ES2848673T3

ES2848673T3 - Sensor óptico de coagulación sanguínea

Info

Publication number: ES2848673T3
Application number: ES13863866T
Authority: ES
Inventors: Seemantini K Nadkarni; Zeinab Hajjarian
Original assignee: General Hospital Corp
Current assignee: General Hospital Corp
Priority date: 2012-12-19
Filing date: 2013-12-19
Publication date: 2021-08-11
Anticipated expiration: 2033-12-19
Also published as: US11172888B2; EP2936117A4; EP2936117B1; WO2014100378A1; EP2936117A1; US20150305681A1

Abstract

Un sensor (300) óptico de coagulación portátil, que comprende: un conjunto que incluye una unidad de carcasa (304) que contiene un sustrato de base (320) que presenta una primera superficie con una abertura formada en la primera superficie del sustrato de base (320), pudiendo el sustrato de base (320) reinsertarse de manera extraíble en la unidad de carcasa; un superestrato (324) yuxtapuesto con la primera superficie sobre la abertura para formar una cámara cerrada e impedir el acceso a dicha cámara a través de la abertura; y un detector (316) dispuesto para adquirir luz dispersa, por un medio dentro de la cámara a través del superestrato (324) y para proporcionar un resultado de datos que representa una serie temporal de patrones de moteado de polarización cruzada generados por el medio; y una unidad (330) de procesamiento de datos portátil que incluye un circuito electrónico que está en comunicación operativa con el detector (316) y que está programada para: calcular, basándose en el resultado de datos y usando un patrón de reflectancia, un parámetro de reflectancia total del tiempo medio que caracteriza el medio; computar, basándose en el parámetro de reflectancia total del tiempo medio calculado, una relación de absorción óptica a dispersión que caracteriza al medio; calcular, basándose en el resultado de datos, una curva de autocorrelación de moteado de fluctuaciones de intensidad resueltas en tiempo en los patrones de moteado; calcular, basándose en la relación calculada entre la absorción óptica y la dispersión y en la curva de autocorrelación de moteado calculada, un desplazamiento cuadrático medio asociado a los dispersores ópticos del medio; producir, basándose en el desplazamiento cuadrático medio calculado, un resultado que representa un producto dependiente del tiempo de un radio efectivo dependiente del tiempo de un difusor óptico del medio y un módulo viscoelástico del medio.

Description

DESCRIPCIÓN

Sensor óptico de coagulación sanguínea

Campo técnico

La presente invención se refiere a sistemas y a métodos de control de la coagulación sanguínea y, en particular, a un sensor óptico de coagulación sanguínea portátil y multifuncional, operativo en un punto de intervención para proporcionar una evaluación simultánea en tiempo real de al menos el tiempo de coagulación, la velocidad de formación de coágulos, la fuerza del coágulo y la función plaquetaria.

Antecedentes

La alteración de la coagulación sanguínea o la coagulopatía es una causa frecuente de hemorragia y trombosis después de un traumatismo agudo y una cirugía, y es la causa número uno de muerte intrahospitalaria prevenible. Múltiples factores, incluyendo la disminución de los factores de coagulación, la alteración de la función plaquetaria y la activación sistémica de las rutas fibrinolíticas contribuyen al desarrollo de la coagulopatía. Para gestionar una coagulación defectuosa, para corregir anomalías hemorrágicas se transfunden componentes sanguíneos, mientras que, para corregir afecciones trombóticas se administran agentes anticoagulantes o antiplaquetarios. Una terapia inadecuada puede conducir a una pérdida de sangre y afectar al rendimiento de órganos y a episodios trombóticos agudos, mientras que una transfusión excesiva o el uso excesivo de agentes antitrombóticos pueden agravar el sangrado. Para lograr un resultado óptimo y salvar vidas, la identificación precoz de los defectos de la coagulación y el control frecuente de la coagulación durante la terapia son fundamentales.

De manera similar, millones de pacientes en todo el mundo reciben terapia anticoagulante oral para prevenir y tratar episodios tromboembólicos arteriales y venosos, la principal causa mundial de mortalidad. A pesar de su eficacia para reducir el riesgo de trombosis aguda, si los anticoagulantes orales no se controlan adecuadamente, pueden provocar una peligrosa pérdida de sangre e insuficiencia orgánica. Debido a las numerosas interacciones de los fármacos, a las comorbilidades subyacentes y a la variabilidad de la respuesta a la dosis entre los pacientes, el tratamiento eficaz de la anticoagulación suele ser complejo. Como resultado, los pacientes requieren pruebas de laboratorio frecuentes del estado de coagulación de la sangre para garantizar una dosificación de anticoagulante precisa y segura. Por otro lado, las pruebas de anticoagulación en laboratorio requieren mucho tiempo y son costosas, y no proporcionan suficiente información para una dosificación eficaz del anticoagulante, al tiempo que suponen una enorme carga para los costes de la atención sanitaria. Se estima que anualmente se realizan más de 8 millones de visitas a los proveedores de servicios de atención primaria en los Estados Unidos solo para la dosificación de anticoagulantes, y se espera que la carga de servicios para el tratamiento de la anticoagulación se quintuplique en el próximo decenio, imponiendo un enorme desafío para la atención sanitaria.

Por desgracia, los análisis de sangre en el entorno del laboratorio son ineficaces en el contexto de las condiciones de coagulación rápidamente cambiantes de los pacientes críticamente enfermos y heridos. Por otro lado, debido a la falta de herramientas disponibles para los médicos para detectar rápidamente a pie de cama defectos de coagulación, a menudo hay retrasos en el tratamiento de hemorragias y trombosis, aumentando el riesgo de muerte en un 40 %. Juntos, estos factores subrayan la imperiosa necesidad insatisfecha de un control domiciliario sistemático (en el punto de intervención, PoC, del inglés point-of-care) del estado de la coagulación sanguínea para mejorar la calidad de la atención de los pacientes.

En WO 2012/161960 A1, se desvela un dispositivo y un método para determinar un parámetro material de una cascada de coagulación sanguínea que se basa en parámetros de luz difundida en una muestra de líquido biológico, por ejemplo, una muestra de sangre. El sistema óptico recoge la luz láser dispersada por la muestra en modo de reflexión y/o transmisión, y se forma una imagen de la misma. Los datos que representan fluctuaciones de intensidad de moteado láser se procesan para obtener, basándose en la dinámica temporal de una característica viscoelástica de la muestra de sangre, descriptores numéricos asociados a la coagulación sanguínea y a la fibrinólisis.

Sumario

La invención se define en las reivindicaciones independientes. En las reivindicaciones dependientes se definen las realizaciones preferidas. Las realizaciones proporcionan un sistema óptico, portátil, de tromboelastografía, que contiene un conjunto que incluye una unidad de carcasa y una unidad de procesamiento de datos que incluye circuitos electrónicos programados específicamente. La unidad de carcasa contiene (i) un sustrato de base que define un vacío en el mismo y que tiene una primera superficie con una abertura que proporciona acceso al vacío; (ii) un superestrato yuxtapuesto con la primera superficie sobre la abertura para formar una cámara cerrada que incluye el vacío de manera que se impida el acceso a dicha cámara a través de la abertura; y (iii) un detector dispuesto para adquirir luz dispersada por un medio dentro de la cámara a través del superestrato y para proporcionar un resultado de datos que represente un patrón de moteado de polarización cruzada generado por el medio. El sustrato de base está estructurado para ser reinsertable de manera extraíble en la unidad de carcasa, que opcionalmente puede incluir una plataforma de aislamiento de vibraciones operativa para compensar un movimiento relativo entre el sustrato de base y la unidad de carcasa. El circuito electrónico está programado para estar en comunicación operativa con el detector, para medir, basándose en el resultado de datos, un parámetro de reflectancia total del tiempo medio que caracteriza el medio; calcular, basándose en el parámetro de reflectancia total, un desplazamiento cuadrático medio asociado a los dispersores ópticos del medio; y para producir un resultado que representa un producto dependiente del tiempo de un radio eficaz dependiente del tiempo de un dispersor óptico del medio y un módulo viscoelástico del medio Las realizaciones proporcionan adicionalmente un método para determinar un descriptor de coagulación de una muestra fija de sangre en un punto de intervención con un sistema tromboelastográfico óptico. El método incluye las etapas de (a) adquirir luz dispersada por la muestra fija de sangre con un detector óptico, dispuesto en una carcasa que se puede unir de manera extraíble a una unidad portátil de procesamiento de datos, donde la muestra de sangre se coloca en una cámara formada por un vacío en un sustrato de base y un superestrato ópticamente transparente en capas sobre una superficie del sustrato base para impedir el acceso a dicho vacío a través de una abertura definida por el vacío en la superficie, y (b) producir un resultado de datos que represente un patrón de moteado de polarización cruzada producido por la muestra fija de sangre y compensado por las vibraciones mecánicas del tromboelastógrafo óptico. Adicionalmente, el método incluye una etapa de calcular, con un circuito electrónico de procesamiento de datos contenido en la unidad de procesamiento de datos, una pluralidad de parámetros dependientes del tiempo asociados a la coagulación de la muestra fija de sangre basándose en un parámetro dependiente del tiempo que representa un producto de un parámetro viscoelástico de la muestra fija de sangre y un radio dependiente del tiempo de un dispersor óptico de dicha muestra de sangre. La pluralidad de parámetros dependientes del tiempo incluye al menos un tiempo de coagulación, una velocidad de coagulación, una fuerza del coágulo, una función de fibrinógeno, una función de fibrinólisis y una función de plaquetas que describe la evolución temporal de la muestra de sangre. Las realizaciones proporcionan adicionalmente un sistema óptico de tromboelastografía operativo en un punto asistencial sin acceso a un servidor central. Dicho sistema incluye un conjunto, que contiene una unidad de carcasa que tiene (a) un cartucho para muestras que tiene una cámara en un sustrato plano y paralelo, (b) un tren óptico que transmite la luz que ha atravesado la cámara, estando el tren óptico desprovisto de potencia óptica, y (c) un detector dispuesto para adquirir luz dispersada por un medio dentro de la cámara a través de la serie de aberturas ópticas y para proporcionar un resultado de datos que represente un patrón de moteado de polarización cruzada generado por el medio. La cámara es ópticamente accesible a través de un superestrato que recubre herméticamente la cámara. La cámara es fluídicamente accesible a través de un canal en el sustrato. El cartucho está estructurado para ser reinsertable de manera extraíble en la unidad de carcasa.

