ES2908703T3 - Coagulómetro de sangre y método - Google Patents

Abstract

Un aparato (10) para usar en la determinación de la capacidad de una muestra (50) de sangre de coagular, que comprende: un pocillo (30) para recibir la muestra de sangre; un soporte (29) de sonda fijo con respecto al pocillo; una sonda (20) sostenida dentro del pocillo sobre el soporte de la sonda, incluyendo la sonda una porción (24) humedecida próxima al pocillo; un elemento (35) de resorte deformable acoplado entre la porción humedecida de la sonda y el soporte de la sonda; y un sensor (19) de desplazamiento microelectromecánico dispuesto en el aparato para medir el movimiento de la sonda (20), el sensor de desplazamiento microelectromecánico acoplado con la sonda y configurado para detectar y medir una de las fuerzas de desplazamiento impartidas a la sonda y el desplazamiento resultante de la sonda se produce como resultado de la contracción de la muestra de sangre dentro del p ocillo; el aparato configurado de manera que la introducción de un volumen de una muestra (50) de sangre en el pocillo (30) hace contacto con la porción (24) humedecida de la sonda con la muestra de sangre; el aparato configurado además de manera que la coagulación y contracción de la muestra (50) de sangre imparte una fuerza de desplazamiento a la porción humedecida de la sonda y da como resultado un desplazamiento de la sonda con respecto al soporte de la sonda, el sensor (19) de desplazamiento microelectromecánico está configurado para determinar dicho desplazamiento; y en el que el aparato está además configurado para correlacionar el desplazamiento determinado de la sonda (20) con la capacidad de coagulación de la muestra de sangre.

Description

DESCRIPCIÓN

Coagulómetro de sangre y método

Esta solicitud depende y reivindica prioridad para la Solicitud de Patente Provisional de los Estados Unidos asignada con el número de serie. 62/293.,120 presentada el 9 de febrero de 2016.

Campo de la invención

Esta solicitud se relaciona con un aparato y un método para analizar una muestra de sangre. Más específicamente, esta solicitud se relaciona con un aparato y un método para determinar la capacidad de coagulación de una muestra de sangre obtenida de un paciente. Esta solicitud se relaciona además con un aparato y un método para determinar la capacidad de una muestra de sangre en coagulación para adherirse a una estructura en contacto, y para diagnosticar de forma fiable ciertas condiciones sanguíneas.

Antecedentes de la invención

El proceso de coagulación de la sangre (trombogénesis) da como resultado la coagulación de la sangre e implica una cascada de coagulación afectada por factores que incluyen enzimas que escinden las proteínas corriente abajo. El mantenimiento de un equilibrio de coagulación adecuado es fundamental. Los trastornos que afectan a la coagulación de la sangre de un paciente pueden provocar un sangrado incontrolado (hemorragia) o una coagulación incontrolada (trombosis) que pueden impedir el flujo de sangre a órganos críticos tales como, por ejemplo, el corazón o el cerebro. La coagulación puede alterarse con fines terapéuticos, por ejemplo, cuando los pacientes con malla extensible cardiaca son tratados con aspirina.

Hay pruebas disponibles para evaluar la función del sistema de coagulación en la sangre de los mamíferos. Las pruebas de uso común confirman el funcionamiento de diversas partes del proceso de escisión enzimática, tal como el tiempo de protrombina (PT) y el tiempo de tromboplastina parcial. Un método alternativo para probar el sistema de coagulación es la tromboelastografía ("TEG"), descrita por Trapani, L., en "Tromboelastografía: Current Applications, Future Directions," Open Journal of Anesthesiology, enero 2013. Los métodos TEG incluyen la rotación de una muestra de sangre en una cubeta alrededor de una porción humedecida de cable delgado, o sonda, para medir la formación de coágulos, la fuerza del coágulo y otros parámetros. Se mide la resistencia a la rotación de la cubeta alrededor de la sonda para detectar la formación de coágulos sanguíneos.

Además de la cascada de enzimas de la coagulación, que produce fibrina, la coagulación se ve afectada por la función plaquetaria. Las funciones de las plaquetas incluyen la transducción de señales, la adhesión a la superficie y la contracción del coágulo. Es necesario que el coágulo de sangre se adhiera a la superficie de la pared del vaso para disminuir y finalmente detener el sangrado. La contracción del coágulo aumenta su densidad, lo que le permite oponerse al flujo de sangre I.

El documento US 2002/168294 divulga un aparato relacionado y un método relacionado para su uso en la determinación de la capacidad de coagulación de una muestra de sangre.

Es deseable medir la adhesión a la superficie y las funciones contráctiles de la sangre para distinguir la hemostasia normal de los estados patológicos, y la identificación de dichos trastornos permite la aplicación adecuada de la terapia.

Breve descripción de los dibujos

La FIG. 1 es una ilustración de una fuerza de desplazamiento dirigida hacia abajo aplicada por una muestra de sangre coagulada a una porción humedecida de una sonda en contacto pasivo con la muestra de sangre coagulada.

La FIG. 2 es una ilustración de un ejemplo de un aparato que no de acuerdo con la presente invención para determinar la capacidad de coagulación de una muestra de sangre.

La FIG. 3 es la ilustración del aparato de la FIG. 2 después de que un elemento de resorte que soporta una porción humedecida de una sonda del aparato se deforme de su configuración original por una fuerza de desplazamiento contráctil hacia abajo aplicada por una muestra de sangre a la porción humedecida de la sonda.

La FIG. 4 es una ilustración de un ejemplo alternativo de un aparato no de acuerdo con la presente invención para determinar la capacidad de coagulación de una muestra de sangre con un elemento de resorte integral de la sonda dispuesto en un modo voladizo.

La FIG. 5 es la ilustración del aparato de la FIG. 4 después de que un brazo de soporte de la sonda que soporta la porción humedecida de la sonda del aparato se desvía de manera resiliente hacia abajo en un modo voladizo desde la posición original no desviada de la FIG. 4 por una fuerza de desplazamiento contráctil dirigida hacia abajo aplicada por una muestra de sangre coagulada a la porción humedecida de la sonda.

La FIG. 6 es una ilustración de un ejemplo alternativo de un aparato no de acuerdo con la presente invención para determinar la capacidad de coagulación de una muestra de sangre con un elemento de resorte externo dispuesto en una configuración original intermedia entre la sonda y un soporte de sonda.

La FIG. 7 es la ilustración del aparato de la FIG. 6 después de que el elemento de resorte externo que soporta un brazo de soporte de la sonda del aparato se deforme elásticamente de la configuración original mediante la aplicación de una fuerza de desplazamiento contráctil hacia abajo aplicada por una muestra de sangre coagulada a la parte humedecida de la sonda.

La FIG. 8 es una vista en alzado de un ejemplo de un aparato no de acuerdo con la presente invención para determinar la capacidad de coagulación de una muestra de sangre, incluyendo el aparato un sensor de desplazamiento de capacitancia variable.

La FIG. 9 es una vista ampliada de una porción del sensor de desplazamiento de capacitancia variable del aparato de la FIG. 8 que muestra un par de aletas adyacentes soportadas en un ensamblaje móvil del sensor de desplazamiento y una aleta soportada en un ensamblaje estacionario del sensor de desplazamiento dispuesto entre las aletas del ensamblaje móvil en una posición original.

La FIG. 10 es la vista ampliada de la FIG. 9 después de que el par de aletas del ensamblaje móvil se desplacen hacia abajo con respecto a la aleta del ensamblaje estacionario por una fuerza contráctil aplicada por la muestra de sangre coagulada a la sonda de porción humedecida.

La FIG. 11 es una vista ampliada de una porción del sensor de desplazamiento de la FIG. 8 que muestra un elemento de resorte dispuesto entre una pluralidad de soportes de sonda y un mástil central del ensamblaje móvil del sensor de desplazamiento.

La FIG. 12 es la vista del elemento de resorte de la FIG. 11 después de la deformación elástica resultante de la introducción de una muestra de sangre coagulada (no mostrada) en el pocillo (no mostrado) del aparato de la FIG. 8 y siendo aplicada la fuerza de desplazamiento contráctil por la muestra de sangre coagulada a la porción humedecida de la sonda (no mostrada) para deformar elásticamente el elemento de resorte.

La FIG. 13 es una vista en alzado de un ejemplo alternativo de un aparato no de acuerdo con la presente invención para determinar la capacidad de coagulación de una muestra de sangre, incluyendo el aparato una versión alternativa de un sensor de desplazamiento del tipo de capacitancia variable.

La FIG. 14 es una vista ampliada de una porción del sensor de desplazamiento de capacitancia variable del aparato de la FIG. 13 que muestra un par de aletas estacionarias que se extienden hacia arriba y un par adyacente de aletas estacionarias que se extienden hacia abajo soportadas en un soporte lateral de un ensamblaje estacionario del sensor de desplazamiento con una aleta móvil que se extiende hacia abajo y una aleta móvil que se extiende hacia arriba soportada en un ensamblaje móvil del sensor de desplazamiento.

La FIG. 15 es la vista ampliada de la FIG. 14 después de que las aletas que se extienden hacia arriba y las aletas móviles que se extienden hacia abajo del ensamblaje móvil se desplazan hacia abajo a una posición desplazada como resultado de una fuerza de desplazamiento que está siendo aplicada a la porción humedecida de la sonda (no mostrada) por una muestra de sangre coagulada (no mostrada).

La FIG. 16 es una vista ampliada de uno de los elementos de resorte y un par de soportes de sonda del aparato de la FIG. 13 soportando un mástil central (no mostrado) del sensor de desplazamiento de capacitancia variable.

La FIG. 17 es la vista ampliada del elemento de resorte de la FIG. 16 después de la desviación por una fuerza de desplazamiento aplicada a la porción humedecida de la sonda (no mostrada) por una muestra de sangre coagulada introducida en el pocillo (no mostrado) del aparato.

La FIG. 18 es una vista ampliada de un elemento de resorte para soportar un miembro humedecido de un ejemplo del aparato no de acuerdo con la presente invención que tiene soportes de sonda pivotantes para adaptarse a la desviación del elemento de resorte como resultado de la aplicación de una fuerza de desplazamiento a la porción humedecida de la sonda

La FIG. 19 es una vista ampliada del elemento de resorte de la FIG. 18 después de la desviación del elemento de resorte hace que los soportes de sonda pivotantes giren desde sus posiciones originales.

La FIG. 20 es una vista en planta de un ejemplo alternativo de un aparato no de acuerdo con la presente invención para determinar la capacidad de coagulación de una muestra de sangre, incluyendo el aparato un sensor de desplazamiento del tipo de corriente de Eddy.

La FIG. 21 es una ilustración de un par de elementos de resorte opuestos en voladizo del tipo que puede usarse en ejemplos del aparato no de acuerdo con la presente invención. Estos elementos de resorte se ilustran en una posición original antes del desplazamiento hacia abajo de una porción húmeda de una sonda soportada por los elementos de resorte.

La FIG. 22 es la ilustración del par de elementos de resorte en voladizo opuestos de la FIG. 21 después de que los elementos de resorte en voladizo se deformen elásticamente de una manera que ocurriría si el objetivo de metal de la FIG. 23 se desplaza hacia abajo en relación con el soporte de la bobina por una fuerza de desplazamiento aplicada a la porción humedecida de la sonda (no mostrada) del aparato por una muestra de sangre coagulada (no mostrada).

La FIG. 23 es una vista en alzado de la realización del aparato de la FIG. 20 que muestra el objetivo de metal dispuesto debajo de la bobina y el soporte de la bobina y muy cerca de la bobina de modo que las corrientes de Eddy producidas como resultado de una corriente de la fuente de corriente acoplada a la bobina se vean afectadas por la proximidad del objetivo de metal a la bobina.

La FIG. 24 ilustra una sonda de un ejemplo del aparato que no está de acuerdo con la presente invención que tiene una superficie exterior y una porción humedecida en contacto con una muestra de sangre por debajo de una interfaz.

La FIG. 25 ilustra una sonda de un ejemplo del aparato que no está de acuerdo con la presente invención que tiene una superficie exterior y una porción humedecida sumergida en una muestra de sangre por debajo de una interfaz.

La FIG. 26 ilustra una sonda de un ejemplo del aparato que no está de acuerdo con la presente invención que tiene una superficie exterior ondulada y una porción humedecida sumergida en una muestra de sangre debajo de una interfaz.

La FIG. 27 ilustra una sonda de un segundo ejemplo del aparato no de acuerdo con la presente invención que tiene una superficie exterior cónica y una porción húmeda sumergida en una muestra de sangre debajo de una interfaz.

La FIG. 28 es una vista en alzado de un ejemplo del aparato no de acuerdo con la presente invención que incluye un pocillo dispuesto sobre una base, un mandril para soportar la sonda dentro del pocillo y un sensor de desplazamiento tipo instrumento óptico.

La FIG. 29 es una vista en sección ampliada del pocillo de la FIG. 28 y de un vial dispuesto en el mismo entre el pocillo y una muestra de sangre con una sonda en voladizo soportada dentro del pocillo.

La FIG. 30 es una vista en perspectiva de una realización del aparato de la presente invención que tiene un soporte de sonda en voladizo, un mandril que soporta de manera liberable una porción de cable de la sonda en voladizo, un pocillo que rodea el vial (no mostrado) allí y un dispositivo microelectromecánico (MEMS) tipo sensor de desplazamiento que se acopla a una porción de cable de la sonda y proporciona una señal correspondiente al desplazamiento detectado de la sonda a una etapa de posicionamiento ajustable piezoeléctrica.

La FIG. 31 es un gráfico del desplazamiento derivado de la porción de cable de la sonda de la realización del aparato de la FIG. 30 versus el desplazamiento detectado por la etapa de posicionamiento ajustable piezoeléctrica.

La FIG. 32 es un gráfico de la señal de contracción generada por el dispositivo MEMS de la FIG. 31 para indicar la fuerza aplicada por una muestra de sangre que se contrae a la porción humedecida de la sonda, en función del tiempo, en segundos, para muestras de sangre entera humana analizadas en una realización del aparato de la presente invención.

La FIG. 33 es un gráfico de la fuerza, en micronewtons, impartida a una porción humedecida de una sonda (con forma de placa que se muestra en la FIG. 29) por la muestra de sangre coagulada dispuesta entre la placa y un miembro inferior de la realización del aparato ilustrado en la FIG. 29 contra el tiempo, en segundos.

La FIG. 34 es un gráfico de la fuerza impartida por una muestra de sangre coagulada a la sonda en función del tiempo, en segundos, para muestras de sangre que contienen diversos componentes que influyen en la coagulación de la muestra de sangre.

La FIG. 35 es un gráfico que ilustra los efectos de la dilución de muestras de sangre completa humana que tiene un recuento de plaquetas de 195,000 plaquetas/pL con plasmas pobres en plaquetas de recuentos de plaquetas variables.

La FIG. 36 es un gráfico de tensión frente a deformación, que indica el módulo de elasticidad para muestras de sangre entera humana coagulada.

La FIG. 37 es un gráfico que ilustra la capacidad de las realizaciones del aparato de la presente invención para caracterizar la disfunción metabólica en sangre entera humana provocada por diversas concentraciones de azida sódica.

La FIG. 38 es un gráfico que ilustra la capacidad de las realizaciones del aparato de la presente invención para caracterizar la disfunción metabólica en el plasma rico en plaquetas provocada por diversas concentraciones de azida sódica discutidas anteriormente en relación con la FIG. 37.

La FIG. 39 es un gráfico que ilustra la capacidad de las realizaciones del aparato de la presente invención para caracterizar la disfunción metabólica en sangre entera humana provocada por diversas concentraciones de citocalasina D.

La FIG. 40 es un gráfico que ilustra la capacidad de las realizaciones del aparato de la presente invención para caracterizar la disfunción metabólica en sangre entera humana provocada por diversas concentraciones de cianuro.

La FIG. 41 es un gráfico que ilustra la capacidad de las realizaciones del aparato de la presente invención para caracterizar la disfunción metabólica en sangre entera humana provocada por diversas concentraciones de tetrazol.

La FIG. 42 es un diagrama de flujo de alto nivel que ilustra los pasos de una realización de un método de la presente invención para detectar una reducción en la fuerza de contracción impartida a una sonda que tiene una porción humedecida en contacto con una muestra de sangre obtenida de un paciente.

Resumen de la presente invención

2. La presente invención se relaciona con un aparato de acuerdo con la reivindicación 1 independiente, un método de acuerdo con la reivindicación 6 independiente y los usos de dicho aparato de acuerdo con las reivindicaciones 10 y 11 independientes.

Una muestra de sangre introducida en el pocillo entra en contacto con la parte humedecida de la sonda. La sonda es pasiva; es decir, la sonda no es impulsada para girar, alternar u oscilar con respecto al pocillo, y el pocillo en el que se introduce la muestra de sangre para la prueba no gira, alterna u oscila con respecto a la sonda. Se forma un coágulo de sangre dentro de la muestra de sangre estancada introducida en el pocillo, y la muestra de sangre coagulada se adhiere a la porción humedecida en contacto de la sonda y se contrae a medida que coagula. La adherencia del coágulo de sangre a la porción humedecida de la sonda en contacto con la muestra de sangre es atribuible a la formación de fibrinas en la muestra de sangre coagulada, y la contracción del coágulo de sangre es impulsada por las plaquetas presentes en la muestra de sangre coagulada. Como resultado de la coagulación de la muestra de sangre, las fibrinas se adhieren a la superficie interior del pocillo y a la superficie exterior de la porción humedecida de la sonda que está en contacto con la muestra de sangre. A medida que las plaquetas se contraen, las plaquetas que se contraen tiran de las fibrinas para aplicar una fuerza de desplazamiento dirigida hacia abajo a la porción humedecida de la sonda. Esa fuerza dirigida hacia abajo se transmite a través de la sonda a un soporte de sonda. Se entenderá que debe haber una fuerza igual y opuesta dirigida hacia arriba aplicada a la sonda para equilibrar la fuerza de desplazamiento dirigida hacia abajo aplicada a la porción humedecida de la sonda por la muestra de sangre coagulada. Como resultado de la aplicación de la fuerza de desplazamiento impartida a la porción humedecida de la sonda, la porción humedecida de la sonda se desplaza hacia abajo dentro del pocillo con respecto al soporte de la sonda. La magnitud del desplazamiento de la porción humedecida de la sonda puede detectarse óptica, visual y/o electrónicamente y puede observarse, medirse y/o correlacionarse con la capacidad de coagulación de la muestra de sangre introducida en el pocillo.

