ES2886583T3 - Sistema de tromboelastografía óptica y método para la evaluación de las métricas de coagulación sanguínea - Google Patents

Abstract

Un sistema de medición de la coagulación sanguínea (200) que comprende: un sistema óptico (220) de obtención de datos que tiene una entrada para recibir la luz que ha interactuado con una muestra de sangre (120), que incluye al menos uno de entre sangre, constituyentes de la sangre o suero y para obtener datos que representen la dispersión de dicha luz por múltiples partículas en la muestra de sangre; y un procesador (232) cooperado operativamente con dicho sistema óptico (220) de obtención de datos y programado para calcular un módulo viscoelástico de la muestra de sangre (120) y derivar parámetros de una cascada de coagulación sanguínea usando el módulo viscoelástico, incluyendo dichos parámetros el tiempo de coagulación (TC) y al menos uno de entre el tiempo de formación de coágulos (TFC), la firmeza máxima del coágulo (FMC), la lisis máxima (LM), el porcentaje de la pérdida de estabilidad del coágulo en un punto seleccionado en el tiempo, la velocidad de coagulación, el tiempo de fibrinolisis y la compliancia del coágulo.

Description

DESCRIPCIÓN

Sistema de tromboelastografía óptica y método para la evaluación de las métricas de coagulación sanguínea

Referencia cruzada a solicitudes relacionadas

La presente solicitud reivindica el beneficio y la prioridad de la Solicitud de Patente Provisional de los EE.UU. N.° 61/490.191, presentada el 26 de mayo de 2011 y titulada "Instrumento de tromboelastografía óptica (TEGO) para la evaluación de las métricas de coagulación sanguínea", y de la Solicitud de Patente Provisional de los EE.UU. N.° 61/559.549, presentada el 14 de noviembre de 2011 y titulada "Evaluación de propiedades viscoelásticas de tejido basada en fluctuaciones de moteado de láser".

Campo técnico

La invención se refiere a sistemas y métodos ópticos para la medición y el control de propiedades materiales de biofluidos, tales como, por ejemplo, sangre y componentes de la sangre, líquido cefalorraquídeo, suero, linfa, orina y mucosas.

Antecedentes de la técnica

Los trastornos hemorrágicos o coagulopatías, un grupo de enfermedades caracterizadas por anomalías en el proceso de coagulación sanguínea, se asocian a un aumento de la mortalidad y de la duración de la estancia hospitalaria después del traumatismo agudo, la enfermedad y la cirugía. Las coagulopatías pueden ser el resultado de múltiples afecciones patológicas, heredables, inducidas por un traumatismo o inducidas por una transfusión, provocando estados de hipercoagulabilidad o hipocoagulabilidad que pueden poner en peligro la vida. La coagulopatía también se produce con bastante frecuencia después de un traumatismo agudo y una hemorragia en los pacientes. La coagulopatía inducida por un traumatismo es con frecuencia la causa subyacente de una hemorragia interna incontrolada y, de acuerdo con algunos informes, conduce a un aumento de hasta cinco veces en la mortalidad de los pacientes. Con el fin de normalizar la afección de la coagulación sanguínea, es esencial una terapia de hemostasia que incluya la transfusión sanguínea completa o concentrados de factor tisular. Es importante la detección temprana de la coagulopatía en los pacientes y el control de las métricas de coagulación durante la terapia de hemostasia para guiar los criterios de valoración terapéuticos, al mismo tiempo, actualmente es problemático en parte debido al largo tiempo de respuesta de los métodos convencionales de ensayos de coagulación basados en el laboratorio.

La tromboelastografía (TEG) o tromboelastometría rotacional (TEMRO) es una herramienta utilizada para determinar el estado de coagulación sanguínea mediante la medición de los cambios en las propiedades materiales de un coágulo durante el proceso de coagulación. En un enfoque de TEG, se coloca una muestra de sangre completa dentro de un portamuestras, tal como un vaso oscilante, por ejemplo, se sumerge un eje en la muestra y se miden los cambios en el par mecánico inducido en el eje durante la coagulación sanguínea para proporcionar datos que representen los procesos de inicio y formación de un coágulo sanguíneo y su firmeza. Mientras que la TEG proporciona una herramienta para la evaluación de la coagulopatía, al menos dos consideraciones limitan actualmente la aplicación de la modalidad de TEG para entornos de punto de atención. En primer lugar, la evaluación de los coágulos sanguíneos en la TEG se basa en la medición del par resultante de la resistencia mecánica del volumen aparente de la muestra que se está midiendo. Adicionalmente, la TEG no proporciona necesariamente una sensibilidad suficiente para detectar heterogeneidades locales diminutas durante la formación microscópica del coágulo en las fases iniciales del inicio y la progresión del coágulo. Sin embargo, el inicio del proceso de coagulación puede ser importante para diagnosticar una coagulopatía precoz en los pacientes que puede pasar desapercibida mediante el enfoque de la TEG. En segundo lugar, la complejidad instrumental de la calibración y las mediciones del par mecánico supone un reto práctico para un uso fiable y rápido en un entorno de punto de atención, limitando de este modo la aplicabilidad de la TEG en entornos de campo.

Los dispositivos para el punto de atención y el laboratorio que pueden proporcionar una evaluación rápida de la coagulación en toda la cascada de coagulación son fundamentales para guiar y controlar la terapia de hemostasia y determinar los criterios de valoración terapéuticos. Siguen siendo necesarios, por lo tanto, sistemas y métodos para la caracterización de la coagulación sanguínea que sean lo suficientemente versátiles para superar las deficiencias de la técnica utilizada actualmente.

El documento US 2010/0248278 A1 desvela un método de caracterización de la dinámica de coagulación o sedimentación de un líquido tal como la sangre completa, una fracción sanguínea o el plasma sanguíneo.

"Evaluation of blood plasma coagulation dynamics by speckle analysis", Journal of Biomedical Optics, desvela un análisis de la dinámica del moteado mediante la evaluación del aumento del contraste en el campo de moteado producido por una muestra de plasma sanguíneo.

"Coagulation dynamics of a blood sample by multiple scattering analysis", Journal of Biomedical Optics, desvela una nueva técnica para medir la dinámica de la coagulación en muestras de sangre completa.

El documento WO 92/01065 desvela un aparato y un método para realizar un ensayo de fibrinógeno.

YANN PIEDERRIERE: "ETUDE DU SPECKLE DE MILIEUX DIFFUSANTS LIQUIDES. APPLICATION A LA DETERMINATIONDE PARAMETRES BIOPHYSIQUES", THÉSE DE DOCTORAT PRÉSENTÉE A L'UNIVERSITÉ DE BRETAGNE OCCIDENTALE U.F.R. SCIENCES ET TECHNIQUES DE BREST - SPÉCIALITÉ: OPTRONIQUE, L'UNIVERSITÉ DE BRETAGNE OCCIDENTALEU.F.R. SCIENCES ET TECHNIQUES DE BREST, BREST, 15 de diciembre de 2003 (15/12/2003), páginas 1-164, XP002591394, desvela un método y un sistema relacionados que usan la obtención de datos ópticos de una muestra de sangre.

Sumario de la invención

Las realizaciones de la invención proporcionan un sistema de medición de la coagulación sanguínea de acuerdo con la reivindicación independiente 1 que incluye un sistema óptico de obtención de datos adaptado para recibir luz que ha interactuado con la muestra de sangre y para obtener datos que representan la dispersión de dicha luz en la muestra, y un procesador que coopera operativamente con dicho sistema óptico de obtención de datos y programado para derivar un parámetro de una cascada de coagulación sanguínea a partir de los datos obtenidos. En una realización, el sistema óptico de obtención de datos se adapta para obtener la luz que ha interactuado con la muestra, por ejemplo, luz correspondiente al moteado de láser provocado por la dispersión y/o interferencia de la luz en la muestra. El sistema óptico de obtención de datos generalmente se adapta para obtener secuencialmente imágenes que representan la dispersión de la luz entregada a la muestra y el procesador se programa adicionalmente para derivar, a partir de los datos asociados a dichas imágenes obtenidas secuencialmente, al menos uno de entre el tiempo de coagulación (TC), el tiempo de formación del coágulo (TFC), la firmeza máxima del coágulo (FMC), la lisis máxima (LM), el porcentaje de cinética del coágulo de la pérdida de estabilidad del coágulo en un punto seleccionado en el tiempo, el tiempo de coagulación total, la velocidad de coagulación, el tiempo de fibrinolisis, los parámetros de compliancia del coágulo y, en algunos casos, los valores más altos y/o más bajos correspondientes a dichos datos tales como, por ejemplo, la amplitud máxima de una curva que representa los datos.