El sistema de tromboelastografía incluye además una unidad de procesamiento de datos portátil, con circuitos electrónicos, que está en comunicación operativa con el detector y que está específicamente programada al menos (i) para medir, basándose en el resultado de datos, un espesor óptico del medio dentro de la cámara; (ii) calcular, basándose en el espesor óptico y en una función de autocorrelación del patrón de moteado de polarización cruzada, un desplazamiento cuadrático medio asociado a los dispersores ópticos del medio; y (iii) producir una salida que represente, cuando el medio incluya una muestra fija de sangre, una función de agregación plaquetaria y al menos un primer y segundo parámetros que incluyen un tiempo de coagulación, una velocidad de formación de coágulos, una fuerza del coágulo y una función de fibrinólisis. El sistema puede incluir adicionalmente un dispositivo de salida que coopera operativamente con el circuito electrónico para mostrar una representación visualmente perceptible de la salida. Durante el funcionamiento del sistema, el conjunto está opcionalmente unido de manera extraíble al dispositivo de salida.

Descripción de los dibujos

La invención se comprenderá mejor si se hace referencia a la siguiente descripción detallada junto con los dibujos, generalmente no dibujados a escala, de los cuales:

las figuras 1A, 1B y 1C muestran series temporales de moteado láser adquiridas con un detector óptico de un dispositivo de la invención que se analizan mediante correlación cruzada 2D (bidimensional) para calcular curvas, g2(t), de autocorrelación de moteado, durante la coagulación, como se muestra en la figura 1b . El aumento de la rigidez del coágulo provoca fluctuaciones de moteado más lentas que corresponden a una constante de tiempo elevada, t, que se corresponde fielmente con la de la viscoelasticidad de la sangre, G, medida durante la coagulación usando un reómetro ARG2 estándar, como se muestra en la figura 1C.

Las figuras 2A, 2B ilustran gráficos (rastreos de tiempo) de t que representan el cambio de la viscoelasticidad del coágulo para detectar defectos de coagulación. La figura 1A muestra que la evolución del tiempo de coagulación medido a partir del rastreo de tiempo t es mayor en el paciente hipocoagulable en relación con el normal. La Fig. 1B muestra que los niveles de fibrinógeno regulan la rigidez del coágulo: el coágulo de sangre en el paciente hipercoagulable con fibrinógeno alto provoca una constante de tiempo de moteado más alta (t = 80 ms) en comparación con la sangre normal (t = 30 ms).

Las figuras 3A, 3B y 3C, ilustran esquemáticamente vistas en perspectiva y un esquema optoelectrónico de una realización del tromboelastógrafo óptico.

La figura 4A es un diagrama de flujo de un algoritmo OTEG para el procesamiento de datos de moteado láser en tiempo real: Recuadro 1: Se capturan series de fotogramas de moteado que varían con el tiempo a una velocidad de fotogramas alta. Recuadro 2: Las imágenes de moteado se procesan de dos formas: La correlación cruzada bidimensional (2D) normalizada de series temporales de moteado produce la curva g²(t), de autocorrelación de moteado. El promedio de tiempo de los fotogramas de moteado produce una reflectancia Rd que se compara con la de un estándar para estimar la relación ja/j's. Recuadro 3: Para estimar el MSD (siglas del inglés mean-square displacement, desplazamiento cuadrático medio) a partir de la g²(t) y de la relación js /j's medidas, se usa una ecuación de forma cerrada simplificada. Recuadro 4: (a) El MSD se sustituye en la Relación de Stokes-Einstein Generalizada (GSER, siglas del inglés Generalized Stokes-Einstein Relation) para producir el módulo viscoelástico de la sangre. (b) El radio de dispersión efectivo, a, se mide a partir de la relación de Stokes-Einstein (SER, Stokes-Einstein relation) para obtener el tamaño de agregados en sangre no coagulada enriquecida con un agonista plaquetario.

La figura 4B es un diagrama de flujo de una realización del algoritmo OTEG relacionada. Recuadro 1: Intensidad variable en el tiempo, I(t), la salida de fotodiodos se digitaliza a 6.2K muestras/s mediante una tarjeta DAQ (de adquisición de datos). Recuadro 2: La serie temporal I(t) se procesa de dos maneras: (a) La intensidad del tiempo medio proporciona la intensidad total transmitida, I^b, que se compara con la intensidad total transmitida de una muestra estándar de trayectoria libre media de transporte conocida, 1*estánd (es decir, microesferas de poliestireno en agua) para estimar la relación L/1*^b. (b) La autocorrelación de intensidad normalizada produce la curva g²(t). Recuadro 3: Para estimar el MSD a partir de la g²(t) y de la relación L/1*^bmedidas, se usa una ecuación de forma cerrada. Recuadro 4: (a) El MSD se sustituye en la Relación de Stokes-Einstein Generalizada (GSER, siglas del inglés Generalized Stokes-Einstein Relation) para producir el módulo viscoelástico de la sangre. (b) El radio de dispersión efectivo, a, se mide a partir de la relación de Stokes-Einstein (SER, Stokes-Einstein relation) para obtener el tamaño de agregados en sangre no coagulada enriquecida con un agonista plaquetario. (D: coeficiente de difusión, L: espesor de la muestra).

La figura 5 muestra una comparación de un gráfico que representa el módulo viscoelástico dependiente de la frecuencia de una muestra de sangre humana determinado con una realización OTEG de la invención con el determinado usando medición reométrica convencional.

La figura 6 muestra una comparación de un gráfico que representa el producto dependiente del tiempo de un módulo de módulo viscoelástico (determinado a una sola frecuencia elegida) de una muestra de sangre humana escalada por un radio de dispersor óptico determinándose la evolución temporal del módulo viscoelástico usando medición reométrica convencional.

La figura 7 ilustra el significado de los parámetros OTEG: El rastreo de la viscoelasticidad de sangre completa permite evaluar todo el proceso de coagulación. Los parámetros relevantes obtenidos del rastreo proporcionan información sobre el tiempo de reacción para la generación de trombina (R), tiempo de coagulación (R+K), velocidad de reticulación de la fibrina (a), rigidez del coágulo (AM) proporcional a los niveles de fibrinógeno y estabilidad del coágulo (%LY) para detectar hiperfibrinólisis.

Las figuras 8A, 8B muestran gráficos que ilustran datos preliminares obtenidos usando la implementación de sobremesa existente del dispositivo OTEG (Fig. 8A) frente a curvas TEG estándar (Fig. 8B) medidas en una muestra de sangre humana normal.

Las figuras 9A, 9B ilustran los resultados de la determinación de la agregación plaquetaria a partir de las fluctuaciones de intensidad de moteado detectadas. Figura 9A: El aumento del radio de agregación, a, de perlas de poliestireno, causado por la adición de sal de MgCh, se detecta a partir de cambios en el MSD. Figura 9B: Detección de un aumento de múltiples veces en el tamaño de agregado con la adición de ADP (adenosín difosfato) 10 y 5 |jM en relación con una muestra de control (sin ADP).

Las figuras 10A y 10B ilustran una realización relacionada del dispositivo de la invención.

La figura 11 muestra mapas de viscoelasticidad OTEG 2D de pacientes normales (fila superior) e hipocoagulables (fila inferior), demostrando la alta sensibilidad del dispositivo OTEG para detectar la formación muy temprana de 'microcoágulos'. Incluso a 1 minuto se detectan diferencias en la velocidad de formación de coágulos entre los estados normal e hipocoagulable.

La figura 12 ilustra la comparación entre las curvas de viscoelasticidad de la sangre obtenidas usando una realización OTEG de la invención (columna de la izquierda, gráficos A, C, E) y una estrategia de TEG convencional (columna de la derecha, gráficos B, D, F) utilizando diferentes ensayos funcionales.

Descripción detallada

La presente invención aborda las necesidades prácticamente insatisfechas de un control domiciliario sistemático (en el punto de intervención, PoC) del estado de la coagulación sanguínea mediante el diseño de un sensor óptico de coagulación sanguínea económico operativo junto con un sistema de teléfono inteligente, por ejemplo, u otro sistema portátil de procesamiento e intercambio de datos para cuantificar la viscoelasticidad de la sangre, un indicador clave del estado de la coagulación y que permite evaluar en tiempo real múltiples parámetros de coagulación. Al permitir elaborar perfile de coagulación completos de manera rápida, esta innovación también mejora la seguridad y la eficacia de la terapia de anticoagulación oral y reduce el riesgo de hemorragias o trombosis potencialmente mortales, reduciendo al mismo tiempo la onerosa necesidad de tener que realizar frecuentes pruebas de laboratorio.

Para identificar la causa de la alteración de la coagulación, se requieren numerosas pruebas de laboratorio que evalúen múltiples parámetros relevantes: tiempo de coagulación, la velocidad de formación de coágulos, nivel de fibrinógeno, fibrinólisis y función plaquetaria. Por desgracia, dado un tiempo de obtención de resultados analíticos largo (de 1 a 4 horas aproximadamente, en general), estas pruebas a menudo no son fiables en el contexto de condiciones de coagulación rápidamente cambiantes en pacientes con traumatismo y sometidos a cirugía. La evaluación del estado de coagulación en el PoC es un desafío ya que los dispositivos actuales proporcionan una información limitada al inicio de la coagulación y no identifican la causa subyacente de la coagulación alterada. Actualmente, los únicos instrumentos que pueden facilitar la evaluación de todo el proceso de coagulación en tiempo real son los dispositivos TEG (y los dispositivos TEG o ROTEM giratorios relacionados), que implican agitar mecánicamente la sangre en un vaso y medir la viscoelasticidad durante la coagulación.

Sin embargo, los dispositivos TEG y ROTEM son grandes, costosos y difíciles de manejar, lo que limita seriamente su adopción para el uso en el PoC. Es probable que el desarrollo de sensores portátiles TEG y ROTEM para su uso en el PoC en el futuro sea intratable dado el alto coste y los desafíos técnicos de fabricar e impulsar rotores, rodamientos de bolas y elementos de refrigeración miniaturizados. Como alternativa, se están investigando dispositivos basados en ondas acústicas de superficie (SAW, del inglés surface acoustic wave) y MEMS (del inglés microelectromechanical systems, sistemas microelectromecánicos) para realizar pruebas de viscoelasticidad. Sin embargo, debido a complejidades de fabricación precisa y de garantía de calidad, estos dispositivos aún no están disponibles para uso clínico. Otras estrategias sonorreométricas miden la respuesta mecánica de la sangre frente a la perturbación acústica y requieren componentes electrónicos complejos con retroalimentación adaptativa para modular la fuerza acústica por encima del umbral de ruido pero por debajo de los niveles que inducen la alteración de la fibrina. Recientemente se demostró que los sensores magnetoelásticos permitían realizar mediciones similares a las de TEG, pero la voluminosa instrumentación necesaria para emitir un flujo magnético y detectar cambios de frecuencia resonante, puede hacerlos inadecuados para su uso en el PoC.

