente, uma camada intermediária de um material acusticamente permeável é posicionada entre um transdutor ultrassônico e o meio de ligação. Por exemplo, uma camada intermediária ou bloco de Rexolite® pode ser utilizado. A camada intermediária pode ser forçada contra o meio de ligação e pode estar em contato acústico com o transdutor.
[0085] Som gerado por um transdutor passa através da camada intermediária, através do meio de ligação, através do substrato rígido, e é focalizado na amostra biológica e reagente na câmara de teste. Parte do som dirigido para dentro da câmara contata a superfície interior distal 111 da câmara de teste, que é definida pela superfície 126. Opcionalmente, a superfície é poliestireno. A superfície interior distal tem uma geométrica conhecida e é posicionada a uma distância conhecida da fonte de ultrassom. A superfície interior distal 111 é utilizada como um refletor calibrado, que é utilizado para estimar a velocidade de som e atenuação de som em uma câmara de teste na linha de base e durante o processo de formação de coágulo e dissolução de coágulo. Estas medições podem ser utilizadas, por exemplo, para estimar hematócrito do sujeito juntamente com os índices de hemostasia. O som gerado pelo transdutor pode ser focalizado na amostra biológica em uma câmara de teste utilizando um espelho parabólico que é acoplado à amostra biológica utilizando um elastômero.
[0086] A Figura 12A ilustra uma geometria de exemplo para um espelho parabólico que pode ser utilizado para focalizar som em uma ou mais câmara de teste, em que f(x, y) é o formato do refletor de localização, zo é a altura do refletor acima do elemento ativo na origem, e (xf, yf, zf) é a coordenada do ponto focal. O refletor de focalização é definido por uma curva que é equidistante do ponto de emissão no elemento acústico ativo e o ponto focal. Isto pode ser expresso como: onde d é a distância total da face da fonte acústica até o foco. Se a distância for definida da origem até o refletor como zo, então o comprimento de percurso total é:
[0088] Se zo for definido, então, a equação 2 acima pode ser avaliada e substituída na equação 10 acima para fornecer uma equação para a superfície do refletor. O refletor é uma seção parabólica. Os parâmetros de exemplo são opcionalmente uma abertura de 8 mm com um foco em 16 mm lateralmente, 4 mm na faixa e com um deslocamento entre o espelho e abertura de 0,5 mm. Um diagrama dessa geometria é mostrada na Figura 12B. Essa geometria é útil onde o espelho de focalização é colocado no sistema. O espelho também pode ser colocado no cartucho. Nesse caso, o foco é opcionalmente movido mais próximo na dimensão axial, porém adicionalmente na dimensão lateral como mostrado na Figura 12C.
[0089] O cartucho 100 pode ser posicionado no bolso 302 de um sistema de análise 300. Como mostrado na Figura 4, o bolso inclui um sistema acionador 402 para pressionar a camada intermediária, como Rexolite®, que é acusticamente acoplado a um transdutor em contato com o meio de ligação 134. Desse modo o bolso retém o cartucho seguramente no lugar e em uma orientação de tal modo que ultrassom possa ser focalizado em cada câmara de teste.
[0090] A Figura 5 mostra aspectos adicionais do cartucho 100 posicionado no sistema de análise. O cartucho é posicionado de tal modo que a camada intermediária 504 seja empurrada para dentro do meio de ligação 134, que está em comunicação com o substrato rígido 132 do conjunto de lente 131. O meio de geração ultrassônico 502, incluindo pelo menos um transdutor ultrassônico são posicionados de tal modo que ultrassom seja transmitido através da camada intermediária, conjunto de lente e para dentro da câmara de teste.
[0091] Pelo menos uma porção do som é refletida pela amostra biológica posicionada na câmara, e uma porção do som transmitido para dentro da câmara pode ser também refletida da superfície distal da câmara 111. O ultrassom refletido pode ser recebido pelo transdutor ultrassônico e transmitido para o sistema para processamento. Desse modo, o cartucho e o sistema de análise 300 podem estar em comunicação de tal modo que dados e outros sinais operacionais ou de processamento podem ser comunicados entre o cartucho e o sistema de análise.
