ES2257574T3

ES2257574T3 - Metodo y modulo de separacion para la separacion de particulas de una dispersion, en particular de globulos sanguineos de la sangre.

Info

Publication number: ES2257574T3
Application number: ES02774618T
Authority: ES
Inventors: Carlo Effenhauser; Gregor Ocvirk; Wolfgang Fiedler
Original assignee: F Hoffmann La Roche AG
Current assignee: F Hoffmann La Roche AG
Priority date: 2001-10-12
Filing date: 2002-09-14
Publication date: 2006-08-01
Anticipated expiration: 2022-09-14
Also published as: EP1434637A2; CA2463223A1; WO2003033096A2; US20050029190A1; JP2005505770A; DE50205804D1; JP4005022B2; ATE317281T1; CA2463223C; WO2003033096A3; DE10150549A1; AU2002340906A1; EP1434637B1; US7527740B2

Abstract

Método para separar partículas de una dispersión fluida, especialmente para separar los componentes corpusculares de muestras biológicas, sobre todo de sangre, por medio de un módulo separador con un sustrato(5) con canales de flujo(3) en forma de cavidades tipo ranuras en una superficie (6) del sustrato(5), que engloban - un canal de afluencia (9) para conducir la dispersión a un punto de bifurcación(10), - un primer canal de desagüe o salida(11) para desviar el fluido con una concentración de partículas reducida del punto de bifurcación (10) y - un segundo canal de desagüe (12) para desviar el líquido con una concentración de partículas más elevada del punto de bifurcación (10), de manera que el fluido circule por el segundo canal de desagüe tan rápido como por el primer canal de desagüe(12), de forma que las partículas dispersadas en el punto de bifurcación(10) fluyan preferiblemente por el segundo canal de desagüe debido a la diferente velocidad de la corriente.

Description

Método y módulo de separación para la separación de partículas de una dispersión, en particular de glóbulos sanguíneos de la sangre.

Esta invención se refiere a un método para la separación de partículas de una dispersión y a un componente para llevar a cabo dicho método. Puesto que dicho componente modular se puede emplear como componente de diferentes sistemas, aquí se conoce como módulo de separación. La invención puede emplearse en particular para separar componentes corpusculares de muestras biológicas, sobre todo de la sangre.

En distintos sectores de aplicación se plantea el problema de separar total o parcialmente las partículas de una dispersión que contenga partículas dispersadas en un medio soporte. Un sector especialmente importante son los métodos analíticos para la determinación de la concentración de los componentes de la sangre. Dichos análisis de sangre pueden realizarse en muchos casos no con sangre entera, que contenga los componentes corpusculares (glóbulos sanguíneos). Sino que se necesita obtener antes el plasma de la sangre entera, que a ser posible deberá estar libre del material celular.

Sin embargo, la invención es también apropiada para el tratamiento de otras dispersiones, en las que el medio soporte no puede ser únicamente líquido, sino que también puede presentarse en forma de gas. Un ejemplo para la aplicación de la invención en el campo de los métodos analíticos de diagnóstico, en el que se trata un líquido no biológico, es la manipulación, el enriquecimiento o el aislamiento de las llamadas perlas, cuya aplicación se ha intensificado debido a su gran superficie renovable por ejemplo en la química combinatoria y la biología molecular. Además la invención puede emplearse también en otros sectores de los procedimientos químicos y de la industria de la alimentación, para separar las partículas de las corrientes del proceso. Otras posibilidades de aprovechamiento pueden encontrarse en los métodos biotecnológicos (separación y aislamiento de cultivos celulares de las dispersiones correspondientes) así como en el sector de la depuración de aguas residuales. A continuación, se hace referencia al tratamiento de las dispersiones en los líquidos, principalmente a la separación del plasma de la sangre entera sin limitación alguna.

Tradicionalmente se empleaban métodos de centrifugación para obtener el plasma para los análisis sanguíneos mediante la separación de los componentes celulares. Sin embargo, estos métodos no son adecuados para el moderno ensayo o análisis miniaturizado. Este sirve en particular para el llamado diagnóstico del paciente próximo, en el cual un elemento de análisis a ser posible pequeño y compacto (por ejemplo, en forma de una tira reactiva) contiene todos los reactivos necesarios y otros medios para la realización del análisis, de manera que tan sólo debe ponerse en contacto el líquido de prueba con el elemento de análisis, para determinar después de un tiempo mínimo con ayuda de una modificación física detectable en el elemento de análisis (en particular un cambio de color o un cambio de un parámetro eléctrico) el resultado analítico deseado de forma visual o con ayuda de un aparato de evaluación.