Aunque se han investigado técnicas de moteado láser para evaluar la coagulación en plasma y sangre completa analizando cambios de contraste de moteado utilizando una configuración de sobremesa (lab-bench), la técnica relacionada disponible se limita a medir solo el tiempo de coagulación y la capacidad de cuantificar la viscoelasticidad del coágulo y estimar el fibrinógeno, la fibrinólisis y la función plaquetaria a partir de fluctuaciones de moteado, no se había abordado anteriormente o ni siquiera se había mencionado. Así mismo, la instrumentación hasta ahora existente para la reología del moteado utiliza una cámara de alta velocidad, componentes electrónicos voluminosos y grandes volúmenes de sangre (300 jl), lo que la hace actualmente inadecuada para el control domiciliario de la anticoagulación.

Los dispositivos actuales para uso domiciliario (véase la Tabla 1), solo ofrecen información limitada al inicio de la coagulación (miden el tiempo de coagulación) y no identifican la causa subyacente de la coagulación alterada y no controlan suficientemente la respuesta de varios agentes anticoagulantes nuevos que actúan en distintos niveles de la cascada de coagulación.

continuación

La warfarina, un antagonista de la vitamina K comúnmente prescrito, inhibe ampliamente múltiples factores de coagulación. Debido al elevado riesgo de hemorragia asociado al uso de warfarina, recientemente se aprobaron nuevos fármacos con perfiles de seguridad mejorados que se dirigen a factores de coagulación específicos. Entre los más importantes se encuentran el Factor Xa y los inhibidores directos de trombina (IDT) que inhiben la activación de la trombina y la conversión posterior del fibrinógeno en fibrina, así como agentes antiplaquetarios que reducen la agregación plaquetaria, un proceso crítico en la iniciación del coágulo. Por lo tanto, dependiendo del tipo de agente administrado, además del tiempo de coagulación, los parámetros de coagulación adicionales requieren control para evaluar la función de la trombina, la reticulación de fibrina o agregación plaquetaria. Por desgracia, debido a la ausencia de herramientas para el control oportuno y completo de la anticoagulación, muchos pacientes están expuestos a un riesgo elevado de hemorragias o trombosis potencialmente mortales provocadas por una dosis de anticoagulante inadecuada o insegura.

Estos desafíos se abordan mediante el desarrollo de un sensor óptico de coagulación (u OCS o un dispositivo OTEG) multifuncional y de bajo coste, basado en un módulo óptico interconectado con una unidad de procesamiento de datos externa (que opcionalmente coopera con un teléfono inteligente o que está integrado en el mismo), cuyo módulo óptico incorpora una fuente láser y un detector óptico (por ejemplo, una matriz de fotodiodos) para recoger fluctuaciones de intensidad de la luz adquiridas a partir de una sola gota de sangre.

Realizaciones del sensor óptico de coagulación y el método de control de sangre con dicho sensor, se basan en una nueva estrategia de reología de moteado láser (LSR, siglas del inglés laser speckle rheology). El moteado láser, formado por la interferencia de la luz láser dispersada desde los tejidos, está dinámicamente modulado por el movimiento browniano endógeno de partículas de dispersión de luz, regido por las propiedades viscoelásticas del tejido. Durante el proceso de coagulación sanguínea, el aumento de la rigidez del coágulo de fibrina restringe el movimiento de los dispersores de luz, provocando una velocidad de fluctuaciones de intensidad de moteado más lenta en comparación con la de la sangre completa.

Por otro lado, mientras que la escala temporal, t, de las fluctuaciones de intensidad de moteado está íntimamente relacionada con la viscoelasticidad de la sangre y es sumamente indicativa del estado de coagulación de la sangre, la métrica que define las propiedades viscoelásticas de la coagulación sanguínea es el módulo viscoelástico, G. Midiendo los cambios en el módulo viscoelástico de sangre completa a lo largo del tiempo durante el inicio del coágulo, la reticulación de la fibrina, la estabilización del coágulo y la fibrinólisis (es decir, proporcionando las mediciones ópticas tromboelastográficas, o mediciones OTEG), una realización de la invención genera un resultado que contiene información completa de todo el proceso de coagulación a medida que evoluciona. Como resultado, usando una gota de sangre extraída por punción digital, una implementación del sensor óptico de coagulación (denominado indistintamente en el presente documento tromboelastógrafo óptico) según la idea de la invención, permite la incomparable oportunidad de evaluar una multiplicidad de parámetros de coagulación al mismo tiempo, para el consistente control domiciliario.

Las figuras 1A, 1B y 1C proporcionan una ilustración del concepto. Las series temporales de moteado láser en la figura 1A se analizan mediante correlación cruzada 2D para calcular las curvas de autocorrelación de moteado, g²(t), durante la coagulación, figura 1B. El aumento de la rigidez del coágulo provoca fluctuaciones de moteado más lentas que corresponden a una constante de tiempo, t, elevada, que se corresponde fielmente con la de la viscoelasticidad de la sangre, G, medida durante la coagulación usando un reómetro ARG2 estándar, figura 1C. La figura 2 ilustra el significado de los parámetros de OSC. El rastreo de la viscoelasticidad de sangre completa permite evaluar todo el proceso de coagulación. Los parámetros relevantes procedentes del rastreo proporcionan información sobre el tiempo de reacción para la activación de la protrombina (R), tiempo de coagulación (R+K), velocidad de reticulación de la fibrina (a), rigidez del coágulo (AM) relacionada con la función de la trombina y estabilidad del coágulo (%LY).

A diferencia de los dispositivos mecánicos y acústicos, un OCS no requiere grandes piezas móviles, componentes electrónicos voluminosos o conjuntos MEMS complejos para manipular o tratar la muestra. El OCS cuantifica múltiples parámetros de coagulación relevantes, incluido el tiempo de coagulación, la velocidad de coagulación, fibrinógeno, fibrinólisis y función plaquetaria en <1/2 del tiempo y en <1/100 del coste de la modalidad TEG. Debido a que la modalidad OCS basada en LSR mide desplazamientos de fase óptica de la luz adquirida causados por el movimiento de partículas a escala nanométrica, es exquisitamente sensible a cambios mínimos en la viscoelasticidad del coágulo, permitiendo la detección de microcoágulos tempranos en <5 minutos usando una sola gota de sangre.

Además de la viscoelasticidad del coágulo, la función plaquetaria que define la capacidad de las plaquetas para agregarse e iniciar la coagulación, es un parámetro de gran relevancia que informa sobre las necesidades de realizar una transfusión o controlar una terapia antiplaquetaria. Según la idea de la invención, la presente realización implementa la evaluación de la agregación de plaquetas sanguíneas a partir de fluctuaciones de moteado detectadas. Por tanto, en un solo módulo portátil, el dispositivo de la invención permite la incomparable capacidad de cuantificar rápidamente múltiples parámetros de coagulación: tiempo de coagulación, velocidad de formación de coágulos, fuerza del coágulo (relacionada con el fibrinógeno), fibrinólisis y función plaquetaria, a la cabecera del paciente.

Faivre M. et al., en"Coagulation dynamics of a blood sample by multiple scattering analysis", (J. Biomed Opt. 2011; 16: 057001) habían notificado acerca de la viabilidad de medir el tiempo de coagulación en sangre completa analizando variaciones de contraste de moteado. Sin embargo, la capacidad de cuantificar la viscoelasticidad del coágulo y estimar el fibrinógeno, la fibrinólisis y la agregación plaquetaria propuesta en el presente documento, aún no se ha abordado. Una realización de la presente invención está estructurada para implementar esquemas de procesamiento de datos de moteado láser para estimar las propiedades ópticas de la sangre, calcular los desplazamientos brownianos de los dispersores de luz endógenos y representar gráficamente la viscoelasticidad de la sangre durante la coagulación en tiempo real. La capacidad de realizar un ensayo rápido de la función plaquetaria se implementa midiendo el crecimiento agregado de fluctuaciones temporales de moteado a través del mismo dispositivo. El procesamiento de datos, los informes y la GUI, están completamente automatizados para mitigar los errores humanos. Las mediciones de viscoelasticidad del coágulo y de agregación plaquetaria, se registran según un esquema predeterminado (por ejemplo, cada 30 segundos) para permitir notificar parámetros de coagulación relevantes a medida que evolucionan en tiempo real.

Realizaciones del dispositivo y del algoritmo de adquisición y procesamiento de datos.

Ejemplo 1:

En las figuras 3A, 3B y 3C se ilustra esquemáticamente una realización 300 del tromboelastógrafo óptico (u OCS) de la invención. Una realización incluye un conjunto que contiene una unidad de carcasa 304 que alberga un cartucho 308 reinsertable que tiene un recipiente especializado para una luz de dispersión del medio que incide sobre él desde la fuente de luz 312 coherente (un diodo láser, por ejemplo) que da lugar a un moteado láser detectado con un detector óptico 316. Una de las limitaciones principales de las mediciones de TEG convencionales es la necesidad de una preparación engorrosa de la muestra de sangre que implica pipetear y mezclar volúmenes exactos de sangre, activadores de coagulación y reactivos antes de realizar el ensayo. Como resultado, a menudo TEG se relega a un entorno de laboratorio central, lo que hace que se produzcan retrasos a la hora de acceder a los resultados de los ensayos. Para abordar estas limitaciones de la modalidad de TEG existente, en una implementación, el cartucho 308 incluirá una pequeña cámara (por ejemplo, de varios milímetros de diámetro) construida dentro de un espesor de 1 2 mm, a base de silicona compatible con sangre, opcionalmente intercalada entre dos películas de policarbonato ópticamente transparentes (con espesores de una parte de milímetro, por ejemplo 0,15 mm). Para que el dispositivo funcione, se colocan unas gotas de sangre completa dentro del cartucho (V <100 j l) asegurado en su lugar dentro de la ranura del cartucho. Opcionalmente, para permitir la comparación directa de los parámetros de coagulación del OTEG con los de TEG, activadores y agonistas de coagulación estándar (p. ej., caolín, ADP) se titulan, se precargan en los cartuchos y suministran para su uso. Por consiguiente, el cartucho 308 puede incluir un sustrato de base 320 que define un vacío y que tiene una primera superficie con una abertura que proporciona acceso a dicho vacío. El cartucho 308 puede incluir además un superestrato 324 yuxtapuesto con la primera superficie sobre la abertura para formar una cámara cerrada que incluye el vacío de manera que se impida el acceso a dicha cámara a través de la abertura. Dado que la información del moteado láser, a partir del cual el dispositivo OCS determina los parámetros de coagulación sanguínea relevantes, es susceptible a vibraciones externas, una realización del dispositivo incorpora opcionalmente una plataforma de aislamiento de vibraciones (no mostrada) operativa para compensar un movimiento relativo entre el sustrato de base y la unidad de carcasa. Para eliminar la influencia de inestabilidades residuales, opcionalmente se puede implementar una filtración del tiempo promedio y del dominio Fourier de las curvas g²(t). La realización 300 incluye además una unidad 330 de procesamiento de datos portátil, que incluye un circuito electrónico programable en comunicación operativa con el detector 316. La carcasa 304 y la unidad 330 de procesamiento de datos están conectadas entre sí de manera extraíble y operativa a través de, por ejemplo, una montura en C.