[0092] Um sistema de análise apropriado 300 pode compreender,portanto um ou mais dispositivos de processamento. O processamento dos métodos revelados, dispositivos e sistemas pode ser realizado por componentes de software. Desse modo, os sistemas revelados, dispositivos e métodos incluindo o sistema de análise 300, podem ser descritos no contexto geral de instruções executáveis em computador, como módulos de programa, sendo executados por um ou mais computadores ou outros dispositivos. Genericamente, módulos de programa compreendem código de computador, rotinas, programas, objetos, componentes, estruturas de dados, etc., que executam tarefas específicas ou implementam tipos de dados abstratos específicos. Por exemplo, os módulos de programa podem ser utilizados para causar a transmissão de ultrassom tendo parâmetros de transmissão desejados e receber e processar ultrassom para avaliar índices de hemostasia de uma amostra a partir do sujeito. O software também pode ser utilizado para controlar o aquecimento da amostra biológica utilizando o permu- tador de calor e monitorar e indicar o nível de enchimento de uma câmara dada. O processador também pode ser utilizado para executar algoritmos, para determinar índices hemostáticos e hematócrito. Em alguns exemplos, o software pode ser utilizado para recuo de hemató- crito determinado a partir de índices hemostáticos determinados. Os índices hemostáticos determinados e hematócrito podem ser exibidos para um profissional médico ou agente médico para fins de tomar decisões médicas para um sujeito.
[0093] Desse modo, uma pessoa versada na técnica reconhecerá que os sistemas, dispositivos e métodos revelados aqui podem ser im-plementados através de um dispositivo de computação de propósito geral na forma de um computador. O computador, ou porções do mesmo, pode ser localizado no sistema de análise 300. Os componentes do computador podem compreender, porém não são limitados a, um ou mais processadores ou unidades de processamento, uma memória de sistema, e um barramento de sistema que acopla vários componentes de sistema incluindo o processador à memória do sistema. No caso de múltiplas unidades de processamento, o sistema pode utilizar computação paralela.
[0094] O computador compreende tipicamente uma variedade de mídia legível por computador. Mídia legível exemplar pode ser qualquer mídia disponível que é acessível pelo computador e compreende, por exemplo, e não pretendendo ser limitador, mídia tanto volátil como não volátil, mídia removível e não removível. A memória do sistema compreende mídia legível em computador na forma de memória volátil, como memória de acesso aleatório (RAM), e/ou memória não volátil, como memória somente de leitura (ROM). A memória do sistema contém tipi- camente dados como dados e/ou módulos de programa como sistema operacional e software que são imediatamente acessíveis a e/ou são atualmente operados pela unidade de processamento.
[0095] Em outro aspecto, o computador também pode compreender outra mídia de armazenagem em computador removível/não removível, volátil/não volátil. Como exemplo, um dispositivo de armazenagem de massa, que pode fornecer armazenagem não volátil de código de computador, instruções legíveis em computador, estruturas de dados, módulos de programa, e outros dados para o computador. Por exemplo, e não pretendendo ser limitador, um dispositivo de armazenagem de massa pode ser um disco rígido, um disco magnético removível, um disco óptico removível, cassetes magnéticos ou outros dispositivos de armazenagem magnética, cartões de memória flash, CD-ROM, digital versatile disks (DVD) ou outra armazenagem óptica, memórias de acesso aleatório (RAM), memórias somente de leitura (ROM), memória somente de leitura programável eletricamente apagável (EEPROM) e similar.