Para obtener plasma de volúmenes de sangre relativamente pequeños para análisis de este tipo se ha discutido desde hace muchos años el método de filtración y se ha empleado en parte con gran éxito. En el mismo se empleaban distintos tipos de filtros, en particular membranas microporosas y vellones de fibra de vidrio. En las descripciones de patentes americanas 3.791.933 y 4.477.575 se han descrito unos ejemplos de estas técnicas de filtración. Un ejemplo más reciente con una combinación costosa de filtros de membrana y de fibra de vidrio es el objetivo de la patente americana 6.045.699.

En la patente 5.922.210 se ha descrito un microcomponente que debe servir para obtener unas cantidades extremadamente pequeñas del orden de hasta 1 \mul por microfiltración. Para ello se crean por corrosión microcanales en un sustrato de silicio. La separación de los glóbulos sanguíneos se realiza en un canal denominado canal barrera (barrier channel), cuya profundidad es menor de 0,1 \mum, de manera que los glóbulos sanguíneos no pueden fluir a través del canal de barrido. Los canales de afluencia requeridos y el canal de barrido se crean en dos etapas de fabricación consecutivas. La profundidad extremadamente pequeña del canal de barrido de menos de 0,1 \mum se determina en un baño de corrosión en función de la duración del proceso de corrosión. En cuanto a la elevada reproducibilidad requerida este proceso de fabricación es muy difícil y costoso.

Los métodos de obtención de plasma previamente conocidos tienen unos inconvenientes considerables. Sobre todo existe un elevado riesgo de que se obstruyan los finos poros por la oclusión mecánica o bien por la adherencia del material celular a las paredes de los poros. Con ello se limita la capacidad del filtro. Un incremento de la capacidad del filtro condiciona un mayor espacio requerido del medio de filtración. Además la relación entre el volumen de muestras aplicado y el volumen de plasma obtenido es poco favorable. En definitiva, debido a la adherencia de las proteínas al medio de filtración o bien debido a las elevadas fuerzas de corte que aparecen en el paso de los eritrocitos a través de los estrechos poros de filtración y a la hemólisis resultante se producen errores de medi-
ción.

Basándonos en todo esto, la invención tiene el cometido de facilitar la separación de las partículas de una dispersión intentando evitar a ser posible los inconvenientes expuestos con un módulo de separación que pueda fabricarse de forma simple y económica. El módulo de separación debe ser preferiblemente un elemento llamado "desechable después de su uso" y ser especialmente apropiado para la producción de pequeñas cantidades de plasma (menores a 10 \mul, en particular inferiores a 5 \mul) para ensayos miniaturiza-
dos.

El cometido se resuelve mediante un método para separar las partículas de una dispersión fluida, en particular para separar los componentes corpusculares de muestras biológicas, sobre todo de la sangre, por medio de un módulo de separación con un sustrato con canales de irrigación en forma de cavidades tipo ranuras en una superficie del sustrato, que engloba un canal de afluencia para conducir la dispersión a un punto de bifurcación, un primer canal de desagüe o descarga para desviar el fluido con una concentración reducida de partículas del punto de bifurcación y un segundo canal de desagüe para desviar el fluido con una concentración elevada de partículas del punto de bifurcación, de manera que el fluido fluya en el segundo canal de desagüe tan rápidamente como en el primer canal de desagüe, y que las partículas dispersadas en el punto de bifurcación circulen preferiblemente por el segundo canal de desagüe debido a la distinta velocidad de irrigación.

Los métodos de filtración empleados hasta el momento para el objetivo de la invención se basan en una selección estérica, es decir, que las partículas que se van a separar quedan retenidas porque los poros del medio de filtración son más pequeños que el diámetro de las partículas. Para separar los eritrocitos de un modo seguro el diámetro de los poros del medio de filtración (en particular debido a la fácil capacidad de deformación de los eritrocitos) debe ser como máximo de 1 \mum.

En la invención la selección se basa en un principio totalmente distinto: Las distintas velocidades locales de circulación de las partículas en los distintos recorridos del fluido en el módulo de separación conducen a unas tensiones de avance, que hacen que las partículas en el punto de bifurcación circulen preferiblemente por el segundo canal de desagüe con la velocidad de corriente superior. El primer canal de desagüe con una velocidad de corriente menor contiene una concentración reducida de partículas.

A través de la invención se consiguen una multitud de ventajas importantes:

-: Puesto que la separación de las partículas no se basa en una selección estérica, la dimensión más pequeña de los canales de desagüe puede ser mayor que el diámetro de las partículas. Por ejemplo, los canales de irrigación de un módulo de separación adecuado para la obtención del plasma de la sangre entera tienen unas dimensiones transversales mínimas entre 5 \mum y como máximo 150 \mum, por lo que los valores menores de 100 \mum, en particular inferiores a 50 \mum son los preferidos. Por lo que en la práctica, en contraste con los métodos de filtración ya conocidos, no existe ningún riesgo de oclusión del medio de filtración. Esta ventaja se intensifica ya que no debe emplearse ningún tipo de material fibroso, que encierre riesgos adicionales de oclusión.