El módulo viscoelástico dependiente de la frecuencia, G(w), medido tradicionalmente usando un reómetro mecánico (TEG), también se puede cuantificar ópticamente evaluando el desplazamiento cuadrático medio (MSD)de partículas de dispersión de luz de intensidades de moteado (en el detector óptico 316) que fluctúan a una frecuencia u> y usando una aproximación continua de difusión de luz para la relación MSD-g2(t). El módulo, G(w), puede estimarse después a partir del MSD a través de la relación de Stokes-Einstein generalizada (GSER). El desafío de cuantificar las propiedades viscoelásticas de la coagulación sanguínea es que, las fluctuaciones de moteado temporal no solo se rigen por el MSD de las partículas dispersoras de luz, sino también por la absorción óptica y variaciones de dispersión (definidas por los coeficientes, |Ja and j ’s de la sangre) durante el proceso de coagulación. Para tener en cuenta la absorción óptica y las variaciones de dispersión, una realización del algoritmo de la invención, mostrado esquemáticamente en un diagrama de flujo de la figura 4, incluye una etapa de estimación de las propiedades ópticas de imágenes de moteado del tiempo medio [mostradas en los recuadros 1, 2] adquiridas con el detector 316; la implementación de una solución simplificada que corrige estos factores ópticos y estima el MSD a partir de la g²(t) medida [como se muestra en los recuadros 1, 2, 3]; la utilización de la GSER (Relación de Stokes-Einstein Generalizada) para cuantificar G(co) [recuadro 4a] y cuantificar el tamaño del agregado plaquetario, a, a través de la relación de Stokes Einstein (SER) [recuadro 4b].

Un diagrama de flujo de la figura 4A ilustra una realización 400 del algoritmo de procesamiento de datos de moteado láser en tiempo real, que se analiza a continuación.

Estimación de las propiedades ópticas de la sangre: En referencia al diagrama de flujo de la figura 4A, el cálculo consistente del MSD a partir de la curva de autocorrelación de moteado, g²(t), también requiere información sobre las propiedades ópticas de la sangre [recuadro 3]. Según una realización de la invención, la serie temporal del patrón de moteado adquirida con el detector 316 de la figura 3A a partir del medio de dispersión de luz contenido en la cámara del cartucho 308 se procesa en paralelo para calcular tanto la curva g²(t) de las fluctuaciones de intensidad resueltas en el tiempo como las propiedades ópticas a partir de las intensidades de moteado del tiempo medio [recuadros 2] El MSD está influenciado por la relación entre la absorción óptica y la dispersión ( ( ja / j ’s), que se calcula a partir de la reflectancia total, Rd como

donde K =(1+rd)/(1-rd), rd = -1,44 nref2+0,71 nref1+0,668+0,0636 nrel, y nreF nt/nv es el índice de refracción relativo de la interfaz sangre-aire. Dada la relación de índices de refracción sangre-aire, se obtiene un valor K de aproximadamente 3. Para estimar la reflectancia total Rd, se realiza una calibración única del dispositivo OCS de la invención utilizando un estándar de reflectancia (tal como, por ejemplo, Spectralon®, 0,55"*1,5" con un factor de reflectancia de Restánd = 50 %) para registrar el valor medio de píxeles, Mestánd, a través de promedios temporales y espaciales de fotogramas de moteado. Dado que todas las mediciones son relativas, no es necesario convertir los valores de píxeles a intensidad absoluta. En cambio, al evaluar muestras de sangre, el valor medio de píxeles, M, se evalúa de manera similar a través de un promedio de moteado espacio-temporal, y Rd se calcula directamente como: Rd=M/ Mestánd x Restánd. La relación ja / j ’s se calcula a partir de la ecuación (1) usando un sencillo cambio de variables y sencillas manipulaciones algebraicas. Esta estrategia se verificó en mezclas de glicerol ajustando concentraciones de microesferas de carbono y TiO²suspendidas en el glicerol, para abarcar un amplio intervalo de valores ja / j ’s (0,022 0,45). Por tanto, los valores ja / j ’s están fielmente correlacionados con los obtenidos basándose en la teoría de Mie (R=0,92, p<0,001). La misma estrategia se probó en sangre humana con luz a 690 nm ( j ’s ~1,1 mm-1, ja ~ 0,15 mirr 1) y confirmó que los valores ja / j ’s - 0,133 medidos como se ha indicado anteriormente coincidían fielmente con los desvelados en la técnica relacionada ( ja / j ’s ~0,136). El proceso algebraico para obtener ja / j ’s a partir de Rd mediante la ecuación (1) sigue la siguiente expresión:

Estimación de la viscoelasticidad del coágulo: Para calcular el MSD, las curvas g²(t) se miden mediante el análisis de correlación cruzada normalizada del primer fotograma de moteado con las siguientes series temporales (cuadro 2). La relación ^a/y's estimada calculada como se ha indicado anteriormente, se reemplaza en la ecuación del recuadro 3 y, como resultado, se extrae el MSD. A continuación, utilizando fórmulas matemáticas previamente establecidas (recuadro 4a), se calcula el módulo viscoelástico G(co) mediante la GSER. Por ejemplo, la pendiente logarítmica, a(t), del MSD se evalúa, y la transformada de Fourier aproximada algebraicamente del MSD se obtiene a partir de a(t) y se sustituye en la GSER para cuantificar G(w).

Los gráficos de la figura 5 se dibujaron aplicando el esquema de procesamiento de la invención descrito anteriormente para cuantificar el G(co) de muestras de sangre humana; los resultados reflejan fielmente los resultados obtenidos con la reometría convencional. Para cuantificar el valor absoluto de G(u>) durante la coagulación, se necesita una estimación del radio efectivo de partícula, a, que se somete a un movimiento browniano. Dado que los parámetros, a y G(u>), están alterados debido a la agregación plaquetaria y a la formación de coágulos de fibrina, la estimación precisa del tamaño de partícula implica convencionalmente una instrumentación compleja y voluminosa que simplemente no es estructuralmente compatible con el diseño portátil del dispositivo OCS de la invención. Para evitar este problema, en una realización de la invención, una cantidad diferente - la cantidad G= aG(w'), que representa el módulo viscoelástico escalado por un diámetro de partícula de dispersión a - se mide a una sola frecuencia, u>=u>'. Como se muestra en la figura 6, se confirmó experimentalmente que los cambios relativos en la viscoelasticidad del coágulo definida por un producto dependiente del tiempo aG siguen fielmente la evolución del módulo viscoelástico medido con reometría mecánica convencional. Basándose en los resultados de una implementación específica, los valores de G obtenidos de la medición a 5 Hz proporcionaron la correlación óptima con los resultados tanto de la reometría mecánica (figura 6) como del TEG (esta última comparación se presenta y analiza más adelante en referencia a las figuras 8A y 8B).

El registro de un rastreo de OCS que representa la cascada de coagulación sanguínea con un dispositivo de la invención, permite la evaluación de parámetros de coagulación relevantes para controlar una variedad de agentes anticoagulantes que actúan a niveles específicos de la cascada de coagulación, figura 7. Por ejemplo, los tiempos R largos pueden indicar la inhibición de la activación de la protrombina por los inhibidores del Factor Xa, y los tiempos a bajos puede indicar un aumento de la inhibición de la trombina que actúa como mediadora en la conversión del fibrinógeno en un coágulo de fibrina. Dado que el grado de reticulación de la fibrina está directamente relacionado con la fuerza del coágulo, los valores de AM (amplitud máxima) pueden estar fielmente relacionados con la dosis de IDT (inhibidores directos de trombina).

Normalmente, la coagulación sanguínea es un proceso lento que evoluciona durante al menos varios minutos (por ejemplo, de 10 a 15 min). Por consiguiente, un intervalo de medición de aproximadamente 30 segundos o menor permite un amplio muestreo temporal de toda la cascada de coagulación en tiempo real.

Obtención de parámetros de coagulación sanguínea a partir del rastreo de viscoelasticidad OTEG: Para permitir la comparación directa entre los resultados obtenidos con el uso de una realización de la invención y los resultados obtenidos con la modalidad convencional de TEG, se aplica una misma estrategia para representar gráficamente el cambio en G en relación con la sangre completa (en el tiempo = 0) y para obtener de manera similar una curva de amplitud OTEG que describe la evolución temporal de la coagulación sanguínea, como se muestra en las figuras 8A y 8B. Se observa una fiel correspondencia entre los dos rastreos de tiempo de viscoelasticidad. Debido a su superior sensibilidad a los pequeños cambios en la viscoelasticidad, los resultados del OTEG se entregan aproximadamente el doble de rápido que los del TEG, como se observa por tiempos R más cortos, y el tiempo total hasta la AM es aproximadamente la mitad que el del TEG (10 min en OTEG frente a 20 min en TEG). En referencia a las figuras 7 y 8A, para calcular la métrica de coagulación a partir de los gráficos de OTEG, se usaron los siguientes métodos: El módulo, G(t), se calculó como se ha indicado anteriormente y se representó gráficamente en función del tiempo, t. Se calculó la derivada de los datos expresados mediante el gráfico G (dG/dt) y el tiempo necesario para alcanzar el valor máximo de dG/dt se notificó como tiempo de coagulación (R+K). Como alternativa, se dibujó una línea tangente en el borde ascendente de la gráfica G(t), y el valor correspondiente al momento en el que la tangente cruza el eje del tiempo, se notificó como R, mientras que el tiempo necesario para alcanzar el valor máximo de G (un codo de la curva G(t)) se notificó como K. La AM se notificó como la amplitud de meseta promedio de la curva G(t).