[0096] Opcionalmente, qualquer número de módulos de programa pode ser armazenado no dispositivo de armazenagem de massa, incluindo, como exemplo, um sistema operacional e software. Cada um do sistema operacional e software, ou alguma combinação do mesmo, pode compreender elementos da programação e software. Dados também podem ser armazenados no dispositivo de armazenagem de massa. Dados podem ser armazenados em qualquer de um ou mais bancos de dados conhecidos na técnica. Os exemplos de tais bancos de dados compreendem DB2®, Microsoft® Access, Microsoft® SQL Server, Oracle®, mySQL, PostgresSQL, e similar. Os bancos de dados podem ser centralizados ou distribuídos através de múltiplos sistemas.
[0097] Em outro aspecto, o usuário pode entrar comandos e infor mações no computador através de um dispositivo de entrada. Os exemplos de tais dispositivos de entrada compreendem, porém não são limitados, a um teclado, dispositivo indicador (por exemplo, um "mouse"), uma tela sensível a toque, um scanner, e similar. Esses e outros dispositivos de entrada podem ser conectados à unidade de processamento através de uma interface de máquina humana que é acoplada ao barramento de sistema, porém pode ser conectada por outras estruturas de barramento e interface, como uma porta paralela, porta de jogo, uma porta IEEE 1394 (também conhecida como uma porta Firewire), uma porta serial ou um barramento serial universal (USB).
[0098] Ainda em outro aspecto, um dispositivo de exibição 304, tal como uma tela sensível a toque, também pode ser conectada ao bar- ramento de sistema através de uma interface, como um adaptador de mostrador. Considera-se que o computador pode ter mais de um adaptador de mostrador e o computador pode ter mais de um dispositivo de mostrador. Por exemplo, um dispositivo de mostrador pode ser um monitor, um LCD (Mostrador de Cristal Líquido), ou um projetor.
[0099] Qualquer um dos métodos revelados pode ser realizado por instruções legíveis por computador incorporadas em mídia legível em computador. Mídia legível em computador pode ser qualquer mídia disponível que pode ser acessada por um computador. Como exemplo e não pretendendo ser limitador, mídia legível em computador pode compreender mídia de armazenagem de computador e mídia de comunicação. Mídia de armazenagem em computador compreende mídia volátil e não volátil, removível e não removível implementada em qualquer método ou tecnologia para armazenagem de informações como instruções legíveis em computador, estruturas de dados, módulos de programa, ou outros dados.
[00100] Os reagentes em cada câmara de teste, também mencio- nada como uma cavidade de teste podem incluir todos os reagentes necessários para avaliar um ou mais índices de hemostasia.
[00101] Opcionalmente o cartucho é um cartucho descartável de uso único com reagentes liofilizados pré-carregados. O cartucho pode ser utilizado com sangue total de um sujeito. O cartucho ou componentes de ensaio incluem o seguinte para amostras de sangue total novo. Quatro cavidades separadas contendo reagentes liofilizados aos quais 1,6 ml de sangue total novo são adicionados. Cada cavidade de teste utiliza em torno de 300 μl de sangue total novo juntamente com os seguintes reagentes:Tabela 1:
[00102] Os dispositivos, sistemas e métodos utilizam o fenômeno de força de radiação acústica para medir alterações em propriedades mecânicas (por exemplo, rigidez) de uma amostra de sangue durante os processos de coagulação e fibrinólise. Essas alterações são representativas do papel dos quatro componentes principais de hemostasia: (i) fatores de coagulação de plasma, (ii) plaquetas, (iii) fibrinogênio, e (iv) fatores fibrinolíticos do plasma. A abordagem básica é mostrada nas Figuras 6A-C.
[00103] Uma série de pulsos de ultrassom focalizados N é enviada para dentro de uma amostra de sangue em intervalos curtos ΔT (ΔT é da ordem de microssegundos), como mostrado esquematicamente no painel A. cada pulso gera uma força pequena e localizada no sangue à medida que a energia acústica é absorvida e refletida durante propagação. Essa força, que é concentrada em torno do foco do feixe de ultrassom, induz um pequeno deslocamento na amostra de sangue que depende das propriedades mecânicas locais. Esses deslocamentos são da ordem de 40 mícrons ou menos no foco do feixe de ultrassom.
