ES2309442T3 - Procedimiento y dispositivo para medir la coagulacion o la lisis de la sangre mediante los cambios de viscosidad. - Google Patents
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Abstract
Dispositivo electrónico de un solo uso para efectuar un análisis de coagulación o lisis de una muestra de sangre, que comprende: una carcasa que presenta una superficie exterior y define un área interior; unos medios para recibir la muestra a través de la carcasa en el área interior; un sustrato no poroso situado en el interior del área para depositar la muestra sobre el mismo; un reactivo para acelerar la coagulación de la muestra colocada sobre el sustrato y en contacto con la muestra; unos medios de electrodo para medir la viscosidad de la muestra y generar una señal eléctrica conducida por una especie electroactiva situada sobre el sustrato y en contacto con la muestra, en el que dicha señal se correlaciona con una curva de un análisis de coagulación o lisis; unos medios de procesamiento dispuestos en el área interior y conectados a los medios de medición para recibir y convertir la señal eléctrica en una salida digital correspondiente al análisis de coagulación o lisis utilizando información de calibración del análisis almacenada en los medios de procesamiento; unos medios de visualización para representar visualmente la salida digital en el exterior de la carcasa, estando conectados los medios de visualización a los medios de procesamiento; y estando el sustrato no poroso para recibir la muestra configurado para poner la muestra en contacto con los electrodos.
Description
Procedimiento y dispositivo para medir la
coagulación o la lisis de la sangre mediante los cambios de
viscosidad.
La presente invención se refiere a un
dispositivo y a un procedimiento para medir de forma precisa la
coagulación o lisis de la sangre en diagnóstico inmediato. Más
particularmente, se utiliza un dispositivo de diagnóstico que es
total o parcialmente desechable para medir el cambio de viscosidad
mediante la conductividad eléctrica de la sangre o el coeficiente
de difusión o la conductividad eléctrica de especies electroactivas
en la sangre para efectuar un ensayo de coagulación o de lisis y
visualizar los resultados del análisis en tiempo real.
El mecanismo mediante el cual el cuerpo evita la
pérdida de sangre del sistema vascular es conocido como hemostasis.
En la circulación normal, la sangre mantiene un estado de fluidez,
pero cuando un trauma o condiciones patológicas provocan daños en
los vasos, forma una barrera. Los análisis de coagulación miden la
capacidad de la sangre para formar un coágulo o coagular y se
utiliza para administrar una terapia anticoagulante al paciente y
en el diagnóstico de afecciones hemostáticas. Los análisis de lisis
miden el cambio inverso, donde lo que se mide es la actividad
lítica de la sangre coagulada que se descompone en productos de
degradación solubles, por ejemplo mediante el enzima plasmina.
Existen dos vías reconocidas de coagulación: la
vía de coagulación extrínseca o controlada por la tromboplastina y
la vía de coagulación intrínseca o controlada por
fibrógeno/protrombina. Tanto la vía extrínseca como la intrínseca
dan como resultado la producción de trombina, un enzima
proteolítico que cataliza la conversión de fibrinógeno en fibrina.
Dos análisis de coagulación rutinarios miden el tiempo de
protrombina (PT) y el tiempo de tromboplastina parcial activada
(APTT). Ambas pruebas miden el tiempo de coagulación para evaluar
el estado hemostático de la línea de base del paciente o para
monitorizar la respuesta a la terapia anticoagulante, así como el
funcionamiento global y el estado del sistema de coagulación.
La prueba de PT se utiliza para evaluar los
sistemas de coagulación de vía común y extrínseca y para
monitorizar la terapia anticoagulante a largo plazo. Una medicación
corriente para la terapia anticoagulante a largo plazo es el
clatrato de isopropanol warfarina sódica, generalmente conocido con
el nombre de marca de COUMADIN®, fabricado por Dupont
Pharmaceuticals de Wilmington, Delaware. La warfarina y sus
análogos inducen la anticoagulación bloqueando de forma efectiva la
biosíntesis de los factores de coagulación dependientes de la
vitamina K. Al medir el análisis de PT el tiempo de coagulación,
permite determinar la cantidad efectiva de anticoagulante en la
sangre.
Otra medicación corriente relacionada con la
cirugía de bypass cardíaco, la cateterización cardíaca, la diálisis
renal y la situaciones de cuidados intensivos por infarto
miocardial agudo es la heparina. El análisis de APTT se utiliza
ampliamente para monitorizar la terapia con heparina para analizar
las deficiencias de los factores de coagulación incluidos en el
sistema de coagulación intrínseca y común. La heparina ejerce su
efecto anticoagulante fijando un factor de plasma denominado
antitrombina III y formando un complejo con el mismo.
Muchos de los análisis de coagulación de
laboratorio de la técnica anterior se basan en el fenómeno de
medición de un punto final que es un cambio de fase cuando una
muestra de ensayo cambia de la forma líquida a la forma coagulada.
Este cambio de fase se debe a la conversión de un fibrinógeno de
proteína de plasma soluble a fibrina insoluble por la acción del
enzima trombina. El punto final de coagulación se detecta
físicamente mediante indicadores secundarios tales como el color o
la detección de fluorescencia por medios ópticos y mediciones de la
turbidez mediante dispersión de luz y oscilación de partículas
magnéticas. Estos instrumentos de laboratorio son relativamente
grandes debido a la compleja tecnología utilizada, son caros y están
diseñados para ser utilizados por personal formado debido a la
complejidad de los procedimientos de detección. Véase en general la
patente US nº 5.344.754. También se requieren, normalmente,
muestras de sangre voluminosas.
Algunos dispositivos de la técnica anterior
utilizan soportes de membrana porosa impregnados con capas de un
reactivo para ensayos enzimáticos que cuentan con la monitorización
de la intensidad del producto de reacción mediante espectroscopia
óptica, por ejemplo reflectancia, fluorescencia, luminiscencia o
cambio de color. Dichas membranas impregnadas de reactivo
incrementan la complejidad del entorno de reacción debido a la
ausencia de una fase líquida que es el entorno ideal para reacciones
o transiciones de fase, y además podría conducir a posible
interferencia con la vía enzimática. La exactitud de los resultados
de los sistemas basados en membrana también se ve afectada por el
hematocrito sanguíneo y los volúmenes de reacción. La necesidad de
muestras de sangre líquida mayores para conseguir la completa
humidificación de la membrana impone una constricción adicional.
Para superar algunos de los problemas con las membranas, la patente
US nº 5.418.141 da a conocer la utilización de caros reactivos de
alta pureza. No obstante, las técnicas de coagulación que utilizan
productos químicos con sustrato de trombina adolecen de mayores
inconvenientes debido a su insensibilidad a la falta de
fibrinógeno, lo cual podría producir tiempos de coagulación
inexactos.
Muchos estudios de coagulación sanguínea
intentaron demostrar que la medición de la resistencia sanguínea
detecta el tiempo de coagulación y se obtiene una medición
cuantitativa de la velocidad de retracción del coágulo. Normalmente
los resultados no eran reproducibles y existía una "considerable
variación e inconsistencia en la mayoría de los procedimientos de
uso corriente", como se da a conocer en Rosenthal, R.L., y Tobias
C.W.: Measurement of the Electrical Resistance of Human Blood; Use
in Coagulation Studies, J Lab Clin Med 33, 1110, 1948. Se hacía
especial énfasis en la orientación geométrica de la célula, dentro
de la cual se conservaba un charco de sangre, y los electrodos.