2. La presente invención utiliza dispositivos microelectromecánicos para medir la magnitud del desplazamiento de la porción humedecida de la sonda resultante de la fuerza hacia abajo aplicada por la muestra de sangre coagulada.

En una realización de un aparato y método de la presente invención, uno o más elementos de resorte están dispuestos entre la porción humedecida de la sonda y un soporte de la sonda. Un elemento de resorte usado en una realización del aparato o método de la presente invención se deforma elásticamente de acuerdo con una constante de resorte en respuesta a la fuerza de desplazamiento dirigida hacia abajo aplicada a la porción humedecida de la sonda por la muestra de sangre coagulada. En algunas realizaciones del aparato de la presente invención, una pluralidad de elementos de resorte está dispuestos entre la porción humedecida de la sonda y el soporte de la sonda. La pluralidad de elementos de resorte puede deformarse elásticamente juntos de acuerdo con sus constantes de resorte colectivas en respuesta a una fuerza de desplazamiento dirigida hacia abajo aplicada a la porción humedecida de la sonda por una muestra de sangre coagulada. Los elementos de resorte que pueden disponerse entre la porción humedecida de la sonda y el soporte de la sonda en realizaciones del aparato de la presente invención incluyen, pero no se limitan a, resortes helicoidales, que pueden denominarse resortes helicoidales, resortes de viga, resortes en voladizo y resortes en voladizo doblados, y los resortes pueden ser integrales con la sonda, tales como elementos de resorte en voladizo. Se entenderá que un elemento de resorte alternativo también puede usar un volumen capturado de gas para almacenar energía temporalmente mientras presenta una resistencia predecible y determinable al desplazamiento de la porción humedecida de la sonda. Un elemento de resorte, como se usa ese término en el presente documento, incluye todos los dispositivos mecánicos para almacenar energía y producir alguna cantidad asociada de deformación elástica como resultado del almacenamiento de energía dentro del elemento de resorte.

Un ejemplo de un aparato y método no de acuerdo con la presente invención puede incluir el uso de dispositivos usados para medir el desplazamiento de la porción humedecida de la sonda como resultado de la fuerza de desplazamiento dirigida hacia abajo aplicada a la porción humedecida por una muestra de sangre coagulada. En una realización básica de un aparato y método de la presente invención, un sensor de desplazamiento de instrumento óptico está dispuesto lateralmente a la sonda. Se puede proporcionar una fuente de luz tal como, por ejemplo, pero sin limitación, un diodo emisor de luz (LED), para permitir que el sensor de desplazamiento del instrumento óptico se use para observar y medir la desviación y/o el desplazamiento del porción humedecida de la sonda con respecto a un objeto fijo tal como, por ejemplo, el soporte de la sonda o el pocillo. La deflexión del elemento de resorte con respecto al soporte de la sonda puede medirse y correlacionarse con una fuerza de desplazamiento impartida a la porción humedecida de la sonda por la acción de coagulación de la muestra de sangre. En otra realización del aparato de la presente invención, se puede utilizar un instrumento óptico junto con una fuente de luz láser para incidir sobre una porción de la sonda tanto antes como después de la aplicación de la fuerza de desplazamiento por la muestra de sangre coagulada. En otro ejemplo básico no de acuerdo con la presente invención, se puede usar un instrumento óptico y una fuente de luz láser junto con uno o más espejos para reflejar y redirigir la luz láser desde la fuente de luz láser para aumentar el desplazamiento de la sonda para permitir precisión de medición mejorada.

Un ejemplo de un aparato y método no de acuerdo con la presente invención comprende un pocillo para recibir la muestra de sangre, un soporte de sonda asegurado en una posición relativa al pocillo, un elemento de resorte acoplado entre el soporte de la sonda y una porción humedecida de la sonda soportada dentro del pocillo, y un sensor de desplazamiento de instrumento óptico dispuesto lateralmente a al menos una de la porción humedecida de la sonda y el elemento de resorte, en el que la introducción de un volumen de una muestra de sangre en el pocillo humedece la superficie exterior de la porción humedecida de la sonda y en el que la coagulación dentro de la muestra de sangre imparte una fuerza de desplazamiento dirigida hacia abajo a la porción humedecida de la sonda que da como resultado un desplazamiento de la porción humedecida de la sonda con respecto al soporte de la sonda que da como resultado la deformación del elemento de resorte. El desplazamiento de la porción humedecida de la sonda se mide utilizando el sensor de desplazamiento del instrumento óptico, y el desplazamiento medido se correlaciona con la capacidad de coagulación de la muestra de sangre.

Una realización del aparato y método de la presente invención incluye además un pocillo que tiene una superficie interior que se trata y/o acondiciona para promover y perjudicar la adherencia de la muestra de sangre coagulada a la superficie interior del pocillo a medida que coagula. Por ejemplo, pero sin limitación, una realización del aparato y método de la presente invención puede incluir una porción humedecida de la sonda que tiene una superficie interior que está fabricada, moldeada, tratada y/o acondicionada para promover la adherencia de la muestra de sangre a la porción humedecida de la sonda a medida que se coagula. Como ejemplo adicional, una realización del aparato y método de la presente invención incluye una superficie interior del pocillo que proporciona una superficie con ondulaciones y/o asperezas para promover la adherencia de la muestra de sangre coagulada al pocillo. Como resultado de la superficie con ondulaciones o asperezas en el interior del pocillo, la muestra de sangre coagulada puede permanecer adherida al pocillo y la fuerza de desplazamiento aplicada a la porción humedecida de la sonda por la muestra de sangre coagulada puede maximizarse.

Otra realización del aparato y el método de la presente invención incluye un pocillo que tiene una superficie interior que se trata y/o acondiciona para limitar la adherencia de la muestra de sangre coagulada a la superficie interior del pocillo cuando se coagula. Por ejemplo, una realización del aparato y método de la presente invención puede incluir una superficie interior del pocillo que se fabrica, trata y/o acondiciona para proporcionar una superficie extremadamente lisa a la que se puede adherir la muestra de sangre coagulada depositada en el pocillo. Como resultado de la superficie lisa en el interior del pocillo, la muestra de sangre coagulada puede adherirse tanto a la porción humedecida de la sonda como a la superficie interior del pocillo, y la muestra de sangre coagulada puede desprenderse de la superficie interior del pocillo en un punto en el que se supera la capacidad de la muestra de sangre coagulada para adherirse a la superficie interior lisa del pocillo por las fuerzas contráctiles que actúan entre el coágulo de sangre y la porción humedecida de la sonda. Estas fuerzas contráctiles pueden, si son suficientes, desplazar repentinamente el coágulo de sangre de la posición adherida con la superficie interior lisa del pocillo y hacia la porción humedecida de la sonda que está en contacto con la muestra de sangre coagulada. Se entenderá que la medida de la fuerza y/o el desplazamiento con el que el coágulo de sangre se separa de la superficie interior lisa del pocillo se puede medir y correlacionar para proporcionar indicaciones de la capacidad de la muestra de sangre para adherirse a una superficie durante la coagulación que tiene una rugosidad conocida. Esta realización del aparato y método de la presente invención puede ser especialmente útil para probar la capacidad de los fibrinógenos en la sangre para adherirse a las estructuras durante el proceso de coagulación.

Se entenderá que la superficie interior del pocillo, al igual que la superficie exterior de la porción humedecida de la sonda, en las realizaciones del aparato y método de la presente invención, pueden fabricarse, tratarse o acondicionarse para mejorar la idoneidad del pocillo y la porción humedecida de la sonda para el tipo y modo de la prueba que se realiza en una muestra de sangre, y que estos componentes pueden adaptarse para permitir juntos la prueba de la capacidad de un coágulo de sangre para generar e impartir una fuerza de desplazamiento máxima (por ejemplo, acondicionar la superficie exterior de la sonda y/o la superficie interior del pocilio para promover la adherencia de una muestra de sangre coagulada) o para medir la capacidad de un coágulo de sangre para adherirse a una estructura (por ejemplo, acondicionar la superficie exterior de la sonda y/o la superficie interior del pocillo para promover una falla repentina de adherencia y liberación del componente de la muestra de sangre coagulada).

Una realización del aparato de la presente invención incluye una sonda que tiene una porción humedecida radialmente agrandada para mejorar la fuerza de desplazamiento dirigida hacia abajo que se imparte a la porción humedecida de la sonda por la muestra de sangre coagulada. Una realización del aparato de la presente invención incluye una porción humedecida de una sonda que tiene una porción radialmente ensanchada que tiene una forma bulbosa, en forma de disco (en forma de placa), redondeada y troncocónica.

Una realización del aparato de la presente invención incluye un elemento de resorte que es integral con la sonda. Una sonda puede incluir una porción de cable como un brazo de soporte que se extiende desde un soporte de sonda en un modo en voladizo. En esta realización, la porción de cable, que puede denominarse brazo de soporte, se desvía en voladizo por la fuerza de desplazamiento dirigida hacia abajo aplicada por la muestra de sangre coagulada a la porción humedecida de la sonda. Una realización del aparato de la presente invención incluye un soporte de sonda que tiene una porción de cable o brazo de soporte que se extiende desde el soporte de la sonda en voladizo hasta una porción no lineal o en ángulo de la sonda que se coloca sobre el pocillo en el que se introduce la muestra de sangre. La porción no lineal o en ángulo está entre la porción humedecida de la sonda y el soporte de la sonda. La porción de cable o brazo de soporte, que actúa como un elemento de resorte integral, se deforma en un modo en voladizo de acuerdo con la magnitud de la fuerza de desplazamiento aplicada a la porción humedecida de la sonda por la muestra de sangre coagulada introducida en el pocillo.

Una realización del aparato de la presente invención incluye un soporte de sonda que tiene una porción de cable o brazo de soporte más rígido con un miembro pivotante tal como, por ejemplo, una bisagra dispuesta entre la porción de cable o brazo de soporte y la porción humedecida de la sonda. Esta porción de cable rígido o brazo de soporte no es integral con el elemento de resorte como lo es el brazo de soporte que puede desviarse de su forma original mediante la aplicación de fuerza a la porción humedecida de la sonda, y el aparato puede incluir un elemento de resorte externo dispuesto entre la sonda y el soporte de la sonda.

Una realización del aparato de la presente invención incluye un pocillo que está dispuesto sobre o dentro de una bandeja o base que está conectada al soporte de la sonda. La bandeja o base puede soportar otros componentes del aparato, y la bandeja o base puede incluir un pocillo que es parte integral de la bandeja para recibir una muestra de sangre introducida. Otras realizaciones del aparato de la presente invención pueden incluir un pocillo que tiene una pluralidad de insertos que tienen diferente rugosidad superficial interior, diferentes superficies interiores o tratamientos superficiales o diferentes agentes superficiales aplicados al mismo para acondicionar el pocillo.

Una realización del aparato de la presente invención incluye un soporte de sonda que tiene un brazo de soporte flexible de manera resiliente con un primer extremo estacionario acoplado o conectado al soporte de sonda y un segundo extremo móvil que se extiende sobre el pocillo para soportar la porción humedecida de la sonda dentro del interior del pocillo. El brazo de soporte flexible, que es preferiblemente una porción de cable, es en sí mismo un elemento de resorte (elemento de resorte integral) de modo que la aplicación de una fuerza de desplazamiento a la porción humedecida de la sonda por la muestra de sangre coagulada en el pocillo desvía al menos una porción del brazo de soporte desde una posición y forma originales a una posición desviada y una forma elásticamente deformada. Una realización del aparato de la presente invención incluye una porción humedecida de la sonda que está acoplada de forma pivotante a un brazo de soporte de un soporte de sonda que está hecho de una porción de cable que tiene una constante de resorte conocida. Una realización del aparato de la presente invención incluye una porción humedecida de la sonda soportada por un elemento de resorte para resistir el desplazamiento hacia abajo de una porción humedecida de la sonda resultante de la aplicación de una fuerza de desplazamiento por la contracción de una muestra de sangre coagulada introducida en el pocillo.

La presente invención comprende además un método para medir la capacidad de coagulación de la sangre. Una realización del método de la presente invención comprende proporcionar un pocillo para recibir la muestra de sangre, proporcionar un soporte de sonda en una posición fija en relación con el pocillo, proporcionar una sonda que tenga una porción humedecida con una superficie exterior sostenida desde el soporte de la sonda con la porción humedecida al menos parcialmente dentro del pocillo, disponer un elemento de resorte entre la sonda y el soporte de la sonda e integral con la sonda, acoplar la sonda a uno del elemento de resorte y el soporte de la sonda para soportar la porción humedecida de la sonda al menos parcialmente dentro del pocillo, y disponer un sensor de desplazamiento. De acuerdo con la presente invención, el sensor de desplazamiento es un sensor de desplazamiento de dispositivo microelectromecánico que se acopla a una porción de la sonda, mide el desplazamiento de la parte de la sonda y produce una señal correspondiente al desplazamiento detectado.

Las realizaciones del aparato y el método de la presente invención proporcionan una medición fiable y precisa de la actividad plaquetaria en la sangre. La capacidad de medir la actividad de las plaquetas proporciona implicaciones clínicamente significativas para los pacientes con condiciones que causan una coagulación disfuncional de la sangre. Por ejemplo, pero sin limitarse a ello, la capacidad para medir la actividad plaquetaria se puede utilizar para guiar la administración de hemoderivados en un paciente con hemorragia, para informar el plan farmacológico para el paciente con enfermedad arterial coronaria o para caracterizar el efecto de fármacos antiplaquetarios clínicamente relevantes como, por ejemplo, la aspirina, y puede definir la respuesta de un paciente individual a estos fármacos o el estado de recuperación del paciente cuando se interrumpen estos fármacos. Las realizaciones del aparato y el método de la presente invención permiten medir y caracterizar la conversión de energía dentro y las fuerzas generadas por las plaquetas durante el proceso de coagulación de la sangre.

También se han utilizado realizaciones del aparato y método de la presente invención para confirmar las propiedades básicas que se sabe que están asociadas con la coagulación de la sangre. La energía plaquetaria ofrece señales biológicas únicas que en el pasado han demostrado ser difíciles de medir. Estas señales biológicas únicas pueden identificarse, caracterizarse y medirse con precisión usando realizaciones del aparato y el método de la presente invención, y esta información puede usarse para identificar de manera confiable compuestos o terapias que aceleran o inhiben el metabolismo plaquetario, fomentando una comprensión mucho mejor de señales energéticas medidas tales como, por ejemplo, la respiración plaquetaria y el consumo de oxígeno. Esta información es fácilmente traducible para caracterizar la fisiología sistémica de un paciente y es un indicador confiable de la salud mitocondrial sistémica y la energía plaquetaria.

Las realizaciones del aparato y el método de la presente invención también se pueden usar para proporcionar un diagnóstico temprano del desarrollo de, entre otras condiciones, sepsis en un paciente. Más específicamente, las realizaciones del aparato y método de la presente invención pueden usarse para detectar una reducción en la conversión de energía y las fuerzas de contracción resultantes desarrolladas durante la coagulación de una muestra de sangre obtenida de un paciente de interés.

Otras realizaciones del aparato y método de la presente invención proporcionan el diagnóstico de sepsis en un paciente. Por ejemplo, pero sin carácter limitativo, una realización del método de la presente invención comprende los pasos de: 1 ) obtener una muestra de sangre de un paciente; 2 ) usar una realización de uno de los aparatos y métodos de la presente invención para medir las fuerzas generadas dentro de una muestra de sangre coagulada tomada del paciente; 3) comparar las fuerzas medidas detectadas dentro de la muestra de sangre con las fuerzas medidas detectadas dentro de una muestra de sangre obtenida previamente del paciente y una muestra de sangre obtenida de un paciente diferente que se sabe que está libre de sepsis u otra disfunción mitocondrial que afecta la coagulación; y 4) detectar una capacidad reducida de la muestra de sangre para generar fuerzas durante la contracción resultante de la coagulación de la sangre. Si la capacidad reducida detectada de la muestra de sangre para generar fuerzas durante la contracción resultante de la coagulación de la sangre indica una reducción suficiente en la cantidad de fuerza desarrollada dentro de la muestra de sangre tomada del paciente de interés durante la contracción resultante de la coagulación de la muestra de sangre, el paciente puede ser diagnosticado con sepsis.

