WO2019196554A1 - Blood-activated clotting time assay biosensor and a manufacturing method thereof - Google Patents

Blood-activated clotting time assay biosensor and a manufacturing method thereof Download PDF

Info

Publication number
WO2019196554A1
WO2019196554A1 PCT/CN2019/074288 CN2019074288W WO2019196554A1 WO 2019196554 A1 WO2019196554 A1 WO 2019196554A1 CN 2019074288 W CN2019074288 W CN 2019074288W WO 2019196554 A1 WO2019196554 A1 WO 2019196554A1
Authority
WO
WIPO (PCT)
Prior art keywords
blood
sample
time assay
detection
clotting time
Prior art date
Application number
PCT/CN2019/074288
Other languages
French (fr)
Inventor
Tong Zhang
Tengfei Zhao
Venus TONG
Lei Fang
Chuqing ZHOU
Yuwei Chen
Yueng YU
Jihua Wang
Original Assignee
Guangzhou Wondfo Biotech Co., Ltd.
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Guangzhou Wondfo Biotech Co., Ltd. filed Critical Guangzhou Wondfo Biotech Co., Ltd.
Publication of WO2019196554A1 publication Critical patent/WO2019196554A1/en

Links

Images

Classifications

    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N27/00—Investigating or analysing materials by the use of electric, electrochemical, or magnetic means
    • G01N27/26—Investigating or analysing materials by the use of electric, electrochemical, or magnetic means by investigating electrochemical variables; by using electrolysis or electrophoresis
    • G01N27/28—Electrolytic cell components
    • G01N27/30—Electrodes, e.g. test electrodes; Half-cells
    • G01N27/307—Disposable laminated or multilayered electrodes
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N33/00—Investigating or analysing materials by specific methods not covered by groups G01N1/00 - G01N31/00
    • G01N33/48—Biological material, e.g. blood, urine; Haemocytometers
    • G01N33/483—Physical analysis of biological material
    • G01N33/487—Physical analysis of biological material of liquid biological material
    • G01N33/49—Blood
    • G01N33/4905—Determining clotting time of blood
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N27/00—Investigating or analysing materials by the use of electric, electrochemical, or magnetic means
    • G01N27/26—Investigating or analysing materials by the use of electric, electrochemical, or magnetic means by investigating electrochemical variables; by using electrolysis or electrophoresis
    • G01N27/28—Electrolytic cell components
    • G01N27/30—Electrodes, e.g. test electrodes; Half-cells
    • G01N27/301—Reference electrodes
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N27/00—Investigating or analysing materials by the use of electric, electrochemical, or magnetic means
    • G01N27/26—Investigating or analysing materials by the use of electric, electrochemical, or magnetic means by investigating electrochemical variables; by using electrolysis or electrophoresis
    • G01N27/28—Electrolytic cell components
    • G01N27/30—Electrodes, e.g. test electrodes; Half-cells
    • G01N27/327—Biochemical electrodes, e.g. electrical or mechanical details for in vitro measurements
    • G01N27/3275—Sensing specific biomolecules, e.g. nucleic acid strands, based on an electrode surface reaction
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N33/00—Investigating or analysing materials by specific methods not covered by groups G01N1/00 - G01N31/00
    • G01N33/48—Biological material, e.g. blood, urine; Haemocytometers
    • G01N33/50—Chemical analysis of biological material, e.g. blood, urine; Testing involving biospecific ligand binding methods; Immunological testing
    • G01N33/53—Immunoassay; Biospecific binding assay; Materials therefor
    • G01N33/543—Immunoassay; Biospecific binding assay; Materials therefor with an insoluble carrier for immobilising immunochemicals
    • G01N33/54366—Apparatus specially adapted for solid-phase testing
    • G01N33/54373—Apparatus specially adapted for solid-phase testing involving physiochemical end-point determination, e.g. wave-guides, FETS, gratings
    • G01N33/5438—Electrodes
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N33/00—Investigating or analysing materials by specific methods not covered by groups G01N1/00 - G01N31/00
    • G01N33/48—Biological material, e.g. blood, urine; Haemocytometers
    • G01N33/50—Chemical analysis of biological material, e.g. blood, urine; Testing involving biospecific ligand binding methods; Immunological testing
    • G01N33/86—Chemical analysis of biological material, e.g. blood, urine; Testing involving biospecific ligand binding methods; Immunological testing involving blood coagulating time or factors, or their receptors
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N2333/00—Assays involving biological materials from specific organisms or of a specific nature
    • G01N2333/435—Assays involving biological materials from specific organisms or of a specific nature from animals; from humans
    • G01N2333/745—Assays involving non-enzymic blood coagulation factors