Un sistema de medición de una realización puede incluir adicionalmente una fuente de luz coherente o fluorescente configurada para entregar luz a la muestra de sangre, y el sistema óptico de obtención de datos se adapta opcionalmente para recibir luz, de dicha fuente de luz, transmitida a través de la muestra de sangre. Un sistema de medición incluye opcionalmente una célula ópticamente transparente que tiene una cámara interna y una abertura. La célula se configura para que contenga la muestra de sangre que se entrega de forma retirable a la cámara interna a través de la abertura. Opcionalmente, la célula puede complementarse operativamente con al menos uno de (i) un agente de coagulación sanguínea dispuesto dentro de la cámara interna de manera que establezca contacto con la muestra de sangre que se ha entregado de forma retirable a la cámara interna y (ii) un controlador de temperatura configurado para definir una temperatura de dicha célula ópticamente transparente.

El procesador se programa para derivar un parámetro de la cascada de coagulación sanguínea usando un cálculo del módulo viscoelástico relacionado con al menos uno de entre una frecuencia desplazada por Doppler, una constante de tiempo de descorrelación y/o un parámetro de contraste de motas de dicha muestra de sangre, y uno o más parámetros basados en las propiedades ópticas de la muestra de sangre, tal como el coeficiente de dispersión y/o el coeficiente de absorción y/o el índice de refracción de la muestra de sangre. De acuerdo con la invención, el procesador se programa para determinar los cambios en el parámetro derivado de una cascada de coagulación sanguínea en función de los cambios del módulo de viscoelasticidad de la muestra de sangre, en donde están estos cambios, opcionalmente, están dentro del intervalo de aproximadamente 0,001 Pa (o un valor mínimo comparable) a un valor que puede ser aproximadamente de 6 a 7 órdenes de magnitud superior al valor mínimo. Los límites específicos del intervalo de variación del módulo de viscoelasticidad dependen, en parte, de las condiciones de la medición tales como, por ejemplo, la naturaleza del soporte (o sustrato) sobre el que se dispone la muestra. En un ejemplo, cuando se usa la sangre completa por sí misma y sin sustrato, el intervalo anterior es de aproximadamente 0,001 Pa a aproximadamente 100 Pa. Además, el sistema óptico de obtención de datos se adapta opcionalmente para recibir la luz que ha interactuado con la muestra de sangre in vivo.

Las realizaciones de la invención proporcionan adicionalmente un método para determinar un parámetro material de una cascada de coagulación sanguínea de acuerdo con la reivindicación independiente 9. Dicho método incluye (i) recibir luz, de una fuente de luz, que ha interactuado con una muestra de sangre mediante un sistema óptico de obtención de datos; y (ii) formar una distribución de datos que represente la dispersión de la luz por la muestra de sangre; y (iii) calcular un parámetro material de la muestra de sangre basado en los datos formados que incluyen al menos uno de entre una frecuencia desplazada por Doppler, una constante de tiempo de descorrelación de dicha muestra de sangre y un contraste de motas. En una implementación, el cálculo de un parámetro material de la muestra de sangre incluye el cálculo de al menos uno de entre el tiempo de coagulación (TC), el tiempo de formación del coágulo (TFC), la firmeza máxima del coágulo (FMC), la lisis máxima (LM), el porcentaje de la pérdida de estabilidad del coágulo en un punto seleccionado en el tiempo, el tiempo de coagulación total, la velocidad de coagulación, el tiempo de fibrinolisis y la compliancia del coágulo. En un caso específico, dicho cálculo se realiza basándose en los datos que representan los cambios temporales de un valor del módulo viscoelástico de la muestra de sangre dentro de un intervalo aproximado analizado anteriormente.

La luz de recepción puede incluir la luz de recepción que ha interactuado con una muestra de sangre in vivo y/o que ha interactuado con una muestra de sangre colocada de forma retirable en una cámara de una célula ópticamente transparente a través de una abertura de dicha célula ópticamente transparente. En el último caso, el método incluye opcionalmente definir una temperatura de la célula ópticamente transparente con un controlador térmico y/o representar para su visualización al menos uno de los datos formados y un cambio del parámetro material en función del tiempo.

Las realizaciones proporcionan adicionalmente un producto de programa informático para determinar un parámetro material de la muestra de sangre, cuyo producto de programa informático incluye un medio tangible no transitorio utilizable por ordenador que tiene en el mismo un código de programa legible por ordenador, incluyendo el programa legible por ordenador (i) un código de programa para obtener datos ópticos que representen la dispersión de la luz, de una fuente de luz, por una muestra de sangre; y (ii) un código de programa para calcular al menos uno de entre el tiempo de coagulación (TC), el tiempo de formación del coágulo (t Fc ), la firmeza máxima del coágulo (FMC), la lisis máxima (LM), el porcentaje de la pérdida de estabilidad del coágulo en un punto seleccionado en el tiempo, el tiempo de coagulación total, la velocidad de coagulación, el tiempo de fibrinolisis y la compliancia del coágulo basándose en los datos obtenidos. Asimismo, el código de programa informático puede incluir adicionalmente un código de programa para calcular un parámetro material basado en datos que representan cambios temporales en el valor de un módulo viscoelástico de la muestra de sangre no inferior a aproximadamente 0,001 Pa. El producto de programa informático también incluye opcionalmente un código de programa que provoca que un procesador efectúe un método que permite la corrección de los datos recogidos para compensar (i) los cambios en las propiedades ópticas de una muestra de sangre dada durante la coagulación y (ii) las variaciones de muestra a muestra que pueden ocurrir en el hematocrito, la hemoglobina, los lípidos y otros componentes de la sangre.

Breve descripción de los dibujos

La invención se comprenderá totalmente por referencia a la siguiente Descripción Detallada junto con los Dibujos, de los que:

la Fig. 1 es un diagrama que ilustra la medición de las fluctuaciones de intensidad de la luz que ha interactuado con una muestra de biofluido;

la Fig. 2 es una realización de un sistema de formación de imágenes basado en el moteado de láser configurado para funcionar en un régimen de retrodispersión, de acuerdo con una realización de la invención;

la Fig. 3 proporciona imágenes de patrones de moteado de láser;

las Fig. 4A y 4B son gráficos que ilustran curvas de modulación de la intensidad del moteado dependiente del tiempo correspondientes a los patrones de moteado de láser de las Fig. 3A y 3B, respectivamente;

la Fig. 5A son gráficos que muestran curvas de descorrelación de la intensidad del moteado de láser calculadas a partir de los datos de imágenes obtenidos durante el proceso de coagulación sanguínea en diferentes puntos temporales con el uso de un sistema óptico de la invención;

la Fig. 5B muestra gráficos que representan curvas de descorrelación de la intensidad del moteado derivadas de los datos ópticos obtenidos, de acuerdo con una realización de la invención, a partir de muestras de sangre con propiedades materiales variables;

las Fig. 6A y 6B proporcionan gráficos que ilustran la correlación bien definida de los datos experimentales resultantes de las mediciones de las características de la muestra de sangre con el uso de una realización óptica de la invención y aquellos obtenidos con el uso de un método relacionado;

la Fig. 7 es un diagrama de flujo que ilustra esquemáticamente un algoritmo de caracterización resuelta en el tiempo de la cascada de coagulación sanguínea de acuerdo con una realización de la invención;

la Fig. 8 es un gráfico que representa mediciones del cambio del tiempo de descorrelación del moteado durante el proceso de coagulación sanguínea;

la Fig. 9 es un diagrama de flujo que ilustra esquemáticamente un algoritmo de caracterización promediada en el tiempo de la cascada de coagulación sanguínea de acuerdo con una realización de la invención;

la Fig. 10 es un gráfico que ilustra cambios temporales en un perfil de remisión normalizado de la distribución espacial de la luz dispersada por la muestra de sangre;

la Fig. 11 es un gráfico que ilustra esquemáticamente la variación de un parámetro de coagulación sanguínea en función del tiempo durante el proceso de coagulación/fibrinolisis;

la Fig. 12 es un gráfico que muestra la variación de la relación de contraste del moteado, asociada a la dispersión de la luz láser por una muestra de sangre, medida en función del tiempo durante el proceso de coagulación/fibrinolisis;

las Fig. 13A y 13B son diagramas de sistemas ópticos portátiles de acuerdo con realizaciones de la invención; las Fig. 14A, 14B, y 14C son diagramas que ilustran realizaciones de una porción que contiene la muestra de las realizaciones de las Fig. 13A y 13B;

la Fig. 15 es un diagrama que ilustra una realización alternativa de la invención;

la Fig. 16 es un diagrama que ilustra otra realización alternativa de la invención.

Descripción detallada

De acuerdo con realizaciones preferidas de la presente invención, se desvelan métodos y aparatos ópticos novedosos para la Tromboelastografía Óptica (TEGO) que superan las limitaciones de las metodologías de TEG mecánicas utilizadas actualmente y proporcionan una herramienta rápida, precisa y altamente sensible para la detección temprana de una coagulopatía en los pacientes. La solicitud analiza una metodología sin contacto que no requiere piezas mecánicas móviles para funcionar y es bastante fácil de usar.