Aún otras realizaciones del aparato y método de la presente invención proporcionan el diagnóstico de sepsis, una disfunción mitocondrial o un trastorno mitocondrial en un paciente de interés. Por ejemplo, pero sin carácter limitativo, una realización de un método de la presente invención comprende los pasos de: 1 ) obtener una muestra de sangre de un paciente; 2 ) usar una realización de uno de los aparatos y métodos de la presente invención para medir las fuerzas generadas dentro de la muestra de sangre coagulada tomada del paciente; 3) comparar las fuerzas medidas detectadas dentro de la muestra de sangre con las fuerzas medidas detectadas dentro de una muestra de sangre obtenida previamente del paciente y una muestra de sangre obtenida de un paciente diferente que se sabe que está libre de disfunción mitocondrial y sepsis; y 4) detectar una reducción en la fuerza desarrollada durante la contracción resultante de la coagulación de la muestra de sangre obtenida del paciente en comparación con la fuerza desarrollada durante la coagulación de una muestra de sangre obtenida previamente del paciente y una muestra de sangre obtenida de una persona conocida por estar libre de sepsis y trastornos de disfunción mitocondrial. Los trastornos de disfunción mitocondrial que se pueden detectar usando realizaciones del método incluyen, pero no se limitan a, cáncer, neurodegeneración, diabetes y lesiones por isquemia/reperfusión tales como las resultantes, por ejemplo, de infarto de miocardio y accidente cerebrovascular, afecciones inflamatorias agudas, enfermedades inflamatorias crónicas, choque cardiogénico, enfermedad de Alzheimer, enfermedad de Huntington, esquizofrenia, migrañas, enfermedad de Parkinson y síndrome de Down.

La facilidad de obtener un pequeño volumen de sangre de un paciente, combinada con la pequeña cantidad de tiempo necesario para usar una realización de un aparato o método de la presente invención, permite a un médico obtener múltiples muestras de sangre durante un período de tiempo registrado y detectar, monitorizar y cuantificar el desarrollo de una condición séptica previa al choque. Además, estos factores permiten que un médico utilice una realización de un aparato o método de la presente invención para detectar, controlar y cuantificar la mejora del paciente a medida que una afección o trastorno detectado y tratado se resuelve para afecciones que no son crónicas, tal como, por ejemplo, pero no limitado a, sepsis.

Si bien no está limitado por un mecanismo particular, la realización del aparato y el método de la presente invención permiten la determinación de la energía total producida por las plaquetas durante la coagulación de una muestra de sangre como lo indica la integral de la forma de onda de fuerza resultante de la fuerza contráctil de las plaquetas. Más específicamente, la determinación del área bajo una curva de fuerza representa la cantidad de trabajo mecánico realizado y la energía producida por la muestra de sangre coagulada. El principio de equivalencia trabajo-energía se aplica a este sistema como lo hace al equivalente mecánico en el trabajo mecánico más familiar y bien conocido impartido a o por un elemento de resorte y como lo hace al equivalente químico de la energía química (trifosfato de adenosina o "ATP"). El trabajo mecánico se puede usar para almacenar energía dentro de un elemento de resorte energizando el elemento de resorte desde un modo relajado a un modo energizado o comprimido. En esta conversión de energía, el trabajo se convierte en energía potencial, que se almacena en el elemento de resorte, lo que resulta en un aumento de la energía dentro del elemento de resorte. La cantidad de trabajo impartida al elemento de resorte y la energía potencial resultante almacenada en el elemento de resorte se pueden cuantificar mediante la determinación de la integral de la ecuación que relaciona la fuerza aplicada con el desplazamiento del elemento de resorte. En el equivalente químico, la formación de ATP es el resultado del aumento de energía en el sistema resultante de la producción plaquetaria de ATP.

Volviendo al equivalente de resorte mecánico, se sabe que el trabajo impartido a un elemento de resorte desplazado de un modo relajado a un modo desviado, comprimido o energizado, donde el elemento de resorte tiene una constante de resorte lineal, se puede determinar como la integral de la ecuación que representa el trabajo impartido al elemento de resorte. Para una constante de resorte de k, en unidades de Newton por metro (N/m), la cantidad de trabajo impartido a un elemento de resorte desplazado de un modo relajado a un modo desviado, comprimido o energizado es análogo a la cantidad de trabajo producido por plaquetas resultantes de la coagulación de una muestra de sangre coagulada. La cantidad de trabajo almacenado en un elemento de resorte, producido por un elemento de resorte o producido por el equivalente químico de una muestra de sangre coagulada, se puede determinar en términos de la cantidad del desplazamiento medido x como:

Se entenderá que, en el contexto de las realizaciones del aparato o método de la presente invención, el desplazamiento es el movimiento medido de una porción humedecida de una sonda en contacto con la muestra de sangre coagulada. La integración de la fuerza aplicada a la porción humedecida de la sonda por la muestra de sangre en coagulación directamente con el tiempo se puede realizar usando métodos numéricos. La constante de resorte k depende de las dimensiones de uno o más elementos de resorte, tales como vigas de resorte en el resorte de viga, y es conocida. Esta integral expresa la cantidad de energía producida por una determinada muestra de sangre durante la fase de contracción de la coagulación sanguínea y, cuando se normaliza por el recuento de plaquetas, proporciona información sobre la capacidad global del paciente para utilizar sustratos energéticos. Por lo tanto, las realizaciones altamente sensibles descritas del aparato y los métodos que miden la fuerza contráctil de las plaquetas también se pueden usar para identificar la disfunción mitocondrial o la sepsis en una etapa temprana. Esto puede ser particularmente valioso en la detección temprana de sepsis y una condición previa al choque.

La sepsis es una condición de la sangre que actualmente es difícil de diagnosticar antes de que la disfunción del órgano final sea inminente. La sepsis es una afección de salud que es común, costosa de tratar y, a menudo, mortal. Los hospitales y los médicos a menudo usan algoritmos para detectar posibles casos de sepsis y el protocolo de tratamiento a menudo requiere que los médicos documenten las respuestas de los pacientes. Estos algoritmos generalmente se basan en la temperatura, la presión arterial, la frecuencia cardíaca y la frecuencia respiratoria observadas por el paciente. En particular, la frecuencia respiratoria de un paciente es un determinante principal del estado de sepsis y una condición observable que a menudo está mal documentada por los médicos y en la mayoría de los hospitales. Como resultado, lo que a menudo se considera que son indicaciones tempranas observables disponibles de sepsis generan muchos falsos positivos, mientras que las indicaciones más específicas brindan una señal muy tardía que puede aprenderse después del inicio de la disfunción orgánica en el paciente. Las realizaciones del aparato y el método de la presente invención permiten a un médico u hospital obtener una muestra de sangre de un paciente y analizar la muestra de sangre de forma rápida y económica para detectar la aparición de sepsis, lo que permite un diagnóstico y tratamiento tempranos de una afección que mata al menos 500,000 personas o más cada año.

La capacidad de las realizaciones del aparato y el método de la presente invención para detectar y medir la fuerza contráctil de las plaquetas en la muestra de sangre de un paciente como indicador de la disfunción mitocondrial ha sido confirmada a través de pruebas en las que las plaquetas se expusieron a diferentes concentraciones de inhibidores tales como, por ejemplo, azida de sodio que conduce a la disfunción mitocondrial como se describe con más detalle a continuación.

Entre otras ventajas, la facilidad de obtener un pequeño volumen de sangre del paciente en combinación con la capacidad de uso rápido de las realizaciones del aparato y el método de la presente invención permite que un médico u hospital obtenga múltiples muestras a lo largo del tiempo, para analizar las muestras, y de ese modo monitorizar el desarrollo de una condición séptica previa al choque o para monitorizar la mejora del paciente a medida que se resuelve el trastorno no crónico tal como, pero sin limitarse a, sepsis.

La determinación de la energía y la mecánica de las plaquetas proporciona señales biológicas únicas que requieren distintos dispositivos para la medición. Los experimentos han demostrado métodos para acelerar o inhibir el metabolismo de las plaquetas, lo que fomenta la comprensión de las señales energéticas medidas, como la respiración plaquetaria y el consumo de oxígeno, como indicadores de la fisiología sistémica de un paciente y biomarcadores de la salud mitocondrial sistémica, incluyendo, pero sin limitarse a, pacientes con sepsis, pacientes hipocoagulables y pacientes hipercoagulables en el hospital y pacientes anticoagulados en casa. Sin embargo, la energía de las plaquetas ha resultado difícil de medir. La mecánica de las plaquetas, tal como la fuerza de contracción de las plaquetas, la rata de contracción o el módulo de elasticidad del coágulo, se captura fácilmente con el dispositivo. La disfunción plaquetaria a menudo se clasifica en enfermedades que causan trastornos metabólicos como sepsis o enfermedades que causan disfunciones mecánicas como la enfermedad de von Willebrand.

La energía plaquetaria gobierna la función plaquetaria global y el equilibrio de la oferta y la demanda metabólicas. Todos los procesos biológicos que ocurren después de la activación plaquetaria son dependientes de energía, susceptibles a trastornos de la función mitocondrial o de la glucólisis. Los cambios en los procesos energéticos como la función mitocondrial afectan una serie de señales medibles. Por ejemplo, la azida de sodio inhibe el proceso energético de la fosforilación oxidativa al inhibir el complejo IV en la cadena de transporte de electrones, lo que provoca una disminución dependiente de la dosis en la respiración plaquetaria medida. Este modo de inhibición es paralelo al asociado con la enfermedad de Alzheimer, donde los niveles del complejo IV en las mitocondrias plaquetarias se reducen significativamente (véase, por ejemplo, Platelet Energetics and Mechanics: A Review by M. J. George, C. E. Wade, C. S. Cox and B. S. Gill).

Descripción detallada de realizaciones preferidas

Pueden usarse realizaciones del aparato de la presente invención para determinar la capacidad de coagulación de una muestra de sangre, y pueden usarse realizaciones de un método de la presente invención para determinar la capacidad de coagulación de una muestra de sangre.

La sangre de los mamíferos se coagula formando una red de fibrinas polimerizadas. Un monómero circulante llamado fibrinógeno es inducido a polimerizarse en fibrina, que forma el coágulo físico. Las fibrinas se unen unas a otras y forman una red de fibrinas, o un esqueleto de fibrina. El aumento de la polimerización de la fibrina da como resultado un cambio en la viscosidad de una muestra de sangre coagulada y, con el aumento de la unión a la red de fibrina, el coágulo comienza a comportarse como un material compuesto sólido en lugar de comportarse como un fluido. Las fibrinas se adhieren a las superficies de las estructuras en contacto con la muestra de sangre a medida que se coagula. La adherencia de las fibrinas une el esqueleto de fibrina a la estructura y, a medida que progresa la coagulación, el esqueleto de fibrina se contrae. Como resultado de la contracción del esqueleto de fibrina y la adherencia de las fibrinas a las estructuras en contacto, se puede aplicar una fuerza de desplazamiento a una estructura a la que se han adherido las fibrinas. Una fuerza de desplazamiento resultante de la adherencia de la fibrina a la estructura puede medirse y correlacionarse con la capacidad de coagulación de la muestra de sangre.

Las realizaciones del aparato y el método de la presente invención proporcionan pruebas fiables y repetibles de la función plaquetaria midiendo la cantidad de fuerza desarrollada durante la contracción de una muestra de sangre durante la coagulación, produciendo así una señal clínica distinta en respuesta a niveles variables de función plaquetaria según lo inducido por el número de plaquetas, la presencia de fármacos antiplaquetarios o la variación fenotípica de la función plaquetaria de un paciente individual.

Aunque se han desarrollado otros "ensayos de plaquetas", la mayoría tiene una aplicación clínica limitada. Una de las razones de esto es el intento de sustituir una cantidad fácil de medir como indicador de la función plaquetaria general. Tradicionalmente, el tiempo de sangrado es la prueba que se realiza para evaluar la función plaquetaria. Se hace sangrar al paciente y se considera que el tiempo que tarda en dejar de sangrar es un indicador de la función plaquetaria. Actualmente hay disponibles varios ensayos de plaquetas en el punto de atención tales como, por ejemplo, Plateletworks® (Helena Labs, Beaumont, Texas, EE. UU.), que utiliza el recuento de células después de la activación, PFA-100/200 (Siemens), que mide la capacidad de la sangre del paciente con citrato para cerrar una abertura fija en una membrana, y VerifyNow® (Accriva Diagnostics) un agregómetro de plaquetas que utiliza cambios en la densidad óptica que resultan de la acumulación de plaquetas en una muestra de sangre. Sin embargo, todos estos ensayos tienen limitaciones.

También hay ensayos que están dirigidos a proteínas específicas o porciones del proceso de coagulación tales como, por ejemplo, la unión del receptor Gp IIb/IIIa, pero ningún paso único proporciona una indicación clara del complejo proceso de formación de coágulos que evoluciona en el tiempo.

En contraste con estas pruebas disponibles, las realizaciones del aparato y los métodos de la presente invención proporcionan un medio para obtener una representación detallada de la función plaquetaria a lo largo de las fases de activación y contracción de la función plaquetaria. Estos aparatos y métodos pueden activar el proceso de coagulación usando agentes farmacológicos para obtener un resultado más rápido, o pueden proceder más lentamente usando solo la activación superficial para iniciar la coagulación para explorar los efectos relativos de la adhesión en la función general del coágulo. La extrema sensibilidad del aparato y los métodos proporcionados en el presente documento permiten la detección de pequeñas diferencias en la función que no son perceptibles mediante las pruebas actualmente disponibles.

Este enfoque innovador mejora los ensayos de plaquetas existentes debido a que permite que el coágulo se comporte de una manera fisiológicamente relevante, y la sonda de medición y el resorte permiten que la maquinaria de actina/miosina se contraiga a lo largo de una distancia lineal relativamente larga. Las tres facetas de la función plaquetaria (adhesión, contracción, transducción de señales) contribuyen al resultado final, que proporciona un perfil de fuerza con base en el tiempo generado con una sensibilidad muy alta (es decir, sensibilidad submicronewton).

Hay múltiples trastornos (como, entre otros, uremia, trombastenia de Glanzmann y otros) en los que el recuento de plaquetas puede ser normal pero la función está claramente alterada, como lo demuestra un sangrado clínicamente importante. Incluso una población de individuos por lo demás normales demostrará una variedad de respuestas a un fármaco antiplaquetario dado; esto se ha demostrado más claramente con clopidogrel (Plavix®). Estos métodos también facilitan la transfusión de plaquetas para la prevención de complicaciones hemorrágicas en la trombocitopenia. Las pautas de transfusión utilizan una variedad de valores de umbral para desencadenar la transfusión de plaquetas; sin embargo, los médicos atienden de forma rutinaria a pacientes con valores inferiores a los umbrales en los que no se produce sangrado. Este es un claro ejemplo de cómo la función plaquetaria variable anula el simple recuento de plaquetas para generar un comportamiento de sangrado clínicamente importante. Estos métodos permiten a los médicos evaluar la función plaquetaria, así como contar y permitir una mejor orientación de las costosas transfusiones de plaquetas, tal como las que se usan de forma rutinaria, entre otros, en oncología, neonatología y reanimación de traumatismos.

La FIG. 1 es una ilustración de una fuerza de desplazamiento dirigida hacia abajo aplicada como lo indica la flecha 25 por contracción de una muestra 50 de sangre coagulada a una porción 24 humedecida de una sonda 20 que entra en contacto con la muestra 50 de sangre La porción 24 humedecida de la sonda 20 puede colocarse dentro del pocillo 30 y la muestra 50 de sangre puede introducirse en el pocillo 30 para ponerse en contacto con la porción 24 humedecida de la sonda 20 para probar la capacidad de la muestra 50 de sangre para coagular, o la muestra 50 de sangre puede introducirse en el pocillo 30 y luego la sonda 20 se introduce en la muestra 50 de sangre para mojar la porción 24 humedecida de la sonda 20 para comenzar la prueba. La extensión de la porción 24 humedecida de la sonda 20 depende del volumen de la muestra 50 de sangre y el nivel de la interfaz 52 de sangre. Fibrinas que se forman en la muestra 50 de sangre se adhieren a la superficie 32 interior del pocillo 30 y a la superficie 22 exterior de la porción 24 humedecida de la sonda 20 a medida que las plaquetas de la muestra 50 de sangre se contraen durante la coagulación de la muestra 50 de sangre La adherencia de las fibrinas a la superficie 32 interior del pocillo 30 y a la porción 24 humedecida de la sonda 20, y la contracción de las plaquetas de la muestra 50 de sangre, dan como resultado una fuerza de desplazamiento dirigida hacia abajo como se ilustra con la flecha 25 aplicada a la sonda 20 Esta interacción entre la muestra 50 de sangre coagulada y tanto de la superficie 32 interior del pocillo 30 como la porción 24 humedecida de la sonda 20, causa el desplazamiento de la fuerza aplicada a la sonda 20. La observación del desplazamiento de la sonda 20 en respuesta a la fuerza de desplazamiento aplicada y la medición del desplazamiento permiten la determinación de la capacidad de la muestra 50 de sangre de coagular.

La FIG. 2 es una ilustración de un ejemplo de un aparato 10 no de acuerdo con la presente invención para determinar la capacidad de una muestra 50 de sangre de coagular El aparato 10 utiliza la interacción entre una muestra 50 de sangre coagulada (no se muestra en la FIG. 2) recibida en un pocillo 30 y una sonda 20 que tiene una porción 24 humedecida suspendida en el pocillo 30 y puesta en contacto por una muestra 50 de sangre como se ilustra en la FIG.

1. El aparato 10 de la FIG. 2 comprende un pocillo 30 que tiene una superficie 32 interior, un soporte 29 de sonda que se fija en relación con el pocillo 30, una sonda 20 soportada desde el soporte 29 de sonda con al menos algo de una porción 24 humedecida de la sonda 20 suspendida dentro del pocillo 30. El 2. ejemplo del aparato 10 no de acuerdo con la presente invención ilustrada en la FIG. 2 comprende además un elemento 35 de resorte dispuesto entre el soporte 29 de sonda y la porción humedecida de la sonda 20, un instrumento 60 óptico sensor de desplazamiento dispuesto lateralmente a la sonda 20 y gradaciones 62 dispuestas en una porción de la sonda 20 que se puede observar con el instrumento 60 óptico. Opcionalmente, el instrumento 60 óptico se puede soportar en el soporte 29 de sonda como se ilustra en las FIGs. 2-7. La sonda 20 además incluye un brazo 28 de soporte para acoplar y soportar un elemento 35 de resorte que, a su vez, soporta la porción 24 humedecida de la sonda 20 dentro del pocillo 30. El elemento 35 de resorte de la FIG. 2 tiene una longitud 36 original. Opcionalmente, el aparato 10 puede comprender además una porción 27 en ángulo entre la porción 24 humedecida de la sonda 20 y el soporte 29 de sonda.