Definitions

  • Activated clotting time (ACT) assay is commonly used before, during, or after a surgery such as a bypass surgery, a percutaneous transluminal coronary angioplasty, hemodialysis, extracorporeal life support (ECLS) . These kinds of surgery usually require a certain dose of heparin to prevent thrombosis. Particularly, in patients with cardiopulmonary bypass, ACT is the key to determining the amount of heparin. Heparin is excreted by kidney in a metabolically unsaturated manner, it must be monitored during surgery in increments of 15 to 20 minutes. ACT is normally about 120 s in the absence of heparin, while ACT is greater than 480 s in the presence of heparin. When ACT is less than 400 to 480 s, heparin must be given one more time.
  • the blood clotting accelerator is kaolin.
  • Fig. 2 is a partially enlarged schematic of the blood-activated clotting time assay biosensor shown in Fig. 1;
  • the blood sample flows from the sample loading channel 110 through the sample deposition hole 210 and the diffusion channel 220 into the sample detection cavity, mixes with the blood clotting accelerator coatings on the upper and cavity walls of the sample detection cavity, and induces blood clotting.
  • the blood impedance can be detected by the working electrode 310 and the reference electrode 320 in the sample detection cavity.
  • the impedance value is constantly changing.
  • the blood coagulates to form a blood clot, there is a sudden change in the impedance curve that has an inflection point that indicates the activated clotting time.
  • the reference electrodes 320 and a plurality of the working electrodes 310 are configured as rectangular in shape at the connection ends 330 and aligned at the ends, and the rectangular ends of the two working electrodes 310 located on the outermost side of the connection end 330 also each extend to the respective outer side to form a rectangular protruding portion 332 for easy to insert and extract.
  • the reference electrode 320 is an AgCl electrode
  • the working electrode 310 is an Ag electrode.
  • both the reference electrode 320 and the working electrode 310 are printed electrodes, and are formed by directly printing the electrode ink on a predetermined position of the bottom layer 300 by a process such as silk printing. The manufacturing process is simple.
  • the bottom layer300, the intermediate layer 200, and the top layer 100 are bonded to each other.
  • two surfaces of the intermediate layer 200 are provided with an adhesive layer.
  • the bottom layer 300 and the top layer 100 are directly bonded to the intermediate layer 200.
  • the top layer 100 may be first bonded to one surface of the intermediate layer 200.
  • the adhesive layer of the other side surface of the intermediate layer 200 is protected by a protective layer such as release paper. Then the semi-finished product containing the top layer 100 and the intermediate layer 200 is treated accordingly, and last the protective layer can be torn off, allowing the bottom layer 300 to be bonded to the other side surface of the intermediate layer 200.
  • the holes in the top and intermediate layers can be formed by etching or die stamping or molding in a mold or the like.
  • Step 2 Attaching the top layer to one side of the intermediate layer so that the sample loading channel is located above and in communication with the sample deposition hole and the ventilation channel is located above and in communication with the detection cell, to obtain a semi-finished product.

Abstract

A blood-activated clotting time assay biosensor and a manufacturing method thereof. The blood-activated clotting time assay biosensor (10) comprises a bottom layer (300), an intermediate layer (200) and a top layer (100), which are stacked in sequence, wherein the intermediate layer (200) is provided with a detection cell (230), and the surface areas of the bottom layer (300) and the top layer (100) facing and corresponding to the detection cell (230) cooperate with the cell wall of the detection cell (230) to form at least one sample detection cavity. The upper cavity wall of the sample detection cavity and the lower cavity wall between the working electrode (310) and the reference electrode (320) are each provided with a dry coating of blood clotting accelerator. The blood clotting accelerator coating at the top, the bottom and the side wall of the clotting reaction unit may minimize the inherent variation of the polymer surface and provide a uniform contact surface for an accurate and consistent activated clotting time assay. During an activated clotting time assay, the blood to be tested and the dry blood clotting accelerator can be sufficiently in contact with each other to maintain a maximum contact surface and ensure full mixation of the blood and the blood clotting accelerator, thus ensuring the accuracy and reliability of the activated clotting time assay results.