[00104] Cada pulso também retorna um eco, visto que uma porção de sua energia é refletida de dentro da amostra de sangue. Como a amostra move levemente de uma transmissão de pulso para a seguinte, o comprimento de percurso entre o emissor de ultrassom fixo e qualquer região dada no alvo aumenta com o número de pulso. Essa alteração em comprimento de percurso pode ser estimada de diferenças nos tempos de chegada de ecos a partir da mesma região. O conjunto desses retardos forma uma curva de deslocamento de tempo que retém informações combinadas sobre propriedades viscoelásticas da amostra. Essas curvas de deslocamento de tempo são mostradas na Figura 6B. Essas curvas de deslocamento de tempo são medidas a cada 6 segundos para caracterizar totalmente a dinâmica de coagulação e fibrinólise, representando o processo hemostático inteiro.
[00105] Quando a amostra de sangue está em um estado de fluido viscoso, a aplicação da força acústica gera grandes deslocamentos. À medida que a coagulação é ativada e fibrinogênio é reticulado em filamentos de fibrina, a amostra se comporta como sólido viscoelástico e o deslocamento induzido reduz à medida que a rigidez da amostra aumenta. A interação de plaquetas e a malha de fibrina também reduzem adicionalmente os deslocamentos induzidos à medida que a rigidez de coágulo aumenta. À medida que o coágulo progride para a fase de fibrinólise, a malha de fibrina é dissolvida pelas enzimas fibrinolíti- cas e a amostra retorna a fluido viscoso, apresentando deslocamentos crescentes.
[00106] A evolução da magnitude dos deslocamentos induzidos com o passar do tempo é, portanto, relacionada diretamente às alterações em propriedades mecânicas da amostra de sangue durante hemostasia. Uma curva obtida com esse método é mostrada na Figura 6. Dados funcionais, que destacam o papel de fatores de coagulação, plaquetas, fibrinogênio, e fibrinólise podem ser extraídos da curva, como rotulado na Figura 6.
[00107] A força de radiação acústica resulta da transferência de momentum que ocorre quando uma onda acústica de propagação é absorvida ou refletida. Essa força de corpo atua na direção da onda de propagação, e pode ser aproximada pela seguinte expressão: onde α[m-1] é o coeficiente de atenuação acustica, c[m/s] é a velocidade de som, I(t) [W/m2] é a intensidade instantena do feixe de ultrassom, PII é o integral de intensidade de pulso, ΔT [s] é o intervalo de tempo entre transmissões d epulso de ultrassom sucessivas, e < > indica uma quantidade mediada de tempo.
[00108] A energia acustica uitlizada pelo instrumento para gerar força de radiação acústica é copmarável com a energia acústica tipicamente uitlizada para procedimentos de ultrassom médico comuns como imageamento Doppler de cor. A intensidade acústica máxima estimada é da ordem de 2,5 W/cm2 (média de tempo), que resulta em um aumento de temperatura da amostra de sangue de 0,01°C para cda conjunto de medição (realizada aproximadamente a cada 6 segundos).
[00109] À medida que a amostra de sangue rapidamente muda de fluido viscoso para sólido viscoelástico durante coagulação e de volta para fluido viscoso após lise de coágulo, a força de radiação acustica aplicda é adaptavelmente alterada para induzir deslocamentos acima do limite de ruído, porém abaixo de níveis que poderiam induzir ruptura mecanica (tipicamente abaixo de 40 mícrons).
[00110] A mangitude da força é ajsutada para seguir as alterações em propriedades mecanicas da amostra de sangue por variar o intervalo de tempo ΔT entre pulsos sucessivos, como mostrado na equação 1. O deslocmento máximo induzido durante a (m-1)a aquisição é utilizado para detrminar se a força deve ser aumentada ou diminuída para a ma aquisição, com base em valores de limite predeterminados. Esse processo adaptável permite caracterização de cinco ordens de magnitude em rigidez sem gerar tensão elevada na amostra de sangue que poderia alterar a dinamica de coagulação e fibrinólise.