También era importante evitar la vibración de la célula. Se observó
que en cuanto la sangre se coagulaba se iniciaba la retracción
mediante la contracción de la red de fibrina que arrastra
conjuntamente los elementos grandes de las células al interior de
una masa densa, desplazando el suero a la periferia. Este proceso
produce incrementos en las mediciones de la resistencia, ya que
aumenta simultáneamente la concentración de las células poco
conductoras y reduce la concentración de suero -un buen conductor-
entre y alrededor de los electrones. Antes de la formación del
coágulo no se produce ningún cambio significativo en la resistencia.
El tiempo de coagulación y el inicio de la retracción del coágulo
vienen marcados por el primer incremento de la resistencia. Por lo
tanto, el tiempo de coagulación sólo puede determinarse eliminando
el movimiento. Los posteriores incrementos de la resistencia son
consecuencia de la retracción del coágulo. Se aceptó que la
pendiente de la parte creciente de la curva
tiempo-resistencia correspondía a la velocidad de
retracción del coágulo.
Como dio a conocer posteriormente Hirsch FG,
et al: The Electrical Conductivity of Blood I. Relationship
to Erythrocyte Concentration, Blood 5; 1017, 1950 "Algunos
trabajadores han atribuido estos cambios a los efectos de la
coagulación ^{30-34}" pero otros han sido
incapaces de confirmar estos hallazgos. ^{35-36}
Con ciertos diseños de cubas conductimétricas se observó que la
resistencia de la sangre incrementaba debido a la extrusión de
suero durante la retracción del coágulo ^{32-35}.
También se observó que la conductividad sanguínea varía con la
sedimentación ^{35,37,38} agitación ^{37} o remoción
^{39-42}. Además, en la tabla I de la página 1018
se informa de que la conductividad no cambió durante la coagulación
y que disminuyó la conductividad sólo durante la retracción del
coágulo.
Como se da a conocer en la patente US nº
4.947.678, un dispositivo mide los cambios de viscosidad de la
sangre para determinar la coagulación sanguínea. Un sensor
eléctricamente conductor calienta una muestra de sangre haciendo
pasar una corriente eléctrica a través de la muestra. Se calcula la
temperatura media del sensor utilizando su temperatura superficial
y la corriente eléctrica aplicada al sensor. También se monitoriza
la muestra y se calcula la diferencia entre la temperatura de la
misma y la temperatura media del sensor. Se utilizan los cambios en
la diferencia de temperaturas calculada como indicación del cambio
de viscosidad.
La patente US nº 5.447.440 da a conocer unos
procedimientos para realizar diversos ensayos que son sensibles a
un cambio en la viscosidad de una muestra de fluido. Un
procedimiento implica colocar una muestra de fluido en un soporte de
muestra, aplicar presión para desplazar una parte del fluido a
través del sensor y detectar el desplazamiento de la muestra de
fluido a través del sensor para indicar un cambio en la viscosidad
de la muestra de fluido. Otro procedimiento implica la realización
de un ensayo de fibrinolisis en el cual la muestra se trata con un
segundo reactivo capaz de promover la fibrinolisis de la muestra
cuando la muestra está coagulada o parcialmente coagulada.
La patente US nº 5.628.961 da a conocer un
cartucho para efectuar uno o más ensayos de coagulación o
fibrinolisis. Un cartucho efectúa un análisis del tiempo de
protrombina de la sangre utilizando por lo menos un sensor de
conductividad sensible al desplazamiento de una muestra de sangre a
través del sensor, en por lo menos una mezcla que contiene
tromboplastina y iones de calcio, un soporte de muestra para retener
la muestra de sangre sin contacto con el reactivo y el sensor, y
unos medios de bombeo para aplicar presión reversiblemente para
desplazar una parte de la sangre a través del sensor para que entre
en contacto con el reactivo y promover la coagulación de la
muestra.
La patente US nº 5.494.639 da a conocer un
biosensor desechable para medir cambios en la viscosidad y/o la
densidad en un fluido de ensayo, que presenta una carcasa, una
cámara de medición y un elemento piezoeléctrico dispuesto en la
cámara que constituye una unidad oscilante. El elemento
piezoeléctrico presenta una superficie de medición humedecida con
una mezcla de medición que comprende un fluido de ensayo y un
componente de reacción. El componente de reacción está dispuesto en
el interior de la cámara de medición sin contacto con la superficie
de medición del elemento piezoeléctrico antes de que se introduzca
cualquier fluido de ensayo en la cámara de medición. A
continuación, se introduce el fluido de ensayo en la cámara de
medición de modo que, al introducirlo, el fluido de ensayo entre en
contacto con el componente de reacción y la superficie de medición
del componente piezoeléctrico. El elemento piezoeléctrico lleva
acoplado un circuito electrónico de evaluación para evaluar los
cambios en los parámetros de la unidad oscilante.
La patente Us nº 5.629.209 da a conocer un
dispositivo para detectar cambios en la viscosidad de un fluido. Se
introduce la muestra de fluido que debe analizarse a través de un
puerto de inyección en un receptor/dispensador de fluido y, a
continuación, en una cámara de recepción del fluido que presenta un
respiradero/dispositivo de obturación del fluido y también un
material ferromagnético que puede moverse libremente. Cuando se
realiza el análisis de viscosidad, el material ferromagnético sube a
la parte superior de la cámara y se deja caer a la parte inferior,
y se mide el tiempo de descenso detectando la posición del material
ferromagnético. El movimiento de vaivén del material ferromagnético
se repite hasta que se detecta un cambiador en el tiempo de caída,
que indica un cambio en la viscosidad del fluido de la cámara.
Puede incluirse una sustancia que altere la viscosidad en cualquier
ubicación deseada del dispositivo.
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Por lo tanto, existe una necesidad, en el campo
de los diagnósticos, de un procedimiento y un dispositivo para la
medición de la coagulación de la sangre o lisis de la sangre, que
sea suficientemente económico, rápido, eficiente, conveniente,
duradero y fiable para su utilización en un dispositivo de
diagnóstico que permita su utilización en diagnóstico inmediato por
personas no entrenadas en lugares tales como el hogar,
instalaciones médicas o de emergencias o en ubicaciones diferentes
de una clínica. Tanto si el dispositivo es desechable como si es
reutilizable, también es necesario que funcione con muestras de
sangre de tamaño reducido.
La presente invención proporciona un conjunto de
electrodos que proporciona mediciones cuantitativas de los cambios
de viscosidad durante intervalos de tiempo para indicar la
coagulación o lisis de una muestra de sangre. El cambio de
viscosidad se determina en tiempo real mediante la conductividad
eléctrica de la sangre o mediante el coeficiente de difusión o la
conductividad eléctrica de una especie electroactiva en la muestra
de sangre.
La presente invención proporciona un dispositivo
electrónico de un solo uso para efectuar un análisis de coagulación
o lisis de una muestra de sangre, comprendiendo el dispositivo:
una carcasa que presenta una superficie exterior
y define un área interior;
un sustrato no poroso situado en el interior del
área de recepción de la muestra;
un reactivo para acelerar la coagulación de la
muestra situado sobre el sustrato y en contacto con la muestra;
una especie electroactiva situada sobre el
sustrato y en contacto con la muestra;
unos medios de electrodos para medir la
viscosidad de la muestra y generar una señal eléctrica que se
correlacione con una curva de un análisis de coagulación o lisis;
unos medios de procesamiento situados en el interior del área y
conectados a los medios de medición para recibir la señal eléctrica
y convertirla en una salida digital correspondiente al análisis de
coagulación o lisis utilizando información de calibración del
análisis almacenada en los medios de procesamiento;
unos medios de visualización para presentar
visualmente la salida digital en el exterior de la carcasa, estando
conectados los medios de visualización a los medios de
procesamiento y estando configurado el sustrato no poroso que recibe
la muestra para poner la muestra en contacto con los
electrodos.