-: Según la invención se puede tratar sangre (o cualquier otra dispersión) de forma continuada durante largos periodos de tiempo. El módulo de separación puede por tanto ser empleado para la obtención continuada (práctica) de filtrados libres de partículas o también para el enriquecimiento continuado de partículas de las dispersiones.

-: La producción es relativamente simple y es posible a un precio adecuado. En comparación con el método de filtración anteriormente conocido se suprime la producción y la integración de un medio de filtración en el módulo de separación. En comparación con el microfiltro descrito en la patente americana 5.922.210, la producción es básicamente más simple, porque los canales de irrigación integrados en el Chip tienen unas dimensiones comparativamente grandes. Este tipo de estructuras de canal se pueden fabricar de forma económica en series grandes. En particular resulta adecuado aquel método en el que inicialmente se fabrica un patrón de forma fotolitográfica. De este patrón se puede obtener un molde, con el cual se fabricarán chips del producto mediante un proceso de compresión o de moldeo por inyección (Ejemplo: fabricación de CDs). Puede fabricarse un número de piezas menor mediante ablación con láser.

-: Para la fabricación resulta preferible que la invención no exija ninguna estructura de diferente profundidad. Preferiblemente al menos ambos canales de afluencia deben tener la misma profundidad del total de canales de irrigación. Pueden fabricarse fácilmente un una única etapa de trabajo.

-: El volumen muerto que puede hallarse en los canales de irrigación del módulo separador es muy pequeño. La invención consigue con ello que a partir de un volumen de muestra muy pequeño se pueda obtener un volumen suficientemente grande de plasma.

-: El módulo de separación conforme a la invención puede miniaturizarse además como un sistema que contiene un medio de filtración y canales de derivación, sin que por ello disminuya la eficacia de la separación o del rendimiento. Esto también reduce los costes.

-: El módulo de separación puede integrarse simplemente en un sistema, en particular en un sistema de análisis. En el campo de los microsistemas analíticos existe, por ejemplo, la posibilidad de una "integración planar", donde los reactivos y los elementos de tratamiento de líquidos necesarios para el análisis se integran en el mismo chip, en el cual se encuentran los canales de irrigación del módulo separador. Sin embargo, también es posible un acoplamiento convencional en un sistema de análisis a través de unas tuberías flexibles con escaso volumen muerto.

Los efectos físicos en los que se basa la invención pueden aclararse parcialmente a base de investigaciones experimentales del comportamiento de la corriente de sangre en el sistema capilar del cuerpo y las aclaraciones teóricas se basan en ello. Los presentes conocimientos se recogen, por ejemplo, en un artículo de A.R.Pries y cols. "Biophysical aspects of bllod flow in the microvasculature", Cardiovascular Research 32, 1996, 654-667. En el mismo se menciona entre otras cosas que en los puntos de ramificación o bifurcación de los vasos capilares que transportan la sangre por el cuerpo el hematocrito (contenido en glóbulos rojos) en un vaso filiar con menos flujo sanguíneo es generalmente menor que en un vaso filiar con mayor flujo sanguíneo. Se discute si esta separación de fases debida a los numerosos parámetros de influencia y a la dependencia no lineal del flujo sanguíneo de estos parámetros de influencia puede describirse teóricamente únicamente de un modo insuficiente. En particular, se discuten o debaten los efectos "plasma skimming effect", "network Fahraeus effect" y "pathway effect" como principios físicos, que determinan la separación de fases en los vasos sanguíneos capilares. Uno de estos efectos, es decir el network Fahraeus effect describe la tendencia de los glóbulos rojos a seguir una derivación o bifurcación preferiblemente la vía de irrigación con una mayor velocidad de flujo (y por tanto coherente con una velocidad de corriente superior).

Según los conocimientos del descubridor puede deducirse que este principio aclara esencialmente la función del módulo separador conforme a la invención. En general, no se podría esperar que realmente se pudiera conseguir una separación casi completa con unos medios muy simples. Esto reafirma pues que los conocimientos fundamentales sobre la separación de fases en las bifurcaciones capilares ya se conocen desde hace tiempo. Por ejemplo, en el artículo mencionado se citan unas investigaciones in vitro de 1964 y unos estudios in-vivo de 1970.