Al implementar métodos que han sido establecidos y aprobados por la FDA para análisis de TEG, se extraen los siguientes parámetros de coagulación a partir de la curva de viscoelasticidad obtenida de las mediciones basadas en OTEG: el tiempo de reacción (Roteg), el tiempo de formación coágulos (Koteg), la velocidad de formación de coágulos (aOTEG), la amplitud máxima OTEG (AMoteg) y el grado de fibrinólisis (%LYoteg).

Evaluación de la agregación plaquetaria a partir de fluctuaciones de moteado láser. Al proporcionar capacidad adicional para evaluar la agregación plaquetaria, el dispositivo y la metodología de OCS propuestos ayudarían a controlar la terapia antiplaquetaria en pacientes en tratamiento por enfermedad cardiovascular. La agregación plaquetaria juega un papel clave en la iniciación del coágulo y da soporte a muchas reacciones posteriores en la cascada de la coagulación. El estándar actual para la evaluación de plaquetas es la agregometría de transmisión de luz (ATL) que evalúa la agregación plaquetaria midiendo cambios en la turbidez de plasma rico en plaquetas causados por la adición de la composición agonista plaquetaria, tal como, por ejemplo, adenosín difosfato (ADP), epinefrina, ácido araquidónico, trombina o colágeno. Actualmente, para evaluar la agregación plaquetaria, se dispone de un dispositivo PoC basado en ATL para uso clínico, pero no puede evaluar otros parámetros de coagulación habilitados en tiempo real por el dispositivo OTEG de la presente invención (véase la Tabla 1). Aunque anteriormente se ha notificado la viabilidad de detectar la agregación plaquetaria a partir de cambios en el tamaño de moteado, el método notificado requería plasma mediante la centrifugación de la sangre y no era propicio para su uso en un PoC. Para permitir la evaluación de la función plaquetaria a través del dispositivo OTEG) o, dispositivo OCS) de la invención, la agregación plaquetaria se cuantifica en sangre completa. Para ello, sangre completa citratada se transfiere a un cartucho 308 OTEG, precargado con solución de ADP y los patrones de moteado que varían en el tiempo se capturan según el algoritmo descrito anteriormente en referencia a la figura 4. Durante la adquisición de datos, la composición agonista plaquetaria (tal como ADP) desencadena selectivamente cambios conformacionales en las plaquetas e induce la agregación plaquetaria con una influencia mínima sobre los GR (glóbulos rojos). Por tanto, un aumento en el radio promedio de las partículas de dispersión se puede atribuir predominantemente a la agregación plaquetaria.

Dado que la sangre está citratada (no hay iones de Ca++), la cascada de fibrina no se inicia y la viscosidad de la sangre, r|, permanece prácticamente sin cambios a n = 4 cP (a aproximadamente 37°°C). En comparación con las plaquetas pequeñas aisladas (con un diámetro de aproximadamente 3 |jm), la activación inducida por agonistas de plaquetas hace que aparezcan grandes agregados de plaquetas que experimentan un intervalo más corto de movimiento de difusión e inducen fluctuaciones de moteado más lentas. Para estimar la velocidad y el grado de agregación plaquetaria, se procesan fotogramas de moteado y se calculan los valores de MSD (según las etapas mostradas en [los recuadros 1-3] de la figura 4). El diagrama de flujo de la figura 4A presenta una expresión a través de la cual g²(t) se relaciona con MSD, cuando la adquisición de moteado se realiza en geometría de retrodispersión. En comparación, cuando se adquieren patrones de moteado en geometría de transmisión, g²(t) se expresa en términos de MSD, como se muestra en el diagrama de flujo de la figura 4B. Después, el MSD calculado se ajusta automáticamente a un modelo lineal simple de MSD=6Dt, o de manera equivalente se calcula la pendiente del MSD, en momentos tempranos para estimar el coeficiente de difusión, D, de dispersión de partículas. Como alternativa, es posible sustituir 6Dt en los diagramas de flujo de las figuras 4A y 4B, y ajustar directamente las curvas g²(t), a una función exponencial paramétrica, en la que D se incorpora como parámetro de ajuste. Por ejemplo, en geometría de retrodispersión, la curva g²(t) evaluada experimentalmente se puede ajustar al siguiente modelo:

-2y ¡6khi2D t+ ^L

g2(t) = e ^{V A '}(3)

Para la geometría de transmisión, el modelo paramétrico viene dado por:

El radio de partícula efectivo, a, se obtiene después de la relación de Stokes-Einstein (SER) (figura 4A, recuadro 4b). En otras palabras, a=K^bT/(6nqD), donde K^b = 1,3806488 * 10-23 es la constante de Boltzman, T=312 es la temperatura de la sangre (en grados Kelvin), q = 4 centipoises es la viscosidad de la sangre y D es el coeficiente de difusión de las partículas dispersas. El crecimiento agregado se representa gráficamente desde el inicio en el momento t=0, y para cuantificar la función plaquetaria se estima el grado máximo de agregación plaquetaria (AP) en un momento predeterminado (por ejemplo, a los 10 minutos), como se muestra en las figuras 9A y 9B. Más específicamente, la velocidad de agregación se estima dibujando una línea tangente en el perfil de tamaño del agregado, es decir a(t) en el lanzamiento del proceso de agregación, donde la pendiente es empinada. El valor de la pendiente es un indicador directo de la velocidad de los procesos bioquímicos de agregación plaquetaria, tales como la liberación de gránulos densos y la liberación adicional de ADP y tromboxano por las plaquetas, lo que conduce a la activación y a la agregación de plaquetas adicionales. Dependiendo de la concentración del agonista, se puede observar una segunda ola de agregación, que se identifica por una meseta intermedia del a(t), seguido de otro crecimiento empinado de la curva. La curva a(t) finalmente se aplana, en un momento predeterminado, t^p. Después, a(tp) se notifica como la agregación plaquetaria, AP, máxima. Si la AP es con un diagnóstico normal predeterminado, la función plaquetaria en la muestra de sangre de ensayo puede declararse normal. De lo contrario, la velocidad de agregación plaquetaria y el valor máximo cuando está fuera del intervalo, pueden notificarse como anómalos.

Se muestra una evaluación preliminar de la agregación plaquetaria usando la modalidad OTEG para sangre completa humana. Una realización del dispositivo detectó un pequeño aumento en el tamaño del agregado en la muestra de control (sin ADP) probablemente debido a la sedimentación de GR.

La agregación plaquetaria también modifica eficazmente las propiedades ópticas de la sangre y, en particular, el reducido coeficiente de dispersión, js '. El coeficiente de dispersión viene dado por j ^s= p a, dónde p es la densidad numérica de partículas dispersas y a es la sección transversal de dispersión. Para suspensiones polidispersas, tales como sangre, j ^s puede expresarse mediante la siguiente expansión, en el que la suma está sobre las partículas dispersas de tamaños distintos, que puede incluir GR, plaquetas, GB, y macromoléculas sanguíneas de dimensiones superiores a unos pocos nanómetros que pueden dispersar eficazmente la luz a la longitud de onda de la fuente dada. Por tanto, j ^s =^£;=i>iP¡ff¡, dónde p¡ es la densidad numérica del iésimo conjunto de partículas de dispersión con la misma sección transversal de dispersión de p ^¡. Se supone la densidad numérica de plaquetas es a^¡ (que normalmente es de 1,5-4*105 por mm3 en la sangre normal). Además, la sección transversal de dispersión de las plaquetas es directamente proporcional a su sección transversal geométrica (diám. 2-3 jm ). Cuando las plaquetas se agregan, la sección transversal de dispersión de los agregados, a-, crece más que las de las plaquetas aisladas; sin embargo, la densidad numérica de los grupos de plaquetas aisladas, p'-, se reduce ya que ahora hay menos centros de dispersión aislados. Por tanto, en efecto, p'- o¡, < p ja j y consecuentemente, el coeficiente de dispersión general disminuye por la agregación plaquetaria. Además, la dispersión de la luz por agregados de sección transversal de mayor dispersión tiende a estar más dirigida hacia adelante y es menos isotrópica. Como resultado, el factor de anisotropía total de la sangre, g, aumenta (es decir, la relación de dispersión hacia atrás y hacia adelante, g = -1 para la dispersión totalmente hacia atrás, g = 1 para la dispersión principalmente hacia adelante y g = 0 para la dispersión isotrópica, para sangre normalmente g> 0,95) y el coeficiente de dispersión reducido | ' = js ( l-g ) se reduce, de manera significativa.

Dado que la agregación plaquetaria reduce el valor de js , tanto el perfil de reflectancia difusa, PRD, (indicado como R(p), y definido por el flujo relativo de fotones reflejados por unidad de área), como la reflectancia total, Rd, así como la transmitancia total, Fb/To, se modifican en serie, durante el transcurso de la agregación. Como se mencionó anteriormente, para la sangre, la reflectancia total viene dada por: Rd=(1 7ja/|4+3V(3 ja / j's (1 +ja/j's))-1. Dada esta expresión, se espera que Rd disminuya reduciendo durante la agregación. Por tanto, además de medir el tamaño del agregado plaquetario mediante el análisis de la velocidad de fluctuaciones de moteado, OTEG puede rastrear de manera independiente y en paralelo la velocidad y la escala de agregación siguiendo los cambios en la reflectancia total medidos, por ejemplo, promediando el tiempo de fotogramas de moteado sucesivos. El PRD medido de manera similar a partir de fotogramas de moteado del tiempo medio, viene dado por:

dónde z^o = I*b (trayectoria libre media de transporte de la sangre), A es un parámetro relacionado con los índices de refracción relativos de la interfaz sangre-aire, | es el coeficiente de interacción total, a' es el albedo de dispersión y J ^{e f} es el coeficiente de atenuación efectiva. Cuando se reduce por agregación, el albedo, a', el coeficiente de atenuación efectiva, j ^{e f} y el coeficiente de interacción total, \\!t, disminuyen. Como resultado, tanto el inserto como la pendiente logarítmica del PRD se reducen. Los cambios en el PRD (perfil de reflectancia difusa), proporcionan una medición independiente adicional de la velocidad y el grado de agregación.