La presente invención proporciona además una
tarjeta de análisis para un dispositivo electrónico que genera una
señal que presenta una frecuencia predeterminada y define una curva
de un ensayo de coagulación o lisis de una muestra de sangre,
comprendiendo la tarjeta de análisis:
un sustrato no poroso que define una superficie
para recepción de la muestra;
una especie electroactiva situada sobre el
sustrato para entrar en contacto con la muestra;
un reactivo que inicialmente se mueve sobre la
superficie para entrar en contacto con la muestra; y
diversos electrodos situados sobre el sustrato y
en contacto con la muestra, estando los electrodos adaptados para
recibir y pasar la señal a la muestra, y generando los electrodos
una señal eléctrica que corresponde a la viscosidad de la muestra
que se correlaciona con la curva del análisis de coagulación o
lisis.
La presente invención proporciona además un
procedimiento para determinar la coagulación o lisis de una
muestra, que comprende las etapas siguientes:
introducir la muestra en un lugar receptor de
muestras sobre un sustrato y poner en contacto la muestra con una
especie electroactiva situada sobre el sustrato;
acelerar la coagulación de la muestra mediante
la reacción química de la muestra con por lo menos un reactivo
sobre el sustrato, para producir un cambio detectable en la
viscosidad de la muestra que corresponda al estado de coagulación o
lisis de la misma;
medir la viscosidad de la muestra y generar una
señal eléctrica que se correlacione con una curva del análisis de
coagulación o lisis; y
procesar la señal eléctrica en una salida
digital correspondiente al análisis de coagulación o lisis
utilizando información de calibración del análisis.
En los dibujos, que forman parte de esta
exposición:
la figura 1 representa una vista en perspectiva
de un dispositivo de diagnóstico según la presente invención;
la figura 2 es una vista esquemática del
dispositivo de diagnóstico ilustrado en la figura 1;
\global\parskip1.000000\baselineskip
la figura 3 es una forma de realización de una
tarjeta de análisis según la presente invención para la inserción
en el dispositivo ilustrado en la figura 1, con un reactivo
inmovilizado inicialmente y electrodos para medir los cambios de
viscosidad de una muestra de sangre.
la figura 4 es una forma de realización de la
tarjeta de análisis ilustrada en la figura 3 con un canal capilar
para poner la muestra de sangre en contacto con el reactivo;
la figura 5 es una forma de realización de la
tarjeta de análisis de la presente invención que presenta dos
conjuntos de electrodos en zonas de ensayo distintas para efectuar
análisis de control a bordo separado;
la figura 6 representa otra forma de realización
de la tarjeta de análisis de la presente invención que dispone de
un electrodo de trabajo, un contraelectrodo y un electrodo de
referencia;
la figura 7 es una vista en sección transversal
de una tarjeta de análisis según la presente invención;
la figura 8 es un gráfico de la conductividad en
mS/cm respecto al tiempo en segundos que ilustra un cambio en la
conductividad con el aumento de la viscosidad cuando coagula la
muestra de sangre completa;
la figura 9 es un gráfico de la conductividad en
mS/cm con respecto al tiempo en segundos que ilustra el cambio en
la conductividad durante el análisis;
la figura 10 compara una muestra de plasma
normal que ha sido citrado (CNP) con una muestra de plasma normal
heparinizado (HNP) y una muestra de plasma citrado tratado con
COUMADIN (CCP) en un gráfico de conductividad con respecto al
tiempo; y
la figura 11 representa los perfiles de
coagulación de muestras de sangre completa en comparación con una
muestra heparinizada y una muestra citrada en un gráfico de
conductividad con respecto al tiempo.
La presente invención se utiliza preferentemente
en dispositivos de ensayo e instrumentos electrónicos digitales de
un solo uso, desechables. No obstante, otra forma de realización
preferida de la presente invención utiliza un dispositivo multiuso
reutilizable que es compacto para poder hacerlo funcionar
sujetándolo con la mano o para fácil portabilidad y está adaptado
para recibir una tarjeta de análisis desechable insertada en su
interior. La presente invención asegura mediciones exactas y
precisas de propiedades eléctricas o de difusión a partir de una o
más zonas de la muestra situadas en una o más tarjetas de análisis
para efectuar cuantitativamente un análisis de coagulación o lisis
sanguínea. Las áreas de muestreo pueden ser una o más áreas de
detección que presenten un cambio detectable de las propiedades
eléctricas o de difusión de la muestra de forma correspondiente al
estado de coagulación o lisis de la misma.
Las figuras 1 y 2 representan una forma de
realización de un dispositivo de diagnóstico reutilizable 10 según
la presente invención. El dispositivo 10 comprende una carcasa 12
que presenta un puerto de entrada 14 de recepción de una tarjeta de
análisis 16 para insertarla a través del mismo por lo menos
parcialmente. La tarjeta de análisis 16 es preferentemente
desechable una vez realizado el análisis deseado. El término tarjeta
de análisis 16 tal como se utiliza en la presente memoria se
refiere a cualquier tira de análisis, cartucho u otra forma
geométrica que pueda soportar uno o más reactivos y electrodos como
los descritos anteriormente. El propio dispositivo 10 puede adoptar
cualquier forma geométrica conveniente siempre que pueda contener
los productos electrónicos y químicos descritos en la presente
memoria de forma económica y con unos resultados aceptables.
La figura 2 representa de forma esquemática una
forma de realización preferida de un circuito y los elementos
electrónicos diferenciados que controlan la medición de propiedades
eléctricas o de difusión de la muestra durante el ensayo de
coagulación o lisis. En el espacio interior de la carcasa 12 están
montados todos los componentes, incluyendo un suministro de energía
28 requerido para realizar el análisis. Opcionalmente, el
dispositivo puede presentar un enchufe para un adaptador de CA. La
tarjeta de análisis 16 se inserta en el dispositivo y se sitúa
térmicamente cerca de un calefactor 18 que se utiliza para calentar
la muestra de la tarjeta de análisis a una temperatura
predeterminada superior a la temperatura ambiente. Cualquier
calefactor 18 convencional de tamaño y capacidad de calentamiento
adecuados para el tamaño previsto de muestra resulta apropiado. Un
ejemplo de un calefactor 18 adecuado es el fabricado por Minco, que
fabrica calefactores laminares. Los calefactores laminares aplican
calor de forma exacta y precisa dirigido a la tarjeta de análisis
16 cerca de la muestra sin necesidad de tocar realmente la propia
muestra. Los calefactores laminares contienen elementos calefactores
delgados y flexibles emparedados entre un aislamiento flexible, por
ejemplo Kapton C. El elemento del calefactor 18 es una lámina plana
en lugar de un alambre tubular. Preferentemente, el calefactor
laminar está montado entre, o debajo de, un sustrato, por ejemplo
aluminio u otro material térmicamente conductor, para transferir de
forma eficaz el calor a la tarjeta de análisis 16. Preferentemente,
la temperatura se mantiene a 37ºC, de modo que los resultados de
análisis pueden compararse fácilmente a otros resultados de
análisis normalizados sin interpolación.
Cerca del área de detección o muestreo 20, donde
se aplica o transporta la muestra, está montado un sensor de
temperatura 24 para detectar la temperatura del sistema y
proporcionar información de la temperatura ambiente para ajustar la
calibración en caso de temperaturas extremas. Cualquier lugar de
ubicación del sensor de temperatura 24, dentro o sobre el
dispositivo resulta conveniente. Por ejemplo, el sensor de
temperatura 24 puede colocarse en la tarjeta de análisis 16.