Description

BLOOD-ACTIVATED CLOTTING TIME ASSAY BIOSENSOR AND A MANUFACTURING METHOD THEREOF TECHNICAL FIELD
The present disclosure relates to the field of medical detection, and more particularly to a blood-activated clotting time assay biosensor and a manufacturing method thereof.
BACKGROUND
Activated clotting time (ACT) assay is commonly used before, during, or after a surgery such as a bypass surgery, a percutaneous transluminal coronary angioplasty, hemodialysis, extracorporeal life support (ECLS) . These kinds of surgery usually require a certain dose of heparin to prevent thrombosis. Particularly, in patients with cardiopulmonary bypass, ACT is the key to determining the amount of heparin. Heparin is excreted by kidney in a metabolically unsaturated manner, it must be monitored during surgery in increments of 15 to 20 minutes. ACT is normally about 120 s in the absence of heparin, while ACT is greater than 480 s in the presence of heparin. When ACT is less than 400 to 480 s, heparin must be given one more time.
Kaolin, diatomaceous earth, glass beads (silica) , and the like are the most common surfactants used to initiate clotting. Initially, the ACT assay was performed in tubes treated by the above-described surfactants. After a fresh whole blood sample was added, the tubes were incubated at 37 ℃, gently agitated, and observed once every few seconds until clot formation was observed. The time between blood addition and the clot formation is ACT. Since the original ACT assay method has been established, many mechanical, optical and electrochemical clot detection methods using the original analytical principles have been developed.
Based on currently feasible clotting tests (such as activated partial prothrombin time, or APTT) , the ACT assay method is the fastest and most extensive method for analyzing the blood anticlotting of blood (percutaneous coronary intervention) in angioplasty. In addition to the short time required to sample and produce the results, the amount of blood samples required for testing is small, the sample can be prevented from degrading, and the testers do not need to be professionally trained.
However, it is often difficult for the time obtained by traditional ACT assay method to accurately reflect the clotting time of all the blood samples, with a large error. In addition, it is easy to produce soft clots that cannot be distinguished from non-clotted samples. This problem is prevalent in the early methods of ACT assay. In other modifications of the ACT assay method, there are mechanical and optical methods to detect clots by measuring the velocity of sample movement. However, the studies found that even in low-dose heparin (up to 2.5 units/ml of blood) , the presence of blood clots could not be detected accurately.
SUMMARY OF THE DISCLOSURE
Based on this, it is necessary to provide a blood-activated clotting time assay biosensor capable of improving the accuracy of the measurement results.
A blood-activated clotting time assay biosensor comprising: a bottom layer, an intermediate layer and a top layer, which are stacked in sequence, wherein the top layer is provided with a sample loading channel and a ventilation channel, and both the sample loading channel and the ventilation channel penetrate through the top layer in a thickness direction; the intermediate layer is provided with at least one sample deposition hole, at least one diffusion channel and at least one detection cell, and the detection cell is in communication with the sample deposition hole through the diffusion channel and penetrates through the intermediate layer in the thickness direction; the upper surface of the bottom layer is provided with a working electrode and a reference electrode; the sample loading channel is located above and in communication with the sample deposition hole; the ventilation channel is located above and in communication with the detection cell; the surface areas of the bottom layer and the top layer facing and corresponding to the detection cell cooperate with the cell wall of the detection cell to form at least one sample detection cavity; the working electrode and the reference electrode each has an end located in the sample detection cavity and the other end extending beyond the intermediate layer and the top layer to form a connection end for connection with a detecting instrument; and, an upper cavity wall of the sample detection cavity and a lower cavity wall between the working electrode and the reference electrode are provided with a dry coating of blood clotting accelerator.
In one of the embodiments, each diffusion channel comprises a main diffusion channel and a plurality of subsidiary diffusion channels, one end of the main diffusion channel is in communication with one sample deposition hole, and the other end is in communication with the plurality of subsidiary diffusion channels, respectively, and each of the subsidiary diffusion channels is in communication with one corresponding detection cell, and a pair of the working electrode and the reference electrode are disposed under each of the detection cells correspondingly.
In one of the embodiments, the detection cell has a width greater than that of the subsidiary diffusion channel.
In one of the embodiments, among the plurality of the subsidiary diffusion channels corresponding to the same main diffusion channel, two adjacent subsidiary diffusion channels are different in length, so that two adjacent detection cells are different in a distance from an end of the detection cell to a lateral side of the intermediate layer, thereby forming a staggered configuration.
In one of the embodiments, the reference electrodes under a plurality of the detection cells corresponding to the same main diffusion channel are connected in series together and then led out to the connection end, and one working electrode is independently disposed under each of the detection cells and led out to the connection end independently.
In one of the embodiments, the distance between the reference electrode and the working electrode in each sample detection cavity is the same.
In one of the embodiments, the reference electrodes and a plurality of the working electrodes are configured as rectangular in shape at the connection ends and aligned at the ends, and the rectangular ends of the two working electrodes located on an outermost side of the connection end also each extend to the respective outer side to form a rectangular protruding portion.
In one of the embodiments, each diffusion channel comprises one main diffusion channel and five subsidiary diffusion channels.
In one of the embodiments, each sample deposition hole constitutes a detection unit with the main diffusion channel, a plurality of the subsidiary diffusion channels, a plurality of the sample detection cavities, a plurality of the working electrodes and the reference electrodes corresponding thereto, and the blood-activated clotting time assay biosensor is provided with a plurality of the detection units.