La FIG. 3 es la ilustración del ejemplo del aparato 10 no de acuerdo con la presente invención ilustrada en la FIG. 2 después de una muestra 50 de sangre se introduce en el pocillo 30 para ponerse en contacto con al menos parte de la porción 24 humedecida de la superficie 22 exterior de la sonda 20. El elemento 35 de resorte del aparato 10 dispuesto debajo de la porción 27 en ángulo se ilustra como alargado desde su longitud 36 original mostrada en la FIG. 2 hasta una longitud 37 deformada elásticamente debido a la aplicación de una fuerza de desplazamiento dirigida hacia abajo en la dirección de la flecha 25 por la muestra 50 de sangre coagulada a la porción 24 humedecida de la sonda 20. La muestra 50 de sangre introducida en el pocillo 30 hace contacto y se adhiere a la porción 24 humedecida de la superficie 22 exterior de la sonda 20 y se adhiere a la superficie 32 interior del pocillo 30. A medida que la coagulación de la muestra 50 de sangre progresa, la adherencia de las fibrinas y la contracción de la muestra 50 de sangre coagulada imparte la fuerza de desplazamiento tirando de la porción 24 humedecida de la sonda 20 hacia el interior 32 del pocilio 30 La cantidad de deformación del elemento 35 de resorte desde la longitud 36 original ilustrado en la FIG. 2 hasta la longitud 37 deformada ilustrada en la FIG. 3 es una función de la magnitud de la fuerza de desplazamiento aplicada a la porción 24 humedecida de la sonda 20 por la coagulación de la muestra 50 de sangre y de la constante de resorte del elemento 35 de resorte. El tamaño, la forma y el área superficial de la porción 24 humedecida de la sonda 20 afecta la magnitud de la fuerza de desplazamiento aplicada a la porción 24 humedecida de la sonda 20 por la coagulación de la muestra 50 de sangre El sensor de desplazamiento 60 del instrumento óptico se puede usar para determinar el desplazamiento de la porción 24 humedecida de la sonda 20 como una diferencia entre una gradación 62 alineada originalmente y una gradación 62 que se alinea después del desplazamiento hacia abajo de la sonda 20.

La FIG. 4 es una ilustración de un ejemplo alternativo de un aparato 10 no de acuerdo con la presente invención para determinar la capacidad de una muestra 50 de sangre de coagular La FIG. 4 ilustra un aparato 10 que comprende un pocillo 30 que tiene una superficie 32 interior y una sonda 20 que tiene un brazo 28A de soporte flexible conectado en un modo en voladizo entre un soporte 29 de sonda y un vástago 26 de soporte Una porción 27 en ángulo está dispuesta dentro de la sonda 20 entre el vástago 26 de soporte y el brazo 28A de soporte. Opcionalmente, la porción 27 en ángulo ilustrada en la FIG. 4 es una porción en ángulo pivotante que se adapta a un cambio en el ángulo de la porción 27 en ángulo a medida que ocurre el desplazamiento de la porción 24 humedecida de la sonda 20. El soporte 29 de sonda está fijo en relación con el pocillo 30 y una sonda 20 soportada desde el brazo 28A de soporte flexible y en voladizo está suspendida dentro del pocillo 30 El brazo 28A de soporte flexible del soporte 29 de sonda soporta la sonda 20 y, al mismo tiempo, funciona como un elemento de resorte integral dispuesto entre la porción 24 humedecida de la sonda 20 y el soporte 29 de sonda debido a que puede desviarse, en un modo en voladizo, desde su posición original que se muestra en la FIG. 4 por una fuerza de desplazamiento dirigida hacia abajo aplicada a la porción 24 humedecida de la sonda 20 por la muestra 50 de sangre coagulada (no se muestra en la FIG. 4) introducida en el pocillo 30 Un instrumento 60 óptico está dispuesto lateralmente a la porción 24 humedecida de la sonda 20 y se proporcionan gradaciones 62 en una porción de la sonda 20 que se pueden observar usando el instrumento 60 óptico Se observará que la posición original del brazo 28A de soporte flexible que se extiende desde el soporte 29 de sonda se indica con la línea 41 de puntos.

La FIG. 5 es la ilustración del aparato 10 de la FIG. 4 después de que una muestra 50 de sangre se introduce en el pocillo 30 para ponerse en contacto con una porción 24 humedecida de la superficie 22 exterior de la sonda 20. La coagulación de la muestra 50 de sangre introducida en el pocillo 30 para llenar el pocillo 30 hasta la interfaz 52 de sangre da como resultado una fuerza de desplazamiento dirigida hacia abajo aplicada a la sonda 20 y al vástago 26 de soporte de la sonda 20 en la dirección de la flecha 25 para causar una desviación hacia abajo del brazo 28A de soporte a través de un ángulo 21. El ángulo 21, que es la diferencia angular entre la posición angular original del brazo 28A de soporte flexible indicado por la línea 41 de puntos y la posición desviada del brazo 28A de soporte indicada por la línea 42 de puntos se puede medir y correlacionar con las propiedades del brazo 28A de soporte flexible para determinar la magnitud de la fuerza de desplazamiento aplicada a la sonda 20 por la muestra 50 de sangre coagulada. La magnitud de la fuerza de desplazamiento se puede correlacionar con la capacidad de la muestra 50 de sangre de coagular. Alternativamente, el instrumento 60 óptico y las graduaciones 62 en la sonda 20 se pueden utilizar para determinar el desplazamiento de la porción 24 humedecida de la sonda 20 como una diferencia entre una gradación 62 originalmente alineada y una gradación adyacente que está alineada con el instrumento 60 óptico después del desplazamiento de la sonda 20. Opcionalmente, una porción 27 en ángulo pivotante tal como, por ejemplo, una bisagra, puede disponerse entre la porción 24 humedecida de la sonda 20 y el brazo 28A de soporte para minimizar el movimiento lateral de la porción 24 humedecida de la sonda 20 durante la desviación del brazo 28A de soporte a través del ángulo 21.

En el ejemplo alternativo del aparato 10 no de acuerdo con la presente invención ilustrada en las FIGs. 4 y 5, el elemento de resorte del aparato 10 es integral con el brazo 28A de soporte del soporte 29 de sonda, y la aplicación de una fuerza de desplazamiento en la dirección de la flecha 25 aplicada a la porción 24 humedecida de la sonda 20 por la muestra 50 de sangre coagulada produce la desviación dirigida hacia abajo del brazo 28A de soporte.

La FIG. 6 es una ilustración de un segundo ejemplo alternativo de un aparato 10 no de acuerdo con la presente invención para determinar la capacidad de una muestra 50 de sangre de coagular. La FIG. 6 ilustra un aparato 10 que comprende un pocillo 30 que tiene una superficie 32 interior, un soporte 29 de sonda que tiene un brazo 28 de soporte rígido que se fija en relación con el pocillo 30, una sonda 20 suspendida del soporte 29 de sonda para desechar la porción 24 humedecida dentro del pocillo 30 y un elemento de resorte externo 35 dispuesto entre el soporte 29 de sonda y la sonda 20 y, más concretamente, entre el elemento 35 de resorte y un extremo 23 adjunto de la sonda 20. Un vástago 26 de soporte se dispone entre la porción 24 humedecida de la sonda 20 y el brazo 28 de soporte rígido Un instrumento 60 óptico está dispuesto lateralmente a la sonda 20 y se pueden observar gradaciones 62 dispuestas en una porción de la sonda 20 usando el instrumento 60 óptico. El brazo 28 de soporte del ejemplo del aparato 10 de la FIG. 6 está acoplado de manera pivotante para pivotar sobre una porción 45 del soporte 29 de sonda tras la deformación del elemento 35 de resorte. El elemento 35 de resorte tiene una longitud 36 original ya que soporta la porción 24 humedecida de la sonda 20 dentro del pocillo 30 Opcionalmente, un miembro 27 pivotante tal como, por ejemplo, una bisagra, está dispuesto entre el soporte 29 de sonda y la porción 24 humedecida de la sonda 20 para minimizar el movimiento lateral de la sonda 20 dentro del pocillo 30.

La FIG. 7 es la ilustración del aparato 10 de la FIG. 6 después de una muestra 50 de sangre se introduce en el pocilio 30 hasta la interfaz 52 de sangre para ponerse en contacto con una porción 24 humedecida de la superficie 22 exterior de la sonda 20 La contracción de la muestra 50 de sangre coagulada y la consiguiente adherencia de la muestra 50 de sangre a la superficie 32 interior del pocillo 30 imparte una fuerza de desplazamiento dirigida hacia abajo en la dirección de la flecha 25 El brazo 28 de soporte rígido de la sonda 20 gira sobre la porción 45 del soporte 29 de sonda en respuesta a la fuerza de desplazamiento, y el elemento 35 de resorte del aparato 10 se deforma desde su longitud 36 original (mostrado en la FIG. 6) hasta una longitud 37 deformada debido a la aplicación de una fuerza de desplazamiento a la porción 24 humedecida por la muestra 50 de sangre coagulada. La deformación del elemento 35 de resorte desde la longitud 36 original, ilustrada en la FIG. 6, hasta la longitud 37 deformada, ilustrada en la FIG. 7, será una función de la fuerza de desplazamiento aplicada a la sonda 20 por contracción de la muestra 50 de sangre coagulada, la posición de la porción 45 del brazo 28 de soporte en la que se produce el pivote en relación con la porción 27 en ángulo y el extremo 23 adjunto, y la constante de resorte del elemento 35 de resorte. Alternativamente, el instrumento 60 óptico se puede utilizar para determinar el desplazamiento de la sonda 20 como una diferencia entre una gradación 62 originalmente alineada y de una gradación adyacente alineada con esta después del desplazamiento de la sonda 20 El tamaño y la forma de la sonda. 20, y el tamaño de la porción 24 humedecida de la sonda 20 también afectan la magnitud de la fuerza aplicada a la sonda 20 por contracción de la muestra 50 de sangre coagulada.

Será ventajoso para realizaciones de un aparato 10 para medir la capacidad de una muestra 50 de sangre de coagular, que sea portátil y compacto. Los componentes de las realizaciones del aparato 10 discutido anteriormente en relación con las FIGs. 2-7 pueden optimizarse para satisfacer la necesidad de miniaturización. También será ventajoso para realizaciones de un aparato 10 para medir la capacidad de una muestra 50 de sangre de coagularse, que sea muy sensible a fuerzas de desplazamiento / desplazamientos muy pequeños de cualquier componente móvil que sea desplazado por las fuerzas impartidas a la sonda 20. Las realizaciones del aparato 10 discutidas a continuación están adaptadas para la miniaturización y para detectar de manera confiable los desplazamientos de la porción 24 humedecida de la sonda 20 que resultan de las fuerzas aplicadas por la muestra 50 de sangre coagulada.

La FIG. 8 es una vista en alzado de un ejemplo de un aparato 10 no de acuerdo con la presente invención para determinar la capacidad de una muestra 50 de sangre de coagular El aparato 10 de la FIG. 8 incluye un pocillo 30 para recibir una muestra 50 de sangre, una sonda 20, una pluralidad de soportes 29 de sonda y una pluralidad de elementos 35 de resorte con piernas 34 entre la sonda 20 y la pluralidad de soportes 29 de sonda. El 2. ejemplo del aparato 10 de la FIG. 8 incluye un sensor 33 de desplazamiento de capacitancia variable dispuesto entre la sonda 20 y la pluralidad de soportes 29 de sonda. El sensor 33 de desplazamiento de capacitancia variable incluye un ensamblaje 71 móvil que tiene un mástil 76 central desde el cual una pluralidad de aletas 72 móviles se extiende y un par de ensamblajes 81 estacionarios desde el cual una pluralidad de aletas 82 estacionarias se extiende La pluralidad de aletas 72 móviles soportada en el ensamblaje 71 móvil está dispuesta en una disposición interdigitada con la pluralidad de aletas 82 estacionarias soportada en el par de ensamblajes 81 estacionarios. Una corriente, representada por el signo 98 positivo y el signo 99 negativo, se aplica a través del par de ensamblajes 81 estacionarios. Esta disposición da como resultado un condensador que almacena energía eléctrica temporalmente en un campo eléctrico alrededor de la pluralidad de aletas 72 móviles y la pluralidad de aletas 82 estacionarias. Los factores que afectan el campo eléctrico desarrollado como resultado de la aplicación de corriente incluyen el área superficial de la pluralidad de aletas 72 móviles y la pluralidad de aletas 82 estacionarias, el número de la pluralidad de aletas 72 móviles y la pluralidad de aletas 82 estacionarias y el ancho de la brecha entre ellos. Se comprenderá que cuanto mayor sea el área superficial, mayor el número de aletas y cuanto menor sea la brecha, mayor será la capacitancia para una corriente dada.

El sensor 33 de desplazamiento de capacitancia variable de la FIG. 8 es variable debido a que un pequeño desplazamiento de la pluralidad de aletas 72 móviles con relación a la pluralidad interdigitada de aletas 82 estacionarias, cambia el comportamiento electrónico del sensor 33 de desplazamiento cambiando la interacción electrónica entre la pluralidad de aletas 72 móviles con relación a la pluralidad de aletas 82 estacionarias, y el cambio se puede medir y correlacionar con el desplazamiento de la pluralidad de aletas 72 móviles con relación a las aletas 82 estacionarias. Cuando hay un potencial invariable entre los conductores (por ejemplo, cuando un condensador se conecta a una fuente constante de potencial eléctrico tal como, por ejemplo, una batería), se desarrolla un campo eléctrico a través del dieléctrico, lo que hace que se produzca una carga positiva "+" para recoger en una de la pluralidad de aletas 72 móviles y la pluralidad de aletas 82 estacionarias y carga negativa "-" para recoger en la otra de la pluralidad de aletas 72 móviles y la pluralidad de aletas 82 estacionarias. La medición del cambio en las propiedades de capacitancia del sensor 33 como resultado del desplazamiento de la pluralidad de aletas 72 móviles y la pluralidad de aletas 82 estacionarias se puede correlacionar con la magnitud del desplazamiento de la sonda 20 y con la capacidad de la muestra 50 de sangre de coagular.

La FIG. 9 es una vista ampliada de una porción de un sensor 33 de desplazamiento de capacitancia variable del aparato 10 de la FIG. 8 que muestra dos pares de aletas 72 móviles adyacentes soportadas en un ensamblaje 71 móvil entre un par de aletas 82 estacionarias adyacentes en un ensamblaje 81 estacionario del sensor 33 de desplazamiento con una sola aleta 82 estacionaria soportada en el ensamblaje 81 estacionario en una posición original dispuesta entre cada miembro de cada par de aletas 72 móviles. La FIG. 9 ilustra que una primera brecha 83 entre cada aleta 72 móvil y la aleta 82 estacionaria adyacente, y una segunda brecha 84 entre un extremo 75 de cada aleta 72 móvil y el mástil 76 central del ensamblaje 71 móvil.

La FIG. 10 es la vista ampliada como en la FIG. 9 después de que el par de aletas 72 móviles del ensamblaje 71 móvil se desplazan en relación con las aletas 82 estacionarias del ensamblaje 81 estacionario por contracción de una muestra 50 de sangre coagulada (no se muestra en la FIG. 10) hasta la sonda 20 del sensor 33 de desplazamiento. Mientras que las brechas 84 entre los extremos 75 de las aletas 82 estacionarias y el mástil 76 central no se modifican por el movimiento de las aletas 72 móviles, las aletas 82 estacionarias ya no son equidistantes de las aletas 72 móviles adyacentes y la posición asimétrica de las aletas 82 estacionarias con relación al par adyacente de aletas 72 móviles está representada por las nuevas brechas 183 y 283 por encima y por debajo de las aletas 82 estacionarias, respectivamente. Esta nueva disposición altera el rendimiento electrónico del sensor 33 de desplazamiento de capacitancia variable para cambiar desde su desempeño original asociado con las posiciones de la pluralidad de aletas 72 móviles y la pluralidad de aletas 82 estacionarias reflejado en la FIG. 9. El rendimiento electrónico modificado del sensor 33 de desplazamiento se puede medir y correlacionar con un desplazamiento de la sonda 20 del aparato 10 que produce el cambio medido.

La pluralidad de elementos 35 de resorte ilustrada en la FIG. 8 como soporte del ensamblaje 71 móvil del aparato 10 son una pluralidad de resortes de viga plegados. Estos elementos 35 de resorte cooperar para acomodar el movimiento lineal de la sonda 20 y para evitar así la interferencia o el contacto entre los componentes del ensamblaje 71 móvil y el ensamblaje 81 estacionario.

La FIG. 11 es una vista ampliada de una porción de la FIG. 8 que muestra un elemento 35 de resorte dispuesto entre una pluralidad de soportes 29 de sonda y un mástil 76 central del ensamblaje 71 móvil del sensor 33 de desplazamiento de la FIG. 8. El mástil 76 central del ensamblaje 71 móvil está conectado a la sonda 20. La FIG. 11 ilustra una posición original del elemento 35 de resorte y el mástil 76 central soportado allí. El elemento 35 de resorte de la FIG. 11 incluye un primera pierna 38 que se extiende entre cada soporte 29 de sonda y un estabilizador 37 y un par de segundas piernas 39 que se extiende entre el estabilizador 37 y el mástil 76 central del ensamblaje 71 móvil. Las primeras piernas 38 y las segundas piernas 39 ambas se conectan tanto al estabilizador 37 como al mástil 76 central en ángulos generalmente rectos.