El suministro de energía 28 presenta un
conductor procedente de su polo negativo conectado a un lado de un
par de electrodos 22 y un conductor procedente de su polo positivo
conectado a un convertidor analógico a digital 30 y a una pantalla
26. También está conectado al convertidor 30 y a la pantalla 26 un
procesador y componente de memoria 32. Unos puertos externos 34
están conectados al convertidor analógico a digital 30 para recibir
información de calibración del ensayo, interconectar con un
ordenador o descargar resultados de análisis. Un extremo 38 de cada
electrodo del par de electrodos 22 se conecta eléctricamente con el
par correspondiente de los pares de contacto 40 que proporciona la
conexión con el procesador 32 y la fuente de energía 28. La conexión
entre los electrodos 22 y las placas de contacto 40 se realiza al
insertar la tarjeta de análisis 16 en el puerto de entrada 14.
El área de detección o muestreo 20 está
configurada para recibir la muestra directamente o que la muestra
sea transportada al interior del área. El área de detección 20
comprende uno o más reactivos que inicialmente se encuentran
inmovilizados sobre la superficie de la tarjeta de análisis 16 en
el área. Al aplicar la muestra al área de detección 20, la sangre
humedece uno o más reactivos y se mezcla con él o con ellos. El área
de detección 20 también está configurada para mantener la muestra
en contacto con los electrodos 22. La muestra también puede
tratarse mediante reactivos adicionales o puede filtrarse antes de
ponerla en contacto con los electrodos 22.
Opcionalmente, la tarjeta de análisis 16
presenta un par de electrodos 36 montado sobre ella cerca del área
de detección 20, para detectar la presencia y el movimiento del
líquido de muestra sobre la tarjeta de análisis 16. La presencia del
líquido de muestra puenteando el par de electrodos 36 reduce la
resistencia a través de los electrodos, señalando la presencia de
un conductor (líquido de muestra) entre ellos. Cuando la muestra
entra en contacto con los electrodos 36, las reacciones químicas ya
se han iniciado y el instrumento empieza a leer el sistema
reactivo. La lectura puede empezar inmediatamente cuando la muestra
entra en contacto con los electrodos 36 o puede haber un cierto
tiempo de demora inferior a aproximadamente 1 segundo hasta 10
minutos (preferentemente entre aproximadamente 30 segundos y 2
minutos). Puede efectuarse una lectura única o múltiples lecturas,
o las lecturas pueden continuar hasta que la respuesta del sistema
reactivo se haya estabilizado, ya sea en un punto final, máximo o
mínimo, o en una velocidad de reacción constante.
El procesador 32 puede ser cualquier circuito
integrado común o personalizado con memoria. El procesador 32 puede
tener capacidad para almacenar un conjunto de informaciones de
calibración preprogramadas o poder ser programado durante la
fabricación del dispositivo. En el caso de la calibración
preprogramada, es necesario efectuar, durante la fabricación, una
preselección de la información adecuada, y puede realizarse
quemando con láser una selección de pistas de circuito o con
cualquier medio adecuado. En el caso de calibración posterior a la
fabricación, es necesario un procedimiento para cargar los datos de
calibración en el chip, por ejemplo puertos externos 34. La
calibración externa puede realizarse con contactos eléctricos
externos o con un procedimiento sin contactos utilizando ondas de
radio, campos magnéticos, impulsos de luz, láser o similares. El
procedimiento de calibración sin contacto puede ser más práctico y
eficaz desde el punto de vista de la fabricación.
El procesador 32 también controlará todo el
funcionamiento del instrumento, incluyendo, aunque no con carácter
limitativo, poner en marcha el dispositivo como respuesta a la
inserción de una tarjeta de análisis 16, suministrar energía
eléctrica o señales de tiempo; temporización con un reloj de a
bordo, grabación y procesamiento de la función cero del
instrumento; control de cualquier demora temporal o etapa
cronometrada durante la lectura; determinación de cuándo se ha
estabilizado el ensayo; recepción y procesamiento de la información
del sensor de temperatura; y recepción de entradas de la medición
de las propiedades eléctricas de la muestra y conversión de las
mismas, basándose en la información de calibración, para enviarlas a
la pantalla. El procesador también determinará si la reacción de
coagulación o lisis se ha producido dentro del tiempo especificado,
en un rango de punto final especificado o dentro de un rango de
velocidad de reacción especificado para controlar la presencia de
reactivos inactivos. También puede incluirse cualquier otra
revisión de control electrónica. El procesador 32 comprende códigos
que identifican los números del lote de fabricación de los
componentes del dispositivo. El procesador 32 contiene un programa
que comprende, sin carácter limitativo, las acciones siguientes:
interpretar la desconexión eléctrica de los electrodos, relacionar
el índice de intensidad de señal respecto a la intensidad de
referencia, suministrar resultados de análisis, identificar errores
potenciales y efectuar otras revisiones de control.
Utilizando estas mediciones con la información
almacenada en el procesador 32 se obtienen resultados exactos al
final de cada análisis. Los ejemplos de información almacenada en
el microprocesador comprenden, sin carácter limitativo, algoritmos o
curvas de calibración para los analitos seleccionados para análisis
y otra información de calibración del ensayo; estabilización de la
reacción, punto final o información excepcional; e información del
lote de fabricación de cada uno de los reactivos, detectores, LED,
tiras de análisis y otros componentes utilizados en el
dispositivo.
La alimentación de energía 28 puede ser
cualquier dispositivo conveniente, incluyendo, sin carácter
limitativo, una batería o una célula solar. La autonomía del
producto final será aproximadamente de entre 6 meses y 24 meses a
temperatura ambiente. La alimentación de energía debe presentar una
estabilidad compatible con esta autonomía.
\newpage
La pantalla 26 es, preferentemente, una pantalla
LCD de cristal líquido o cualquier tipo de pantalla convencional
económica. El tamaño de los números en la pantalla debe ser
suficientemente grande para permitir a la mayoría de las personas
leer los valores de análisis, aunque tengan dificultades de visión.
La altura de la pantalla puede ser de aproximadamente 2,0 cm. El
número de dígitos de la pantalla puede ser cualquiera entre 1 y 10
dígitos, no obstante, normalmente es suficiente una pantalla para
entre 3 y 5 dígitos, Además, para mostrar el resultado del
análisis, la pantalla puede mostrar mensajes referentes al
resultado del análisis o mensajes de error.
El convertidor 30 puede comprender un
multiplexor para integrar la señal procedente de los electrodos y
suministrar la señal digital al procesador 32. El procesador puede
utilizarse para medir el tiempo requerido para que la integral
alcance un umbral comparador de tensión eléctrica fijo. El tiempo
es proporcional a la señal media durante el período de
muestreo.
En otra forma de realización preferida de la
presente invención, la totalidad del dispositivo 10 puede ser
desechable presentando la tarjeta de análisis 16 incorporada como
parte del dispositivo y sellada con todos los demás componentes en
el espacio interior de la carcasa durante la fabricación. Para
introducir la muestra de sangre en el área de detección 20 de la
tarjeta de análisis 16, un puerto receptor 44, que puede apreciarse
en la figura 1, se extiende desde la superficie de la carcasa 12 a
su interior para recibir la muestra. Una vez introducida la muestra
a través del puerto receptor 44, reacciona químicamente con por lo
menos un reactivo 42 para producir una mezcla de producto de
reacción correspondiente al estado de coagulación o lisis de la
muestra. Una parte de la mezcla de producto de reacción genera un
cambio detectable en las propiedades eléctricas o de difusión de la
muestra que se correlaciona con el estado de coagulación o lisis de
la misma. Aunque el dispositivo 10 puede activarse automáticamente
mediante la inserción de la tarjeta de análisis 16, opcionalmente
puede disponerse un botón 46 manual de análisis sobre la carcasa 12
para ser accesible desde el exterior.