[00111] Como mostrado na equação (1), a força de radiação acustica aplicda muda como uma função de atenuação acustica e velocidade de som, as quais mudam como uma função de coagulação. O sistema utiliza os ecos que retornam de dentro do cartucho para estimar alterações nesses parametros e normalizam a força de radiação acustica.
[00112] Força de radiação acústica é gerada utilizando materiais piezoelétricos convencionais que atuam como emissores e receptores acústicos. Esses materiais deformam quando uma voltagem é aplicada através dos mesmos, e inversamente geram uma voltagem quando são deformados. Similar à óptica, uma lente acústica pode ser colocada na frente do material piezoelétrico para focalizar energia acústica em um único ponto focal.
[00113] Nos sistemas de exemplo, método e dispositivos discos piezoelétricos são utilizados que têm um diâmetro ativo de 7,5 mm. A lente acústica é fornecida pelo formato curvo do cartucho descartável. Quatro discos são colocados lado a lado para enviar som nas quatro cavidades de teste em um descartável. A frequência de vibração desses discos piezelétricos é centrada em 10 MHz, bem compreendido na faixa de frequências utilizadas em imageamento de ultrassom convencional.
[00114] Sinais de eco de ultrassom que retornam aos transdutores das amostras de sangue são primeiramente filtrados para remover ruído eletrônico, digitalizados e adicionalmente processados em um processador incorporado no sistema. Um fluxograma das etapas de análise de dados realizadas pelo sistema é mostrado na Figura 7 onde um este inicia no bloco 700. Pulsos de ultrassom são transmitidos em uma amostra alvo em uma cavidade de teste em 702. Os ecos são recebidos, filtrados e digitalizados em 704. Após uma curta espera 706, as etapas 702 a 704 podem ser repetidas. Uma estimação de retardo de tempo é aplicada em 708 e um ajuste de curva em 710. O sistema determina então se dados suficientes foram adquiridos para estimar os índices desejados de hemostasia em 712. Se houver dados suficientes para estimar um índice de hemostasia, o índice de hemostasia é estimado e 714 e exibido em 716. Se em 712 for determinado que dados não suficientes foram adquiridos para estimar um índice de hemostasia, o sistema determina se o teste deve ser parado em 718 e, em caso positivo, um sumário de saída é gerado em 722. Se o teste deve continuar, após uma longa espera 770, uma ou mais etapas 702-770 são opcionalmente repetidas.
[00115] Após um conjunto de N pulsos ser enviado na amostra de sangue e os ecos de retorno serem obtidos, estimação de retardo de tempo (TDE) é realizada para estimar uma curva de deslocamento de tempo local, similar àquele mostrado na Figura 6B. TDE abrange medir o deslocamento de tempo relativo de um eco recebido para o seguinte; o valor conhecido da velocidade de som em sangue permite conversão das mudanças de tempo em deslocamentos. TDE é realizado em torno do foco do feixe ultrassom. Esse processo é repetido a cada 6 segundos (espera fixa arbitrária) para obter curvas de deslocamento de tempo por todo o processo de coagulação e fibrinólise.
[00116] Uma variedade de algoritmos de "de armazenagem" são disponíveis para executar essa operação. TDE é uma etapa de processamento de sinal comum em campos de aplicação variando de RADAR, SONAR e imageamento de ultrassom médico (Doppler).
[00117] As propriedades viscoelásticas da amostra de sangue durante hemostasia são modeladas utilizando um modelo modificado consistindo em modelo mecânico Voigt-Kelvin bem conhecido com a adição de inércia. Embora as alterações dinâmicas em viscoelasticida- de de sangue durante hemostasia sejam certamente complexas, o modelo Voight - Kelvin modificado é simples e robusto, e foi bem validado no passado.
[00118] Cada curva de deslocamento de tempo é ajustada na equação característica do modelo Voight - Kelvin modificado para estimar uma variedade de parâmetros referentes às propriedades viscoe- lásticas da amostra. Esses parâmetros incluem elasticidade relativa, viscosidade relativa, constante de tempo, e deslocamento máximo. A expressão matemática da equação de movimento para o modelo Voigt-Kelvin modificado é onde é a razão de amortecimento, ® é a frequencia natural, e s é a sensibilidade estática.