In one of the embodiments, a plurality of the detection units is arranged parallelly on the blood-activated clotting time assay biosensor, with the connection ends of the plurality of the detection units aligned.
In one of the embodiments, the sample loading channel and the sample deposition hole are circular holes with the same inner diameter, and the sample loading channel is collinear with a central axis of the sample deposition hole.
In one of the embodiments, the blood clotting accelerator coating is formed by drying a buffer solution containing a blood clotting accelerator, wherein the buffer solution containing a blood clotting accelerator comprises a blood clotting accelerator in a mass concentration of 0.1%to 5%and a HEPES buffer solution with pH of 6.5 to 8.0 and HEPES concentration of 2 mM to 50 mM.
In one of the embodiments, the blood clotting accelerator is kaolin.
In one of the embodiments, each detection cell corresponds to one ventilation channel, the ventilation channel is disposed directly above the detection cell and has an elongated shape, the length direction of the ventilation channel is parallel to the width direction of the detection cell, and the length of the ventilation channel is not less than the width of the detection cell.
In one of the embodiments, the ventilation channel is close to an end of the corresponding detection cell.
In one of the embodiments, the reference electrode under the detection cell is close to one end of the detection cell at which the detection cell is connected with the diffusion channel, and the working electrode under the detection cell is close to an end of the detection cell.
In one of the embodiments, both the reference electrode and the working electrode in each sample detection cavity traverse the sample detection cavity in the width direction of the sample detection cavity.
In one of the embodiments, both the reference electrode and the working electrode are printed electrodes.
In one of the embodiments, the reference electrode is an AgCl electrode, and the working electrode is an Ag electrode.
In one of the embodiments, at least an entire lower surface of the sample detection cavity is surface-treated with an aqueous ethanol solution having a volume percentage of 20%to 70%.
In one of the embodiments, the sample deposition hole and/or the diffusion channel also penetrate through the intermediate layer in the thickness direction.
In one of the embodiments, the bottom layer, the intermediate layer, and the top layer are bonded to each other.
A method for producing a blood-activated clotting time assay biosensor, comprising the following steps:
producing a top layer and an intermediate layer, wherein the top layer is provided with a sample loading channel and a ventilation channel penetrating through in a thickness direction, and the intermediate layer is provided with at least one sample deposition hole, at least one diffusion channel and at least one detection cell, wherein the sample deposition hole is in communication with the detection cell via the diffusion channel and the detection cell penetrates through the intermediate layer in the thickness direction;
attaching the top layer to one side of the intermediate layer so that the sample loading channel is located above and in communication with the sample deposition hole and the ventilation channel is located above and in communication with the detection cell, to obtain a semi-finished product;
dispersing a buffer solution containing the blood clotting accelerator uniformly on a surface area of the top layer facing and corresponding to the detection cell, and forming a dry coating of blood clotting accelerator on the surface area of the top layer facing and corresponding to the detection cell by drying;
producing a bottom layer, and preparing a working electrode and a reference electrode at a predetermined position of the bottom layer, dispersing the buffer solution containing the blood clotting accelerator uniformly between the working electrode and the reference electrode, and forming a dry coating of blood clotting accelerator between the working electrode and the reference electrode by drying;
attaching the other side of the intermediate layer of the semi-finished product to the bottom layer so that the surface areas of the bottom layer and the top layer facing and corresponding to the detection cell cooperates with the cell wall of the detection cell to form at least one sample detection cavity and the working electrode and the reference electrode each has an end located in the sample detection cavity and the other end extends beyond the intermediate layer and the top layer to form a connection end for connection with a detecting instrument.
In one of the embodiments, the buffer solution containing a blood clotting accelerator comprises a blood clotting accelerator with mass concentration of 0.1%to 5%and a HEPES buffer solution with pH of 6.5 to 8.0 and HEPES concentration of 2 mM to 50 mM.
In one of the embodiments, the buffer solution containing a blood clotting accelerator is added by such amount that a uniform thin layer is formed after drying in a corresponding area of the semi-finished product or a corresponding area between the working electrode and the reference electrode in the bottom layer.
In one of the embodiments, the blood clotting accelerator is kaolin.
In one of the embodiments, the method for producing the blood-activated clotting time assay biosensor further comprises a step of spraying an aqueous ethanol solution having a volume concentration of 20%to 70%on a predetermined surface area of the bottom layer for surface treatment and drying, prior to the step of dispersing the buffer solution containing a blood clotting accelerator in the bottom layer, wherein the predetermined surface area at least corresponds to the entire lower surface of the sample detection cavity.