El dispositivo 10 puede presentar cualquier
tamaño conveniente con las dimensiones óptimas determinadas por
diversos factores incluyendo la comodidad de uso para el
consumidor. Preferentemente, el dispositivo 10 presenta un intervalo
de volumen comprendido aproximadamente entre 5 cm^{3} y 500
cm^{3}.
En el funcionamiento de una de las formas de
realización preferidas de la presente invención, los cambios de
viscosidad de la muestra se determinan haciendo reaccionar la
muestra, dentro de la carcasa de un dispositivo por lo menos
parcialmente desechable, con el reactivo correspondiente para
análisis para que la muestra efectúe un cambio detectable en las
propiedades eléctricas o de difusión que se correlacione con el
ensayo de coagulación o lisis de la muestra. Posteriormente, se
calibra el cambio de viscosidad utilizando la información de
calibración de análisis previamente descrita y transformada a un
resultado numérico. La información de calibración de análisis es una
característica única para el reactivo específico de la carcasa y
para el cambio detectable de las propiedades eléctricas o de
difusión de cada muestra.
El término reactivo específico se refiere al
reactivo contenido en la carcasa individual del dispositivo. En el
caso del dispositivo de un solo uso, que es totalmente desechable,
la química (es decir, número de lote de fabricación, etc.) del
reactivo específico se conoce al fabricar la carcasa y los
componentes y el reactivo del interior de la misma. Por
consiguiente, la presente invención puede utilizar información de
calibración de análisis que es única para el reactivo específico.
Similarmente, la información de calibración puede comprender
información individual específica sobre cada componente utilizado
en la fabricación del dispositivo de análisis individual.
Preferentemente el dispositivo se fabrica con la información de
calibración del análisis almacenada en el procesador que se
encuentra en el interior de la carcasa y todos los componentes están
sellados dentro de la misma. En el caso de un dispositivo
reutilizable y tarjeta de análisis de un solo uso, esta información
puede codificarse en la tarjeta de análisis y ser leída por el
dispositivo al insertar la tarjeta.
La información de calibración de análisis puede
utilizarse para determinar la exactitud del análisis midiendo una
señal eléctrica producida como respuesta al cambio detectable que
mide la viscosidad a través de las propiedades eléctricas o de
difusión con un intervalo predeterminado para la señal eléctrica.
El cambio detectable también puede calibrarse respecto a un
estándar de referencia contenido en la información de calibración
de análisis o calculado utilizando dicha información. Los resultados
de análisis también pueden ajustarse a la temperatura ambiente de
la carcasa del dispositivo utilizando la información de
calibración. La información de calibración de análisis puede
compararse con la salida de pantalla para determinar la exactitud
del análisis incluyendo un intervalo predeterminado para la salida
de pantalla en la información. Otro procedimiento de determinación
de la exactitud del análisis consiste en cronometrar la presencia de
la muestra y comparar el tiempo requerido para alcanzar el
resultado del análisis con la información de calibración que puede
comprender un intervalo predeterminado para este
parámetro.
parámetro.
Aunque en la forma de realización ilustrada
anteriormente se analiza una tarjeta de análisis, la presente
invención también prevé áreas de muestreo múltiples para análisis
secuencial en una tarjeta de análisis o para analizar más de dos
tarjetas de análisis, ya sea simultáneamente, ya sea
secuencialmente.
La tarjeta de análisis 16 de la presente
invención puede presentar diversas configuraciones. La figura 3
ilustra una forma de realización en la cual el par de electrodos 22
está dispuesto en el área de detección 20. Un extremo 38 de cada uno
de los electrodos del par de electrodos 22 está conectado
eléctricamente a un par correspondiente de placas de contacto 40
para proporcionar la conexión con el procesador 32 y la fuente de
energía 28, como se ha descrito anteriormente con referencia a la
figura 2. La conexión entre los electrodos 22 y las placas de
contacto 40 se realiza cuando el extremo 48 de la tarjeta de
análisis 16 se inserta en el puerto de entrada 14.
La figura 4 ilustra otra forma de realización de
la tarjeta de análisis 16, en la cual la tarjeta de análisis
presenta un canal capilar 50 para transportar una muestra al área de
detección 20. Un extremo 52 del canal capilar termina cerca del
borde 54 de la tarjeta de análisis que no se inserta en el puerto
de entrada 14. El extremo opuesto 56 del canal capilar está
conectado con el área de detección 20.
La figura 5 muestra otra forma de realización de
una tarjeta de análisis 16 que presenta un área de análisis de
control a bordo 58 que dispone de un par de electrodos 60 para
entrar en contacto con la muestra. Un extremo 62 de cada uno de los
electrodos del par de electrodos 60 se encuentra conectado
eléctricamente con el par correspondiente de las placas de contacto
40 para disponer la conexión con el procesador 32 y con la fuente
de energía 28, como se ha descrito anteriormente con referencia a la
figura 2. El canal capilar 50 se bifurca en el extremo 56 para
transportar la muestra tanto al área de detección 20 como al área
de control de análisis 58. Disponer de un área de control de
análisis 58 separada del área de detección 20 permite la
inmovilización de reactivos diferentes en el área de control de
análisis en lugar de en el área de detección.
La figura 7 es una vista en sección transversal
de la tarjeta de análisis 16 que utiliza un sustrato no poroso 70
fabricado preferentemente con un material polimérico. Una lámina
superior 72, también fabricada de material no poroso, está situada
sobre el sustrato 70 definiendo el área de detección 20. El
electrodo 22 está situado en el área de detección 20 y se extiende
hasta el extremo 38.
La presente invención proporciona asimismo un
sistema reactivo para utilizar en los análisis de coagulación o
lisis que se basan en la generación de una señal eléctrica
(tensión, intensidad de corriente, etc.) indicativa del proceso de
coagulación o lisis. Estas composiciones reactivas son
particularmente útiles en dispositivos de análisis en los cuales se
transporta por acción capilar una muestra de sangre o plasma
líquidos al interior de la tarjeta de análisis que contiene el
reactivo y en la cual se realiza el análisis.
Las composiciones reactivas han sido
desarrolladas fundamentalmente para su utilización en análisis de
coagulación de la sangre o de lisis de la sangre que se basan en
cambios de la viscosidad y básicamente en la reducción o incremento
de la movilidad iónica y/o las características de difusión de una
especie electroactiva añadida de la muestra de sangre o plasma
cuando se mide mediante la generación de una señal eléctrica
(intensidad o tensión eléctricas). La sangre es un electrolito y,
por lo tanto, puede conducir o transportar una corriente eléctrica.