La FIG. 12 es la vista del elemento 35 de resorte de la FIG. 11 después de que una muestra 50 de sangre (no mostrada) se introduce en el pocillo 30 (no mostrado) del aparato 10 de la FIG. 8 y la muestra 50 de sangre coagulada aplica una fuerza de desplazamiento a la porción 24 humedecida de la sonda 20 (no mostrada). El mástil 76 central, que está conectado a la sonda 20, se desplaza hacia abajo en la dirección de la flecha 25. Las primeras piernas 38 y las segundas piernas 39 se deforman desde su configuración anterior para acomodar el movimiento del mástil 76 central con relación a los soportes de la sonda 29.

La FIG. 13 es una vista en alzado de un ejemplo alternativo de un aparato 10 no de acuerdo con la presente invención para determinar la capacidad de una muestra 50 de sangre de coagular El aparato 10 de la FIG. 13 comprende un pocillo 30 para recibir una muestra 50 de sangre hasta la interfaz 52 de sangre, una sonda 20 soportada con una porción 22 humedecida en el pocillo 30 y un sensor 33 de desplazamiento de capacitancia variable. El sensor 33 de desplazamiento de capacitancia variable incluye un ensamblaje 71 móvil que incluye un mástil 76 central conectado a la sonda 20, una pluralidad de soportes 77 laterales que se extiende desde el mástil 76 central, una pluralidad de aletas 72 móviles que se extiende hacia arriba desde la pluralidad de soportes 77 laterales, una pluralidad de aletas 73 móviles que se extiende hacia abajo desde la pluralidad de soportes laterales, y una pluralidad de elementos 35 de resorte dispuesto entre el mástil 76 central y el soporte de sonda. El aparato 10 de la FIG. 13 además incluye ensamblajes 81 estacionarios que tienen una pluralidad de aletas 82 estacionarias que se extiende hacia abajo en una disposición interdigitada con las aletas 72 que se extienden hacia arriba del ensamblaje 71 móvil, y una pluralidad de aletas 83 estacionarias que se extiende hacia arriba en una disposición interdigitada con las aletas 73 que se extienden hacia abajo del ensamblaje 71 móvil. Se entenderá que un movimiento dirigido hacia abajo del ensamblaje 71 móvil insertará además la pluralidad de aletas 73 que se extiende hacia abajo del ensamblaje 71 móvil en las posiciones interdigitadas con respecto a la pluralidad de aletas 83 que se extiende hacia arriba del ensamblaje 81 estacionario mientras que, al mismo tiempo, se retira la pluralidad de aletas 72 que se extiende hacia arriba del ensamblaje 71 móvil desde las posiciones interdigitadas con respecto a la pluralidad de aletas 82 estacionarias que se extiende hacia abajo del ensamblaje 81 estacionario. Se puede utilizar este impacto asimétrico del movimiento del ensamblaje 71 móvil en la medida en que la pluralidad de aletas se superpone para mejorar la sensibilidad del sensor 33 del aparato 10 al movimiento de la sonda 20.

Las FIGs. 8 y 13 incluyen sensores 33 de desplazamiento de capacitancia variable que se pueden utilizar para detectar y medir el desplazamiento de la sonda 20 que resulta de la introducción de una muestra 50 de sangre en un pocillo 30 Por ejemplo, pero no a modo de limitación, los sensores 33 de desplazamiento de capacitancia variable en estos ejemplos se pueden cargar a una corriente conocida, se puede medir el tiempo requerido para obtener un voltaje predeterminado, y este proceso se puede repetir varias veces por segundo antes, durante y después del desplazamiento de la sonda 20 a medida que actúa sobre esta la contracción de la muestra 50 de sangre coagulada.

La FIG. 14 es una vista ampliada de una porción de un sensor 33 de desplazamiento de capacitancia variable del aparato de la FIG. 13 que muestra un par de aletas 72 móviles que se extiende hacia arriba y un par adyacente de aletas 73 móviles que se extiende hacia abajo soportado en un soporte 77 lateral de un ensamblaje 71 móvil del sensor 33 de desplazamiento con una aleta 82 estacionaria que se extiende hacia abajo y una aleta 84 estacionaria que se extiende hacia abajo soportada en el ensamblaje 81 estacionario del sensor 33 de desplazamiento. La aleta 82 estacionaria que se extiende hacia abajo está dispuesta entre un par de aletas 72 móviles que se extienden hacia arriba en una posición original, y la aleta 84 estacionaria que se extiende hacia abajo está dispuesta entre un par de aletas 73 móviles que se extiende hacia abajo en una posición original.

La FIG. 15 es la vista ampliada de la FIG. 14 después de que las aletas 73 móviles que se extienden hacia abajo del ensamblaje 71 móvil se desplazan a una posición desplazada como resultado de una fuerza de desplazamiento que se aplica a la sonda 20 (no mostrada) por una muestra 50 de sangre coagulada (no mostrada). El desplazamiento del ensamblaje 71 móvil con relación al ensamblaje 71 estacionario resulta en la aleta 84 estacionaria que se extiende hacia abajo que se extiende más entre las aletas 73 móviles que se extienden hacia abajo en la posición interdigitada y en las aletas 72 móviles que se extienden hacia arriba que se retiran desde la posición a horcajadas sobre las aletas 82 estacionarias que se extienden hacia abajo. La brecha 176 entre el extremo 75 de la aleta 82 estacionaria que se extiende hacia abajo y el soporte 77 lateral es más estrecha y la brecha 177 entre la aleta 84 estacionaria que se extiende hacia abajo y el soporte 77 lateral es más ancha con relación a las posiciones relativas mostradas en la FIG.

14.

La capacitancia de un sensor 33 de desplazamiento de capacitancia variable se ve afectada, entre otros factores, por la cantidad de área superficial entre dos aletas o placas adyacentes de un condensador y la proximidad entre las aletas o placas. La FIG. 15 ilustra cómo la cantidad de superposición, o área de superficie, entre las aletas 72 móviles que se extienden hacia arriba y la aleta 82 estacionaria que se extiende hacia abajo ha aumentado, y cómo la superposición, o área de superficie adyacente, entre las aletas 73 móviles que se extienden hacia abajo y la aleta 84 estacionaria que se extiende hacia abajo ha disminuido, como resultado del desplazamiento de la sonda 20 (no mostrada) a la que se conecta el ensamblaje 71 móvil. Esta disposición puede ser particularmente ventajosa para su uso en un sensor 33 de desplazamiento para detectar un pequeño desplazamiento y para producir una señal correspondiente al desplazamiento. Se entenderá que, para utilizar este efecto, el ensamblaje 71 móvil puede ser necesario bifurcarlo (no mostrado) para que las aletas 72 móviles que se extienden hacia arriba están aisladas conductivamente de las aletas 73 móviles que se extienden hacia abajo.

La FIG. 16 es una vista ampliada de uno de los elementos 35 de resorte de la FIG. 13 que soporta un mástil 76 central del sensor 33 de desplazamiento de capacitancia variable (no mostrado). El mástil 76 central del sensor 33 de desplazamiento de capacitancia variable (no mostrado) se ilustra acoplado al elemento 35 de resorte cerca de su centro. El elemento de resorte mostrado en la FIG. 16 es un resorte de viga.

La FIG. 17 es una vista del elemento 35 de resorte de la FIG. 16 después de la desviación por una fuerza de desplazamiento dirigida hacia abajo aplicada a la sonda 20 (no mostrada) por una muestra 50 de sangre coagulada (no mostrada) introducida en el pocillo 30 (no mostrado) del aparato 10. El mástil 76 central del sensor 33 de desplazamiento de capacitancia variable (no mostrado) se ilustra acoplado al elemento 35 de resorte cerca de su centro. El elemento 35 de resorte mostrado en la FIG. 17 es un resorte de viga y está soportado por soportes 29 de sonda pivotantes.

La FIG. 18 es una vista ampliada de un elemento 35 de resorte de la FIG. 13 que tiene soportes 29A de sonda pivotantes para adaptarse a la desviación del elemento 35 de resorte. Los soportes 29A de sonda pivotantes giran para permitir que los soportes 29A de sonda giren a medida que ocurre la desviación del elemento 35 de resorte.

La FIG. 19 es una vista del elemento 35 de resorte de la FIG. 18 después de la desviación del elemento 35 de resorte para hacer que los soportes 29A de sonda pivotantes giren desde sus posiciones originales para adaptarse a la deflexión del elemento 35 de resorte.

La FIG. 20 es una vista en planta de un ejemplo alternativo de un aparato 10 no de acuerdo con la presente invención para determinar la capacidad de una muestra 50 de sangre de coagular. (La FIG. 23, discutida a continuación, es una vista en alzado relacionada del aparato 10 de la FIG. 20, pero con la pluralidad de elementos 35 de resorte en voladizo retirada (excepto el pie 99 de dos de los elementos 35 de resorte en voladizo) de entre el soporte 90 objetivo y el soporte 67 de bobina para revelar mejor las estructuras del aparato 10.)

El ejemplo del aparato 10 de la FIG. 20 incluye un soporte 67 de bobina que soporta una bobina 68 eléctrica sobre el mismo en una posición estacionaria en relación con el pocillo 30 (no mostrado en la FIG. 20 - véase la FIG. 23) allí abajo. La bobina 68 está conectada a una fuente 66 de corriente tal como, por ejemplo, una batería. La bobina 68, que puede soportarse cerca de un centro del soporte 67 de bobina, y el soporte 67 de bobina están soportados entre sí por uno o más brazos 79 de soporte de bobina que están conectados al pocillo 30 en un primer extremo 87 (no mostrado en la FIG. 20 - véase la FIG. 23). El soporte 67 de bobina también soporta una porción 85 de muslo de cada uno de una pluralidad de elementos 35 de resorte en voladizo asegurado entre el soporte de la bobina y un objetivo 13 de metal en un arreglo de "patas de cangrejo". La FIG. 20 muestra que cada uno de la pluralidad de elementos 35 de resorte en voladizo incluye una porción 85 de muslo en un primer extremo y un pie 99 en un segundo extremo. Solo el pie 99 de dos elementos 35 de resorte en voladizo se muestran en la FIG. 23 para revelar mejor las posiciones relativas del soporte 67 de bobina y el soporte 90 objetivo. El pie 99 de cada uno de la pluralidad de elementos 35 de resorte en voladizo está acoplado al soporte 90 objetivo que, a la vista de la FIG. 20, es más grande que el objetivo 13 de metal conectado al soporte 90 objetivo en conectores 78. El objetivo 13 de metal está conectado a una sonda 20 que está suspendida dentro de un pocillo 30 (véase la FIG. 23). La pluralidad de elementos 35 de resorte ilustrado en la FIG. 20 proporciona el movimiento del objetivo 13 de metal y el soporte 90 objetivo de la FIG. 23 con relación a la bobina 68 y el soporte 67 de bobina.

Se entenderá a partir de las FIGs. 20 y 23 que los brazos 79 de soporte de bobina soportan la bobina 68, el soporte 67 de bobina, el soporte 90 objetivo y el objetivo 13 de metal, y que el objetivo 13 de metal es móvil con relación a los brazos 79 de soporte de bobina y la bobina 68 por flexión de la pluralidad de elementos 35 de resorte en voladizo. Esta disposición permite que el objetivo 13 de metal sea desplazado con respecto a la bobina 68 y producir así una respuesta detectable en una corriente de Eddy producida por la bobina 68 al ser energizada por la fuente 66 de corriente. Al mismo tiempo, el 2. ejemplo del aparato 10 y método ilustrado en las FIGs. 20 y 23 elimina la interferencia con el desplazamiento de la sonda 20 que en otros ejemplos puede ser causada por los cables 95 eléctricos que entregan corriente desde la fuente 66 de poder a la bobina 68. Con las versiones del sensor de desplazamiento de capacitancia variable de los ejemplos de las FIGs. 8 y 13, los cables eléctricos conectados para proporcionar una corriente al sensor de desplazamiento de capacitancia variable (representado por los signos "positivo" y "negativo" en los números 98 y 99 de referencia en la FIG. 8), los cables eléctricos presentarán una resistencia no deseada al desplazamiento hacia abajo de la sonda 20. El ejemplo del aparato 10 y método ilustrado en las FIGs. 20 y 23, sin embargo, permite la detección y medición del desplazamiento de la sonda 20 sin perjudicar el movimiento de la sonda 20 con cables 95 eléctricos, que se extienden desde la bobina 68 hasta la fuente 66 de poder, ninguno de los cuales está obligado a moverse para que funcione el aparato 10.

La introducción de una muestra 50 de sangre. en el pocillo 30 de la FIG. 23 para ponerse en contacto con la sonda 20 produce una fuerza de desplazamiento hacia abajo aplicada a una sonda 20 por la muestra 50 de sangre coagulada. El objetivo 13 de metal se soporta en el soporte 67 de bobina por la pluralidad de elementos 35 de resorte (véase la FIG. 20) dispuesta entre el objetivo 13 de metal y el soporte 67 de bobina. La bobina 68 y el soporte 67 de bobina juntos permanecen estacionarios, y las corrientes de Eddy producidas por la bobina 68 como resultado de la corriente proporcionada por la fuente 66 de corriente son detectables por un sensor 65 de corriente de Eddy colocado muy cerca de la bobina 68. Las corrientes de Eddy variarán en respuesta a la proximidad del objetivo 14 de metal a la bobina 68, permitiendo así el desplazamiento de la sonda 20 que resulta de la introducción de una muestra 50 de sangre en el pocillo 30 para ser detectado y medido mediante la correlación de cambios en las corrientes de Eddy detectadas y medido por el sensor 65 de corriente de Eddy hasta desplazamiento de la sonda 20.

La FIG. 21 es una ilustración de un par de elementos 35 de resorte en voladizo del aparato 10 de la FIG. 20 en una posición original antes de la introducción de una muestra 50 de sangre (no mostrada) en el pocillo 30 (no mostrado). Se observará que el objetivo 13 de metal que está conectado a la sonda 20 (no mostrado) está en una posición original con el objetivo 13 de metal muy cerca de la bobina 68 en el soporte 67 de bobina.

La FIG. 22 es la ilustración de los elementos 35 de resorte en voladizo del aparato 10 de la FIG. 21 después de que el soporte 67 de bobina (no mostrado se desplaza hacia abajo por una fuerza de desplazamiento aplicada a la sonda 20 (no mostrada) del aparato 10 por la muestra 50 de sangre coagulada (no mostrada). Se observará que los elementos 35 de resorte en voladizo del aparato 10 se desvían juntos para acomodar el desplazamiento hacia abajo de la sonda 20 (no mostrada) y el objetivo 13 de metal a la que la sonda 20 está acoplada. Este movimiento del objetivo 13 de metal con relación a la bobina 68 en el soporte 67 de bobina da como resultado una variación en la corriente de Eddy en la bobina 68 que es detectable y medible por el sensor 65 de corriente de Eddy dispuesto cerca de la bobina 68.

La FIG. 23 es la vista en alzado del aparato 10 de la FIG. 20 con la pluralidad de elementos 35 de resorte en voladizo retirada para revelar las posiciones relativas del objetivo 13 de metal y el soporte 67 de bobina. Se observará que el objetivo 13 de metal es móvil y está muy cerca de la bobina 67 de modo que las corrientes de Eddy producidas cuando la fuente 66 de corriente está acoplada a la bobina 68 se ven afectadas por la proximidad del objetivo 13 de metal a la bobina 68. El objetivo 13 de metal está conectado a la sonda 20 y se mueve con la sonda 20 según la acción de la muestra 50 de sangre coagulada en el pocillo 30, y la distancia entre la bobina 68 estacionaria y objetivo 13 de metal móvil allí debajo se puede detectar y medir utilizando circuitos ECS. Se puede usar un generador de señales y circuitos de salida para amplificar una señal de salida del sensor 65 de corriente de Eddy de la FIG. 20. En un ejemplo del aparato 10 y método no de acuerdo con la presente invención, la bobina 68 puede soportarse en un soporte 67 de bobina tal como, por ejemplo, una placa de circuito impreso multicapa que comprende un material ferromagnético. La bobina 68 se puede grabar en el soporte 67 de bobina en este ejemplo. En un ejemplo del aparato 10 y método no de acuerdo con la presente invención, se puede requerir una cantidad específica de amperaje tal como, por ejemplo, 1 miliamperio (mA) para mantener una corriente dada proporcionada por la fuente 66 de corriente. Como el objetivo 13 de metal es movido por la sonda 20 y en respuesta a la introducción de una muestra 50 de sangre en el pocillo 30 del aparato 10 en las FIG. 20 y 23, es posible que se requiera más o menos corriente para sostener y mantener el punto de ajuste de 1 mA. Este es un ejemplo de un circuito de retroalimentación de circuito cerrado que se puede usar con un ejemplo del aparato 10 no de acuerdo con la presente invención.

Las FIGs. 24, 25, 26 y 27 ilustran secciones transversales de cuatro sondas 20 de forma alternativa que se pueden usar en realizaciones de la presente invención. Cada una de estas sondas 20 puede mejorar la fuerza de desplazamiento aplicada a la sonda 20 por la coagulación de las muestras 50 de sangre utilizadas con realizaciones del aparato 10. Estas sondas 20 alternativas no pretenden ser exhaustivas de la amplia variedad de formas de sondas 20 que se puede utilizar con realizaciones del aparato 10 de la presente invención, sino que se proporcionan como meros ejemplos de secciones transversales de sondas 20 que se pueden utilizar para mejorar la fuerza de desplazamiento aplicada a la sonda 20 por la coagulación y contracción de la muestra 50 de sangre.