Las referencias en toda la presente memoria descriptiva a "una sola realización", "una realización", "una realización relacionada", o una expresión similar, significan que una prestación, estructura o característica particular descrita con respecto a la "realización" referida se incluye en al menos una realización de la presente invención. Por lo tanto, las apariciones de las expresiones "en una sola realización", "en una realización", y una expresión similar en toda la presente memoria descriptiva pueden referirse todas, pero no necesariamente, a la misma realización. Ha de comprenderse que ninguna parte de la divulgación, tomada por sí sola y en posible relación con una figura, pretende proporcionar una descripción completa de todas las características de la invención.

Además, la siguiente divulgación puede describir características de la invención con referencia a los dibujos correspondientes, en los que los números iguales representan elementos iguales o similares siempre que sea posible. En los dibujos, los elementos estructurales representados generalmente no están a escala y determinados componentes se han ampliado con respecto a otros componentes con fines de énfasis y comprensión. Ha de comprenderse que ningún dibujo único pretende respaldar una descripción completa de todas las características de la invención. En otras palabras, un dibujo dado generalmente es descriptivo solo de algunas, y generalmente no todas, las características de la invención. Un dibujo dado y una parte asociada de la divulgación que contiene una divulgación que hace referencia a dicho dibujo, generalmente, no contienen todos los elementos de una vista particular o todas las características que pueden presentarse en esta vista, con fines de simplificar el dibujo dado y el análisis, y para dirigir el análisis a elementos particulares que se caracterizan en este dibujo. Un experto reconocerá que la invención puede ponerse en práctica posiblemente sin una o más de las características, 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, pueden no mostrarse estructuras bien conocidas, detalles, materiales u operaciones en un dibujo dado o pueden no describirse en detalle para evitar complicar aspectos de una realización de la invención que se están analizando. Además, las prestaciones, estructuras o características únicas descritas de la invención pueden combinarse de cualquier manera adecuada en una o más realizaciones adicionales.

Asimismo, si se incluye el diagrama de flujo esquemático, generalmente se expone como un diagrama de flujo lógico. Como tal, el orden representado y las etapas etiquetadas del flujo lógico son indicativos de una realización del método presentado. Pueden concebirse otras etapas y métodos que sean equivalentes en su función, lógica o efecto a uno o más etapas, o porciones de las mismas, del método ilustrado. Adicionalmente, el formato y los símbolos empleados se proporcionan para explicar las etapas lógicas del método y se comprende que no limitan el alcance del método. Aunque pueden emplearse diversos tipos de flechas y líneas en los diagramas de flujo, se comprende que no limitan el alcance del método correspondiente. De hecho, pueden usarse algunas flechas u otros conectores solamente para indicar el flujo lógico del método. Por ejemplo, una flecha puede indicar un período de espera o de control de duración indeterminada entre las etapas enumeradas del método representado. Sin pérdida de generalidad, el orden en que se producen las etapas de procesamiento o los métodos particulares puede o no atenerse estrictamente al orden de las etapas correspondientes que se muestran.

La invención como se cita en las reivindicaciones que se adjuntan a la presente divulgación ha de evaluarse a la luz de la divulgación en su conjunto.

La capacidad de evaluar con exactitud, con precisión y en tiempo real el estado del proceso de coagulación sanguínea es crítica. De hecho, el proceso normal de coagulación conocido como hemostasia es el mecanismo de defensa del organismo contra las hemorragias incontroladas e implica numerosas proteínas plasmáticas diferentes denominadas factores de coagulación. Los procesos implicados en la cascada de la coagulación incluyen la activación y acumulación de plaquetas en el lugar de la lesión y la movilización de la respuesta plaquetaria; el inicio del proceso de coagulación por promoción de factores de coagulación a través de las vías intrínseca y extrínseca; la propagación de la respuesta procoagulante a través de una reacción dependiente de trombina que da como resultado un coágulo de fibrina insoluble; la terminación por inactivación de los factores de coagulación; y la fibrinolisis para disolver el coágulo. Los defectos en la cascada o el proceso de coagulación sanguínea pueden conducir a un estado de hipocoagulabilidad que da como resultado una hemorragia prolongada que puede producirse de forma espontánea o después de una lesión, o, como alternativa, puede manifestarse como estados hipercoagulables o trombofílicos que provocan un aumento de la formación de coágulos sanguíneos (véase, por ejemplo, la Tabla 1).

continuación

Tabla 1.

Las coagulopatías pueden ser hereditarias, produciéndose debido a anomalías en los niveles de los factores de coagulación y a una función plaquetaria defectuosa, o pueden adquirirse debido a enfermedades y al uso prolongado de determinados agentes antiinflamatorios o anticoagulantes. Además, la coagulopatía inducida por traumatismo con frecuencia se produce debido a un traumatismo agudo y se asocia a una hemorragia incontrolada que da como resultado un aumento de la mortalidad de hasta cinco veces. También puede producirse una coagulopatía después de una transfusión masiva de sangre completa o de concentrados de factor tisular secundaria a la hemodilución y a la hipotermia. Si se tratan inadecuadamente, los defectos de coagulación pueden conducir a afecciones potencialmente mortales, tales como la anemia, una pérdida peligrosa de sangre, un choque y daños en órganos vitales. En algunos casos, la activación sistémica de la hipercoagulación anormal puede dar como resultado complicaciones potencialmente mortales, tales como una trombosis venosa profunda, una embolia pulmonar o un derrame cerebral. Es evidente, por lo tanto, que los sistemas y métodos fiables para la identificación y medición de la coagulación sanguínea son críticos para permitir la detección temprana de coagulopatías en los pacientes, para controlar el estado de la coagulación sanguínea durante la terapia de hemostasia, para guiar los criterios de valoración del tratamiento y optimizar los protocolos de transfusión sanguínea a pie de cama para mitigar la mortalidad y la morbilidad significativa asociadas a estas afecciones, por nombrar solo algunos.

Aunque las realizaciones de la presente invención se describen principalmente en referencia a aplicaciones en la coagulopatía, se comprende que dentro del alcance de la invención también hay otras aplicaciones (dirigidas a diferentes elementos de los tejidos tales como los elementos constituyentes de la sangre, los factores tisulares específicos y el suero, por ejemplo). Asimismo, aunque la descripción de las realizaciones puede presentarse con respecto a la determinación de las métricas de coagulación sanguínea para muestras de sangre extrínsecas al cuerpo, el uso de las mismas para realizar mediciones in vivo (por ejemplo, en la vasculatura de un sistema vivo) de forma no invasiva o invasiva (a través de catéteres, sondas, agujas y similares) también está dentro del alcance de la invención.

El estado de la coagulación sanguínea se evalúa tradicionalmente usando ensayos de laboratorio convencionales que miden el recuento de plaquetas, así como los tiempos de protrombina, de tromboplastina parcial activada y de trombina. Aunque estos ensayos proporcionan información importante para detectar defectos de coagulación, el tiempo considerable necesario para realizar e informar de los resultados del laboratorio puede retrasar significativamente el control eficaz y eficiente de la hemostasia en los pacientes. Además, estos ensayos se restringen a mediciones estáticas en etapas individuales de las vías intrínseca y extrínseca y no proporcionan un análisis global de toda la cascada de coagulación.

Para abordar una necesidad clínica de evaluación en el punto de atención de la detección temprana y el control del tratamiento de las coagulopatías a pie de cama, se ha desarrollado instrumentación de tromboelastografía (TEG) (por, por ejemplo, Haemonetics Corp., TEM Internacional), en la que el estado de la coagulación sanguínea se determina midiendo los cambios en las propiedades materiales del coágulo durante los procesos de coagulación y fibrinolisis. Estas mediciones de TEG se realizan de acuerdo con los principios de la reometría mecánica, que miden la resistencia inducida por la muestra en respuesta a una fuerza mecánica aplicada para evaluar diversas propiedades de la muestra, incluyendo, por ejemplo, la compliancia, la rigidez, la firmeza, la elasticidad, la viscosidad o las propiedades viscoelásticas. En los sistemas de TEG utilizados actualmente se coloca una muestra de sangre completa dentro de un portamuestras, se sumerge un eje en la muestra de sangre y se miden los cambios en el par mecánico inducido en el eje en respuesta a una fuerza aplicada durante la coagulación sanguínea para proporcionar una traza temporal de los cambios en la viscoelasticidad del coágulo (durante, por ejemplo, la cinética o el tiempo de inicio, de formación, de terminación y de fibrinolisis del coágulo, y la rigidez/firmeza/compliancia del coágulo).