La conductancia electrolítica es una medida de la capacidad de una
solución de electrolitos para transportar corriente eléctrica
gracias a la movilidad de sus iones bajo la influencia de un
gradiente de potencial. La movilidad iónica y la difusión son una
función de la viscosidad de la solución, el tamaño iónico y la
carga y la magnitud del potencial aplicado. Cuando la sangre se
empieza a coagular, se espesa o aumenta su viscosidad. Este
incremento de viscosidad inhibe o retarda la movilidad iónica, El
retardo de la movilidad iónica es directamente proporcional a una
reducción de la corriente eléctrica de la solución total. Durante el
proceso de coagulación, el coágulo de sangre se retrae y los
monómeros de fibrina se unen para formar un coágulo. La adición de
especies químicas electroactivas a la composición reactiva mejora
la conductividad de la sangre no coagulada modulando la señal
medida. Esta mejora conduce a un incremento de la sensibilidad y la
fiabilidad de la técnica de detección. Cuando se produce la
coagulación, el coágulo de fibrina retarda el movimiento de los
iones y, en consecuencia, la corriente eléctrica disminuye. Hasta el
momento en que termina la coagulación, puede producirse un ligero
incremento de la intensidad de corriente del coágulo debido a la
agregación de las especies electroactivas, a pesar de la movilidad
iónica y/o la difusión restringidas. Este perfil de tiempo de
corriente es extremadamente útil para determinar la aparición de la
coagulación, así como el punto final del proceso de coagulación, y,
conceptualmente, podría proporcionar un medio muy exacto para
determinar los tiempos de coagulación de la sangre en PT, APTT y
otros análisis de coagulación. La sensibilidad de este tipo de
mediciones de tiempo de corriente o tensión eléctricas es inherente
a la técnica de medición directa y no depende de indicadores
secundarios o indirectos tales como la detección del color o la
fluorescencia por medios ópticos y mediciones de la turbidez
mediante procedimientos de dispersión de la luz. Simultáneamente al
efecto de la terapia trombolítica en coágulos sanguíneos,
utilizando, por ejemplo, activador tisular de plasminógeno, el
tiempo transcurrido para disolver el coágulo (también denominado
Tiempo de Lisis del Coágulo o Tiempo de Aparición de Lisis) también
puede determinarse utilizando este procedimiento. Si se supone que
la corriente de línea base del coágulo es elevada debido a la
presencia de especies electroactivas, cuando el coágulo se disuelva
se producirá inicialmente una reducción de la corriente seguida de
un incremento brusco debido al aumento de la movilidad fónica o las
características de difusión.
En el caso de los análisis de PT, la matriz
reactiva normalmente consiste en tromboplastina purificada a partir
de un extracto acuoso de tejido cerebral secado con acetona, que
contiene muchos componentes e impurezas. En cambio, la
tromboplastina recombinante sintética (ADN-r
tromboplastina) consiste en un complejo relativamente bien definido
formado mediante una proteína de factor tisular recombinante
purificada y un componente lípido artificial purificado. La
presente invención presenta una composición reactiva que comprende
tromboplastina purificada y aislada de tejido cerebral o
ADN-r tromboplastina capaz de proporcionar un
resultado de PT independiente de cualquier factor adverso.
Las composiciones reactivas son preferentemente
soluciones acuosas que pueden aplicarse a la tarjeta de análisis
utilizando diversos tipos de técnicas de microdispensación que
comprenden, aunque sin carácter limitativo, procedimientos de
deposición mediante chorro de tinta, listador y rociador, o
recubrimiento por inmersión y secado con aire in situ
durante el proceso de fabricación. En una de dichas soluciones, el
reactivo de tromboplastina y las especies electroactivas utilizados
en los análisis de coagulación se mezclan en una solución acuosa
homogénea que contiene unas proporciones adecuadas de especies
químicas carbohidratos espontáneamente hidratables y solubles, por
ejemplo sacarosa, almidón, dextrosa, dextrano, maltodextrina, otros
polímeros solubles en agua, agentes aglutinantes y similares. La
utilización de las especies carbohidratos sirve para facilitar la
hidratación y estabilizar la matriz reactiva durante la solvatación
con la muestra de líquido, por ejemplo sangre o plasma.
La presente invención se refiere asimismo a la
detección o medición de los cambios en la constante de difusión o
perfil cinético de una especie elecroactiva que se añade a la
muestra de sangre en función del tiempo durante el cual el fluido se
está coagulando. Cualquier técnica electroquímica que permita la
determinación de las contantes o la cinética de difusión de una
sustancia electroactiva resulta adecuada para su utilización con la
presente invención. Se disuelve en la muestra una concentración
conocida de una especie electroactiva y a continuación puede medirse
el coeficiente de difusión aparente. La información obtenida
depende de la naturaleza d la especie electroactiva. La técnicas
electroquímicas adecuadas comprenden la polarografía, la
voltametría cíclica (CV), la voltametría de disco giratorio (RDV),
la cronoamperometría/cronocoulometría y la cronopotenciometría, y
han sido dadas a conocer por E. Dayalan et al., "Micelle
and Microemulsion Diffusion Coefficients", Electrochemistry in
Colloids and Dispersion, VCH Publishers, Inc. New York 1992. Las
relaciones de corriente-coeficiente de difusión
aplicables para cada una de estas técnicas son las siguientes:
Polarografía (ecuación de Ilkovic)
Voltametría cíclica (ecuación de
Randles-Sevcik)
Voltametría de disco giratorio (ecuación de
Levich)
Cronoamperometría (ecuación de Cottrell)
Cronopotenciometría (ecuación de Sand)
Los símbolos de las ecuaciones anteriores tienen
el significado siguiente: i_{d} es la corriente polarográfica
limitada por la difusión (A), n es el número de electrodos
transferidos, C es la concentración de la sonda electroactiva (mol
cm^{-3}), D es el coeficiente de dilucion de la sonda
electroactiva (cm^{2} s^{-1}), m es la velocidad del flujo
másico de mercurio en el electrodo goteador (mg s^{-1}), t es el
tiempo de goteo (s), i_{p} es la corriente pico (A), F es la
constante de Faraday (culombios mol^{-1}), A es el área del
electrodo (cm^{2}), R es la constante de los gases perfectos (J
mol^{-1}), T es la temperatura (K), v es la velocidad de
exploración de la tensión eléctrica (V s^{-1}), i_{1} es la
corriente límite (A), v es la viscosidad cinemática de la solución
(cm^{2} s^{-1}), w es la velocidad angular del electrodo de
disco giratorio (rad s^{-1}), i(t) es la corriente de
difusión (A) en el tiempo t(s) y \tau es el tiempo de
transición (s).
Los procedimientos electromecánicos preferidos
son la voltametría, la voltametría cíclica, la cronoamperimetría y
la cronopotenciometría. En estos procedimientos, la corriente
medida es proporcional al coeficiente de difusión de la especie
electroactiva, el cual se encuentra relacionado con la viscosidad
de la muestra medida durante el tiempo. Generalmente, en
cronoamperometría, el potencial o tensión eléctrica se aplica a
nivel constante, por ejemplo 400 milivoltios u otra tensión
adecuada que sea suficiente para oxidar o reducir la especie
electroactiva, dando como resultado un cambio de corriente a lo
largo del tiempo. En la voltametría cíclica, la tensión es cíclica a
dos potenciales diferentes. En la cronopotenciometría, la corriente
se aplica de forma constante o cambia de forma prescrita, y el
potencial se mide a lo largo del tiempo.
El procedimiento voltamétrico aplica un
potencial y mide la corriente en función del tiempo. Dos
variaciones de este procedimiento mantienen el potencial aplicado
constante o lo cambian de forma prescrita. Preferentemente, el
procedimiento voltamétrico se utiliza para medir la corriente
limitada por la difusión de la especie electroactiva. El dispositivo
mide la corriente limitada por la difusión de la especie
electroactiva presente en el reactivo. La corriente limitada por la
difusión se refiere al coeficiente de difusión de la especie
electroactiva de la muestra, que representa directamente una
medición del cambio de viscosidad de la muestra. La figura 6
ilustra una tarjeta de análisis 16 desechable que presenta una
célula electroquímica miniaturizada que comprende un electrodo de
trabajo 64, un electrodo de referencia 66 y, preferentemente, un
contraelectrodo 68 en el área de detección 20. Los electrodos pueden
ser de diferentes tipos de metal. Preferentemente, el electrodo de
trabajo 64 y el contraelectrodo 68 son de grafito/carbono, oro o
platino y el electrodo de referencia 66 es de plata/cloruro de
plata.