La FIG. 24 ilustra una sonda 20 que tiene una superficie 22 exterior y una porción 24 humedecida puesta en contacto por una muestra 50 de sangre debajo de una interfaz 52. La sonda 20 de la FIG. 24 tiene una sección transversal que es generalmente bulbosa, con la porción 24 humedecida siendo de manera progresiva diametralmente más pequeña a medida que se extiende más profundamente en la muestra 50 de sangre en el pocillo 30.

La FIG. 25 ilustra una sonda 20 que tiene una superficie 22 exterior y una porción 24 humedecida sumergida en una muestra 50 de sangre debajo de una interfaz 52. La sonda 20 tiene una sección transversal que generalmente es semicircular con una porción abovedada dispuesta hacia abajo dentro de la muestra 50 de sangre que, como la sonda 20 de la FIG. 24, también incluye una porción 24 humedecida que es de manera progresiva diametralmente más pequeña a medida que se extiende más profundamente en la muestra 50 de sangre en el pocillo. Se notará que la interfaz 52 en la FIG. 25 está por encima de la porción 46 aplanada en una superficie 47 dispuesta hacia arriba de la sonda 20.

La FIG. 26 ilustra una sonda 20 que tiene una superficie 22 exterior más compleja y una porción 24 humedecida sumergida en una muestra 50 de sangre debajo de una interfaz 52. La sonda 20 tiene una sección transversal escalonada que "escalona" radialmente a medida que se extiende más profundamente en la muestra 50 de sangre, con la porción 24 humedecida que es de manera progresiva diametralmente más pequeña a medida que se extiende más profundamente en la muestra 50 de sangre en el pocillo 30.

La FIG. 27 ilustra una sonda 20 que tiene una superficie 22 exterior y una porción 24 humedecida sumergida en una muestra 50 de sangre debajo de una interfaz 52. La sonda 20 tiene una sección transversal que es generalmente troncocónica, con la porción 24 humedecida que es de manera progresiva diametralmente más pequeña a medida que se extiende más profundamente en la muestra 50 de sangre en el pocillo 30 Las secciones transversales de cada una de las sondas 20 ilustradas en las FIGs. 24-27 tiene más área superficial de la porción 24 humedecida debajo de la interfaz 52 que se dispone hacia abajo que el área superficial de la porción 24 humedecida por encima de la interfaz 52 que se dispone hacia arriba, y a medida que las fibrinas que se forman dentro de la muestra 50 de sangre coagulada se adhieren a la porción 24 humedecida de la superficie 22 exterior de la sonda 20, esto acentúa la fuerza de desplazamiento que se aplica a la sonda 20 en la dirección de la flecha 25.

Como regla general, una sonda 20 puede tener forma para mejorar la fuerza de desplazamiento aplicada a la sonda 20 por la contracción de la muestra 50 de sangre coagulada. Por ejemplo, un área superficial acumulativa dispuesta hacia abajo de la sonda 20 que entra en contacto con la muestra 50 de sangre puede ser sustancialmente mayor que el área superficial acumulada dispuesta hacia arriba de la sonda 20 que entra en contacto con la muestra 50 de sangre.

La FIG. 28 es una vista en alzado de un ejemplo del aparato 10 no de acuerdo con la presente invención que incluye un pocillo 30 dispuesto sobre una base 11. El pocillo 30 rodea un vial 12 (no mostrado en la FIG. 28) que contiene una muestra 50 de sangre (no mostrado en la FIG. 28). El pocillo 30 puede aislar el vial 12 para evitar los efectos no deseados de los cambios de temperatura ambiente. El pocillo 30 puede incluir un calentador de circuito cerrado integrado (no mostrado) y/o un termopar (no mostrado) para permitir que la temperatura de la muestra 50 de sangre sea controlada y/o monitorizada. El pocillo 30 puede comprender aluminio u otros materiales diversos. El vial 12 puede comprender diversos materiales tales como, por ejemplo, vidrio, plástico, pirex® u otros materiales, y puede ser reutilizable después de la limpieza o puede ser desechable. El aparato 10 de la FIG. 28 comprende un sensor de desplazamiento de instrumento 60 óptico dispuesto para permitir la medición óptica precisa del desplazamiento de la sonda 20 que resulta de la contracción de la muestra 50 de sangre coagulada (no mostrada). El aparato 10 de la FIG.

28 comprende además una fuente 16 de luz de diodo emisor de luz (LED) alineado con la sonda 20 y el elemento 60 óptico para permitir la detección precisa de pequeños desplazamientos de la sonda 20.

La sonda 20 del aparato de la fig. 28 está soportada de forma liberable por el mandril 17 acoplado al soporte 29 de sonda. La sonda 20 comprende una porción 21 de cable que se adhiere a una porción 24 humedecida agrandada (no mostrada en la FIG. 28) soportada dentro del vial 12 (no mostrado) dentro del pocillo 30. El mandril 17 puede, por ejemplo, ser giratorio y retráctil para sujetar y sujetar de forma liberable la porción 21 de cable de la sonda 20. La porción 21 de cable de la sonda 20 puede comprender diversos materiales tales como, por ejemplo, níquel o acero inoxidable, y puede ser reutilizable después de la limpieza o desechable.

La FIG. 29 es una vista seccional ampliada del pocillo 30 de la FIG. 28 y el vial 12 está dispuesto allí. El vial 12 mostrado en la FIG. 29 contiene un miembro 34 inferior que puede comprender diversos materiales tales como, por ejemplo, acrílico, y que puede ser circular para adaptarse al vial 12. La porción 21 de cable de la sonda 20 está soportada de forma liberable por el mandril 17 (no mostrado en la FIG. 29). La sonda 20 además incluye un miembro 24 humedecido que comprende una placa 15 agrandada que puede ser circular para adaptarse al vial 12. La placa 15 puede comprender diversos materiales tales como, por ejemplo, acrílico, y está soportada dentro de la muestra 50 de sangre y en una relación espaciada con el miembro 31 inferior. El miembro 24 humedecido / placa 15 de la sonda 20 está soportado por la porción 21 de cable de la sonda 20 debajo de la interfaz 52 de la muestra 50 de sangre y se sumerge dentro de la muestra 50 de sangre adyacente al miembro 31 inferior. Como se discutió anteriormente en relación con las FIGs. 2-7, la porción 21 de cable de la sonda 20 funciona como un elemento de resorte integral en un modo en voladizo.

La FIG. 30 es una vista en perspectiva de una realización del aparato 10 de la presente invención que tiene un soporte 29 de sonda, un mandril 17 soportando de forma liberable una sonda 20, un pocillo 30 rodeando el vial 12 (no mostrado) allí y un dispositivo 19 microelectromecánico (MEMS) tipo sensor de desplazamiento que se utiliza de acuerdo con la presente invención J como sustituto del elemento 60 óptico y la fuente 16 LED ilustrada en la FIG. 28. La porción 21 de cable de la sonda 20 penetra en una ranura 18 vertical en el pocillo 30 de modo que el desplazamiento hacia abajo de la porción 21 de cable, como se discutió anteriormente en relación con las FIGs. 5 y 7 (véase la flecha 25 en esos dibujos) no será obstruido. El dispositivo 19 MEMS tipo sensor de desplazamiento puede ser asegurado al pocillo 30 por un soporte 14 para acoplar la porción 21 de cable de la sonda 20 y para medir el desplazamiento del mismo resultante de la contracción de una muestra 50 de sangre. El dispositivo 19 MEMS tipo sensor de desplazamiento detecta y mide una de las fuerzas impartidas y el desplazamiento resultante de la sonda 20 que ocurre como resultado de la contracción de una muestra 50 de sangre coagulada (no mostrada) dentro del vial 12 (no mostrado). El dispositivo 19 MEMS tipo sensor de desplazamiento genera una señal electrónica correspondiente al desplazamiento y/o fuerza detectados y puede dirigir la señal a una etapa 23 de posicionamiento piezoeléctrico ajustable o a un procesador (no mostrado).

La contracción de la muestra 50 de sangre coagulada (no mostrada en la FIG. 30) da como resultado una fuerza de desplazamiento dirigida hacia abajo aplicada al miembro 23 humedecido / placa 15 (no mostrada - véase la FIG. 29) y a la porción 21 del cable conectado de la sonda 20 y por lo tanto provoca una desviación dirigida hacia abajo de la porción 21 de cable en voladizo de la sonda 20 (dentro de la ranura 18) a través de un ángulo 21 (ángulo de desplazamiento ilustrado en la FIG. 5). Como alternativa o además del uso de un dispositivo 19 MEMS, el ángulo 21 de deflexión de la porción 21 de cable puede ser detectado usando una fuente 16 de luz LED que se adjunta a la etapa 23 de posicionamiento piezoeléctrico ajustable. Alternativamente, la fuente 16 de luz LED ilumina la porción 21 de cable de la sonda 20 y el desplazamiento hacia abajo de la porción 21 de cable de la sonda 20 es fotografiada y rastreada usando un instrumento 60 óptico tal como, por ejemplo, un microscopio Nikon 10*® que está conectado a un dispositivo de grabación de imágenes tal como, por ejemplo, una cámara digita1Hitachi® KP-F120CL para grabar y conservar imágenes. Las imágenes pueden ser capturadas periódicamente tal como, por ejemplo, a intervalos de 3 segundos, usando un programa de software de detección de bordes LabVIEW®. La desviación de la porción 21 de cable de la sonda 20 puede medirse, por ejemplo, en píxeles usando las imágenes grabadas. Luego se puede usar una microrrejilla para calcular el tamaño de un solo píxel en la distancia focal del lente del instrumento 60 óptico y la información de píxeles se puede convertir a micrómetros. Estos datos se pueden almacenar en una base de datos que permite estadísticas comparativas y cálculos adicionales utilizando un procesador conectado a la misma.

Volviendo a la fig. 29, la separación de la porción 24 humedecida /placa 15 de la sonda 20 y el miembro 31 inferior del aparato 10 y el vial 12 circundante puede variar. En una realización del aparato 10 de la presente invención, la porción 24 humedecida / placa 15 y el miembro 31 inferior son circulares y dentro del intervalo de diámetro de 1 mm a 6 mm, y el vial 12 tiene un diámetro 55 interior de 7 mm. En una realización del aparato 10 de la presente invención, el volumen de la muestra 50 de sangre que se dispone entre la porción 24 humedecida / placa 15 de la sonda 20 y el miembro 31 inferior puede ser, por ejemplo, 27 pL. En una realización del aparato 10 de la presente invención, se aplica una fina capa de aceite de silicona sobre la interfaz 52 en la parte superior de la muestra 50 de sangre para evitar la evaporación no deseada de cualquier componente volátil dentro de la muestra 50 de sangre tal como, por ejemplo, el agua.

El sensor de desplazamiento del dispositivo 19 MEMS se puede utilizar como sensor de fuerza. La fuerza impartida a la sonda 20 como resultado de la contracción de plaquetas dentro de la muestra 50 de sangre coagulada se puede derivar del desplazamiento de la porción 21 de cable flexible de la sonda 20 (como se muestra en la FIG. 5), medida con el dispositivo 19 MEMS, usando la ecuación que gobierna la generación de fuerza para el desplazamiento de un voladizo:

donde F es la fuerza, 8 es el desplazamiento de la porción 21 de cable, E es el módulo de elasticidad del material de la porción 21 de cable (por ejemplo, níquel), I es el momento de inercia de la sección transversal de la porción 21 de cable de la sonda 20, y L es la longitud de la porción 21 de cable de la sonda 20.

Se verificó la validación de la derivación de la fuerza obtenida a partir de la medición del desplazamiento de la porción 21 de cable de la sonda 20 usando la realización del aparato 10 de la FIG. 30 usando un dispositivo 19 MEMs tipo sensor de fuerza/desplazamiento junto con la etapa 23 de posicionamiento ajustable piezoeléctrica. La resolución de la etapa 23 de posicionamiento ajustable piezoeléctrica se determinó que era de ±0.1 nm con una precisión de posicionamiento de 0.02 %, mientras que se determinó que la resolución del sensor de fuerza/desplazamiento del dispositivo 19 MEMS de detección de fuerza era de ±0.5 pN con un intervalo de ±10,000 pN. Los estudios de validación se realizaron de 0 a 30 micrómetros debido a que este era el intervalo de la desviación promedio registrada durante los ensayos que usaban sangre humana entera para la muestra 50 de sangre.

El dispositivo 19 MEMS tipo de sensor de fuerza/desplazamiento se conectó a la etapa 23 de posicionamiento ajustable usando soporte 14 para permitir la traslación vertical en el eje z. La punta 19A del dispositivo 19 MEMS tipo sensor de fuerza/desplazamiento está en contacto con la porción 21 de cable de la sonda 20 en una posición a lo largo de la sonda 20 que es distal al mandril 17. El desplazamiento hacia abajo medido de la etapa 23 de posicionamiento ajustable piezoeléctrica causó una cantidad igual de deflexión en la porción 21 de cable de la sonda 20, y el dispositivo 19 MEMS tipo sensor de fuerza/desplazamiento midió la fuerza resultante en Newtons. Se registró la fuerza medida usando el dispositivo 19 MEMS tipo sensor de fuerza/desplazamiento y se usó para derivar la desviación de la porción 21 de cable predicha, y esta desviación predicha se correlacionó con la desviación real de la etapa 23 de posicionamiento ajustable piezoeléctrica. Este diseño de prueba modeló la fuerza que se ejerce sobre la porción 21 de cable por una muestra 50 de sangre contraída dispuesta entre la porción 24 humedecida / placa 15 de la sonda 20 y el miembro 31 inferior. Acrílico fue el material utilizado para la placa 15 y el miembro 31 inferior para estas pruebas.

Realizaciones del aparato 10 de la presente invención se utilizan para caracterizar la función mitocondrial plaquetaria. Un médico con licencia recogió una o más muestras de sangre entera humana de un voluntario sano conocido por abstenerse de tomar medicamentos anticoagulantes tal como, por ejemplo, aspirina. El consentimiento informado por escrito de los donantes se obtuvo bajo un protocolo aprobado por la Internal Review Board en el UT Health Science Center. Se recolectó sangre entera humana, por venopunción antecubital, en viales 12 que contiene el anticoagulante citrato de sodio (3,8 %, aplicado en una proporción de sangre a citrato de 9:1). A continuación, se produjo plasma rico en plaquetas centrifugando sangre entera humana tratada con anticoagulante durante 10 minutos a una velocidad de centrífuga para proporcionar 200 x g. La suspensión de plasma resultante y la capa de plaquetas se extrajeron con una pipeta de los glóbulos rojos (RBC) empaquetados y estas plaquetas se añadieron a las muestras de sangre total. A continuación, se produjo plasma pobre en plaquetas centrifugando plasma rico en plaquetas durante 15 minutos a una velocidad de centrífuga para proporcionar 3000 x g, y luego retirando los dos tercios superiores de la muestra centrifugada que contiene las plaquetas. Se determinaron los recuentos de plaquetas para las muestras y se mantuvieron a temperatura ambiente en un balancín basculante antes de la prueba.

También se pueden utilizar realizaciones del aparato 10 de la presente invención para caracterizar la contracción del coágulo. La capacidad de las realizaciones del aparato 10 de la presente invención para caracterizar las propiedades de contracción del coágulo se demostró realizando ensayos utilizando muestras de sangre entera, plasma rico en plaquetas y plasma pobre en plaquetas. Como referencia, los valores de control se establecieron utilizando sangre humana entera, a temperatura corporal (37 °C), que había sido recalcificada a una concentración de 10 mMol con cloruro de calcio anhidro para restablecer la capacidad de coagulación y superar el anticoagulante. El volumen de prueba fue de 27 pL; sin embargo, para asegurar el llenado de la cámara de prueba y la inmersión completa dentro de la muestra 50 de sangre de la porción 24 humedecida / placa 15 de la sonda 20 dispuesta dentro del vial 15, se inyectó un volumen de 250 pL de sangre en un vial 15 que comprende vidrio. La grabación de datos comenzó una vez que la porción 24 humedecida / placa 15 se bajó a una posición tal que se sumergió dentro de la muestra 50 de sangre y estaba a 1 mm del miembro 50 inferior, ambos compuestos por acrílico. Deflexión de la porción 21 de cable de la sonda 20 normalmente comenzaba después de 360 a 480 segundos y la recopilación de datos finalizaba después de 3600 segundos (1 hora).

Para demostrar la capacidad del dispositivo para caracterizar las propiedades del módulo elástico (o rigidez) del coágulo, después de 3600 segundos (1 hora), la etapa 23 de posicionamiento ajustable piezoeléctrica se desplazó verticalmente en dirección hacia arriba con precisión micrométrica y la fuerza resultante impartida se traslado para cargar, en voladizo, la porción 21 de cable de la sonda 20. Esta carga indujo una fuerza de tracción en la muestra 50 de sangre coagulada que se forma entre la porción 24 humedecida / placa 15 y el miembro 31 inferior dentro del vial 12. La deformación del coágulo resultante se detectó como desplazamiento de la porción 21 de cable flexible resultado de la contracción del coágulo 50 de sangre y la fuerza impartida a la sonda 20, y las imágenes del desplazamiento fueron capturadas utilizando una cámara Hitachi® y se registró a intervalos de 10 micrómetros. La tensión del coágulo resultante se calculó con base en el área superficial de la porción 24 humedecida / placa 15 y la fuerza impartida a la porción 21 de cable de la sonda 20 resultante del desplazamiento hacia arriba de la etapa 23 de posicionamiento ajustable piezoeléctrica. Luego se calculó la pendiente de las curvas de tensión versus deformación y los datos se presentan en línea 40 en la FIG. 31, que ilustra la relación entre el desplazamiento derivado de la porción 21 de cable en voladizo de la sonda 20 del aparato 10 de las FIG. 5, 7 y 28-30, en micrómetros, versus el desplazamiento detectado por la etapa 23 de posicionamiento ajustable piezoeléctrica, en micrómetros.