La capacidad o adaptación de este principio a la separación del plasma no era de esperar porque en los capilares naturales no se observa ciertamente una separación completa. Por el contrario, la función del cuerpo humano depende de que incluso en los capilares más finos exista una concentración tan elevada de eritrocitos que se asegure el abastecimiento de oxígeno. Las condiciones son básicamente distintas en la medida en que en un cuerpo vivo una red de vasos sanguíneos con paredes elásticas es irrigada a unas velocidades que oscilan considerablemente según el ritmo del pulso sanguíneo, mientras que en un módulo de separación el líquido fluye a una velocidad constante entre paredes rígidas.

No puede extraerse ningún indicio lógico de las publicaciones sobre el comportamiento del flujo en los capilares sanguíneos acerca de cómo y de que manera podría fabricarse un módulo de separación para fines prácticos. Existe una forma o versión preferida que tiene una especial importancia para el éxito práctico de la invención en la que de acuerdo con la profundidad de cómo mínimo el canal de afluencia y muy en particular del conjunto de canales de irrigación, se prefiere que la sección del canal limítrofe con el punto de bifurcación sea mayor que la anchura del canal. Esta forma de configuración preferida está relacionada con el hecho de que la función, en lo que se refiere a la separación de las partículas, se determina básicamente por la anchura de los canales más próximos al punto de bifurcación. Mediante una profundidad grande en relación a la anchura se puede incrementar la potencia de separación (volumen de líquido separado por unidad de tiempo) sin considerar la fun-
ción.

La invención se aclara seguidamente con ayuda de los ejemplos de ejecución representados en las figuras. Las particularidades representadas y descritas pueden ser utilizadas solas o en combinación para crear las configuraciones preferidas de la invención. Se muestran:

Figura 1 una representación esquemática en perspectiva de una primera forma de ejecución de un módulo de separación conforme a la invención

Figuras 2-4 unas representaciones transversales que son a escala a lo largo de las líneas de corte A hasta C de la figura 1

Figura 5 una relación esquemática gráfica del efecto separador observado visualmente en un punto de bifurcación por medio de una representación de vídeo

Figura 6 una representación gráfica de la dependencia del efecto separador de la relación de la velocidad de irrigación local en los canales de afluencia

Figura 7 una representación esquemática en perspectiva de una segunda forma de configuración de un módulo separador conforme a la invención

Figura 8 y 9 representación que no son a escala a lo largo de las líneas de corte A y B de la figura 7

Figura 10 una representación en perspectiva y no a escala de una tercera forma de configuración de un módulo separador conforme a la invención y

Figura 11 una visión esquemática de un elemento de análisis con una integración planar de un módulo separador conforme a la invención.

El módulo separador 1 representado en las figuras 1 hasta 4 consta básicamente de una pieza o parte del canal 2 con unos canales de irrigación 3 y una pieza de tapa 4. En la fabricación de la pieza del canal 2 se crean en un sustrato 5 en forma de disco, por ejemplo por medio de uno de los métodos anteriormente mencionados, los canales de irrigación 3 en forma de unas cavidades tipo pequeñas ranuras en una superficie 6 del sustrato 5.

Los canales se representan en las figuras, sobre todo en las figuras 2 y 4 de un modo resaltado. Típicamente su anchura b es inferior a 150 \mum, por lo que se demuestra su eficacia en particular para la obtención del plasma con anchuras de canal menores de 100 \mum, preferiblemente inferiores a 50 \mum. Por otro lado las dimensiones preferidas se encuentran tan alejadas de la luz visible en el campo de las longitudes de onda que las estructuras requeridas en la superficie 6 del sustrato 5 pueden ser creadas sin problemas mediante un procedimiento fotolitográfico, como las que se conocen de la fabricación de los chips electrónicos. Preferiblemente la anchura b de los canales es como mínimo de unos 5 \mum.

A través de una entrada 8 se introduce sangre entera (o bien otra dispersión, en la que deban separarse las partículas) en el módulo separador 1 y a través de un canal de afluencia 9 se accede a un punto de bifurcación 10, en el que la corriente de líquido se ramifica en un primer canal de descarga o salida 11 y en un segundo canal de salida 12. El líquido que fluye por los canales de salida o desagüe 11 y 12 es extraído del módulo separador 1 a través de las salidas 14 y 15. Las salidas o entradas se han configurado en el caso representado como unos agujeros 16 taladrados en la pieza de la tapa 4, a los que se conectan los tubos adecuados como por ejemplo los tubos de plás-
tico.

Para la invención resulta esencial que el líquido en el segundo canal de desagüe 12 fluya tan rápido como en el primer canal de desagüe 11, de manera que en el punto de bifurcación 10 las partículas dispersadas fluyan preferiblemente por el segundo canal de desagüe debido a la distinta velocidad del flujo.