[00119] Entre os parâmetros obtidos pelo ajuste de curva, o sistema utiliza a magnitude de deslocamento estimado em 1 segundo com uma medida qualitativa da rigidez da amostra. Quando o sangue está em estado de fluido viscoso, o deslocamento em 1 segundo é elevado. À medida que o sangue coagula esse deslocamento diminui proporcionalmente à geração da malha de fibrina e atividade de plaquetas. O valor aumenta novamente durante o processo de fibrinólise.
[00120] Os valores de deslocamento obtidos em 1 segundo para cada aquisição de dados são compilados para formar uma curva mostrando rigidez relativa como uma função de tempo (Figura 6C). Essa curva, anteriormente mostada, caracteriza totalmente hemostasia e pode ser adicionamlente processda para estimar índices diretos de função hemostática.
[00121] Índices de hemostasia são calculados por ajustar uma curva sigmoidal na curva de tempo-rigidez (Figura 6C) e avaliar o primeiro derivado da curva. Os tempos até coágulo TC1 e TC2 são calculados com base em um valor de limite da curva derivada (20% do valor mínimo) e são indicativos do início e término de fase de polimerização de fibrina. A inclinação de coagulação CFR é o máximo da curva deriva e é indicativa da taxa de polimerização de fibrina. A rigidez S é estimada a partir da curva de rigidez 3 minutos após TC2. S depende de função de plaqueta e a rigidez final da rede de fibrina. Métodos idênticos e índices são calculados para o processo fibrinolítico. Em particular os tempos TL1 e TL2 podem ser definidos para repersentar as fases inicial e final do processo fibrinolítico e a dissolução consequente da rede de fibrina (tempo até lise).
[00123] Para isolar os quatros componentes principais de hemosta- sia, quatro medições são realizadas em paralelo no cartucho descartável utilizando uma combinação de agonistas e antagonistas em cada de quatro cavidades. As medições em cada cavidade são combinadas para formar índices de hemostasia como mostrado na tabela 3:
[00124] Muitas modificações e outras modalidades da invenção ex- postas aqui virão à mente de uma pessoa versada na técnica à qual a presente invenção se refere tendo o benefício dos ensinamentos apre- sentados na descrição acima. Portanto, deve ser entendido que a invenção não deve ser limitada às modalidades específicas reveladas e que modificações e outras modalidades pretendem ser incluídas no escopo das reivindicações apensas. Embora termos específicos sejam empregados, eles são utilizados em um sentido genérico e descritivo somente e não para fins de limitação.
Claims (10)
1. Dispositivo para avaliação de hemostasia caracterizado pelo fato de que compreende: um alojamento; uma pluralidade de câmaras de teste (110, 112, 114 e 116) cada uma configurada para receber uma amostra de teste de sangue, cada câmara de teste compreendendo um reagente ou uma combinação de reagentes, em que a pluralidade de câmaras de teste (110, 112, 114 e 116) inclui pelo menos uma primeira câmara de teste e uma segunda câmara de teste que são cada uma pelo menos parcialmente definida pelo alojamento, em que o reagente ou combinação de reagentes são misturados antes do teste ser iniciado e a mistura é realizada fora da câmara de teste em uma porção do alojamento; em que a primeira câmara da pluralidade compreende um primeiro reagente ou uma combinação de reagentes que interagem com a amostra de teste de sangue; em que a segunda câmara da pluralidade compreende um segundo reagente ou uma combinação de reagentes que interagem com a amostra de teste de sangue; e em que a primeira e a segunda câmaras são configuradas para serem interrogadas para determinar um parâmetro hemostático da amostra de teste que é recebida nas mesmas e um reagente ou combinação de reagentes, em que um primeiro reagente ou combinação de reagentes na primeira câmara de teste é diferente do que um segundo reagente ou combinação de reagentes na segunda câmara de teste; e um percurso de fluido compreendendo uma pluralidade de canais (202, 204, 