Para satisfacer la necesidad de un análisis no destructivo de tejido, se ha demostrado que la reología por moteado de láser (RML) (en ocasiones denominada formación de imágenes por moteado de láser o IML). La RML se basa en los principios de la dispersión dinámica de la luz (DDL) y de la espectroscopia de ondas difusas (EOD), de acuerdo con los cuales los desplazamientos cuadrados medios (DCM) de las partículas que dispersan la luz se relacionan con la susceptibilidad viscoelástica del material. La muestra se ilumina con luz coherente y se obtienen imágenes de los patrones de moteado de láser que varían en el tiempo usando un detector de alta velocidad (por ejemplo, una cámara CMOS). El moteado de láser, como fenómeno que refleja la interferencia de la luz coherente dispersada por la muestra, es sensible al movimiento browniano de los elementos y partículas que dispersan la luz que, a su vez, está influida por la susceptibilidad viscoelástica del medio que rodea a los elementos que dispersan la luz. Existen diferentes formas de medir las fluctuaciones del patrón de moteado, por ejemplo, mediciones variables en el tiempo y promediadas en el tiempo. El moteado variable en el tiempo o resuelto en el tiempo puede describirse mediante una constante de tiempo característica en la que el patrón de moteado se descorrelaciona. El moteado promediado en el tiempo puede caracterizarse por el denominado contraste de moteado (o relación de contraste) definido como

Contraste = a(p,T)/(I(p,T))

donde a es la desviación típica de la intensidad promedio de la distribución de irradiación de moteado medida; T es el tiempo de integración del patrón de moteado; y p es la distancia, a través del patrón de moteado, medida desde el punto de incidencia del haz luminoso.

La técnica relacionada intentó describir el comportamiento mecánico de un medio usando DDL y, en particular, demostró que las propiedades mecánicas de un medio homogéneo (fluidos complejos) pueden investigarse mediante la introducción de micropartículas exógenas de dispersión de luz en dicho medio. De acuerdo con el principio de la DDL, las fluctuaciones de la intensidad de la luz que varían en el tiempo se midieron en un único punto del medio, y se calcularon los promedios de varias funciones de correlación cruzada que evolucionan en el tiempo para obtener la función de correlación de la intensidad, g²(t). Puesto que en la DDL g²(t) se mide sobre un único punto, el tiempo de obtención de datos necesario (del orden de varios minutos a horas) era órdenes de magnitud superior a la escala temporal típica de las fluctuaciones de intensidad del moteado de láser, lo que es poco práctico para el análisis de tejidos in situ.

De acuerdo con las realizaciones de la invención, denominada TEG óptica o TEGO y analizada a continuación, la metodología de RML se amplía de este modo para evaluar las propiedades biomecánicas de los tejidos mediante la medición de las fluctuaciones del moteado de láser provocadas por los centros de dispersión de la luz que son intrínsecos al medio (tal como en el caso de una muestra de sangre, por ejemplo).

La luz coherente que incide en la muestra interactúa con un único elemento de dispersión de luz o con múltiples elementos de dispersión de luz en movimiento dentro de la muestra. La fuente de luz incidente puede estar enfocada, colimada o repartida espacialmente en un campo amplio. Las alteraciones de la intensidad de la luz y de la fase óptica pueden detectarse usando una matriz de fotodetectores o una cámara CMOS o CCD para capturar uno o múltiples puntos de moteado simultáneamente a través de una fibra óptica o una guía de ondas opcional. La señal detectada también puede obtenerse usando enfoques interferométricos resueltos por longitud de trayectoria, tales como la tomografía de coherencia óptica o métodos de holografía digital. La señal óptica resuelta en el tiempo o integrada en el tiempo se mide ya sea de forma continua o de forma intermitente a intervalos temporales finitos durante toda la duración de la coagulación y la fibrinolisis.

Durante el proceso de coagulación sanguínea, la creciente rigidez del coágulo sanguíneo restringe los desplazamientos de los elementos que dispersan la luz de la sangre, provocando de este modo una velocidad más lenta de fluctuaciones de la intensidad del moteado relacionadas con un coágulo sanguíneo en comparación con la de la sangre completa. En consecuencia, mediante la medición de la velocidad de las fluctuaciones de la intensidad del moteado producidas por una muestra de sangre, los cambios en las propiedades viscoelásticas durante la coagulación sanguínea se evalúan y controlan relacionando un DCM de los elementos de dispersión de la luz con el módulo viscoelástico G* (usando, por ejemplo, una ecuación de Stokes-Einstein modificada). La evolución y la formación de un coágulo sanguíneo durante el proceso de coagulación se mide ópticamente usando al menos una de las técnicas descritas resueltas en el tiempo e integradas en el tiempo.

La Fig. 1 muestra un diagrama que ilustra esquemáticamente un principio de medición de la fluctuación de la intensidad del moteado de láser provocada por una muestra. Dependiendo de una configuración particular, la luz polarizada altamente coherente incidente 110 es reflejada por y/o se transmite a través de la muestra 120 que tiene elementos intrínsecos de dispersión de la luz. Tras la interacción con la muestra 120, la luz es detectada (en un brazo de reflexión, como haz 124, y/o en un brazo de transmisión, como haz 128) por un sistema detector apropiado (134, 138) para obtener datos de imagen que representen la imagen del patrón de moteado de láser producido por la luz dispersada por la muestra 120 en función del tiempo y para obtener y almacenar, en un medio tangible no transitorio legible por ordenador, los datos obtenidos. Dichos datos de imagen se procesan adicionalmente para determinar las fluctuaciones de intensidad de la luz detectadas 144, 148 asociadas a la muestra iluminada 120, tales como las fluctuaciones de intensidad de la luz que ha interactuado con la muestra. Por ejemplo, la fluctuación de la intensidad de la luz que representa uno o más de entre los datos de imágenes interferométricas, los datos de imágenes de moteado de láser, los datos que representan la luz difundida y/o dispersada en el interior y/o reflejada y/o transmitida a través de la muestra.

La Fig. 2 proporciona un diagrama de una realización 200 del montaje experimental configurado para funcionar en reflexión (régimen de retrodispersión). La realización 200 incluye una fuente láser 210 (tal como un láser de He-Ne, salida de 10 mW, longitud de coherencia de ~ 20 cm) que produce luz 110 que, tras pasar opcionalmente a través de un tren óptico que incluye un polarizador lineal 214 y un expansor del haz (5:1) 218, se enfocó en un punto de aproximadamente 50 micrómetros sobre la muestra 120 (en una implementación específica: una muestra de sangre) a través de un sistema óptico 220 que incluye una lente 222 y un divisor de haz 224. Se adquirieron series temporales de imágenes de la muestra 120 en la luz dispersada por los patrones de moteado de láser de la muestra 120 a través de un polarizador 228 (en orientación cruzada con el polarizador 214, para reducir la obtención de luz reflejada especularmente) con una cámara CMOS 230 de alta velocidad (tal como PixelLINK PL-761F, Ottawa, Canadá) a través de un objetivo con distancia focal ajustable. (El uso de la cámara CMOS 230 para obtener patrones de moteado de láser de la muestra 120 potencia la precisión estadística en la medición de g²(t) mediante el promedio simultáneo del conjunto de múltiples puntos de moteado, lo que reduce significativamente el tiempo de obtención de datos). Los datos de imágenes obtenidos se almacenaron y procesaron con el uso de un procesador preprogramado, tal como un procesador informático 232, y opcionalmente se representaron para su visualización en un formato requerido en una pantalla (no se muestra). Se realizaron mediciones de la muestra de sangre 120 en la luz, dispersada en reflexión por la muestra 120, a 800 fps (para garantizar que la dinámica de la muestra rápida se detecte adecuadamente) para ROI de 40 por 40 píxeles durante períodos de tiempo de obtención de 2 segundos. (En otra parte a continuación se proporcionan descripciones de otras muestras interrogadas con la realización 200 y los parámetros de medición correspondientes). Se aprecia que una realización relacionada con la de la Fig. 2 puede adaptarse para que funcione en transmisión (o en régimen de dispersión directa). Se presentan en la Fig. 3 ejemplos de patrones de moteado de láser A, B, C, D, y E, obtenidos secuencialmente con el montaje 200 de la Fig. 2 en los tiempos t=0, 5, 10, 15 y 18 minutos desde el inicio de la coagulación de una muestra de sangre humana, e ilustran los cambios visibles en el patrón de moteado durante el proceso de coagulación sanguínea.

Las curvas de intensidad 410, 420 que representan valores de intensidad dependientes del tiempo promediados sobre una región de interés en una muestra de sangre humana se muestran en las Fig. 4A, 4B. En la Fig. 4A, se observa una modulación rápida de la intensidad medida debido a la alta velocidad de las partículas que dispersan la luz, lo que provoca rápidos cambios de fase en la señal medida. En comparación, en la Fig. 4B se observa una velocidad más lenta de fluctuación de la intensidad debido al movimiento restringido de los dispersores de luz, así como a los cambios en la microestructura y las propiedades ópticas del coágulo sanguíneo en desarrollo].