En los casos del tratamiento de sangre el primer canal de desagüe 11 contiene plasma con una concentración residual de glóbulos sanguíneos más o menos pequeña (dependiendo de las condiciones del proceso). Por lo tanto a continuación se le llama canal del plasma. El segundo canal 12 (con una velocidad de flujo más elevada) contiene una concentración elevada en glóbulos sanguíneos en comparación con la sangre de partida. Puesto que este líquido no sirve para fines analíticos, seguidamente se le llamará canal de residuos. Estas denominaciones no pueden entenderse como una limitación del campo de aplicación de la invención.

-: Por un lado el "canal de plasma" no debe contener plasma puro. En la prueba de la invención se constataba que una única bifurcación o ramificación puede ser suficiente para obtener un "plasma analítico" suficientemente puro para fines analíticos. El líquido que fluye por el primer canal de desagüe contiene, no obstante, una concentración residual escasa de glóbulos sanguíneos.

-: Por otro lado existen campos de aplicación de la invención en los cuales el objetivo de la separación de las partículas no reside en la purificación o limpieza del líquido soporte de la dispersión (como en la obtención del plasma), sino que el objetivo es un concentrado de las partículas dispersadas. En este caso, el primer canal de desagüe o salida con la velocidad de flujo mayor (que en el caso de la obtención del plasma es el canal de residuos) no contiene un residuo sino que el producto deseado.

Las velocidades de flujo en los canales de desagüe o salida 11 y 12, su relación entre ellas y el efecto separador relacionado con las mismas dependen de una diversidad de factores que pueden dividirse en los grupos siguientes:

a) Resistencia de la corriente

Cuando todos los demás factores de influencia para ambos canales de salida 11, 12 son los mismos, la velocidad de flujo media es inversamente proporcional a la resistencia de la corriente de los canales.

b) Condiciones de presión en las entradas y salidas

La presión en la entrada 8 influye en la velocidad de la corriente en los canales de desagüe 11, 12 (en unas condiciones de presión similares en las salidas 14, 15) de un modo básicamente proporcional sin alterar la relación entre ambas. Por el contrario, las distintas condiciones de presión en las salidas pueden tener una gran influencia en la relación de las velocidades de flujo.

Cuando en un caso de aplicación determinado es técnicamente y económicamente posible conectar una bomba con una velocidad de bombeo exacta a como mínimo una de las salidas 14, 15, la velocidad de flujo en los canales de desagüe 11, 12 puede ajustarse por medio de esta velocidad de bombeo. En el caso de elementos de análisis miniaturizados, en general la conexión de una bomba no es posible o al menos es demasiado costoso. En este caso, sin embargo, las condiciones de presión en las salidas 14, 15 pueden verse influidas por el hecho de que se encuentren allí materiales que absorban el líquido a través de las fuerzas capilares y por ello aceleren la corriente en el canal de desagüe precedente o bien formen una resistencia adicional de la corriente y de ese modo reduzcan la velocidad de flujo.

c) Viscosidad del líquido

Cuando la viscosidad en los canales de flujo es distinta, la velocidad del flujo se ve influida por ello. Por ejemplo, en el caso de la obtención del plasma la viscosidad del líquido en el canal del plasma 11 es inferior a la del canal de residuos 12. Esto conduce, en el caso de unas condiciones prácticamente similares - a un incremento relativo de la velocidad del flujo en el canal del plasma 11.

d) Perfil de velocidad respecto a la sección transversal del canal

Para el efecto separador no es decisiva la velocidad media del flujo de líquido en los canales de irrigación (corriente de volumen por superficie de la sección y por unidad de tiempo), sino que el perfil de velocidad local en la zona de la bifurcación. Depende de los distintos factores de influencia, entre los que se encuentra la geometría exacta del canal, el material de las paredes del canal y la viscosidad del líquido.

Debido al gran número de parámetros de influencia no es posible establecer una norma unificada general para dimensionar los canales de flujo 3. Debe establecerse en cada caso de forma experimental. A pesar de todo, a base de las pruebas o ensayos experimentales de la invención se pueden conseguir los datos siguientes sobre las normas preferidas para establecer las dimensiones:

Como ya se han mencionado las profundidades t de los canales 9, 11, 12 son mayores que la anchura b, al menos en las secciones del canal directamente limítrofes con el punto de bifurcación 10. Preferiblemente la relación del aspecto A (relación de la profundidad del canal t con la anchura del canal b: A = t/b) es como mínimo A = 3, preferiblemente A = 5, en particular A = 7. Resulta preferible una forma de ejecución en la que las profundidades al menos del canal de flujo 9 y del canal de plasma 11 sean del mismo tamaño en una sección del canal que limite directamente con el punto de bifurcación 10. Esto se prefiere en particular para todos los canales 9, 11, 12 conectados al punto de bifurcación.