Las especies electroactivas preferidas son
solubles en agua y forman un par redox. Más específicamente, el
ferricianuro, el ferrocianuro, el cloruro de cadmio y el
metilviologeno son las especies electroactivas preferidas para
utilización con la presente invención.
Las composiciones reactivas inmovilizadas en las
tarjetas de análisis según la invención han sido desarrolladas
fundamentalmente para su utilización en análisis de coagualación de
la sangre o lisis sanguínea que se basan en cambios de viscosidad y,
básicamente, en la reducción o incremento de la movilidad fónica o
en cambios de la cinética de difusión de la muestra de plasma
sanguíneo cuando se mide mediante la generación de una señal
eléctrica (intensidad o tensión eléctricas). Al ser la sangre un
electrolito, puede, por lo tanto, conducir o transportar una
corriente eléctrica. La conductancia electrolítica es una medida de
la capacidad de una solución de electrolitos para transportar
corriente eléctrica gracias a la movilidad de sus iones bajo la
influencia de un gradiente de potencial. La movilidad iónica y la
cinética de difusión son una función de la viscosidad de la
solución, el tamaño iónico y la carga y la magnitud del potencial
aplicado. Cuando la sangre se empieza a coagular, se espesa o
aumenta su viscosidad. Este incremento de viscosidad inhibe o
retarda la movilidad iónica, El retardo de la movilidad iónica es
directamente proporcional a una reducción de la corriente eléctrica
de la solución total. Durante el proceso de coagulación, el coágulo
de sangre se retrae y los monómeros de fibrina se unen para formar
un coágulo. Cuando se produce la coagulación, el coágulo de fibrina
retarda el movimiento de los iones y, en consecuencia, puede
esperarse una reducción de la corriente. Este perfil de tiempo de
corriente es extremadamente útil para determinar la aparición de la
coagulación, así como el punto final del proceso de coagulación, y,
conceptualmente, podría proporcionar un medio muy exacto para
determinar los tiempos de coagulación de la sangre en PT, APTT y
otros análisis de coagulación. La sensibilidad de este tipo de
mediciones tiempo de corriente o tensión eléctricas es inherente a
la técnica de medición directa y no depende de indicadores
secundarios o indirectos. Para mejorar la estabilidad de los
reactivos de la tarjeta de análisis se prefiere añadir un
conservante como el timerosol, un surfactante como el tritón y
sales tampón adicionales.
La presente invención también puede aplicarse a
un procedimiento de sangrado cutáneo en el cual la sangre
procedente de una herida normalizada es cuantificada
progresivamente por la conductividad creciente entre un electrodo de
superficie y la piel subyacente. La tarjeta de análisis descrita en
la presente memoria puede colocarse directamente sobre la herida de
un paciente. En caso necesario, la información de una herida
normalizada puede efectuarse incorporando una lanceta adecuada como
parte de la tarjeta de análisis. La sangre que emana de la herida
puede aplicarse directamente sobre la superficie de la tarjeta de
análisis.
Si no se indica lo contrario, en los análisis
siguientes se utilizó el reactivo tromboplastinas XS con calcio
(Pt) comercialmente disponible adquirido en Dade International de
Miami FL, vendido con el nombre de marca registrada INNOVIN®, que es
un factor tisular humano recombinante con calcio. El reactivo Pt
acelera la velocidad de formación del coágulo formando normalmente
un coágulo en 45 segundos. El reactivo Pt contiene una fuente de
tromboplastina tisular y se reconstituyó con agua desionizada en la
forma requerida por el fabricante, se aplicó a un microelectrodo y
se secó parcialmente con aire. No se utilizaron aditivos
adicionales tales como un conservante o un surfactante. El
microelectrodo había sido fabricado por Applied Graphics de Soquel,
CA, imprimiendo una fina capa de plata para formar los electrodos
sobre la superficie de una tarjeta de análisis no porosa con la
configuración representada en la figura 3. La tarjeta de análisis
se lavó con agua y alcohol antes de usarla. Todos los análisis se
efectuaron a temperatura ambiente. Después de aplicar la muestra de
sangre al microelectrodo que contenía el reactivo Pt, se registró
manualmente el perfil de coagulación utilizando un conductivímetro
conectado a las placas de contacto de los electrodos. El
conductivímetro ha sido fabricado por Horiba de Japón.
La figura 8 representa un cambio de la
conductividad con el incremento de viscosidad cuando una muestra de
sangre completa se coagula. La figura 9 traza el cambio de la
conductividad durante el análisis. La conductividad se midió
inmediatamente al avance de la muestra hasta que empezó a
coagularse. La conductividad inicial es de aproximadamente 0,31
mS/cm y, como se ha dado a conocer en la presente memoria,
disminuye característicamente un poco uniformemente hasta niveles de
conductividad de aproximadamente 0,24 mS/cm y en este punto la
conductividad empieza a aumentar. Se observó que la eliminación de
la coagulación dejó solamente suero, que es fundamentalmente un
electrolito y afecta al incremento de la conductividad.
El tiempo de coagulación se determinó trazando
el descenso de la conductividad entre t = 0 y aproximadamente t =
150 segundos a partir de estos resultados de análisis y
sorprendentemente se obtuvo una exacta medición del tiempo de
coagulación que puede correlacionarse con el tiempo PT. Aunque los
análisis no se optimizaron y no se utilizó control de temperatura,
los cambios de conductividad durante el proceso de coagulación de
sangre/plasma se manifestaron claramente.
Se realizaron otros análisis de control con
reactivo Pt y agua salina para comprobar que la curva
característica era el resultado de la coagulación. Las curvas
resultantes eran planas, lo cual indica que la respuesta
representada en la figura 8 es realmente el resultado de la
coagulación. Durante el mismo período de tiempo, la viscosidad del
agua corriente no cambió y se mantuvo casi constante.
La figura 10 compara una muestra de plasma
normal que ha sido citrado (CNP) con una muestra de plasma normal
heparinizado (HNP) y una muestra de plasma citrado tratado con
COUMADIN (CCP). El gráfico pone de manifiesto que la curva CNP
presentaba la coagulación más rápida. La curva CCP de un paciente
sometido a terapia anticoagulante con COUMADIN muestra la pendiente
característica ilustrada anteriormente, pero difiere claramente de
la muestra de plasma normal. La curva HNP de un paciente tratado
con heparina muestra una respuesta más extrema a un medicamento
anticoagulante.
La figura 11 ilustra los perfiles de coagulación
de muestras de sangre completa comparando la muestra heparinizada y
la muestra citrada. Una vez más, el efecto característico se
encuentra presente incluso en la sangre completa de un paciente
tratado con heparina. Se realizaron diversos conjuntos de estos
análisis para confirmar su reproducibilidad.
La presente invención resulta útil en muchos
tipos de análisis de coagulación y lisis. Por ejemplo, y sin
carácter limitativo, las aplicaciones de la presente invención
incluyen PT, APTT, tiempo de protrombina, análisis de fibrinógeno y
detección de plaquetas. En el caso de los análisis de fibrinolitis,
se incorporará un agente tal como un activador tisular del
plasminógeno en la mezcla reactiva de coagulación. Una vez que ha
tenido lugar la coagulación, se produce un incremento de la
conductividad que indica la aparición de la lisis.