Entonces se demostró que el desplazamiento de la porción 21 de cable de la sonda 20, en el modo en voladizo ilustrado en los dibujos a los que se hace referencia, identifica de forma fiable las fuerzas de contracción del coágulo que resultan de la actividad de las plaquetas dentro de la muestra 50 de sangre coagulada que se contrae. La correlación entre el desplazamiento inducido por la etapa 23 de posicionamiento ajustable piezoeléctrica y el desplazamiento derivado de la porción 21 de cable de la sonda 20 con base en la fuerza detectada por el dispositivo 19 MEMS tipo sensor de fuerza/desplazamiento se muestra en la FIG. 31. Este valor se obtuvo 5 veces, cada vez usando una nueva sonda 20. El desplazamiento derivado de la porción 21 de cable de la sonda 20 se representa en el eje y se calculó a partir de la fuerza registrada por el dispositivo 10 MEMS (sensor de fuerza) utilizando la ecuación proporcionada anteriormente. Cada desplazamiento derivado correspondía a un desplazamiento real establecido por la etapa 23 de posicionamiento ajustable piezoeléctrica. La relación entre la deflexión en voladizo de la porción 21 de cable de la sonda 20 y energía almacenada elásticamente en la porción 21 de cable desviada de la sonda 20 como resultado de la aplicación de fuerza a la sonda 20 por contracción de la muestra 50 de sangre coagulada era lineal, como se ve en la FIG. 31. La variación en el desplazamiento del cable derivado aumentó a una rata de alrededor de 0,15 micrómetros por micrómetro de desviación de la porción 21 de cable de la sonda 20. La conformidad lineal de la curva fue excelente con R2 = 0.999. La desviación estándar máxima observada, incluso a 30 micrómetros de desplazamiento, fue 4.6 o 15.3 %. Esto ilustra que la ecuación de voladizo anterior es válida dentro del intervalo de deflexión esperada que resultaría de una muestra 50 de sangre que se contrae También se confirmó que el desplazamiento real y previsto de la porción 21 de cable de la sonda 20 fue igual y dentro del intervalo esperado de variación. La desviación inducida en la porción 21 de cable de la sonda 20 era elástica ya que no había evidencia de fluencia después de que la porción 21 de cable de la sonda 20 había sido ciclada cuatro veces de 0 a 30 micrómetros.

La FIG. 32 es un gráfico de la señal de contracción, que es la fuerza aplicada por la muestra 50 de sangre que se contrae a la sonda 20, frente al tiempo, en segundos, para muestras de sangre entera humana analizadas en una realización del aparato 10 de la presente invención. La realización ejemplar del aparato 10 (véase la FIG. 30) se usó para producir la señal de contracción que se muestra en la FIG. 32. Se determinaron las mismas métricas para los siguientes ensayos de muestra y, como grupo, representan intervalos estándar de tales valores para muestras 50 de sangre entera humana obtenidos de personas sanas. En ausencia de una muestra 50 de sangre coagulada dentro de la realización del aparato 10 de la presente invención, había una cantidad de referencia de ruido en la señal de desviación identificada como 1 micrómetro, o aproximadamente 130 pN. Como se muestra en la FIG. 31, el tiempo 43 de despegue (LT) está en la FIG. 32 e indica cuándo comienza la contracción plaquetaria, y se definió como cuando la señal de desviación registrada supera el ruido de referencia (1 micrómetro). Usando esta realización del aparato 10 de la presente invención para caracterizar la sangre humana entera, el tiempo de despegue (LT) se produjo en aproximadamente 462 segundos y la rata de contracción (ROC) fue de aproximadamente 4.27 pN/s. En última instancia, la muestra 50 de sangre coagulada impartió una fuerza de contracción máxima (MCF) 48 de 4,181 pN y la correspondiente fuerza de contracción del tiempo hasta el máximo (TTM) 44 fue de 2,886 segundos.

La FIG. 33 es un gráfico de la fuerza, en micronewtons, impartida a la placa 15 por la muestra 50 de sangre coagulada dispuesta entre la placa 15 y el miembro 31 inferior de la realización del aparato 10 ilustrado en la FIG. 29 contra el tiempo, en segundos. Este gráfico refleja los datos obtenidos durante las pruebas diseñadas para medir la reproducibilidad de los datos obtenidos utilizando realizaciones del aparato 10. La sangre entera humana de un solo donante se analizó ocho veces. Las condiciones incluyeron una temperatura de 37° C, 10 mMol de CaCl y 1 mm de separación entre la placa 15 y el miembro 31 inferior de la realización del aparato 10 (véase la FIG. 29) donde la muestra 50 de sangre se desecha para la prueba. El recuento de plaquetas de las muestras del donante de sangre promedió 213,000 plaquetas/pL. El gráfico de la FIG. 33 ilustra los resultados de las pruebas. Estos ensayos se realizaron en un solo día y dentro de las 9 horas posteriores a la recolección de las muestras 50 de sangre del donante de sangre. Se determinó que los aumentos en el tiempo de almacenamiento de la muestra 50 de sangre no dieron como resultado un cambio significativo en la cinética de contracción de las plaquetas según se determinó usando una realización del aparato 10 de la invención. Para una sola muestra de donante, se encontró que la curva de contracción plaquetaria era altamente repetible, con una desviación estándar promedio para los ocho ensayos de ±7.2 %. Como puede verse en la FIG. 33, el tiempo de despegue (LT) observado fue de 450 segundos, la r Oc fue de 3,4 pN/s, la fuerza de contracción máxima (MCF) fue de 3,995 pN y el tiempo hasta el máximo fue de 2,643 s.

La FIG. 34 es un gráfico de la fuerza impartida por una muestra 50 de sangre coagulada a la sonda 20, en micronewtons, frente al tiempo, en segundos, para muestras de sangre que contienen componentes variables. Este gráfico ilustra el efecto de la variación en los componentes sanguíneos de las muestras 50 de sangre probado usando una realización del aparato 10 de la presente invención. Más específicamente, las muestras 50 de sangre probadas para obtener los datos reflejados en la FIG. 34 variaron, por las concentraciones de plaquetas, con una muestra 50 de sangre de sangre humana entera con un recuento de plaquetas de 195,000 plaquetas/pL (datos observados ilustrados por la línea 53), un plasma rico en plaquetas con un recuento de plaquetas de 200000 plaquetas/pL (línea 51) y plasma pobre en plaquetas con solo 20 plaquetas/pL (línea 54). Estos ensayos se realizaron a 37 °C con una concentración de CaCl de 10 mMol.

Como indica la línea 51 de la FIG. 34, coágulos de sangre resultantes de muestras 50 de sangre de plasma rico en plaquetas generaron fuerzas de contracción más altas que las fuerzas de contracción de la sangre humana entera, lo que corresponde a la línea 53 de la FIG. 34. Incluso cuando se ajustan al recuento de plaquetas, las muestras 50 de sangre con plasma rico en plaquetas (línea 51) generaron una señal de contracción más fuerte en menos tiempo (6,646 pN en 1926 s) en comparación con la generada por la sangre humana entera (línea 53) (4,181 pN en 2,886 s). Los coágulos de sangre en plasma rico en plaquetas se contrajeron antes, como se caracteriza por el tiempo de despegue (LT) más a la izquierda de la línea 51, y más rápido, según se caracteriza por la rata de contracción (ROC), que la coagulación de la sangre humana entera, línea 53. La coagulación del plasma rico en plaquetas también generó un tiempo de despegue (LT) de la señal de 186 segundos con una rata de contracción (ROC) de 4.47 pN/s, mientras que el tiempo de despegue (LT) de la sangre total fue de 462 s con una rata de contracción (ROC) de 4.27 pN/s). Como se anticipó, se detectó poca o ninguna fuerza de contracción significativa del coágulo en la muestra de sangre de plasma pobre en plaquetas, reflejada en la línea 54. La FIG. 34 demuestra la capacidad de las realizaciones del aparato 10 de la presente invención para caracterizar de forma fiable el efecto del recuento de plaquetas sobre las fuerzas de contracción generadas por la coagulación de la sangre humana.

La FIG. 35 es un gráfico que ilustra los efectos de la dilución de muestras 50 de sangre entera humana que tienen un recuento de plaquetas de 195,000 plaquetas/pL con plasmas pobres en plaquetas de recuentos de plaquetas variables. Está incluido en el gráfico de la FIG. 35 para permitir la comparación, y es una línea 56 sólida que refleja los datos obtenidos de la prueba de una muestra 50 de sangre entera humana sin diluir que tiene 195,000 plaquetas/pL. Las tres líneas restantes reflejan los datos obtenidos como resultado de pruebas adicionales de tres muestras 50 de sangre entera humana diluida diferentes, cada muestra de sangre entera humana se diluye con plasma pobre en plaquetas con un recuento de plaquetas de solo 1,000 plaquetas/pl. Más específicamente, una primera alícuota de muestra 50 de sangre entera humana se diluyó al 50 % (por ejemplo, una parte de sangre entera humana y una parte de plasma pobre en plaquetas) con plasma pobre en plaquetas para producir una muestra de sangre con 96,000 plaquetas/pL (línea 58), una segunda muestra 50 de sangre entera humana se diluyó al 75 % (por ejemplo, una parte de sangre entera humana y tres partes de plasma pobre en plaquetas) con plasma pobre en plaquetas para producir una muestra de sangre con 50,000 plaquetas/pL (línea 59) y una tercera muestra que consiste en el plasma pobre en plaquetas (véase arriba, que tiene solo 1,000 plaquetas/pL) (línea 57). Las fuerzas de contracción del coágulo resultantes se relacionaron linealmente con el recuento de plaquetas. La primera alícuota (línea 58) dio como resultado una reducción del 55 % en la fuerza de contracción máxima (MCF) en comparación con la muestra de sangre completa humana sin diluir y una rata de contracción (ROC) reducida en 51 %. La segunda alícuota (línea 59) resultó en una reducción del 75.8 % en la fuerza de contracción máxima (MCF) y en una rata de contracción (ROC) disminuida en 89 %. En la primera alícuota, el tiempo de despegue (LT) no fue significativamente diferente al de la sangre completa sin diluir. Sin embargo, en la segunda alícuota, el tiempo de despegue (LT) se prolongó a 528 segundos. Ni la dilución de 50 % ni de 75 % demostraron un cambio en el tiempo hasta el máximo (TTM) en comparación con el observado en la muestra de sangre total sin diluir.

La FIG. 36 es un gráfico de tensión frente a deformación, que indica el módulo de elasticidad de la sangre humana coagulada. La FIG. 36 ilustra datos relacionados con el efecto de concentraciones variables de glóbulos rojos (eritrocitos) dentro de una muestra 50 de sangre entera humana (línea 63) y dentro de un plasma rico en plaquetas (línea 61) sobre el módulo de elasticidad determinado usando una realización del aparato 10 de la presente invención. Los datos se obtuvieron después de completar el ensayo de fuerza de contracción del coágulo mediante la aplicación de tensión de tracción a las muestras 50 de sangre coagulada a través de la porción 21 de cable flexible de la sonda 20 dando como resultado la traslación hacia arriba de la etapa 23 de posicionamiento ajustable piezoeléctrica. La tensión resultante se calculó con base en la expansión hacia arriba de la muestra 50 de sangre coagulada y la altura de la muestra 50 de sangre coagulada después de la contracción desde una altura inicial de 1 mm. Como se muestra en la FIG. 36, el módulo de elasticidad de la muestra de sangre coagulada formada por sangre total humana con un recuento de plaquetas de 190,000 plaquetas/pl fue de 1991 pascales, el módulo de elasticidad del plasma coagulado rico en plaquetas con un recuento de plaquetas de 200,000 plaquetas/pl fue de 1015 pascales. La FIG. 36 demuestra que las realizaciones del aparato 10 de la presente invención se utilizaron para obtener datos que muestran que el aumento en la presencia de glóbulos rojos durante la formación del coágulo mejoró el módulo elástico del coágulo de sangre y, por lo tanto, la fuerza del coágulo de sangre.

La FIG. 37 es un gráfico que ilustra la capacidad de las realizaciones del aparato de la presente invención para caracterizar la disfunción metabólica en sangre entera humana provocada por diversas concentraciones de azida sódica. Una realización del aparato 10 de la presente invención se usó para medir el impacto de las concentraciones variables de azida de sodio en sangre entera humana, y los datos obtenidos establecen la capacidad del aparato 10 de identificar y caracterizar el efecto de concentraciones variables de este inhibidor sobre la función metabólica plaquetaria normal. También fueron posibles correlaciones clínicamente relevantes con el aparato.

Por ejemplo, pero no como limitación, la azida de sodio es un inhibidor del complejo IV en la cadena de transporte de electrones que interrumpe la fosforilación oxidativa mitocondrial. Cuando se agrega azida de sodio a una muestra de sangre completa humana, se reduce la respiración plaquetaria medida de manera dependiente de la dosis. En una observación clínica, este modo de inhibición es paralelo al que se observa en la enfermedad de Alzheimer, donde los niveles del complejo IV en las mitocondrias plaquetarias se reducen significativamente (Valla, J., et al., Impaired platelet mitochondrial activity in Alzheimer's disease and mild cognitive impairment; Mitochondrion, 2006. 6(6): pág.

323-30). De manera similar, el uso de una realización del aparato 10 de la presente invención permitió cuantificar la reducción dependiente de la dosis en las fuerzas de contracción asociadas con concentraciones crecientes de azida sódica.

La FIG. 37 incluye la Línea 93, que corresponde a la fuerza de contracción de una muestra de sangre total humana sin azida de sodio. La Línea 96 corresponde a la fuerza de contracción reducida resultante de una concentración de azida de sodio de 10 mMol en la sangre. La Línea 94 corresponde a la fuerza de contracción reducida resultante de una concentración de azida de sodio de 50 mMol en la sangre. La Línea 101 corresponde a la fuerza de contracción reducida resultante de una concentración de azida de sodio de 25 mMol en la sangre. La Línea 102 corresponde a la fuerza de contracción reducida resultante de una concentración de azida de sodio de 100 mMol.

La FIG. 38 es un gráfico que ilustra la capacidad de las realizaciones del aparato de la presente invención para caracterizar la disfunción metabólica en el plasma rico en plaquetas provocada por diversas concentraciones de azida sódica discutidas anteriormente en relación con la FIG. 37. La FIG. 38 incluye la Línea 103, que corresponde a la fuerza de contracción de la muestra de plasma rico en plaquetas sin azida de sodio. La Línea 104 corresponde a la fuerza de contracción reducida resultante de una concentración de azida de sodio de 1 mMol en el plasma rico en plaquetas. La Línea 106 corresponde a la fuerza de contracción reducida resultante de una concentración de azida de sodio de 50 mMol en el plasma rico en plaquetas. La Línea 105 corresponde a la fuerza de contracción reducida resultante de una concentración de azida de sodio de 10 mMol en el plasma rico en plaquetas. La Línea 107 corresponde a la fuerza de contracción reducida resultante de una concentración de azida de sodio de 100 mMol en el plasma rico en plaquetas.

Las citocalasinas inhiben el proceso mecánico de polimerización de actina y producen una disminución dependiente de la dosis en las fuerzas de contracción de las plaquetas medidas. Este efecto es clínicamente similar al que ocurre en pacientes con síndrome de Wiskott-Aldrich y que presentan trombocitopenia leve con alteración de los movimientos de los filamentos de actina en el citoesqueleto. Varios estudios demuestran que la exposición a la citocalasina reduce tanto la velocidad como la cantidad de contracción plaquetaria. La fuerza general del coágulo de plaquetas después de la formación también se redujo al igual que el módulo elástico, una medida de la fuerza del coágulo. Cuando se añadió citocalasina D a la sangre completa, una realización del aparato 10 detectó una disminución dependiente de la dosis en la fuerza de contracción de la coagulación asociada con concentraciones crecientes de citocalasina D (por ejemplo, 0,1 uMol, 0,5 uMol, 1 uMol, 50 uMol y 50 uMol) en una muestra de sangre completa.

La FIG. 39 es un gráfico que ilustra la capacidad de las realizaciones del aparato de la presente invención para caracterizar la disfunción metabólica en sangre total humana provocada por diversas concentraciones de citocalasina D. La Línea 109 corresponde a la fuerza de contracción reducida resultante de una concentración de dimetilsulfóxido (DMSO) al 0,02 % en la sangre total humana. La Línea 110 de la FIG. 39 corresponde a una concentración de citocalasina D de 0,1 pMol. La Línea 111 corresponde a una concentración de citocalasina D de 0.5 pMol. La Línea 111 corresponde a una concentración de citocalasina D de 0.5 pMol. La Línea 112 corresponde a una concentración de citocalasina D de 1 pMol. La Línea 113 corresponde a una concentración de citocalasina D de 5 pMol. La Línea 114 corresponde a una concentración de citocalasina D de 50 pMol.

El cianuro de sodio es un potente inhibidor de la respiración, actúa sobre la citocromo oxidasa mitocondrial y desacopla el transporte de electrones, lo que resulta en una disminución del metabolismo oxidativo mitocondrial. Cuando se agregaba cianuro a la sangre completa, el aparato 10 de la presente invención fue capaz de detectar una disminución dependiente de la dosis en la fuerza de contracción de la coagulación asociada con concentraciones crecientes de cianuro.