Como asimismo ya se ha mencionado la dimensión transversal más pequeña del canal del plasma es como mínimo de 5 \mum y como máximo de 150 \mum, donde se prefieren especialmente valores inferiores a 100 \mum, en particular inferiores a 50 \mum.

La resistencia del flujo del canal del plasma 11 tenía que ser en general mayor que la resistencia del flujo del canal de residuos. Esto se consigue al menos parcialmente si el canal del plasma es más largo que el canal de residuos. Esto resulta preferible porque la resistencia de la corriente de los canales de desagüe 11, 12 puede ajustarse de un modo más fácil y preciso si se modifica la longitud del modo correspondiente que si se cambian las dimensiones de su sección transversal.

En cuanto a una fabricación sencilla y una función precisa también resulta preferible que la profundidad t de los canales de desagüe 11, 12 al menos en una parte de su longitud, a ser posible en toda su longitud, sea la misma. Se prefiere que la profundidad del canal 9 coincida con la profundidad de los canales de desagüe 11, 12.

Los canales de irrigación 3 son preferiblemente casi de la misma anchura en toda su longitud y también se ha comprobado que es preferible que al menos el canal de afluencia 9 y el canal de residuos 12 se configuren en la zona de la entrada 8 o bien de la salida 15 de manera que se eviten cantos afilados que puedan ser dañados por los eritrocitos. En la figura 1 se señala un recorrido más inclinado de las paredes de los conocidos canales 9 y 12.

En lo que se refiere a una fabricación simple es conveniente que al menos uno de los dos canales de desagüe 11, 12, preferiblemente también el canal de afluencia, sean de la misma anchura.

En cuanto a los ensayos experimentales de la invención, se observaba el comportamiento de la corriente de eritrocitos con ayuda de un microscopio dirigido al punto de bifurcación y una grabación en vídeo. La figura 5 muestra una representación esquemática de una imagen típica. A diferencia del módulo separador conforme a las figuras 1 hasta 4, se elegía una disposición, en la que el canal del plasma 11 sigue en línea recta al canal de afluencia 9, mientras que el canal de residuos 12 forma un ángulo recto con esta línea. La representación demuestra que el efecto en el que se basa la invención es básicamente independiente de en que dirección se desvían los canales de desagüe 11, 12 del canal de afluencia 9. Los eritrocitos 18 siguen en su gran mayoría el camino de la corriente con la velocidad de flujo más elevada, aunque pueden cambiar su sentido.

La figura 6 muestra una representación gráfica de datos experimentales que aclara la dependencia del efecto separador de la relación de la velocidad de la corriente en los canales de afluencia. Se han obtenido con un módulo separador según la figura 1, donde el canal de afluencia 9 y el canal de residuos 12 tenían una anchura respectiva de 32 \mum y una profundidad de 32 \mum. El flujo por unidad de tiempo en el canal de afluencia 9 se encontraba entre 0,01 y 0,5 \mul/min. En las abscisas se representa la relación de la velocidad de la corriente v_{P} en el canal del plasma frente a la velocidad de la corriente v_{F} en el canal de afluencia (F por "feed channel"(canal de alimentación)). Las ordenadas reflejan la relación correspondiente del número de partículas N_{P} frente a N_{F}. Los experimentos se llevaban a cabo con sangre diluida en una proporción 1:5, para poder reconocer mejor los eritrocitos. Las velocidades v_{P} y v_{F} se deducían de la grabación en vídeo de los eritrocitos circulantes por el recorrido central de la corriente. También a partir de los datos del vídeo se calculaba el número de partícu-
las.

Se observa que el efecto separador mejora rápidamente con un cociente de velocidades v_{p}/v_{F} decreciente. Para un cociente de velocidades de 0,75 fluye aproximadamente un 25% del número de eritrocitos inicial por el canal del plasma. Cuando la velocidad de la corriente por el canal del plasma es menor que aproximadamente un cuarto de la velocidad de la corriente por el canal de afluencia, se consigue una pureza destacada del plasma en el canal del
plasma.

Las figuras 7 hasta 9 muestran una forma de configuración de un módulo separador en la cual en los canales de flujo que van desde la entrada 8 hasta la salida 14 del plasma se disponen dos bifurcaciones o ramificaciones 10 y 12 de manera que mejora el efecto separador global por medio de un proceso separador de dos etapas. Esto permite conseguir, tal como se ha representado, que el canal del plasma que sale de la primera ramificación 10 vaya a otra ramificación 20, de manera que para la otra ramificación 20 se forme un canal de afluencia y de la otra ramificación 20 se desvíen otro canal de plasma 21 y otro canal de residuos 22, donde el canal de plasma 21 conduzca a la salida del plasma 14 y el canal de residuos 22 a una segunda salida de residuos 23. Incluso en este caso las dimensiones de los canales de desagüe y las condiciones de funcionamiento se eligen de manera que el líquido en el canal de residuos 22 fluye tan rápidamente como en el canal del plasma 21, de forma que en la segunda ramificación 20 tiene lugar una separación en una corriente de líquido con una concentración elevada de partículas (canal de residuos 22) y en una corriente de líquido con una concentración baja de partículas (canal del plasma 21).