It has been found through studies that the whole blood sample to be tested is difficult to completely mix with the blood clotting accelerator deposited on the bottom surface of a testing unit during a conventional ACT assay. Consequentially, the blood in direct contact with the blood clotting accelerator resuspended at the bottom of the channel will be clotted, while the blood in the upper part of the channel cannot get in direct contact with the blood clotting accelerator. Therefore, this way of mixing the blood clotting accelerator is not sufficient to activate clot formation, especially in the presence of relatively high heparin in the blood of patients, which may result in artificially prolonged clotting time. In the blood-activated clotting time assay biosensor of the present disclosure, a sample detection cavity for blood-activated clotting time detection is formed by the cooperation of the top, intermediate and bottom layers and a dry coating of blood clotting accelerator is provided on the upper and lower cavity walls of the sample detection cavity. During the assay, the blood sample flows from the sample loading channel through the sample deposition hole and the diffusion channel into the sample detection cavity, mixes with the blood clotting accelerator in the sample detection cavity and induces blood clotting. When the blood flows into the sample detection cavity, the blood impedance can be detected by a working electrode and a reference electrode in the sample detection cavity. When the sample detection cavity is filled with blood, a spike impedance is generated due to the stacking effect caused by erythrocyte accumulation. From this point, the impedance gradually decreases, and when the blood coagulates to form a clot, there is a sudden change leads to a flat impedance curve where the signal coagulates. The inflection point of the curve represents the activated clotting time.
Both the upper and lower cavity walls of the sample detection cavity are provided with a blood clotting accelerator coating. As a result, the blood clotting accelerator coating on the top and bottom of the clotting reaction unit will minimize the inherent variation of the polymer surface and provide a uniform contact surface for an accurate and consistent activated clotting time assay. In an activated clotting time assay, the blood to be tested and the dry blood clotting accelerator can be sufficiently in contact with each other to maintain a maximum contact surface, and ensure full mixation of the blood and the blood clotting accelerator, facilitating complete and consistent activation of factor XII, so as to precisely determine the activated clotting time among different individuals. Therefore, the accuracy and reliability of activated clotting time measurement results are guaranteed. The blood-activated clotting time assay biosensor disclosed herein is capable of accurately measuring the clotting time of blood, from normal blood to high-dose heparin-treated  blood.
BRIEF DESCRIPTION OF THE DRAWING
Fig. 1 is a structural schematic (perspective view) of a blood-activated clotting time assay biosensor according to one embodiment;
Fig. 2 is a partially enlarged schematic of the blood-activated clotting time assay biosensor shown in Fig. 1;
Fig. 3 is a partial structural schematic of a top layer of the blood-activated clotting time assay biosensor shown in Fig. 1;
Fig. 4 is a partial structural schematic diagram of an intermediate layer of the blood-activated clotting time assay biosensor shown in Fig. 1;
Fig. 5 is a partial structural schematic diagram of a bottom layer of the blood-activated clotting time assay biosensor shown in Fig. 1.
DETAILED DESCRIPTION OF THE EMBODIMENTS
For the purpose of understanding the present invention, the present disclosure will be described in detail hereinafter with reference to the accompanying drawings. The preferred embodiments of the present disclosure are given in the accompanying drawings. However, the disclosure may be implemented in many different forms and is not limited to the embodiments described herein. On the contrary, the purpose of providing these embodiments is to facilitate thorough understanding of the present disclosure.
It should be noted that when an element is referred to as being "fixed to" another element, it may be directly on the element or an intermediate element may also be present. When an element is considered to be "connected" to another element, it can be connected directly to the other element or an intermediate element may also be present.
Unless otherwise defined, all technical and scientific terms used herein have the same meaning as commonly understood by those skilled in the relevant art of the present disclosure. The terminology used herein in the specification of the present disclosure is for the purpose of describing specific embodiments only and is not intended to limit the invention. The term “and/or” as used herein includes any and all combinations of one or more of the associated listed items.
Please refer to Figures 1 to 5, in one embodiment, a blood-activated clotting time assay biosensor 10 comprises a top layer 100, an intermediate layer 200, and a bottom layer 300.
The top layer 100 is provided with a sample loading channel 110 and a ventilation channel 120. Both the sample loading channel 110 and the ventilation channel 120 penetrate through the top layer 100 in a thickness direction. The intermediate layer 200 is provided with at least one sample deposition hole 210, at least one diffusion channel 220, and at least one detection cell 230.
The sample deposition hole 210 is in communication with the detection cell 230 through the diffusion channel 220. The detection cell 230 penetrates through the intermediate layer 200 in a thickness direction. The upper surface of the bottom layer 300 is provided with a working electrode 310 and a reference electrode 320.
Specifically, in the present embodiment, the bottom layer 300, the intermediate layer 200 and the top layer 100 are sequentially stacked and connected. Wherein the sample loading channel 110 is located above and directly in communication with the sample deposition hole 210. The ventilation channel 120 is located above and directly in communication with the detection cell 230. The surface areas of the bottom layer 300 and the top layer 100 facing and corresponding to the detection cell 230 cooperates with the cell wall of the detection cell 230 to form at least one sample detection cavity. The working electrode 310 and the reference electrode 320 each has one end located in the sample detection cavity and the other end extending beyond the intermediate layer 200 and the top layer 100 to form a connection end 330 for connection with a detecting instrument. An upper cavity wall of the sample detection cavity (i.e. the surface area of the top layer 100 facing and corresponding to the detection cell 230) and a lower cavity wall between the working electrode 310 and the reference electrode 320 (i.e. the surface area of the bottom layer 300 facing and corresponding to the detection cell 230) are provided with a dry coating of blood clotting accelerator.