Cuando se reduce como consecuencia de la agregación plaquetaria, la trayectoria libre media de transporte de la sangre, 1*b=1/|4 aumenta y la densidad óptica de la sangre, es decir, su turbidez, se reduce. Por tanto, se espera que la transmitancia total de la sangre aumente como consecuencia de la agregación plaquetaria:

T^sangre ⁼5¡|¡/3L

(1+4ÍJ/3L) (6)

Al rastrear la transmitancia total de la muestra, se obtiene otra referencia más para evaluar la velocidad y la escala de agregación.

Es posible representar gráficamente el perfil de Rd(t), Tsangre(t), así como el R(0,t), es decir, el inserto del PRD en función del tiempo, y dlog(R(p,t))/dp|po, es decir, la pendiente logarítmica del PRD a una distancia designada del centro de iluminación muy similar al perfil de tamaño agregado, a(t), y evaluar tanto la velocidad como el grado total de agregación plaquetaria, utilizando cualquiera de estos perfiles. De manera equivalente, es posible extraer l*B(t) de TSangre(t) a través de la ecuación (6) y expresar la agregación plaquetaria en términos de la densidad óptica/turbidez de la muestra de sangre, en lugar de la transmitancia total.

Los detalles del proceso para evaluar la pendiente máxima/inserto así como la pendiente lineal/logarítmica del PRD pueden modificarse según la capacidad de respuesta del detector, del ángulo de visión sólido, del tamaño de la región de interés (Rol) y del tiempo de exposición/integración, entre otros parámetros. En particular, la pendiente del PRD puede evaluarse calculando la derivada o usando procesos de ajuste de curvas lineales/no lineales. Como alternativa, tanto ja como pueden evaluarse independientemente ajustando el perfil radial del PRD a la ecuación (5). La (t) puede entonces servir como un perfil sustituto de agregación plaquetaria.

La agregación plaquetaria se puede medir como se indicó anteriormente a partir de imágenes de moteado reflejadas y transmitidas. Las plaquetas son células sanguíneas de gran importancia en la coagulación sanguínea. La formación de un tapón plaquetario en el lugar de la lesión es importante en la respuesta de la coagulación. Durante la hemostasia, los factores inhibidores endoteliales hacen que las plaquetas permanezcan en un estado de reposo. El tapón plaquetario se inicia por la exposición de colágeno y la generación local de trombina. Esto hace que las plaquetas normales se adhieran a través del colágeno y el factor de von Willebrand (vWF) y liberen más agonistas plaquetarios adicionales tales como tromboxano A2 y a Dp . La agregación entre plaquetas para formar un tapón plaquetario se inicia después mediante la activación de integrinas de la superficie de las plaquetas. En una variedad de patologías o después de un traumatismo agudo que cause hemorragia, la función plaquetaria puede verse alterada, lo que puede inhibir la agregación plaquetaria y provocar una hemorragia incontrolada. Como alternativa, en patologías trombóticos caracterizadas por hipercoagulabilidad, la velocidad de la agregación plaquetaria puede aumentar provocando una trombosis arterial y venosa que puede poner en peligro la vida. Por lo tanto, los métodos para medir la agregación plaquetaria en el punto asistencial permiten la detección de la función plaquetaria defectuosa y permiten controlar los agentes antiplaquetarios para corregir estados trombóticos, o la transfusión de productos sanguíneos para corregir afecciones hemorrágicas. La variación de la cantidad de ADP se realiza con fines de validación para mostrar que nuestro dispositivo es sensible a las diferencias en la agregación plaquetaria causadas por cambios en la concentración de agonistas. Para el uso clínico, una sola concentración de ADP en el cartucho es suficiente.

La figura 9A confirma que un dispositivo OTEG operativo según una realización de la invención, puede medir con precisión cambios en el tamaño de agregado de los difusores de luz inducidos por el ajuste de la concentración de MgCl²que se añade a las suspensiones de perlas de poliestireno (radio de 1,5 pm) para iniciar la aglutinación. La capacidad para detectar la agregación plaquetaria en sangre activada con ADP y el control de dicha agregación plaquetaria, también se verificó mediante la determinación experimental del cambio del radio de agregación efectivo, como se confirma en la figura 9B. La figura 9B presenta, como dos ejemplos experimentales, el crecimiento de 5 y 2,5 veces de un radio de agregación de un dispersor basado en sangre con la adición de ADP 10 y 5 pM en relación con sangre sin ADP (una muestra de control). Con el dispositivo OTEG de la invención, se detectó el aumento del radio de agregación efectivo con la concentración de ADP. Adicionalmente, estos resultados se verificaron mediante ATL realizada en las mismas muestras.

Para efectuar las etapas de la realización 400 de un algoritmo de la invención analizado anteriormente, y haciendo referencia nuevamente a las figuras 3A a 3C, el circuito electrónico programable de la unidad 330 está programado para medir, en función del resultado de los datos producidos por el detector 316, un parámetro de reflectancia total del tiempo medio que caracteriza el medio; para calcular, basándose en el parámetro de reflectancia total, un desplazamiento cuadrático medio asociado a los dispersores ópticos del medio; y para producir un resultado que representa un producto dependiente del tiempo de un radio efectivo dependiente del tiempo de un dispersor óptico del medio y un módulo viscoelástico del medio.

La Tabla 2A anterior presenta parámetros operativos habituales de la realización 300 de la figura. 3.

Ejemplo 2:

Las figuras 10A, 10B, ilustran esquemáticamente una realización 1000 relacionada del dispositivo, mostrada sin lente, en la que un diodo láser 312 funciona a 690 nm para iluminar la muestra de sangre en el cartucho 308. La luz transmitida de polarización cruzada se detecta haciendo pasar opcionalmente dicha luz a través de una matriz estenopeica (o matriz de aberturas ópticas) 1010 con un módulo fotodiodo de avalancha (FDA) 1014 de 32 elementos. Aunque el uso de una matriz estenopeica facilita unas mediciones de moteado espacialmente coherentes para mejorar el contraste espacial y reduce la confusión en los datos (que con el tiempo puede aumentar la señal de fondo y reducir la sensibilidad de la medición frente al ruido), la medición generalmente se puede realizar y el dispositivo se puede estructurar sin la matriz estenopeica. El resultado de APD (fotodiodo de avalancha) se muestrea en paralelo con una tarjeta DAQ de 32 canales a una velocidad de 6,2 K muestras/s. Los componentes anteriores se ensamblan dentro de una carcasa desmontable 304 (3,0"x2,5"x1,0") interconectada a través del puerto USB del teléfono inteligente 1020 (tal como, por ejemplo, el teléfono LG Nexus 5 con un microprocesador de cuatro núcleos a 2,26 GHz. Una ranura de bloqueo asegura el cartucho de sangre en su lugar sobre una placa térmica personalizada. El cartucho opcionalmente desechable se puede pretratar con activadores de coagulación y agonistas plaquetarios (caolín, factor tisular, ADP).

La figura 4B presenta una realización alternativa 450 del algoritmo según el cual los datos ópticos recopilados con la realización 1000 pueden procesarse para obtener una multiplicidad de parámetros de coagulación sanguínea a la cabecera del paciente. En este caso, la trayectoria libre media de transporte, 1*=1/|j’s, se estima a partir de intensidades de luz del tiempo medio [recuadros 1,2] para obtener estimaciones consistentes del MSD y G(w), como se detalla a continuación.

Estimación de la trayectoria libre media de transporte de la sangre, Ib*. Para estimar la le*, se realiza una calibración única para evaluar la intensidad transmitida, Festénd, de un estándar de dispersión de l*esténd conocido. Después, la intensidad total transmitida a través de la sangre, le, se calcula mediante el promedio temporal de la serie temporal de intensidad (más de 1 segundo a la vez, por ejemplo) [recuadro2a], y la relación L/le* se calcula usando la ecuación del cuadro 2a en cada momento durante la coagulación. La transmitancia total de la muestra de sangre, Tsangre, viene dada por la siguiente ecuación:

TSangre = ^{¡B SIb’ /3L}

í0 (1+4¡B,/3L) (7)

En este caso, lo es la intensidad total incidente e le es la intensidad total que se transmite a través de la sangre. Así mismo, l*e es la trayectoria libre media de transporte de la sangre y L es la longitud de la cámara de sangre. La evaluación de la transmitancia total puede estar sujeta a errores inducidos por cambios dentro del perfil de intensidad incidente u otros factores experimentales. Por lo tanto, para calibrar las mediciones OTEG de transmitancia total y turbidez sanguínea, a menudo se usa una muestra de calibración estándar de transmitancia total conocida, Testénd, y de trayectoria libre media de transporte, l*esténd, así como la trayectoria libre media de transporte de la sangre, I*b. La transmitancia total de esta muestra estándar viene dada por:

Testénd ■ ^{lestánd Ulestán.dJm}

I0 l+^lestíni/3L (8)

Por tanto, la relación entre la sangre y la transmitancia total de la muestra estándar viene dada por:

Sustituyendo las ecuaciones. (7) y (8) para la transmitancia total en la ecuación (9), y reordenando los parámetros se obtiene la siguiente expresión para la trayectoria libre media de transporte de la sangre, l*e:

I _ íestánd(3L+4lpstánd) 4 (10) l '¡> 3 IBllstánd 3 V '

En este caso, L es la longitud de la cámara de sangre, festénd es la intensidad promedio que pasa a través de la muestra de calibración estándar y se mide a priori. Fe es la intensidad promedio que se transmite a través de la muestra de sangre y se mide en tiempo real durante el transcurso de la agregación/coagulación. Así mismo, l*esténd es la trayectoria libre media de transporte de las muestras de calibración. La relación L/l*e puede reemplazarse después directamente en la expresión g²(t), presentada el diagrama de flujo de la figura 4B y también repetida en la ecuación (4).

Estimación del MSD y de la viscoelasticidad del coagulo. G: En primer lugar, para calcular el MSD, el valor de g²(t) se mide mediante la autocorrelación normalizada del rastreo de tiempo de intensidad de luz [recuadro 2b]. Después, el valor Ib* estimado anteriormente, se reemplaza en el recuadro 3 y se extrae el valor del MSD. A continuación, a través de la GSER [recuadro 4a] se calcula el módulo G(w). La medición G= aG(ui'), que representa el módulo escalado por a en una sola frecuencia, w=w', se determina además como se indica en referencia a la Fig. 4A.

Obtención de parémetros de coagulación sanguínea a partir del rastreo de viscoelasticidad del coéaulo: Para obtener el rastreo de viscoelasticidad del coágulo, el módulo, G, se mide como se indicó anteriormente, y el cambio en G durante la coagulación en relación con la sangre completa (en el tiempo = 0) se muestrea cada 20 s, por ejemplo, para describir la evolución temporal de la coagulación sanguínea.