En el caso de que con un proceso separador de dos etapas no se pueda conseguir una pureza determinada del plasma, el proceso de separación podrá llevarse a cabo por medio de un módulo separador a base de tres o más etapas. Un módulo separador (no representado) adecuado para ello presenta una secuencia de bifurcaciones, cuyo canal de afluencia respectivo se forma del canal del plasma de la bifurcación precedente, por lo que en cada una de estas bifurcaciones se mantienen las condiciones de velocidad del flujo ya explicadas.

La figura 10 muestra una forma ejecución o versión de un módulo separador 1, en el que se consigue un rendimiento separador elevado de manera que se disponen una serie de bifurcaciones 25 una tras otra de forma que el canal de residuos de la bifurcación precedente constituye el canal de afluencia de la siguiente bifurcación. Los canales de plasma 27 que salen de las bifurcaciones 25 conducen a una tubería conjunta de recogida 28 y desde allí a la salida del plasma 14. En el caso representado existe una disposición de este tipo simétrica por duplicado, en la que la sangre es introducida al primer canal de afluencia 9a ó 9b a través de las entradas 8a y 8b. Desde allí circula a lo largo de un canal 26a o 26b, cuyas secciones parciales situadas entre las bifurcaciones 25, forman respectivamente el canal de residuos de la bifurcación precedente y el canal de afluencia de la bifurcación posterior. El efecto separador conforme a la invención hace que en estos canales 26a y 26b la concentración de los eritrocitos crezca de forma uniforme. Para lograr una calidad del plasma estacionaria se dimensionan los canales del plasma (en el caso representado en lo que se refiere a su longitud) de manera que la velocidad de la corriente del líquido transportado disminuya en la dirección en la que la concentración de eritrocitos dirigida a la bifurcación respectiva aumente.

La figura 11 muestra una posible concepción según la cual un módulo separador 1 junto con otro elemento modular requerido para un análisis se integra de forma planar en un chip de análisis 31. La entrada del módulo separador 1 está unida a un recipiente de sangre 32. Se conectan módulos separadores 33 hasta 38 a varias salidas del módulo separador 1, que podrán servir para determinar distintos analitos o por ejemplo incluso para un análisis más exacto de diferentes márgenes de concentración del mismo analito. Finalmente se integra el chip de análisis 31 en un recipiente de residuos 40, al que llega el líquido procedente de una o varias salidas de residuos del modulo separador 1.

Tal como se ha mencionado en aclaraciones anteriores se hace referencia únicamente como ejemplo y sin limitación alguna a la aplicabilidad general de la invención en la separación de glóbulos sanguíneos de la sangre para la obtención del plasma. Las explicaciones sirven también para otras aplicaciones en las que por ejemplo el concepto del "canal del plasma" puede ser sustituido por "primer canal", el concepto del "canal de residuos" se sustituye por "segundo canal", el concepto "residuos" por "líquido con concentración elevada de partículas" y el concepto "plasma" por "líquido con concentración reducida de partículas".

Claims

1. Método para separar partículas de una dispersión fluida, especialmente para separar los componentes corpusculares de muestras biológicas, sobre todo de sangre,

por medio de un módulo separador con un sustrato (5) con canales de flujo (3) en forma de cavidades tipo ranuras en una superficie (6) del sustrato (5), que engloban

-: un canal de afluencia (9) para conducir la dispersión a un punto de bifurcación (10),

-: un primer canal de desagüe o salida (11) para desviar el fluido con una concentración de partículas reducida del punto de bifurcación (10) y

-: un segundo canal de desagüe (12) para desviar el líquido con una concentración de partículas más elevada del punto de bifurcación (10),

de manera que el fluido circule por el segundo canal de desagüe tan rápido como por el primer canal de desagüe (12), de forma que las partículas dispersadas en el punto de bifurcación (10) fluyan preferiblemente por el segundo canal de desagüe debido a la diferente velocidad de la corriente.