La FIG. 40 es un gráfico que ilustra la capacidad de las realizaciones del aparato de la presente invención para caracterizar la disfunción metabólica en sangre entera humana provocada por diversas concentraciones de cianuro. La Línea 115 corresponde a sangre entera humana sin cianuro. La Línea 116 a la fuerza de contracción reducida resultante de una concentración de cianuro de 10 pMol en la sangre total humana. La Línea 118 a la fuerza de contracción reducida resultante de una concentración de cianuro de 100 pMol en la sangre total humana. La Línea 117 a la fuerza de contracción reducida resultante de una concentración de cianuro de 25 pMol en la sangre total humana.

La reducción con bromuro de tetrazolio colorante MTT 3-(4,5-dimetiltiazol-2-il)-2,5-difeniltetrazolio depende de las enzimas oxidorreductasa dependientes de NAD(P)H. Por lo tanto, la reducción de MTT y otros colorantes de tetrazolio depende de la actividad metabólica celular debido al flujo de NAD(P)H que provoca un cambio de color, que es la base del ensayo MTT. El ensayo MTT se utiliza como ensayo colorimétrico para evaluar la actividad metabólica celular.

La FIG. 41 es un gráfico que ilustra la capacidad de las realizaciones del aparato de la presente invención para caracterizar la disfunción metabólica en sangre entera humana provocada por diversas concentraciones de tetrazol. La Línea 120 corresponde a la fuerza de contracción mejorada que resulta de una concentración de 1 mMol de tetrazol en sangre entera humana. La Línea 121 corresponde a la fuerza de contracción reducida resultante de una concentración de 60 mMol en sangre entera humana.

Las realizaciones del método de la presente invención proporcionan la detección de una disminución en las fuerzas generadas dentro de una muestra de sangre obtenida de un paciente que resulta de una disfunción energética. Las células producen energía mediante el uso de trifosfato de adenosina (ATP), a menudo denominado "unidad molecular monetaria". Hay dos formas en que el ATP se puede utilizar en una célula para producir energía. Estos se conocen como glucólisis y fosforilación oxidativa. La pérdida de energía debida a la disfunción mitocondrial reduce la capacidad de coagulación de la sangre y, por lo tanto, reduce la capacidad de la muestra de sangre coagulada para impartir fuerzas a una sonda de una realización del aparato 10 de la presente invención.

La sepsis da lugar a una serie de anomalías y patologías, una de las cuales es la disfunción mitocondrial. La disfunción mitocondrial es un indicador indirecto de sepsis y es detectable, usando realizaciones del aparato 10 y el método de la presente invención, antes que otras manifestaciones de la afección, lo que permite abordar la afección a través del tratamiento del paciente en una etapa mucho más temprana, lo que puede ser crítico.

La FIG. 42 es un diagrama de flujo de alto nivel que ilustra los pasos de una realización de un método 122 de la presente invención para detectar una reducción en la fuerza de contracción impartida a una sonda que tiene una porción humedecida en contacto con una muestra de sangre obtenida de un paciente. El propósito de la realización del método 122 es proporcionar una indicación de disfunción mitocondrial en la muestra de sangre obtenida que indica una afección sanguínea tal como, por ejemplo, sepsis o alguna otra afección que se relacione con o pueda causar disfunción mitocondrial. En el paso 123, se obtiene una muestra de sangre actual de un paciente para su análisis. En el paso 124, se proporciona un pocillo para recibir la muestra de sangre actual obtenida en el paso 123. En el paso 125, se proporciona una sonda que tiene una porción humedecida. En el paso 126, se proporciona un soporte de sonda fijo en relación con el pocillo. En el paso 127, la sonda se sostiene utilizando el soporte de la sonda con al menos una porción (la porción humedecida) próxima al pocillo. Este paso permite que la porción humedecida de la sonda entre en contacto con la muestra de sangre actual obtenida del paciente, como se explicará más adelante. En el paso 128, uno de un elemento de resorte externo y un elemento de resorte que es integral con la sonda está dispuesto entre la porción humedecida de la sonda y el soporte de la sonda. En el 129, se proporciona un sensor de desplazamiento para detectar y medir el desplazamiento de al menos una porción de la sonda con respecto al pocillo y el soporte de la sonda fijo con respecto al pocillo. En el paso 130, se introduce en el pocillo un volumen de la muestra de sangre actual obtenida del paciente para que entre en contacto con la porción humedecida de la sonda. En el paso 131, el sensor de desplazamiento se usa para medir el desplazamiento de la sonda que resulta de la contracción de la muestra de sangre actual y la fuerza resultante aplicada a la porción humedecida de la sonda. En el paso 132, el desplazamiento medido de la sonda se correlaciona con la capacidad de coagulación de la muestra de sangre obtenida. En el paso 133, la capacidad de coagulación medida de la muestra de sangre actual se compara con la capacidad de coagulación de una muestra de sangre obtenida previamente del paciente y una muestra de sangre obtenida de otro que se sabe que está libre de disfunción mitocondrial y sepsis. Finalmente, en el paso 134, se detecta una capacidad reducida de coagulación de la muestra de sangre obtenida.

La capacidad de las realizaciones del aparato y el método de la presente invención para identificar alteraciones en la actividad de coagulación debidas a diversos inhibidores metabólicos demuestra claramente su utilidad en el control de las disfunciones mitocondriales manifestadas por la energía y la mecánica de las plaquetas.

La terminología utilizada en el presente documento tiene el propósito de describir realizaciones particulares únicamente y no pretende ser limitativa de la invención. Tal como se usan en el presente documento, las formas singulares "un", "una" y "el/la" también incluyen las formas plurales, a menos que el contexto indique claramente lo contrario. Se entenderá además que los términos "comprende" y/o "que comprende", cuando se usan en esta memoria desciptica, especifican la presencia de características, números enteros, pasos, operaciones, elementos, componentes y/o grupos establecidos, pero no excluyen la presencia o adición de una o más características, números enteros, pasos, operaciones, elementos, componentes y/o grupos de los mismos. Los términos "preferiblemente", "preferido", "preferir", "opcionalmente", "puede" y términos similares se utilizan para indicar que un elemento, condición o paso al que se hace referencia es una característica opcional (no requerida) de la invención.

Como se usa en el presente documento, el término "paciente" o "sujeto" se refiere a un organismo mamífero vivo, tal como un paciente humano o veterinario (tal como, entre otros, primates no humanos, animales de compañía (perro, gato, etc.), vaca, oveja, cabra y animales de laboratorio tales como ratón, rata, cobayo, etc. En ciertas realizaciones, el paciente o sujeto es un primate. Los ejemplos no limitativos de sujetos humanos son adultos, jóvenes y bebés.

Se entenderá que la discusión anterior se limita a la sangre humana, pero los descubrimientos y, en particular, las aplicaciones de las realizaciones del aparato y método de la invención también son aplicables a la prueba y análisis de sangre de animales. Cabe señalar que, en sujetos humanos, un recuento normal de plaquetas oscila entre 150,000 y 450,000 plaquetas por microlitro de sangre. Tener más de 450,000 plaquetas es una condición llamada trombocitosis, y tener menos de 150000 se conoce como trombocitopenia. Para sujetos veterinarios, un intervalo normal de recuento de plaquetas variará entre géneros e incluso especies. Por ejemplo, en perros, un recuento normal de plaquetas generalmente oscila entre 200,000 y 900,000 plaquetas por microlitro de sangre y, en gatos, un recuento normal de plaquetas generalmente oscila entre 300,000 y 700,000 plaquetas por microlitro de sangre.

Claims (15)

REIVINDICACIONES

1. Un aparato (10) para usar en la determinación de la capacidad de una muestra (50) de sangre de coagular, que comprende:

un pocillo (30) para recibir la muestra de sangre;

un soporte (29) de sonda fijo con respecto al pocillo;

una sonda (20) sostenida dentro del pocillo sobre el soporte de la sonda, incluyendo la sonda una porción (24) humedecida próxima al pocillo;

un elemento (35) de resorte deformable acoplado entre la porción humedecida de la sonda y el soporte de la sonda; y

un sensor (19) de desplazamiento microelectromecánico dispuesto en el aparato para medir el movimiento de la sonda (20), el sensor de desplazamiento microelectromecánico acoplado con la sonda y configurado para detectar y medir una de las fuerzas de desplazamiento impartidas a la sonda y el desplazamiento resultante de la sonda se produce como resultado de la contracción de la muestra de sangre dentro del pocillo;

el aparato configurado de manera que la introducción de un volumen de una muestra (50) de sangre en el pocillo (30) hace contacto con la porción (24) humedecida de la sonda con la muestra de sangre;

el aparato configurado además de manera que la coagulación y contracción de la muestra (50) de sangre imparte una fuerza de desplazamiento a la porción humedecida de la sonda y da como resultado un desplazamiento de la sonda con respecto al soporte de la sonda, el sensor (19) de desplazamiento microelectromecánico está configurado para determinar dicho desplazamiento; y

en el que el aparato está además configurado para correlacionar el desplazamiento determinado de la sonda (20) con la capacidad de coagulación de la muestra de sangre.

2. El aparato de la reivindicación 1, en el que el pocillo (30) comprende una superficie (32) interior acondicionada para promover, alterar y perjudicar la adherencia de la muestra de sangre a la superficie interior a medida que la muestra de sangre se coagula y se contrae, o

en el que una superficie (22) exterior de la porción (24) humedecida de la sonda está acondicionada a uno de, promover, alterar y perjudicar la adherencia de la muestra de sangre a la porción humedecida de la sonda a medida que la muestra de sangre se coagula y se contrae, o

en el que el desplazamiento de la sonda (20) da como resultado una deformación elástica del elemento de resorte, o en el que el pocillo se dispone sobre una bandeja que soporta el soporte (29) de sonda, o

en el que la sonda (20) está acoplada de forma pivotante al soporte (29) de sonda.

3. El aparato de la reivindicación 1, en el que la porción (24) humedecida de la sonda incluye una porción (15) radialmente agrandada.

4. El aparato de la reivindicación 3, en el que la forma de la porción (15) radialmente agrandada de la porción humedecida de la sonda es bulbosa, en forma de disco, redondeada y troncocónica.

5. El aparato de la reivindicación 1, en el que el elemento (28A) de resorte es integral con la sonda y está dispuesto entre la porción (24) humedecida de la sonda y el soporte (29) de sonda y, opcionalmente,

en el que el desplazamiento de la sonda (20) da como resultado una deformación resiliente de un elemento (28A) de resorte que es integral con la sonda; y

en el que el elemento de resorte se deforma a través de un ángulo de desviación y, opcionalmente, en el que se puede medir la desviación angular de una porción (28A) en voladizo de la sonda intermedia entre una porción no lineal de la sonda y la porción humedecida del soporte de la sonda.

6. Un método para probar la capacidad de una muestra (50) de sangre de coagular, que comprende: proporcionar un pocillo (30) para recibir la muestra de sangre;

proporcionar un soporte (29) de sonda fijo en relación con el pocillo para soportar una porción (24) humedecida de una sonda (20) al menos parcialmente dentro del pocillo;

disponer un elemento (35) de resorte entre la porción (24) humedecida de la sonda y el soporte (29) de sonda; proporcionar un sensor (19) de desplazamiento microelectromecánico para detectar el desplazamiento de la porción (24) humedecida de la sonda con respecto al soporte (29) de sonda;

introducir un volumen de una muestra (50) de sangre en el pocillo (30) para que entre en contacto con la porción (24) humedecida de la sonda; y

usar el sensor (19) de desplazamiento microelectromecánico para medir el desplazamiento de la porción (24) humedecida de la sonda resultante de la contracción de la muestra (50) de sangre durante la coagulación y una fuerza de desplazamiento resultante aplicada a la porción humedecida de la sonda; y

correlacionar el desplazamiento medido de la porción (24) humedecida de la sonda con la capacidad de coagulación de la muestra de sangre.

7. El método de la reivindicación 6, en el que proporcionar un pocillo (30) para recibir la muestra de sangre comprende proporcionar un pocillo que incluye una superficie (32) interior que ha sido acondicionada para promover y perjudicar la adherencia de las fibrinas formadas dentro de la muestra de sangre como se coagula, o

en el que proporcionar un soporte (29) de sonda fijo en relación con el pocillo para sostener la sonda al menos parcialmente dentro del pocillo comprende proporcionar un soporte (29) de sonda fijo en relación con el pocillo para sostener de manera liberable la sonda que tiene una porción (24) humedecida que es acondicionada para, uno de, promover, alterar y perjudicar la adherencia de la muestra de sangre a la porción humedecida cuando la muestra de sangre se coagula y se contrae.

8. El método de la reivindicación 6, en el que proporcionar un soporte (29) de sonda fijo en relación con el pocillo para soportar de forma liberable una sonda (20) al menos parcialmente dentro del pocillo incluye proporcionar un soporte de sonda fijo en relación con el pocillo para soportar la sonda que tiene un elemento (28A) de resorte que está formado integralmente con el soporte de la sonda y que está dispuesto entre la porción humedecida de la sonda y el soporte de la sonda y, opcionalmente,

en el que usar el sensor (19) de desplazamiento microelectromecánico para medir el desplazamiento de la sonda (20) que resulta del contacto de la muestra de sangre con la porción (24) humedecida de la sonda comprende usar el sensor de desplazamiento microelectromecánico para medir la deformación resiliente de una porción en voladizo de la sonda en relación con el soporte de la sonda cuando la porción (28A) en voladizo se desvía a través de un ángulo de desviación.

9. Un método para usar el aparato de la reivindicación 1 para determinar la función plaquetaria en un sujeto midiendo la cantidad de fuerza desarrollada durante la contracción durante la coagulación de una muestra (50) de sangre obtenida de un paciente y, opcionalmente,

en el que el recuento de plaquetas de la muestra de sangre es normal y, opcionalmente,

en el que se sospecha que el paciente tiene uremia o trombastenia de Glanzmann.

10. Un método que comprende usar el aparato de la reivindicación 1 para identificar a un paciente con sepsis mediante la identificación de una reducción en la fuerza desarrollada durante la contracción que ocurre durante la coagulación de una muestra de sangre obtenida del paciente.

11. Un método para usar el aparato de la reivindicación 1 para identificar un trastorno de disfunción mitocondrial en un paciente, comprendiendo el método identificar una reducción en la fuerza desarrollada durante la contracción que ocurre durante la coagulación de una muestra de sangre de dicho paciente y, opcionalmente,

en el que se sospecha que un sujeto por lo demás normal tiene sepsis.

12. Un método para detectar una de disfunción mitocondrial y sepsis utilizando una muestra de sangre obtenida de un paciente, que comprende el método de prueba de la capacidad de un coágulo de sangre para tomar muestras como se reivindica en la reivindicación 6 y que comprende, además:

comparar el desplazamiento medido de la porción (24) humedecida de la sonda (20) puesta en contacto por la muestra de sangre actual obtenida del paciente con el desplazamiento medido de la sonda puesta en contacto en una prueba separada y conforme de una muestra de sangre obtenida previamente del mismo paciente y una muestra de sangre obtenida de otra persona que se sabe que no tiene disfunción mitocondrial ni sepsis; y

detectar una capacidad reducida de coagulación de la muestra de sangre actual obtenida del paciente.

13. El método de la reivindicación 12, en el que el paso de sujetar la sonda de forma liberable usando el soporte de la sonda con al menos la porción (24) humedecida de la sonda (20) dispuesta dentro del pocillo (30) en una posición que va a ser puesta en contacto por la muestra de sangre actual al introducirla en el pocillo comprende:

soportar de manera liberable la sonda (20) usando el soporte (29) de sonda para sostener una porción (21) de cable de la sonda en una posición horizontal en voladizo con una porción no lineal de la sonda dispuesta entre la porción humedecida de la sonda y el soporte de la sonda y con al menos una porción de la porción humedecida de la sonda dispuesta dentro del pocillo para ser puesta en contacto por un volumen de la muestra de sangre actual obtenida del paciente y, opcionalmente,

que comprende, además:

soportar la porción (21 ) de cable de la sonda en un modo en voladizo; y

desviar la porción (21 ) de cable de la sonda en un modo en voladizo mediante la aplicación de fuerza impartida a la sonda por la contracción del volumen de la muestra de sangre actual obtenida del paciente a medida que coagula y, opcionalmente,

en el que se sospecha que el paciente tiene un trastorno de disfunción mitocondrial seleccionado entre cáncer, neurodegeneración, diabetes, lesión por isquemia/reperfusión, infarto de miocardio, accidente cerebrovascular, trastornos inflamatorios, choque cardiogénico, enfermedad de Alzheimer, enfermedad de Huntington, esquizofrenia, dolores de cabeza de tipo migraña, enfermedad de Parkinson o síndrome de Down.

14. El método de la reivindicación 12, en el que el paso de proporcionar un sensor (19) de desplazamiento microelectromecánico para detectar y medir el desplazamiento de al menos una porción de la sonda con respecto al pocillo y al soporte de la sonda fijado con respecto al pocillo comprende:

proporcionar un dispositivo microelectromecánico dispuesto para acoplarse con al menos una porción de la sonda; detectar la desviación de al menos una porción de la sonda utilizando el dispositivo microelectromecánico; y medir la desviación de al menos una porción de la sonda utilizando el dispositivo microelectromecánico, o que comprende, además:

generar una señal correspondiente a la desviación detectada; y

recibir la señal en una etapa de posicionamiento piezoeléctrico ajustable.

15. El aparato de la reivindicación 1, en el que el sensor de desplazamiento microelectromecánico genera una señal electrónica correspondiente a un desplazamiento detectado y, opcionalmente,

en el que la señal electrónica se recibe en una etapa de posicionamiento ajustable piezoeléctrica.