La velocidad de intensidad de la luz resuelta en el tiempo de las fluctuaciones del moteado proporcionada por la curva de descorrelación de la intensidad del moteado, g²(t), se relaciona con los desplazamientos promedio de los elementos de dispersión de la luz dentro de la muestra, que, a su vez se relacionan con las propiedades materiales de la muestra de sangre (incluyendo la viscosidad, el módulo de elasticidad, la rigidez, la compliancia, la resistencia y opcionalmente otras propiedades). En consecuencia, la velocidad de descorrelación g²(t), evaluada (en un ejemplo) por la constante de tiempo, t, proporciona una representación de las propiedades materiales de la muestra. En la práctica, puede calcularse g²(t) mediante la correlación cruzada normalizada de la intensidad del moteado medida en el primer fotograma con la serie resuelta en el tiempo. La constante temporal t de descorrelación de la intensidad se evalúa mediante un ajuste mono o multiexponencial de g2(t) en un período de tiempo finito. La evolución de la constante de tiempo de descorrelación t se mide en función del tiempo durante todo el proceso de coagulación sanguínea y fibrinolisis. Se miden diversas métricas para definir la coagulación sanguínea, incluyendo la cinética de los coágulos, el tiempo de coagulación, la firmeza del coágulo, la compliancia, la resistencia, el tiempo de fibrinolisis, etc., a partir de la evolución de la curva de t frente al tiempo. Por ejemplo, se observa una t baja para una muestra de sangre completa, al iniciarse el proceso de coagulación, t aumenta debido al movimiento restringido del dispersor durante la formación de un coágulo sanguíneo y alcanza una amplitud máxima, que después se reduce durante el proceso de fibrinolisis. Los parámetros de coagulación que pueden medirse incluyen, pero sin limitación, el tiempo de reacción (o tiempo de coagulación) desde el inicio del ensayo hasta el aumento mínimo detectable de ^t; el ángulo alfa y el tiempo de formación del coágulo, que representan la velocidad de formación del coágulo y el tiempo máximo para coagular; la amplitud máxima de t o la resistencia del coágulo; y el tiempo de lisis después de la amplitud máxima. Los parámetros de coagulación de tromboelastografía, similares a los obtenidos por TEG mecánica o TEMRO, pueden derivarse de forma similar usando realizaciones de la presente invención con el uso de métodos ópticos para la evaluación de la dinámica de la coagulación. La velocidad o la descorrelación del moteado también pueden medirse midiendo la pendiente de la curva de g²(t), o mediante otros métodos de ajuste de curva que empleen otras rutinas de ajuste polinómico o funciones de correlación que describen la curva de g²(t).

La relación de contraste del moteado y la constante de tiempo de la descorrelación de la intensidad del moteado también pueden expresarse en términos de la densidad espectral de potencia de las fluctuaciones temporales de la intensidad.

Generalmente, los datos ópticos que representan la fluctuación de la intensidad de la luz dispersada tras la interacción con dicha muestra de biofluido, tal como la sangre, pueden analizarse con el uso de una técnica de correlación cruzada para determinar la intensidad y/o la función de correlación cruzada (o autocorrelación) de la fase óptica (o campo), g2(t), que se expresa, en términos del DCM (Ar2(t)> de partículas que dispersan la luz, como

donde k es el número de onda de la muestra de sangre, y es un parámetro experimental relacionado con el tamaño o tamaños de la partícula o partículas de dispersión de la muestra de tejido y el estado de polarización de la luz, @ es un parámetro que corresponde al grado de coherencia de la luz detectada después de ser dispersada por la muestra de tejido, y ^ ^ define las propiedades ópticas de la muestra (a través de Ja, que se relaciona con un coeficiente de absorción de la muestra de tejido, y Js, que se relaciona con el coeficiente de dispersión de la muestra de tejido).

Para el modelo específico de la Ec. (1), por ejemplo, G*(u>) se determina con el uso de una forma algebraica modificada de la ecuación generalizada de Stokes-Einstein que relaciona directamente el DCM de las partículas en movimiento con el módulo viscoelástico aparente dependiente de la frecuencia G*(u>), del material, a través de

cuando a es el tamaño característico de una partícula de dispersión, r es la función gamma, y (Ar2(1/w)> es la magnitud del DCM a t = 1/w. El valor de a(w) viene dado por

La parte real de G*(u>), G'(u>), denominado módulo elástico o de almacenamiento, representa una medida del comportamiento de tipo sólido de la muestra de tejido. La parte imaginaria G"(u>), que está fuera de fase con la tensión aplicada, es el módulo viscoso o de pérdida y representa una medida de la disipación de energía viscosa por la muestra de tejido.

Las curvas de descorrelación de la intensidad del moteado de láser A, B y C de la Fig. 5A, calculadas a partir de los datos de imagen obtenidos durante la coagulación sanguínea en diferentes puntos temporales con el uso de un sistema de formación de imágenes tal como, por ejemplo, el de la Fig. 2, demuestran que, de acuerdo con las Ec. (1) y (2), una muestra de sangre es principalmente viscosa al principio del proceso de coagulación (véase, por ejemplo, la curva A correspondiente al inicio mismo del proceso de coagulación a tA ~ 0). En este caso, la tendencia inicial de decaimiento de la curva A está influenciada principalmente por G"(u>). A medida que el proceso de coagulación avanza más (las curvas B y C, determinadas respectivamente como tB~ 5 min, tc ~ 18 min), la g²(t) desarrolla una meseta debido a la contribución creciente de G'(u>). La Fig. 5B presenta curvas de descorrelación de la intensidad del moteado I, II y III derivadas de los datos ópticos obtenidos, de acuerdo con una realización de la invención, a partir de muestras de sangre de distintas resistencias (por ejemplo, una muestra de sangre que incluye el coágulo sanguíneo 1 (CaCl²), una muestra de sangre que incluye el coágulo sanguíneo 2 (factor tisular CaCh), y una muestra de sangre que incluye sangre completa, respectivamente).

Aunque la técnica relacionada ofrece ejemplos de uso de las técnicas basadas en moteado de láser para caracterizar diversos polímeros y tejidos, la aplicabilidad de una modalidad óptica similar a la caracterización de muestras de sangre y al control de la coagulación sanguínea no se ha demostrado hasta ahora. La presente invención proporciona un sistema y un método configurados para garantizar que el enfoque de la RML sea directamente y en tiempo real aplicable a dicha caracterización. En particular, la idoneidad del uso de la técnica de TEGO analizada en el presente documento para medir una característica viscoelástica de una muestra de sangre se demuestra en las Fig. 6A y 6B, que muestran una buena correspondencia entre los datos de descorrelación de la intensidad del moteado obtenidos a partir de tres muestras de sangre con diferentes fracciones de volumen de eritrocitos/hematocrito (HCT) (es decir, muestras de sangre diluidas de forma diferente) y mediciones reométricas de G* utilizadas actualmente. Las curvas de descorrelación de la intensidad del moteado D, E, F de la Fig. 6A demuestran que el valor de la constante de tiempo se ve afectado por los cambios en serie de las propiedades viscoelásticas resultantes de las diluciones en serie de la muestra de sangre medida. En particular, el valor de la constante de tiempo para la muestra de sangre completa (curva D) supera significativamente los valores de la constante de tiempo correspondientes a la sangre al 80 % (solución salina al 20 %) y sangre al 60 % (solución salina al 40 %), curvas E y F, respectivamente. De forma similar, en referencia a la Fig. 6B, el ensayo de TEG muestra que el valor del módulo es el más alto para la sangre completa (curva D') y se reduce con la dilución correspondiente al 80 % y al 60 % (curvas E' y F'). De forma similar, se ha realizado una comparación entre los resultados de las mediciones basadas en TEGO y las mediciones basadas en TEG de muestras auxiliares tales como, por ejemplo, PEG, PDMS y gel de fibrina de diversas concentraciones pueden confirmar de forma independiente la aplicabilidad del método de TEGO propuesto para la determinación de las propiedades viscoelásticas de diversas muestras dentro de un intervalo dinámico amplio de módulos viscoelásticos. En una realización, la caracterización de una muestra de sangre se realiza basándose en la determinación de un módulo viscoelástico de los materiales generalmente dentro de un intervalo de valores descritos anteriormente; en un ejemplo de aproximadamente 0,001 Pa a aproximadamente 1 MPa, y en otro ejemplo de aproximadamente 0,001 Pa a aproximadamente 10 kPa.