La evaluación de la agregación plaquetaria se lleva a cabo de una manera similar a la descrita con referencia a la realización 400 de la figura 4A.

Para efectuar las etapas de la realización 450 de los algoritmos de la invención, el circuito electrónico programare de la unidad 330 está específicamente programado al menos para medir, basándose en el resultado de datos del detector 316, un espesor óptico del medio dentro de la cámara; para calcular, sobre dicho espesor óptico y una función de autocorrelación del patrón de moteado de polarización cruzada, un desplazamiento cuadrático medio asociado a los dispersores ópticos del medio; y producir un resultado que represente, cuando el medio incluya una muestra fija de sangre, una función de agregación plaquetaria y al menos un primer y segundo parámetros que incluyen un tiempo de coagulación, una velocidad de formación de coágulos, una fuerza del coágulo y una función de fibrinólisis.

T l 2: D r f r n i l r n imi n l n r i l i n

La Tabla 2B anterior presenta parámetros operativos diana (valores esperados de dianas de rendimiento, incluyendo la frecuencia de muestreo, el intervalo de medición, la precisión y sensibilidad) para la realización 1000 de la figura 10.

Se aprecia que las realizaciones de la invención permiten realizar una transfusión dirigida a una diana o una terapia antitrombótica. Ciertamente, el perfil de coagulación rápido utilizando OTEG desempeñaría un papel crucial para adaptar la terapia en función de las necesidades reales de cada paciente, reduciendo los riesgos de una transfusión inadecuada o de una terapia antitrombótica. Este potencial "teranóstico" que ofrece OTEG tiene varias ventajas. La reanimación después de una hemorragia a menudo implica la transfusión de plasma fresco congelado (PFC) y de concentrado de Gr (GRc) en una relación fija para reemplazar el volumen sanguíneo y los factores de coagulación. Los volúmenes más altos de GRc pueden agravar la coagulopatía por dilución, mientras que altos volúmenes de PFC pueden causar dificultad respiratoria. Al contrario que una relación fija de PFC:GRc, la transfusión dirigida a una diana comunicada mediante OTEG, mejoraría significativamente el resultado del paciente. El control mediante OTEG permitiría protocolos de transfusión individualizados en función de los resultados de ensayos en tiempo real, para aconsejar sobre cómo complementar los componentes sanguíneos para corregir defectos específicos en la cascada de coagulación. Por ejemplo, tiempos R largos pueden indicar la necesidad de factores de coagulación, la reducción de la AM (amplitud máxima) y pueden justificar el reemplazo del fibrinógeno, el aumento del %LY (hiperfibrinólisis) puede sugerir la necesidad de una terapia antifibrinolítica y la baja agregación plaquetaria puede requerir el reemplazo de plaquetas. En pacientes hipercoagulables con mayor riesgo trombótico, OTEg podría informar sobre la terapia anticoagulante o antiplaquetaria adecuada.

En referencia a la figura 11, el funcionamiento de la realización de la invención, logra una sensibilidad de medición experimental bastante sustancial de ~ 0,01 Pa en la detección de pequeños cambios en la viscoelasticidad del coágulo, lo que permite detectar y cartografiar espacialmente, de manera muy precoz, formaciones de microcoágulos en el proceso de coagulación, en menos de la mitad del tiempo necesario para la misma detección mediante la modalidad TEG, con el uso de, por ejemplo, las realización 300 de las figuras 3A, 3B, 3C. Como se mencionó anteriormente, se pueden detectar microcoágulos muy pequeños con una alta sensibilidad micromecánica y, como resultado, el dispositivo OTEG puede medir la formación de coágulos sanguíneos en cuestión de unos minutos (por ejemplo, de 1 a 5 minutos) en ventajosa diferencia con los 5 a 20 minutos requeridos por un sistema mecánico tal como TEG y ROTEM. Además, mientras que el dispositivo TEG convencional empleado en la técnica relacionada promedia sobre toda la muestra (porque emplea la agitación de la muestra de sangre), una realización de OTEG de la presente invención es operativa para obtener imágenes de patrones de moteado, y, como resultado, el análisis espacio-temporal del patrón de moteado se puede realizar con sensibilidad micromecánica.

La figura 12 (gráficos A, B, C, D, E y F) ilustra esquemáticamente los resultados de estudios preliminares realizados con el uso de OTEG de sobremesa existente en comparación con los resultados del análisis de TEG correspondiente (usado como referencia estándar). Se compara el estado de coagulación normal en 3 pacientes (curvas I) con 3 pacientes con defectos de coagulación (curvas II). Gráfico A: utilizando el ensayo estándar con caolín, OTEG detecta con precisión un aumento del tiempo R y una menor fuerza del coágulo (AM) en sangre hipocoagulable frente a sangre normal. Gráfico C: utilizando el ensayo con fibrinógeno funcional, OTEG mide con precisión el aumento de la fuerza del coágulo (AM) debido al aumento de los niveles de fibrinógeno. Gráfico D: La adición de factor tisular al caolín acorta significativamente el tiempo de coagulación mediante la activación de las rutas intrínseca y extrínseca y OTEG lo detecta con precisión, como se observa al comparar los tiempos R en los gráficos A y C. En todos los casos, los resultados de OTEG se correlacionan fielmente con los resultados de TEG correspondientes que se muestran en los gráficos B, D y F. Los resultados presentados en la figura 12 dan fe del hecho de que una realización OTEG de la invención es operativa para proporcionar datos de coagulación similares a los recibidos convencionalmente con el uso de una modalidad TEG, pero ópticamente, utilizando volúmenes de muestra insignificantes, en aproximadamente 1/4 parte del tiempo, y a una centésima parte del coste asociado a la medición TEG.

Para efectuar el funcionamiento de una realización del sistema tromboelastográfico óptico OCS (OTEG) anteriormente descrito y la ejecución de las etapas necesarias para adquirir y procesar los datos de moteado láser que representan los resultados de las mediciones de la muestra o muestras contenidas en el cartucho, el sistema puede requerir la operación de un procesador informático controlado a través de instrucciones específicas de la aplicación almacenadas en un elemento de memoria tangible. Los expertos en la materia apreciarán fácilmente que las funciones algorítmicas, operaciones y decisiones requeridas pueden implementarse como instrucciones de programas informáticos, software, hardware, firmware o combinaciones de los mismos. Los expertos en la materia también apreciarán fácilmente que las instrucciones o los programas que definen las funciones y los elementos de la presente invención pueden suministrarse a un procesador de muchas formas, incluyendo, aunque sin limitación, información almacenada permanentemente en medios de almacenamiento no grabables (por ejemplo, dispositivos de memoria de solo lectura dentro de un ordenador, tales como ROM, o dispositivos legibles con un accesorio I/O de ordenador, tales como discos CD-ROM o DVD), información almacenada de forma alterada en medios de almacenamiento grabables (por ejemplo, disquetes, memoria flash extraíble y discos duros) o información transmitida a un ordenador a través de medios de comunicación, incluidas las redes informáticas alámbricas o inalámbricas. Además, aunque la invención puede realizarse en software, las funciones necesarias para implementar la invención pueden, de manera opcional o alternativa, realizarse en parte o en su totalidad usando componentes firmware y/o hardware, tales la lógica combinatoria, circuito integrado para aplicaciones específicas (ASIC, Application Specific Integrated Circuits), matriz de puertas programable por campo (FPGA, Field-Programmable Gate Arrays) u otro hardware o alguna combinación de componentes hardware, software y/o firmware.

A lo largo de la presente memoria descriptiva las referencias que se hacen a "una realización", "una realización relacionada", o expresiones similares, se refieren a que un rasgo, una estructura o una característica particular, que se describe en relación con la citada "realización", se incluye en al menos una realización de la presente invención. Por tanto, las apariciones de estas locuciones y términos pueden, pero no necesariamente, referirse a la misma implementación. Debe entenderse que ninguna parte de esta divulgación, tomada por sí sola y en posible relación con una figura, pretende proporcionar una descripción completa de todos los rasgos de la invención.

Además, la siguiente divulgación puede describir rasgos de la invención con referencia a los dibujos correspondientes, en los que los números similares representan los mismos elementos, o similares, siempre que sea posible. Se entiende que en los dibujos, los elementos estructurales representados generalmente no están a escala, y algunos componentes pueden ampliarse en relación con los demás componentes a efectos de énfasis y claridad de comprensión. También debe entenderse que ningún dibujo tiene por objeto respaldar una descripción completa de todos los rasgos de la invención. En otras palabras, un dibujo dado es generalmente descriptivo de solo algunos, y generalmente no todos, los rasgos de la invención. Generalmente, un dibujo dado y una parte asociada de la divulgación que contenga una descripción que haga referencia a dicho dibujo, no contiene todos los elementos de una vista particular o todos los rasgos que se puedan presentar en esta vista, con el propósito de simplificar el dibujo y el análisis dados, y para dirigir el análisis a elementos particulares que se presentan en este dibujo. Un experto en la materia reconocerá que la invención posiblemente se pueda poner en práctica sin uno o más de los rasgos, elementos, componentes, estructuras, detalles o características específicos, o con el uso de otros métodos, componentes, materiales, etc. Por lo tanto, aunque un detalle particular de una realización de la invención puede no mostrarse necesariamente en todos y cada uno de los dibujos que describen dicha realización, la presencia de este detalle en el dibujo puede estar implícita a menos que el contexto de la descripción requiera lo contrario. En otros casos, para impedir incertidumbres en aspectos de una realización de la invención que se está analizando, es posible que en un dibujo dado no se muestren o se describan detalladamente estructuras, detalles, materiales u operaciones bien conocidos.

Por otro lado, los rasgos individuales descritos, la estructuras o características de la invención, pueden combinarse de cualquier manera adecuada en una o más realizaciones adicionales.

Así mismo, en el diagrama de flujo lógico esquemático o proceso analizado, el orden representado del flujo lógico y/o las etapas del proceso o método pueden ser indicativos sólo de una realización específica del método presentado. Pueden concebirse otras etapas y métodos que sean equivalentes en función, lógica, o efecto a una o más etapas, o partes de las mismas, del método ilustrado, a no ser que se indique lo contrario.

La invención según se enumera en las reivindicaciones adjuntas a esta divulgación, está destinada a evaluarse a la luz de la divulgación en su conjunto, incluyendo los rasgos desvelados en la técnica anterior a los que se hace referencia.