206, 208, 210, 212, 214), cada um definido pelo menos em parte pelo alojamento, em que o percurso de fluido inclui uma entrada (102), definida pelo menos em parte pelo alojamento, através da qual a amostra de teste é introduzida no dispositivo, em que pelo menos um canal da pluralidade de canais (202, 204, 206, 208, 210, 212, 214) está em comunicação com a entrada (102) e com a primeira câmara de teste e a segunda câmara de teste para distribuir uma porção da amostra de teste para cada uma da primeira câmara de teste e a segunda câmara de teste, e em que o percurso de fluido inclui um primeiro orifício (106), definido pelo menos em parte pelo alojamento, em comunicação com um canal do percurso de fluido e a partir do qual um gradiente de pressão quando aplicado a partir de uma fonte externa ao primeiro orifício (106) extrai a amostra de teste através do percurso de fluído e para pelo menos uma das câmaras de teste, em que o pelo menos um canal do percurso de fluido inclui um canal de entrada, um primeiro canal, e um segundo canal, em que o canal de entrada está em comunicação com a entrada (102), em que o primeiro canal está em comunicação com o canal de entrada e pelo menos com a primeira câmara de teste, e em que o segundo canal está em comunicação com o canal de entrada e pelo menos com a segunda câmara de teste, em que pelo menos uma porção do alojamento é termica- mente condutora para permitir que a amostra de teste seja aquecida, em que o primeiro reagente ou combinação de reagentes ativa a amostra de teste através de um percurso de coagulação intrínseco, um percurso de coagulação extrínseco, ou uma combinação dos mesmos; em que o segundo reagente ou combinação de reagentes ativa a amostra de teste através de um percurso de coagulação intrínseco, um percurso de coagulação extrínseco, ou uma combinação dos mesmos; pelo menos um do primeiro reagente ou combinação de reagente e o segundo reagente ou combinações de reagentes ativa a amostra de teste através do percurso de coagulação extrínseco, em que o segundo reagente ou combinação de reagentes ainda inclui um ou ambos dentre abciximab e citocalasina D; em que o dispositivo pode ser usado com um dispositivo de interrogação para medir pelo menos uma propriedade viscoelástica da amostra de teste.
2. Dispositivo, de acordo com a reivindicação 1, caracterizado pelo fato de que ainda compreende: a. uma terceira câmara compreendendo um terceiro reagente ou uma combinação de reagentes que interagem com a amostra de teste de sangue recebida na mesma; b. uma quarta câmara compreendendo um quarto reagente ou uma combinação de reagentes que interagem com a amostra de teste de sangue recebida na mesma; e c. em que a terceira e a quarta câmaras são configuradas para serem interrogadas para determinar um parâmetro hemostático das amostras de teste.
3. Dispositivo, de acordo com a reivindicação 1 ou 2, carac-terizado pelo fato de que a interrogação compreende a transmissão de som para uma ou mais câmaras de teste.
4. Dispositivo, de acordo com qualquer uma das reivindicações 1 a 3, caracterizado pelo fato de que os reagentes são selecionados do grupo que compreende caulim, celite, vidro, abciximab, cito- calasina D, trombina, fator de tecido recombinante, ADP, ácido araqui- dônico, reptilase e combinações dos mesmos.
5. Dispositivo, de acordo com a reivindicação 4, caracterizado pelo fato de que os reagentes são liofilizados antes da interação com as amostras de teste.
6. Dispositivo, de acordo com a reivindicação 1, caracterizado pelo fato de que o dispositivo é configurado para o uso com uma amostra de teste única.
7. Dispositivo, de acordo com qualquer uma das reivindicações 1 a 6, caracterizado pelo fato de que ainda compreende um percurso de fluido possuindo uma entrada (102) para receber uma amostra de teste, em que o percurso de fluido está em comunicação com pelo menos uma câmara de teste para distribuir a amostra de teste, ou uma porção da mesma, para uma ou mais das câmaras de teste.