2. Método para separar las partículas conforme a la reivindicación 1 por medio de un módulo separador, en el cual el primer canal de desagüe (11) lleva a otro punto de bifurcación (20), de manera que forma un canal de afluencia para la otra bifurcación (20) y del otro punto de bifurcación se desvía otro primer canal de desagüe (21) para desviar el fluido con una concentración de partículas menor y otro canal de desagüe (22) para desviar el fluido con una concentración de partículas elevada,

donde el fluido en el segundo canal de desagüe (22) fluye tan rápidamente como en el primer canal de desagüe (21), de manera que las partículas dispersadas circulan preferiblemente por el segundo canal de desagüe (22) debido a la distinta velocidad de la corriente.

3. Método para separar partículas conforme a la reivindicación 2 por medio de un módulo separador, que presenta una serie de puntos de bifurcación, cuyo canal de afluencia respectivo se forma a partir del primer canal de desagüe del punto de bifurcación precedente,

por lo que el fluido circula por el respectivo segundo canal de desagüe procedente de un punto de bifurcación tan rápidamente como por el primer respectivo canal de desagüe procedente del punto de bifurcación, de forma que las partículas dispersadas circulan preferiblemente por el segundo canal de desagüe respectivo debido a la distinta velocidad.

4. Método para separar las partículas conforme a la reivindicación 1 por medio de un módulo separador, en el cual el segundo canal de desagüe lleva a otro punto de bifurcación (25), de manera que forma un canal de afluencia para la otra bifurcación (25) y del otro punto de bifurcación se desvía otro primer canal de desagüe (27) para desviar el fluido con una concentración de partículas menor y otro segundo canal de desagüe (26) para desviar el fluido con una concentración de partículas elevada,

donde el fluido en el segundo canal de desagüe (26) fluye tan rápidamente como en el primer canal de desagüe (27), de manera que las partículas dispersadas circulan preferiblemente por el segundo canal de desagüe (26) debido a la distinta velocidad de la corriente.

5. Método para separar partículas conforme a la reivindicación 4 por medio de un módulo separador, que presenta una serie de puntos de bifurcación (25), cuyo canal de afluencia respectivo (26) se forma a partir del segundo canal de desagüe del punto de bifurcación precedente,

por lo que el fluido circula por el respectivo segundo canal de desagüe procedente de un punto de bifurcación (27) tan rápidamente como por el primer respectivo canal de desagüe procedente del punto de bifurcación (26), de forma que las partículas dispersadas circulan preferiblemente por el segundo canal de desagüe respectivo debido a la distinta velocidad.

6. Módulo separador para llevar a cabo el método conforme a una de las reivindicaciones anteriores, con un sustrato (5) con canales de irrigación (3) en forma de cavidades tipo ranura en una superficie (6) del sustrato (5), engloba

-: un canal de afluencia (9) para guiar la dispersión a un punto de bifurcación(10),

-: un primer canal de desagüe (11) para desviar el fluido con concentración de partículas reducida del punto (10) y

-: un segundo canal de desagüe (12) para desviar el fluido con concentración elevada de partículas del punto (10),

donde la profundidad (t) del canal de afluencia es al menos mayor de una anchura (b) en la sección del canal que precede directamente del punto de bifurcación (10).

7. Módulo separador conforme a la reivindicación 6, en el que la profundidad (t) del canal de afluencia (9) es al menos tres veces, preferiblemente cinco veces y más preferiblemente siete veces la anchura (b) en la sección del canal que precede directamente al punto de bifurcación (10).

8. Módulo separador para realizar el proceso conforme a una de las reivindicaciones anteriores, en particular la reivindicación 6 ó 7, en el que la profundidad (t) del primer canal de afluencia (11) es del mismo tamaño que su anchura (b) al menos en la sección del canal que sigue directamente al punto de bifurcación.

9. Módulo separador conforme a la reivindicación 8, en el que la profundidad (t) del primer canal de afluencia (11) es tres veces, preferiblemente cinco veces y más preferiblemente siete veces el tamaño que su anchura (b) al menos en la sección del canal que sigue directamente al punto de bifurcación.

10. Módulo separador para realizar el método conforme una de las reivindicaciones 1 hasta 5, en el que la dimensión transversal mínima del primer canal de afluencia (11) es como mínimo de 5 \mum y como máximo de 150 \mum.

11. Módulo separador para realizar el método conforme una de las reivindicaciones 1 hasta 5, en el que la resistencia de la corriente del primer canal de afluencia (11) es mayor que la resistencia de la corriente del segundo canal de afluencia (12).

12. Modulo separador conforme a la reivindicación 11, en el que la resistencia superior de la corriente del primer canal de afluencia (11) se debe a que es más largo que el segundo canal de afluencia (12).

13. Módulo separador para realizar el método conforme una de las reivindicaciones 1 hasta 5, en el que el canal de afluencia (9) y el primer canal de desagüe (11) tienen la misma profundidad (t) en su sección del canal limítrofe con el punto de bifurcación (10).