In the present embodiment, in the upper surface area of the bottom layer 300, the blood clotting accelerator coating is disposed only between the working electrode 310 and the reference electrode 320. On the one hand, it can be avoided that the collection and detection of the electrochemical signal is affected due to the surface of the electrode body being covered with the blood clotting accelerator coating. And on the other hand, the starting time of clotting can be accurately determined. Since there is no blood clotting accelerator outside the working electrode 310 and the reference electrode 320, it can be regarded as the clotting start time when a blood sample enters between the working electrode 310 and the reference electrode 320, and an electrochemical signal change can also be detected at this time. Otherwise, if there is blood clotting accelerator in other areas, clotting may occur when the blood sample flows to these areas, but the working electrode 310 and the reference electrode 320 cannot detect the electrochemical signal change. That is, clotting may occur before the electrochemical signal changes, making it difficult to define the clotting start time, resulting in an inaccurate clotting time defined.
More specifically, both the top layer 100 and the intermediate layer 200 of the present embodiment are rectangular in shape. The sample loading channel 110 and the ventilation channel 120 are close to either side of the top layer 100, respectively. The sample deposition hole 210 and the detection cell 230 are close to either side of the intermediate layer 200, respectively. In one embodiment, the top layer 100 and the intermediate layer 20 are the same in their shape and dimensions (length and width) .
During an assay of the blood-activated clotting time assay biosensor 10 of the present embodiment, the blood sample flows from the sample loading channel 110 through the sample deposition hole 210 and the diffusion channel 220 into the sample detection cavity, mixes with the blood clotting accelerator coatings on the upper and cavity walls of the sample detection cavity, and induces blood clotting. When the blood flows into the sample detection cavity, the blood impedance can be detected by the working electrode 310 and the reference electrode 320  in the sample detection cavity. As the blood is continuously supplied to the sample cavity, the impedance value is constantly changing. When the blood coagulates to form a blood clot, there is a sudden change in the impedance curve that has an inflection point that indicates the activated clotting time.
Since both the upper and lower cavity walls of the sample detection cavity of the present embodiment are provided with a coating of blood clotting accelerator, the inherent variation of the polymer surface can be minimized, and an uniform contact surface for an accurate and consistent activated clotting time assay can be provided. In an activated clotting time assay, the blood to be tested and the dry blood clotting accelerator can be sufficiently in contact with each other to maintain a maximum contact surface and ensure full mixation of the blood and the blood clotting accelerator, thus ensuring the accuracy and reliability of activated clotting time measurement results. The blood-activated clotting time assay biosensor 10 of the present embodiment is capable of accurately measuring the clotting time of blood ranged from normal blood to high-dose heparin-treated blood.
In one embodiment, the blood clotting accelerator coating is formed by drying a buffer solution containing a blood clotting accelerator. Therein, the buffer solution containing a blood clotting accelerator in a mass concentration of 0.1%to 5%and a HEPES buffer solution with a pH of 6.5 to 8.0 and a HEPES concentration of 2 mM to 50 mM. The blood clotting accelerator is preferably kaolin. The buffer solution of the blood clotting accelerator can allow the blood clotting accelerator coating obtained after drying to have a better stability. For example, as tested, it can be ensured that the blood clotting accelerator coating can have complete clotting accelerating activity within at least 12 months at room temperature (atemperature range of 4℃ to 45 ℃) and also have high sensitivity to accelerate blood clotting as soon as being in contact with a blood sample so that a change in electrochemical signals can be detected in time.
In one embodiment, each diffusion channel 220 comprises a main diffusion channel 222 and a plurality of subsidiary diffusion channels 224. One end of the main diffusion channel 222 is in in communication with one sample deposition hole 210, and the other end is respectively in communication with a plurality of the subsidiary diffusion channels 224. And each of the subsidiary diffusion channels 224 is in communication with one corresponding detection cells 230. And a pair of the working electrode 310 and the reference electrode 320 is disposed under each of the detection cells 230 correspondingly. By arranging a plurality of parallel detection cells 230 to form a plurality of parallel sample detection cavities, multiple groups of parallel detection can be performed simultaneously, which is further helpful to ensure the accuracy of measurement results.
In the above embodiment, the detection cell 230 may be formed by widening and extending an end of the subsidiary diffusion channel 224. That is, the width of the detection cell 230 is greater than the width of the subsidiary diffusion channel 224 to form a storage cavity for storing blood.
In an alternative embodiment, among the plurality of the subsidiary diffusion channels 224 corresponding to the same main diffusion channel 222, two adjacent subsidiary diffusion channels 224 are different in length, so that two adjacent detection cells 230 are different in a distance from an end of the detection cell 230 to a lateral side of the intermediate layer 200, thereby forming a staggered configuration of the plurality of detection cells 230 corresponding to  each main diffusion channel 222 are arranged in a staggered manner. Therefore, structural avoidance is effectively allowed to facilitate configuration of the working electrode 310 and the reference electrode 320.
In an alternative embodiment, the reference electrodes 320 under a plurality of the detection cells 230 corresponding to the sane main diffusion channel 222 are connected in series together and then led out to the connection end 330, and one working electrode 310 is disposed independently under each of the detection cells 230 and led out to the connection end 330 independently. Further, the relative positions of the reference electrode 320 and the working electrode 310 in each sample detection cavity are the same. For example, the distances between the reference electrode 320 and the working electrode 310 in each sample detection cavity are equal. By connecting the reference electrodes 320 under each of the detection cells 230 of each main diffusion channel 222 in series together and further allowing each pair of the reference electrode 320 and the working electrode 310 to measure the resistance at the same position of the sample detection cavity, consistency of the detection results of the individual sample detection cavities can be effectively ensured.