8. Método para a avaliação de hemostasia em um sujeito caracterizado pelo fato de que compreende: fornecer pelo menos um alojamento; fornecer pelo menos duas câmaras de teste, cada câmara de teste incluindo um reagente ou uma combinação do mesmo, em que a pelo menos duas câmaras de teste inclui pelo menos uma primeira câmara de teste e uma segunda câmara de teste que são cada uma pelo menos parcialmente definida pelo alojamento, em que o reagente ou combinação de reagentes são misturados antes do teste ser iniciado e a mistura é realizada fora da câmara de teste em uma porção do alojamento; b. introduzir sangue do sujeito nas câmaras de teste para misturar com o reagente ou os reagentes; c. interrogar o sangue e reagente misturados na câmara de teste para determinar um parâmetro hemostático das amostras de teste que é recebida nas mesmas e um reagente ou combinação de reagentes, em que um primeiro reagente ou combinação de reagentes na primeira câmara de teste é diferente do que um segundo reagente ou combinação de reagentes na segunda câmara de teste; e um percurso de fluido compreendendo uma pluralidade de canais (202, 204, 206, 208, 210, 212, 214), cada um definido pelo menos em parte pelo alojamento, em que o percurso de fluido inclui uma entrada (102), definida pelo menos em parte pelo alojamento, através da qual a amostra de teste é introduzida no dispositivo, em que pelo menos um canal da pluralidade de canais (202, 204, 206, 208, 210, 212, 214) está em comunicação com a entrada (102) e com a primeira câmara de teste e a segunda câmara de teste para distribuir uma porção da amostra de teste para cada uma da primeira câmara de teste e a segunda câmara de teste, e em que o percurso de fluido inclui um primeiro orifício (106), definido pelo menos em parte pelo alojamento, em comunicação com um canal do percurso de fluido e a partir do qual um gradiente de pressão quando aplicado a partir de uma fonte externa ao primeiro orifício (106) extrai a amostra de teste através do percurso de fluído e para pelo menos uma das câmaras de teste, em que o pelo menos um canal do percurso de fluido inclui um canal de entrada, um primeiro canal, e um segundo canal, em que o canal de entrada está em comunicação com a entrada (102), em que o primeiro canal está em comunicação com o canal de entrada e pelo menos com a primeira câmara de teste, e em que o segundo canal está em comunicação com o canal de entrada e pelo menos com a segunda câmara de teste, em que pelo menos uma porção do alojamento é termica- mente condutora para permitir que a amostra de teste seja aquecida, em que o primeiro reagente ou combinação de reagentes ativa a amostra de teste através de um percurso de coagulação intrínseco, um percurso de coagulação extrínseco, ou uma combinação dos mesmos; em que o segundo reagente ou combinação de reagentes ativa a amostra de teste através de um percurso de coagulação intrínseco, um percurso de coagulação extrínseco, ou uma combinação dos mesmos; pelo menos um do primeiro reagente ou combinação de re- agente e o segundo reagente ou combinações de reagentes ativa a amostra de teste através do percurso de coagulação extrínseco, em que o segundo reagente ou combinação de reagentes ainda inclui um ou ambos dentre abciximab e citocalasina D; em que o dispositivo pode ser usado com um dispositivo de interrogação para medir pelo menos uma propriedade viscoelástica da amostra de teste.
9. Método, de acordo com a reivindicação 8, caracterizado pelo fato de que os parâmetros são selecionados do grupo que compreende TC1, TC2, rigidez de coágulo, taxa de formação de coágulo (CFR), TL1 e TL2.
10. Método, de acordo com a reivindicação 8, caracterizado pelo fato de que ainda compreende determinar um índice de fatores de coagulação de via intrínseca, um índice de fatores de coagulação de via extrínseca, um índice de plaquetas, um índice de fibrinogê- nio e um índice de fibrinólise.
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