Debido a que las mediciones propuestas basadas en TEGO del parámetro o parámetros de una cascada de coagulación sanguínea se basan en la determinación de los desplazamientos de fase óptica de la luz dispersada de forma múltiple, las realizaciones de la invención poseen una alta sensibilidad a cambios pequeños de viscoelasticidad de una muestra de sangre que se está midiendo (por ejemplo, a cambios de viscoelasticidad de un coágulo sanguíneo que se está midiendo), proporcionando de este modo a una gran precisión en la detección de cambios tempranos en la coagulación y en el control de la terapia de hemostasia. De acuerdo con una realización de la invención, se configuran un sistema y un método para medir un parámetro de una muestra de sangre para detectar un cambio en el módulo viscoelástico, de una muestra de sangre durante la cascada de coagulación, que se encuentra dentro del intervalo de valores analizado anteriormente. (En un ejemplo, el módulo viscoelástico no supera los 10 kPa; y preferentemente no es inferior a aproximadamente 0,01 Pa. En un ejemplo relacionado, no es inferior a aproximadamente 0,001 Pa).

La determinación de una característica viscoelástica de una muestra de sangre con el uso de la técnica basada en TEGO propuesta puede realizarse en cualquier momento durante la cascada de coagulación sanguínea para evaluar la coagulación y/o las métricas de fibrinolisis mediante el control y/o la medición de los cambios dependientes del tiempo en la característica de viscoelasticidad de una muestra de sangre a una frecuencia de muestreo predeterminada. En una implementación, por ejemplo, la frecuencia de muestreo puede ser de entre aproximadamente 10 Hz y 5 kHz). En particular, las realizaciones de la invención se configuran para determinar al menos el tiempo de coagulación (TC), definido como la latencia hasta que se empieza a formar un coágulo en una muestra de sangre; el tiempo de formación del coágulo (TFC), que se refiere a la velocidad a la que se forma un coágulo sólido, influenciada por la función de las plaquetas, el fibrinógeno y los factores de coagulación; la firmeza máxima del coágulo (FMC), definida como una resistencia absoluta del coágulo de fibrina y plaquetas; y la lisis máxima (LM), el porcentaje de pérdida de estabilidad del coágulo en un punto seleccionado en el tiempo, y otros parámetros que representan cambios en un coágulo tal como el tiempo total de coagulación, la velocidad de coagulación, el tiempo de fibrinolisis y la compliancia del coágulo. Un gráfico generalizado, que muestra esquemáticamente la dinámica de un parámetro de coagulación sanguínea elegido determinada de acuerdo con una realización de la invención a partir de datos de fluctuación de la intensidad del moteado, se muestra en la Fig. 11. (Si es necesario, los datos incluidos en dicho gráfico pueden normalizarse por el valor del parámetro en el tiempo cero para corregir las variaciones de la muestra de sangre, tales como la variación del hematocrito o del contenido de lípidos, por ejemplo).

En lo sucesivo, se analizan ahora las principales etapas de realización del método de la invención.

De acuerdo con una implementación del método resuelto en el tiempo de la invención, ilustrado esquemáticamente en la Fig. 7, se detecta la luz de una fuente de luz coherente (ya sea en régimen de retrodispersión o en un régimen de dispersión directa, después de la interacción de la luz en la etapa 710 con una muestra de sangre) en la etapa 714. (Las imágenes de las motas de láser de la Fig. 3 ofrecen ejemplos de formación de imágenes de la luz dispersada por la muestra de sangre, mientras que los perfiles de intensidad de las Fig. 4A, 4B proporcionan ejemplos de las correspondientes fluctuaciones de la intensidad de la luz). Después se analizan los datos ópticos obtenidos, en las etapas 718, 720 para determinar los datos de descorrelación de la intensidad del moteado resuelto en el tiempo (tal como aquellos de las curvas de la Fig. 5A) y, opcionalmente, para definir los datos de descorrelación promediados que representan la descorrelación de la intensidad del moteado resuelto en el tiempo, espacial y/o temporalmente (véase, por ejemplo, la Fig. 5B). A partir de dichos datos, los parámetros de la muestra de sangre (por ejemplo, el coágulo sanguíneo) se determinan adicionalmente (como se muestra en 760) basándose en el comportamiento de las propiedades viscoelásticas (G*, G', G") de la muestra de sangre, 730; y/o la determinación del comportamiento de la constante de tiempo t asociada a la descorrelación de la intensidad del moteado resuelto en el tiempo, 740; y/o mediciones Doppler realizadas en la muestra, 750.

La determinación del comportamiento de las propiedades viscoelásticas de la muestra de sangre incluye la determinación de la característica viscoelástica (tal como G*, G', G") de la muestra en la etapa 730a, basándose al menos en los datos de descorrelación promediados de la etapa 720, y el control posterior de dicha característica viscoelástica en función del tiempo, 730b, durante la cascada de coagulación sanguínea (procesos de coagulación y fibrinolisis). Los parámetros de coagulación medidos incluyen, pero sin limitación: el tiempo de reacción (o tiempo de coagulación) desde el inicio del ensayo hasta el aumento mínimo detectable de ^t, el ángulo alfa y el tiempo de formación del coágulo, que representan la velocidad de formación del coágulo y el tiempo máximo de coagulación; la amplitud máxima de t o la resistencia del coágulo; y el tiempo de lisis después de la amplitud máxima.

La determinación del comportamiento de la constante de tiempo que caracteriza la descorrelación de la intensidad del moteado resuelto en el tiempo también incluye, generalmente, la derivación de la constante de tiempo basada en una curva de descorrelación, en la etapa 740a, y el control y la medición de la progresión temporal de la constante de tiempo durante la cascada de coagulación sanguínea, en la etapa 740b. Puede calcularse la constante de tiempo, por ejemplo, determinando una función de aproximación simple o multiexponencial que se ajuste satisfactoriamente a la curva de g²(t). En la Fig. 8 se presenta un ejemplo de cambios de la constante de tiempo asociados a la descorrelación del moteado de láser medidos con el uso de una muestra de sangre humana.

Otra implementación de la caracterización de muestras de sangre, que se muestra esquemáticamente en la Fig. 9, emplea un enfoque promediado en el tiempo. De acuerdo con este algoritmo promediado en el tiempo, una muestra de sangre se irradia con luz de una fuente de luz coherente (tal como una fuente de láser, por ejemplo) en la etapa 910 y la luz dispersada por la muestra de sangre después de la interacción con la muestra se detecta después de forma promediada en el tiempo a medida que la muestra de sangre se coagula, 916. La determinación de los parámetros de la muestra de sangre que se está coagulando (tal como un coágulo sanguíneo), 960, se realiza con el uso de la relación de contraste de moteado determinada experimentalmente, 920 y/o la caracterización, 940, del perfil de la remisión de luz asociada a la luz que ha interactuado con la muestra de sangre.

De acuerdo con una realización, la relación de contraste de moteado se determina en la etapa 920a basándose en los datos ópticos obtenidos en la etapa 916. Después de eso, en la etapa 920b, el sistema de TEGO de la invención controla la relación de contraste de moteado para recoger datos que representen los cambios temporales de la relación durante la cascada de coagulación, a partir de parámetros de coagulación sanguínea tales como TC, TFC, FMC, LM, TM se derivan posteriormente en la etapa 960. La Fig. 12 muestra la dependencia temporal de la relación de contraste de moteado de una muestra de sangre humana obtenida durante la cascada de coagulación sanguínea.

De acuerdo con una realización relacionada, se mide una distribución espacial de la luz dispersada por la muestra de sangre, en la etapa 940a, para determinar un perfil de remisión de luz difusa, PRD, y caracterizar la muestra de sangre. Un ejemplo de la PRD determinada experimentalmente correspondiente a una muestra de sangre que incluye sangre completa (al comienzo del proceso de coagulación) se muestra en la curva 1010 de la Fig. 10. Una vez obtenido dicho PRD, el método puede proceder en la etapa 950 a determinar la evolución temporal de las propiedades ópticas de la muestra de sangre de acuerdo con las enseñanzas de una solicitud de Patente de los e E.UU. S/N 11/854.199 presentada el 12 de septiembre de 2007 y, por ejemplo, de Nadkarmi et al., Measurement of fibrous cap thickness in atherosclerotic plaques by spatiotemporal analysis of laser speckle images, en J. Biomed. Opt., 11, 21006 (2006).

Como alternativa o además, pueden medirse continuamente las alteraciones o cambios de forma del PRD asociados al proceso de coagulación en progreso, como se muestra en las etapas 940b, 940c para llegar a los parámetros de coagulación buscados, en la etapa 960. En referencia adicional a la Fig. 10, un ejemplo de DPR que ha cambiado en comparación con el PRD 1010 debido a la coagulación de la muestra de sangre completa, se muestra en la curva 1020.