In an alternative embodiment, the reference electrodes 320 and a plurality of the working electrodes 310 are configured as rectangular in shape at the connection ends 330 and aligned at the ends, and the rectangular ends of the two working electrodes 310 located on the outermost side of the connection end 330 also each extend to the respective outer side to form a rectangular protruding portion 332 for easy to insert and extract.
Specifically, in the illustrated embodiment, each diffusion channel 220 comprises one main diffusion channel 222 and five subsidiary diffusion channels 224. That is, there are five detection cells 230 corresponding to said main diffusion channel 222. There are six rectangular ends at the connection end 330, five of which corresponding to the working electrodes 310 of the five detection cells 230, respectively, and one corresponding to the reference electrodes 320.
Each sample deposition hole 210 constitutes a detection unit 11 with the main diffusion channel 222, a plurality of the subsidiary diffusion channels 224, a plurality of the sample detection cavity, a plurality of the working electrodes 310 and the reference electrodes 320 corresponding thereto. In an alternative embodiment, the blood-activated clotting time assay biosensor 10 is provided with a plurality of the detection units 11. A plurality of the detection units 11 can be arranged parallelly on the blood-activated clotting time assay biosensor 10, with the connection ends 330 of the plurality of the detection units 11 aligned. By configurating a plurality of detection units 11, a plurality of blood samples can be detected at a time to obtain multiple sets of data to further ensure the accuracy and reliability of the measurement results.
In an alternative embodiment, the sample loading channel 110 and the sample deposition hole 210 are circular holes with the same inner diameter, and the sample loading channel 110 is collinear with a central axis of the sample deposition hole 210. That is, the sample loading channel 110 is located directly above the sample deposition hole 210.
In an alternative embodiment, each detection cell 230 corresponds to one ventilation channel 120, the ventilation channel 120 is disposed in an elongated shape directly above the detection cell 230, and the length direction of the ventilation channel 120 is parallel to the width direction of  the detection cell 230, while the length of the ventilation channel 120 is not less than the width of the detection cell 230. Further, the ventilation channel 120 is close to the end of the corresponding detection cell 230. By configuring the length of the ventilation channel 120 to be not less than the width of the detection cell 230, and preferably to be consistent with the width of the detection cell 230, and further disposing the ventilation channel 120 close to the end of the corresponding detection cell 230, pressure can be released when blood flows into the sample detection cavity, to ensure that the blood flows smoothly and fully into the sample detection cavity.
In an alternative embodiment, the reference electrode 320 under the detection cell 230 is close to one end of the detection cell 230 at which the detection cell 230 is connected with the diffusion channel 220, and the working electrode 310 under the detection cell 230 is close to the end of the detection cell 230. Further, both the reference electrode 320 and the working electrode 310 in each sample detection cavity traverse the sample detection cavity in the width direction of the sample detection cavity, to accurately determine the impedance in each sample detection cavity.
In an alternative embodiment, the reference electrode 320 is an AgCl electrode, and the working electrode 310 is an Ag electrode. Further, both the reference electrode 320 and the working electrode 310 are printed electrodes, and are formed by directly printing the electrode ink on a predetermined position of the bottom layer 300 by a process such as silk printing. The manufacturing process is simple.
In an alternative embodiment, at least the entire lower surface of the sample detection cavity is surface-treated with an aqueous ethanol solution, so that the blood sample can uniformly flow into the sample detection cavity and enter between the working electrode 310 and the reference electrode 320. Preferably, the volume concentration of ethanol in the aqueous ethanol solution is 20%to 70%.
In an alternative embodiment, the sample deposition hole 210 and/or the diffusion channel 220 also penetrate the intermediate layer 200 in the thickness direction. Preferably, the sample deposition hole 210, the diffusion channel 220 and the detection cell 230 in the intermediate layer 200 all penetrate through the intermediate layer 200 in the thickness direction. The desired pattern can be directly etched or drilled during the manufacture.
In an alternative embodiment, the bottom layer300, the intermediate layer 200, and the top layer 100 are bonded to each other. Specifically, two surfaces of the intermediate layer 200 are provided with an adhesive layer. The bottom layer 300 and the top layer 100 are directly bonded to the intermediate layer 200. For example, the top layer 100 may be first bonded to one surface of the intermediate layer 200. The adhesive layer of the other side surface of the intermediate layer 200 is protected by a protective layer such as release paper. Then the semi-finished product containing the top layer 100 and the intermediate layer 200 is treated accordingly, and last the protective layer can be torn off, allowing the bottom layer 300 to be bonded to the other side surface of the intermediate layer 200.
The present embodiment also provides a method for producing the blood-activated clotting time assay biosensor, comprising the following steps:
Step 1: Producing a top layer and an intermediate layer, wherein the top layer is provided with a sample loading channel and a ventilation channel penetrating in the thickness direction, and the intermediate layer is provided with at least one sample deposition hole, at least one diffusion channel and at least one detection cell, wherein the sample deposition hole is in communication with the detection cell via the diffusion channel and the detection cell penetrating through the intermediate layer in the thickness direction.
The holes in the top and intermediate layers can be formed by etching or die stamping or molding in a mold or the like.
Step 2: Attaching the top layer to one side of the intermediate layer so that the sample loading channel is located above and in communication with the sample deposition hole and the ventilation channel is located above and in communication with the detection cell, to obtain a semi-finished product.
Step 3: Dispersing a buffer solution containing the blood clotting accelerator uniformly on a surface area of the top layer facing and corresponding to the detection cell, and forming a dry coating of blood clotting accelerator on the surface area of the top layer facing and corresponding to the detection cell by drying.