Claims (17)
1. Dispositivo electrónico de un solo uso para
efectuar un análisis de coagulación o lisis de una muestra de
sangre, que comprende:
una carcasa que presenta una superficie exterior
y define un área interior;
unos medios para recibir la muestra a través de
la carcasa en el área interior;
un sustrato no poroso situado en el interior del
área para depositar la muestra sobre el mismo;
un reactivo para acelerar la coagulación de la
muestra colocada sobre el sustrato y en contacto con la
muestra;
unos medios de electrodo para medir la
viscosidad de la muestra y generar una señal eléctrica conducida
por una especie electroactiva situada sobre el sustrato y en
contacto con la muestra, en el que dicha señal se correlaciona con
una curva de un análisis de coagulación o lisis;
unos medios de procesamiento dispuestos en el
área interior y conectados a los medios de medición para recibir y
convertir la señal eléctrica en una salida digital correspondiente
al análisis de coagulación o lisis utilizando información de
calibración del análisis almacenada en los medios de
procesamiento;
unos medios de visualización para representar
visualmente la salida digital en el exterior de la carcasa, estando
conectados los medios de visualización a los medios de
procesamiento; y
estando el sustrato no poroso para recibir la
muestra configurado para poner la muestra en contacto con los
electrodos.
\vskip1.000000\baselineskip
2. Dispositivo según la reivindicación 1, en el
que los medios de medición comprenden:
unos medios para generar una señal de una
frecuencia predeterminada, estando los medios de generación
dispuestos en el área interior;
estando una pluralidad de electrodos situados
sobre el sustrato y en contacto con la muestra, estando los
electrodos conectados a los medios de generación para pasar la
señal al interior de la muestra, generando los electrodos una señal
eléctrica correspondiente a la conductividad/resistividad de la
muestra.
\vskip1.000000\baselineskip
3. Dispositivo según la reivindicación 1, en el
que los medios de medición comprenden:
unos medios para generar una señal de una
frecuencia predeterminada, estando situados los medios de
generación en el área interior;
estando una pluralidad de electrodos situados
sobre el sustrato y en contacto con la muestra, estando los
electrodos conectados a los medios de generación para pasar la
señal al interior de la muestra, generando los electrodos una señal
eléctrica correspondiente al coeficiente de difusión de la especie
electroactiva.
\vskip1.000000\baselineskip
4. Dispositivo según la reivindicación 1, en el
que la especie electroactiva se selecciona de entre el grupo
constituido por ferricianuro, ferrocianuro, cloruro de cadmio y
metilviologeno.
5. Dispositivo según la reivindicación 1, en el
que el dispositivo comprende además un calefactor situado en el
área interior y en contacto térmico con el sustrato, para que el
sustrato pueda calentarse a una temperatura predeterminada al
recibir la muestra de sangre.
6. Dispositivo según la reivindicación 1, en el
que los medios de procesamiento calibran además la señal eléctrica
a un estándar de referencia utilizando la información de
calibración del análisis almacenada.
7. Dispositivo según la reivindicación 1, en el
que los medios de procesamiento reciben además la temperatura
ambiente del dispositivo de análisis desde un sensor situado dentro
de la carcasa y ajustan los resultados de análisis utilizando la
información de calibración del análisis almacenada.
8. Dispositivo según la reivindicación 1, en el
que la información de calibración del análisis almacenada en los
medios de procesamiento determina los resultados de por lo menos
uno de los análisis seleccionados de entre el grupo constituido por
el tiempo de protrombina y el tiempo de tromboplastina parcial
activada, la agregación de plaquetas y el fibrinógeno.
\global\parskip0.950000\baselineskip
9. Tarjeta de análisis para un dispositivo
electrónico que genera una señal que presenta una frecuencia
predeterminada y define una curva de un análisis de coagulación o
lisis de una muestra de sangre, comprendiendo la tarjeta de
análisis:
un sustrato no poroso que define una superficie
para recibir la muestra;
un reactivo inicialmente inmovilizado sobre la
superficie para entrar en contacto con la muestra; y
unos electrodos adaptados para recibir y pasar
la señal al interior de la muestra, generando los electrodos una
señal eléctrica correspondiente a la viscosidad de la muestra que se
correlaciona con la curva del análisis de coagulación o lisis,
siendo conducida dicha señal por una especie electroactiva situada
sobre el sustrato en contacto con la muestra.
\vskip1.000000\baselineskip
10. Tarjeta de análisis según la reivindicación
9, en la que la señal eléctrica generada por los electrodos mide la
conductividad/resistividad de la muestra.
11. Tarjeta de análisis según la reivindicación
9, en la que la señal eléctrica generada por los electrodos mide el
coeficiente de difusión de la especie electroactiva.
12. Tarjeta de análisis según la reivindicación
9, en la que la especie electroactiva se selecciona de entre el
grupo constituido por ferricianuro, ferrocianuro, cloruro de cadmio
y metilviologeno.
\vskip1.000000\baselineskip
13. Procedimiento para determinar la coagulación
o lisis de una muestra, que comprende las etapas siguientes:
introducir la muestra en un lugar receptor de
muestras sobre un sustrato;
acelerar la coagulación de la muestra haciendo
reaccionar químicamente la muestra con por lo menos un reactivo
sobre el sustrato para producir un cambio detectable en la
viscosidad de la muestra que se correlaciona con el estado de
coagulación o lisis de la muestra;
medir la viscosidad de la muestra y generar una
señal eléctrica que se correlaciona con una curva del análisis de
coagulación o lisis, siendo conducida dicha señal por una especie
electroactiva situada sobre el sustrato en contacto con la muestra;
y
procesar la señal eléctrica para convertirla en
una salida digital correspondiente al análisis de coagulación o
lisis utilizando información de calibración del análisis.
\vskip1.000000\baselineskip
14. Procedimiento según la reivindicación 13, en
el que el procedimiento comprende la etapa de visualización de la
salida digital.
\vskip1.000000\baselineskip
15. Procedimiento según la reivindicación 13, en
el que la etapa de medición comprende las etapas siguientes:
generar una señal de una frecuencia
predeterminada;
poner en contacto una pluralidad de electrodos
con la muestra;
pasar la señal de frecuencia predeterminada a
través de los electrodos al interior de la muestra; y
generar la señal eléctrica con los electrodos
que corresponden a la conductividad/resistividad de la muestra.
\vskip1.000000\baselineskip
16. Procedimiento según la reivindicación 12, en
el que la etapa de medición comprende las etapas siguientes:
generar una señal de frecuencia
predeterminada;
poner en contacto una pluralidad de electrodos
con la muestra;
pasar la señal de frecuencia predeterminada a
través de los electrodos al interior de la muestra; y
generar la señal eléctrica con los electrodos
que corresponden al coeficiente de difusión de la especie
electroactiva.
\vskip1.000000\baselineskip
17. Procedimiento según la reivindicación 13, en
el que el procedimiento comprende la calibración de la señal
eléctrica a un estándar de referencia utilizando la información de
calibración del análisis almacenada para determinar los resultados
de por lo menos uno de los análisis seleccionados de entre el grupo
constituido por tiempo de protrombina y tiempo de tromboplastina
parcial activada, agregación de plaquetas y fibrinógeno.
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| EP04076315A EP1482296B1 (en) | 1998-07-29 | 1998-07-29 | Method and device for measuring blood coagulating or lysis by viscosity changes |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
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