Generalmente, puede implementarse un sistema óptico de la invención ya sea como un sistema estacionario, adaptado para caracterizar la cascada de coagulación sanguínea y el comportamiento de un coágulo sanguíneo en una clínica, o como un sistema portátil más práctico (y, opcionalmente, de mano). En los diagramas de las Fig. 13A se presentan ejemplos de dicho sistema óptico portátil, 13b . Una realización 1310 de la Fig. 13A configurada para funcionar en modo de reflexión (retrodispersión) incluye una carcasa 1314 que encierra una fuente 1318 (por ejemplo, un láser semiconductor que funciona en una banda o bandas de longitud de onda elegidas tales como, en un ejemplo no limitante, en las proximidades de 785 nm) de luz coherente 1322 que se entrega a una unidad que contiene la muestras 1328 (opcionalmente desechable y reemplazable) que incluye una muestra de sangre 1330 (soportada por un portamuestras 1332, opcionalmente de temperatura controlada), a través de un sistema óptico 1334 (que puede incluir componentes ópticos de enfoque y/o colimación, entre otros componentes), un polarizador óptico opcional 1336 y un divisor de haz 1338. Tras la interacción con la muestra de sangre 1330, la luz incidente se retrodispersa y la porción de luz retrodispersada 1340 se registra con un sistema detector 1342 a través de un tren óptico que incluye una lente 1348 y un polarizador 1350. Un procesador 1356, conectado operativamente a la fuente de láser 1318, el portamuestras 1332 y el sistema detector 1342, se programa para coordinar la secuencia de obtención y procesamiento de datos ópticos, y, opcionalmente, para representar las imágenes obtenidas y/o los resultados del procesamiento de datos en un dispositivo de pantalla 1360. La Fig. 13B proporciona un diagrama que muestra esquemáticamente una realización del sistema TEGO de la invención configurado para funcionar en un modo de transmisión de luz (dispersión directa) a través de una unidad 1364 que contiene la muestra. Una plataforma o módulo opcional de aislamiento de vibraciones puede cooperar operativamente con al menos un elemento o dispositivo de una realización de la invención para mitigar los artefactos de movimiento o vibración durante la medición.

Una realización 1410 de la unidad 1328 que contiene la muestra de la Fig. 13A se muestra en la Fig. 14A e incluye una cámara 1414 configurada para contener una muestra de sangre 1416 que se entrega de forma retirable a la cámara 1414 a través de un orificio tal como una abertura y/o canal de entrada 1418 y se descarga a través de una salida 1420. Por un lado, la cámara 1414 se encuentra junto a una ventana ópticamente transparente 1422 a través de la cual la luz que irradia la muestra se entrega dentro de la cámara 1414. La cámara 1414 puede estratificarse o recubrirse opcionalmente con agentes de coagulación 1424 de manera que garantice un contacto físico entre la muestra de sangre 1416 y los agentes 1424. La cámara se diseña adecuadamente para que contenga entre varios microlitros y unos pocos mililitros de fluido, y está apoyada y en contacto físico con un controlador de temperatura 1430. [El portamuestras puede contener un sustrato o una tira opcional para evitar la sedimentación de las células sanguíneas durante la medición. En consecuencia, una muestra de sangre puede colocarse, arrastrarse o suspenderse en el sustrato antes del análisis usando el dispositivo].

En comparación, como se muestra en la Fig. 14B, una realización 1440 de la unidad 1364 que contiene la muestra de la Fig. 13 se configura para garantizar que la muestra de sangre 1416 esté encerrada en una cámara que tenga una transmisión óptica no nula (por ejemplo, entre las dos ventanas ópticas 1422a, 1422b de manera que, en la práctica, la luz láser que incide sobre la muestra 1416 a través de una de las ventanas ópticas pueda recogerse en un régimen de dispersión directa después de pasar a través de la muestra 1416. La Fig. 14C muestra un ejemplo de la unidad desechable que contiene la muestra (tal como la unidad 1410 o 1440) en una vista en planta superior.

La Fig. 15 muestra una realización relacionada con una técnica multimodal para la medición de las propiedades de la muestra durante la coagulación. Se configura una implementación 1510 específica de una unidad que contiene la muestra, como se muestra, para que incluya una cámara que tenga mangas o subcámaras o canales 1514 que separen espacialmente una muestra de sangre en varias porciones, cada una de las cuales se mide y se caracteriza usando una modalidad diferente de obtención y procesamiento de datos tal como, por ejemplo, mediciones de hematocrito, análisis de lípidos, mediciones espectroscópicas en el IR cercano y mediciones y caracterización de las características fluorescentes, por ejemplo. El uso de la realización 1510 o una realización relacionada facilita un análisis multimodal de la sangre, que incluye la medición óptica de la coagulación sanguínea. El módulo óptico para la evaluación de la coagulación sanguínea puede usarse como un dispositivo independiente o puede integrarse físicamente con otros dispositivos y/o sistemas, o al menos cooperar con ellos operativamente, para complementar diversas mediciones de análisis de sangre.

Se ha descrito que las realizaciones de la invención incluyen opcionalmente un procesador controlado por instrucciones almacenadas en una memoria. La memoria puede ser, por ejemplo, una memoria de acceso aleatorio (RAM), una memoria de solo lectura (ROM), una memoria flash o cualquier otra memoria, o una combinación de las mismas, adecuada para almacenar el software de control u otras instrucciones y datos. Algunas de las funciones realizadas por el procesador se han descrito con referencia a diagramas de flujo y/o diagramas de bloques. Los expertos en la técnica deberían apreciar fácilmente que esas funciones, operaciones, decisiones, etc. de todo o parte de cada bloque, o de una combinación de bloques, de los diagramas de flujo o los diagramas de bloques pueden implementarse como instrucciones de programa informático, software, hardware, firmware o combinaciones de los mismos. Los expertos en la materia también deberían apreciar fácilmente que las instrucciones o los programas que definen las funciones de la presente invención pueden entregarse a un procesador de muchas formas, incluyendo, pero sin limitación, información almacenada permanentemente en medios de almacenamiento no grabables (por ejemplo, dispositivos de memoria de solo lectura dentro de un ordenador, tal como la ROM, o dispositivos legibles mediante un accesorio de E/S del ordenador, tales como discos CD-ROM o DVD), información almacenada de forma alterable en medios de almacenamiento grabables (por ejemplo, disquetes, memorias flash extraíbles y discos duros) o información transmitida a un ordenador a través de medios de comunicación, incluyendo las redes informáticas por cable o inalámbricas. Además, aunque la invención puede realizarse en un software, las funciones necesarias para implementar la invención pueden realizarse, opcionalmente o como alternativa, en parte o en su totalidad usando componentes de firmware y/o hardware, tales como, por ejemplo, lógica combinatoria, Circuitos Integrados de Aplicación Específica (ASIC, por sus siglas en inglés), Matrices de Puertas Programables In Situ (FPGA, por sus siglas en inglés) u otro hardware o alguna combinación de componentes de hardware, software y/o firmware, por nombrar solo algunos.

Aunque la invención se describe a través de los ejemplos descritos anteriormente de las realizaciones, los expertos en la materia comprenderán que pueden realizarse modificaciones y variaciones de las realizaciones ilustradas sin apartarse de los conceptos inventivos que se desvelan en el presente documento. Como una ilustración de dicha variación, por ejemplo, una implementación 1510 específica de una unidad que contiene la muestra de un sistema de TEGO portátil de la invención puede configurarse para que incluya una cámara que tenga mangas o subcámaras o canales 1514 que separen espacialmente una muestra de sangre en varias porciones, cada una de las cuales se mide y se caracteriza usando una modalidad diferente de obtención y procesamiento de datos tal como, por ejemplo, mediciones de hematocrito, análisis de lípidos, mediciones espectroscópicas en el IR cercano y mediciones y caracterización de las características fluorescentes, por ejemplo. En la Fig. 16 se muestra esquemáticamente una modificación de la metodología de TEGO presentada. La realización de la Fig. 16 corresponde a la modulación activa acústica, electromagnética o mecánica de la muestra. En este caso, los detectores ópticos se configuran para que registren la luz 1624, 1628 dispersada por la muestra de sangre 120 que se expone a ondas acústicas moduladoras 1630. Los correspondientes patrones de moteado espaciales y temporales modulados acústicamente se detectan y procesan para derivar la característica o características viscoelásticas buscadas de la muestra de sangre 120.

Además de las técnicas de medición resueltas en el tiempo para controlar el estado de la coagulación sanguínea, las fluctuaciones de la intensidad del moteado pueden integrarse durante un período de tiempo finito o durante el tiempo de exposición de la cámara para derivar parámetros que representen métricas de la coagulación sanguínea. Por ejemplo, como se ha descrito anteriormente, la relación de contraste de moteado puede controlarse: se espera un contraste de moteado bajo provocado por el desenfoque del moteado durante un tiempo de exposición finito en la sangre completa debido a la dinámica rápida del movimiento browniano durante el inicio del ensayo. A medida que progresa la formación del coágulo sanguíneo, dada la dinámica relativamente restringida del coágulo sanguíneo más rígido, el contraste del moteado aumenta. Las métricas de coagulación definidas anteriormente pueden derivar de forma similar de la dependencia del contraste a partir del tiempo de coagulación.