Las realizaciones desveladas de la invención desvelan conceptos generales de OTEG según la invención y analizan ejemplos específicos de ejecución de mediciones fotométricas simultáneas en un paquete consolidado. La realización del sistema que se muestra en las figuras 3A, 3B, 3C es operativa para generar la información necesaria relacionada con la coagulación utilizando sólo unas pocas gotas de sangre (aproximadamente 100 pl, o generalmente, una cantidad no superior a 100 microlitros), mientras que en la realización analizada con referencia a las figuras 10A, 10B se usa solo una gota de sangre que se puede obtener tan sólo con un pinchazo en el dedo. En conjunto, los dispositivos de la invención son operativos para medir múltiples parámetros, tiempo de coagulación, velocidad de formación de coágulos, fuerza del coágulo, fibrinólisis y agregación plaquetaria utilizando solo 1-2 gotas de sangre, lo que facilita el uso (punto de intervención) domiciliario. Esto está en franca contradicción con los sistemas TEG/ROTEM empleados convencionalmente que por lo general requieren> 300 pl de sangre venosa extraída mediante venopunción para proporcionar los datos de coagulación, y no son operativos con las cantidades mínimas de sangre especificadas. Pueden efectuarse modificaciones y variaciones de las realizaciones ilustradas sin apartarse del alcance de la invención tal como se define en las reivindicaciones adjuntas. Por otro lado, aspectos desvelados, o partes de estos aspectos, pueden combinarse en formas no enumeradas anteriormente. Por consiguiente, la invención no debe contemplarse como limitada a la realización o realizaciones descrita(s). Además, la terminología que se utiliza en el presente documento, tiene por objeto describir solo realizaciones particulares, y no pretende limitar el alcance de la presente invención.

Claims

REIVINDICACIONES

1. Un sensor (300) óptico de coagulación portátil, que comprende:

un conjunto que incluye una unidad de carcasa (304) que contiene

un sustrato de base (320) que presenta una primera superficie con una abertura formada en la primera superficie del sustrato de base (320), pudiendo el sustrato de base (320) reinsertarse de manera extraíble en la unidad de carcasa; un superestrato (324) yuxtapuesto con la primera superficie sobre la abertura para formar una cámara cerrada e impedir el acceso a dicha cámara a través de la abertura; y

un detector (316) dispuesto para adquirir luz dispersa, por un medio dentro de la cámara a través del superestrato (324) y para proporcionar un resultado de datos que representa una serie temporal de patrones de moteado de polarización cruzada generados por el medio;

y

una unidad (330) de procesamiento de datos portátil que incluye un circuito electrónico que está en comunicación operativa con el detector (316) y que está programada para:

calcular, basándose en el resultado de datos y usando un patrón de reflectancia, un parámetro de reflectancia total del tiempo medio que caracteriza el medio;

computar, basándose en el parámetro de reflectancia total del tiempo medio calculado, una relación de absorción óptica a dispersión que caracteriza al medio;

calcular, basándose en el resultado de datos, una curva de autocorrelación de moteado de fluctuaciones de intensidad resueltas en tiempo en los patrones de moteado;

calcular, basándose en la relación calculada entre la absorción óptica y la dispersión y en la curva de autocorrelación de moteado calculada, un desplazamiento cuadrático medio asociado a los dispersores ópticos del medio; producir, basándose en el desplazamiento cuadrático medio calculado, un resultado que representa un producto dependiente del tiempo de un radio efectivo dependiente del tiempo de un difusor óptico del medio y un módulo viscoelástico del medio.

2. Un sensor óptico de coagulación según la reivindicación 1,

en donde el medio incluye una muestra fija de sangre,

en donde el circuito electrónico está programado para producir el resultado que representa el producto dependiente del tiempo en una sola frecuencia definida para maximizar una correlación entre un parámetro de coagulación sanguínea procedente de dicho producto dependiente del tiempo y un parámetro de coagulación de referencia obtenido con el uso de un sensor de coagulación mecánico, y

en donde el conjunto se puede unir de manera extraíble a la unidad (330) de procesamiento de datos portátil, para realizar la prueba de viscoelasticidad de la muestra fija de sangre en un punto de intervención.

3. Un sensor óptico de coagulación según la reivindicación 1, en donde el circuito electrónico está programado además para calcular, basándose al menos en los datos de salida, al menos la primera y la segunda características dependientes del tiempo del medio,

en donde el medio incluye una muestra fija de sangre y las al menos la primera y la segunda características incluyen un tiempo de coagulación, una velocidad de formación de coágulos, una fuerza del coágulo, una función de fibrinólisis y una función de agregación plaquetaria,

comprendiendo además el sensor óptico de coagulación, un dispositivo de salida que coopera operativamente con el circuito electrónico para mostrar una representación visualmente perceptible de la al menos una primera y una segunda características.

4. Un sensor óptico de coagulación según la reivindicación 1, que comprende además una plataforma de aislamiento de vibraciones operable para compensar un movimiento relativo entre el sustrato de base (320) y la unidad de carcasa.

5. Un sensor óptico de coagulación según la reivindicación 1, comprendiendo el conjunto:

un cartucho (308) para muestras, que tiene una cámara en un sustrato plano y paralelo, siendo dicha cámara ópticamente accesible a través de un superestrato (324) que recubre herméticamente la cámara, siendo dicha cámara fluídicamente accesible a través de un canal, pudiendo dicho cartucho reinsertarse de manera extraíble en la unidad de carcasa;

un tren óptico que transmite la luz que ha atravesado dicha cámara; y

un dispositivo de salida que coopera operativamente con el circuito electrónico para mostrar una representación visualmente perceptible de la salida que representa al menos el producto dependiente del tiempo, uniéndose dicho conjunto de manera extraíble al dispositivo de salida durante el funcionamiento del tromboelastógrafo óptico.

6. Un sensor óptico de coagulación según la reivindicación 5, en donde el medio incluye una muestra fija de sangre en una cantidad no superior a 100 microlitros, en donde el circuito electrónico está programado además para producir el resultado que representa al menos el módulo viscoelástico dependiente de la frecuencia del medio a una sola frecuencia definida para maximizar una correlación entre un parámetro de coagulación sanguínea procedente de dicho producto dependiente del tiempo y las propiedades de la sangre conocidas, en donde las propiedades de la sangre conocidas se obtienen con el uso de un tromboelastógrafo mecánico.

7. Un método para determinar un descriptor de coagulación de una muestra fija de sangre en un punto de intervención con un tromboelastógrafo óptico, comprendiendo el método:

con un detector óptico (316), dispuesto en una carcasa que se puede unir de manera extraíble a una unidad (330) de procesamiento de datos portátil, adquirir luz dispersada por la muestra fija de sangre,

estando dicha muestra de sangre colocada en una cámara en un sustrato de base (320) y un superestrato ópticamente transparente (324) en capas sobre una superficie del sustrato base (320) de manera que impida el acceso a la cámara a través de una abertura definida en la superficie;

producir un resultado de datos que representa una serie temporal de patrones de moteado de polarización cruzada producidos por la muestra fija de sangre;

calcular, basándose en el resultado de datos y usando un patrón de reflectancia, con un circuito electrónico de procesamiento de datos, un parámetro de reflectancia total del tiempo medio que caracteriza la muestra fija de sangre;

calcular, basándose en el parámetro de reflectancia total del tiempo medio calculado, con el circuito electrónico de procesamiento de datos, una relación de absorción óptica a dispersión que caracteriza la muestra fija de sangre; calcular, basándose en el resultado de datos, con el circuito electrónico de procesamiento de datos, una curva de autocorrelación de moteado de fluctuaciones de intensidad resueltas en tiempo en los patrones de moteado; calcular, basándose en la relación calculada entre la absorción óptica y la dispersión y en la curva de autocorrelación de moteado calculada, con el circuito electrónico de procesamiento de datos, un desplazamiento cuadrático medio asociado a dispersores ópticos de la muestra fija de sangre;

producir, basándose en el desplazamiento cuadrático medio calculado, un resultado que representa un producto dependiente del tiempo de un radio efectivo dependiente del tiempo de un dispersor óptico de la muestra fija de sangre y un módulo viscoelástico de la muestra fija de sangre.

8. Un método según la reivindicación 7, en donde la producción incluye producir el resultado que representa el producto del radio efectivo dependiente del tiempo de un dispersor óptico de la muestra fija de sangre y un módulo viscoelástico de dicha muestra de sangre a una sola frecuencia elegida para maximizar una correlación entre un parámetro de coagulación sanguínea procedente de dicho producto dependiente del tiempo y un parámetro de coagulación de referencia obtenido con el uso de un tromboelastógrafo mecánico.

9. Un método según la reivindicación 7, en donde la producción incluye producir un resultado de datos que representa una serie temporal de patrones de moteado de polarización cruzada que se compensan por las vibraciones mecánicas asociadas al tromboelastógrafo óptico.

10. Un sensor óptico de coagulación portátil, que comprende:

un conjunto que incluye una unidad de carcasa que contiene

un sustrato de base (320) que presenta una primera superficie con una abertura formada en la primera superficie del sustrato de base (320), pudiendo el sustrato de base (320) reinsertarse de manera extraíble en la unidad de carcasa;

un superestrato (324) yuxtapuesto con la primera superficie sobre la abertura para formar una cámara cerrada e impedir el acceso a dicha cámara a través de la abertura; y

un detector (316) dispuesto para adquirir luz que ha atravesado la cámara y que se dispersado por un medio dentro de la cámara a través del superestrato (324) y para proporcionar una salida de datos que representa una serie temporal de patrones de moteado de polarización cruzada generados por el medio;

y

medir, basándose en el resultado de datos, una intensidad total transmitida del tiempo medio;

calcular, basándose en la intensidad total transmitida medida y usando un estándar de dispersión de trayectoria libre media conocida, un espesor óptico del medio dentro de la cámara;

calcular, basándose en el espesor óptico calculado del medio y en la curva de autocorrelación de moteado calculada, un desplazamiento cuadrático medio asociado a los dispersores ópticos del medio;

producir, basándose en el desplazamiento cuadrático medio calculado, un resultado que representa un producto dependiente del tiempo de un radio efectivo dependiente del tiempo de un difusor óptico del medio y un módulo viscoelástico del medio.

11. Un método para determinar un descriptor de coagulación de una muestra fija de sangre en un punto de intervención con un tromboelastógrafo óptico, comprendiendo el método:

con un detector óptico (316), dispuesto en una carcasa que se puede unir de manera extraíble a una unidad (330) de procesamiento de datos portátil, adquirir luz que ha atravesado la cámara y que ha sido dispersada por la muestra fija de sangre,