La evolución y la modulación de las propiedades ópticas de la muestra de sangre durante la coagulación pueden medirse a partir de patrones de moteado de láser integrados en el tiempo y esta información puede utilizarse de forma similar para evaluar las métricas de la coagulación sanguínea y la fibrinolisis usando los sistemas y métodos de la presente invención. Dada la eficiencia cuántica y la ganancia de la cámara CCD /CMOS, el número total de fotones difusos remitidos desde la placa y detectados por el sensor CCD/CMOS se mide promediando en el tiempo las imágenes de moteado obtenidas durante un período de aproximadamente 2 segundos. La probabilidad de fotones resueltos radialmente P(p) para la muestra se genera sumando el número de fotones detectados en diferentes anillos de radios, p, y después normalizando este valor por el número total de fotones detectados en el área del detector CCD/CMOS. El ancho total a la mitad del máximo (ATMM) de la curva P(p) puede proporcionar información sobre el coágulo sanguíneo. A medida que progresa la formación del coágulo, el valor de la ATMM evoluciona desde el valor correspondiente al inicio del coágulo hasta un valor de meseta que se alcanza seguido de un cambio en la ATMM durante el proceso de fibrinolisis. Para calcular las propiedades ópticas de los coágulos sanguíneos, las probabilidades radiales teóricas de los fotones calculadas a partir de un modelo de difusión para el caso de un tejido homogéneo semi-infinito pueden ajustarse a las probabilidades de los fotones radiales medidas, P(p), por medio de un procedimiento de optimización por mínimos cuadrados para extraer las propiedades ópticas, |Ja, Jsy g, para la muestra de sangre durante la coagulación y la fibrinolisis.

En consecuencia, la invención no debe considerarse limitada a la realización o realizaciones desveladas.

Claims (15)

REIVINDICACIONES

1. Un sistema de medición de la coagulación sanguínea (200) que comprende:

un sistema óptico (220) de obtención de datos que tiene una entrada para recibir la luz que ha interactuado con una muestra de sangre (120), que incluye al menos uno de entre sangre, constituyentes de la sangre o suero y para obtener datos que representen la dispersión de dicha luz por múltiples partículas en la muestra de sangre; y un procesador (232) cooperado operativamente con dicho sistema óptico (220) de obtención de datos y programado para calcular un módulo viscoelástico de la muestra de sangre (120) y derivar parámetros de una cascada de coagulación sanguínea usando el módulo viscoelástico, incluyendo dichos parámetros el tiempo de coagulación (TC) y al menos uno de entre el tiempo de formación de coágulos (TFC), la firmeza máxima del coágulo (FMC), la lisis máxima (LM), el porcentaje de la pérdida de estabilidad del coágulo en un punto seleccionado en el tiempo, la velocidad de coagulación, el tiempo de fibrinolisis y la compliancia del coágulo.

2. Un sistema de acuerdo con la reivindicación 1, en donde el sistema óptico (220) de obtención de datos está adaptado para obtener una imagen de patrón de moteado de la muestra de sangre (120).

3. Un sistema de acuerdo con la reivindicación 1, que comprende adicionalmente una fuente de luz coherente (210) configurada para entregar luz a la muestra de sangre (120).

4. Un sistema de acuerdo con la reivindicación 3, en donde el sistema óptico (220) de obtención de datos se adapta para recibir luz, de dicha fuente de luz coherente (210), en transmisión a través de la muestra de sangre (120).

5. Un sistema de acuerdo con la reivindicación 1, que comprende adicionalmente una célula ópticamente transparente (1410) que tiene una cámara interna (1414) y una abertura (1418), estando configurada dicha célula (1410) para que contenga la muestra de sangre entregada de forma retirable a dicha cámara interna (1414) a través de la abertura.

6. Un sistema de acuerdo con la reivindicación 5, que comprende adicionalmente al menos uno de entre un agente de coagulación sanguínea dispuesto dentro de la cámara interna (1414) de manera que establezca contacto con la muestra de sangre (120) que se ha entregado de forma retirable a la cámara interna (1414), y un controlador de temperatura (1430) configurado para definir una temperatura de dicha célula ópticamente transparente (1410).

7. Un sistema de acuerdo con la reivindicación 1, en donde el procesador (232) se programa para derivar un parámetro de la cascada de coagulación sanguínea basado en al menos uno de entre una frecuencia desplazada por Doppler, una constante de tiempo de descorrelación, un contraste del moteado, un parámetro viscoelástico y un parámetro que representa una propiedad óptica de dicha muestra de sangre (120).

8. Un sistema de acuerdo con la reivindicación 1, en donde el sistema óptico de obtención de datos está adaptado para recibir luz, de dicha fuente de luz (210), que ha interactuado con la muestra de sangre in vivo.

9. Un método para determinar un parámetro de una cascada de coagulación sanguínea, comprendiendo el método:

detectar la luz que ha interactuado con una muestra de sangre que incluye al menos uno de entre sangre, constituyentes de la sangre o suero mediante un sistema óptico de obtención de datos;

registrar una distribución de datos que represente la dispersión de la luz por múltiples partículas en dicha muestra de sangre para crear una distribución de datos registrada; y

calcular un parámetro extraído de la distribución de datos registrada creada, en donde el parámetro extraído incluye al menos uno de entre una frecuencia desplazada por Doppler, una constante de tiempo de descorrelación, un contraste de moteado y un parámetro que representa una propiedad óptica de dicha muestra de sangre; calcular parámetros materiales de dicha muestra de sangre basándose en el parámetro extraído, incluyendo dichos parámetros materiales el tiempo de coagulación (TC) y al menos uno de entre, el tiempo de formación del coágulo (TFC), la firmeza máxima del coágulo (FMC), la lisis máxima (LM), el porcentaje de la pérdida de estabilidad del coágulo en un punto seleccionado en el tiempo, la velocidad de coagulación, el tiempo de fibrinólisis y la compliancia del coágulo; y

en donde el cálculo de los parámetros materiales de la muestra de sangre incluye calcular un módulo viscoelástico y calcular dichos parámetros materiales de la muestra de sangre usando los cambios en el valor de dicho módulo viscoelástico de la muestra de sangre.

10. Un método de acuerdo con la reivindicación 9, en donde los cambios en el valor de un módulo viscoelástico de la muestra de sangre se basan en los datos de moteado de láser y no son inferiores a aproximadamente 0,001 Pa.

11. Un método de acuerdo con la reivindicación 9, que comprende adicionalmente la representación para la visualización de al menos una de las imágenes formadas y un cambio del parámetro material en función del tiempo.

12. Un método de acuerdo con la reivindicación 9, en donde la luz de detección incluye la luz de recepción que ha interactuado con una muestra de sangre in vivo entregada de forma retirable a una cámara de una célula ópticamente transparente a través de una abertura de dicha célula ópticamente transparente, la célula ópticamente transparente equipada con un controlador térmico.

13. Un producto de programa informático para determinar un parámetro material de una muestra de sangre, que incluye al menos uno de entre sangre, componentes de la sangre o suero, comprendiendo el producto de programa informático un medio tangible no transitorio utilizable por ordenador que tiene en el mismo un código de programa legible por ordenador, incluyendo el programa legible por ordenador:

un código de programa para obtener datos ópticos que representan la dispersión de la luz por múltiples partículas en la muestra de sangre para formar los datos obtenidos;

un código de programa para calcular parámetros materiales basándose en los datos obtenidos, incluyendo los parámetros materiales el tiempo de coagulación (TC) y al menos uno de entre el tiempo de formación de coágulos (TFC), la firmeza máxima del coágulo (FMC), la lisis máxima (LM), el porcentaje de la pérdida de estabilidad del coágulo en un punto seleccionado en el tiempo, la velocidad de coagulación, el tiempo de fibrinolisis y el parámetro de compliancia del coágulo; y

en donde el cálculo de los parámetros materiales comprende el cálculo de un módulo viscoelástico de la muestra de sangre basándose en los datos de moteado de láser y el cálculo de dichos parámetros materiales usando los cambios en el valor de dicho módulo viscoelástico de la muestra de sangre.

14. Un código de programa informático de acuerdo con la reivindicación 13, que comprende adicionalmente un código de programa para determinar un valor más alto y/o más bajo correspondiente a dichos datos obtenidos.

15. Un código de programa informático de acuerdo con la reivindicación 13, en donde el cálculo de los parámetros materiales se basa en los datos de moteado de láser que representan los cambios en el valor de un módulo viscoelástico de la muestra de sangre no inferior a aproximadamente 0,001 Pa.