Step 4: Producing a bottom layer, preparing a working electrode and a reference electrode at a predetermined position of the bottom layer, dispersing the buffer solution containing the blood clotting accelerator uniformly between the working electrode and the reference electrode, and forming a dry coating of blood clotting accelerator between the working electrode and the reference electrode by drying.
In an alternative embodiment, the working electrode and the reference electrode are directly formed on the bottom layer by printing, the forming process of which is simple and easy to implement.
In an alternative embodiment, the buffer solution containing a blood clotting accelerator comprises a blood clotting accelerator with mass concentration of 0.1%to 5%and a HEPES buffer solution with pH of 6.5 to 8.0 and HEPES concentration of 2 mM to 50 mM. The buffer solution of the blood clotting accelerator can allow the blood clotting accelerator coating obtained after drying to have better stability. For example, as tested, it can be ensured that the blood clotting accelerator coating can have complete clotting accelerating activity within at least 12 months at room temperature (atemperature range of 4℃ to 45 ℃) and also have high sensitivity to accelerate blood clotting as soon as being in contact with a blood sample, so that a change in electrochemical signals can be detected in time.
In an alternative embodiment, the buffer solution containing a blood clotting accelerator should be added by such amount that a uniform thin layer can be formed in the corresponding area of the semi-finished product or the corresponding area between the working electrode and the reference electrode in the bottom layer after drying. For example, in a specific embodiment, when the buffer solution of the blood clotting accelerator is evenly dispersed in the semi-finished detection cell, 0.5 to 3.1 μL of the buffer solution containing the blood clotting accelerator is dispersed on the surface area of the top layer facing and corresponding the detection cell. When  the buffer solution containing the blood clotting accelerator is uniformly dispersed between the working electrode and the reference electrode, 0.2 to 2.8 μL of the buffer solution containing the blood clotting accelerator is dispersed between the working electrode and the reference electrode.
In an alternative embodiment, the blood clotting accelerator is kaolin.
Step 5: Attaching the other side of the intermediate layer of the semi-finished product to the bottom layer so that the surface area of the bottom layer and the top layer facing and corresponding to the detection cell cooperate with the cell wall of the detection cell to form at least one sample detection cavity and the working electrode and the reference electrode each has an end located in the sample detection cavity and the other end extends beyond the intermediate layer and the top layer to form a connection end for connection with a detecting instrument.
In an alternative embodiment, the method further comprises a step of spraying an aqueous ethanol solution having a volume concentration of 20%to 70%on a predetermined surface area of the bottom layer for surface treatment and drying prior to the step of dispersing the buffer solution containing a blood clotting accelerator in the bottom layer, wherein the predetermined surface area at least corresponds to the entire lower surface of the sample detection cavity (including the area above the working electrode 310 and the reference electrode 320, the area between the two and the area of two sides) . By performing such surface treatment of the aqueous ethanol solution for the predetermined surface area of the bottom layer, it can be ensured that the blood sample flows uniformly into the sample detection cavity and stably and continuously flow from one end of the sample detection cavity to the other end. Accordingly, uneven and jagged flow of the blood sample is prevented, thereby ensuring the stability of the clotting process and further improving the accuracy of the activated clotting time assay.
The technical features of the embodiments described above can be combined arbitrarily. In order to make the description simple, not all the possible combinations of the technical features in the foregoing embodiments are described. However, such combinations of technical features should be considered as within the scope of this specification as long as there is no conflict in the combinations.
The embodiments described above merely present several embodiments of the present invention, which are described in detail, but should not be interpreted as limiting the scope of the present invention. It should be noted that those skilled in the art could make various modifications and improvements without departing from the concept of the present disclosure, all of which fall within the protection scope thereof. Therefore, the protection scope of the present patent shall be defined only by the appended claims.

Claims (27)

  1. A blood-activated clotting time assay biosensor, comprising: a bottom layer, an intermediate layer and a top layer, which are stacked in sequence, wherein the top layer is provided with a sample loading channel and a ventilation channel, and both the sample loading channel and the ventilation channel penetrate through the top layer in a thickness direction; the intermediate layer is provided with at least one sample deposition hole, at least one diffusion channel and at least one detection cell, and the detection cell is in communication with the sample deposition hole through the diffusion channel and penetrates through the intermediate layer in the thickness direction; the upper surface of the bottom layer is provided with a working electrode and a reference electrode; the sample loading channel is located above and in communication with the sample deposition hole; the ventilation channel is located above and in communication with the detection cell; the surface areas of the bottom layer and the top layer facing and corresponding to the detection cell cooperate with the cell wall of the detection cell to form at least one sample detection cavity; the working electrode and the reference electrode each has one end located in the sample detection cavity and the other end extending beyond the intermediate layer and the top layer to form a connection end for connection with a detecting instrument; and, an upper cavity wall of the sample detection cavity and a lower cavity wall between the working electrode and the reference electrode are provided with a dry coating of blood clotting accelerator.
  2. The blood-activated clotting time assay biosensor of claim 1, wherein each of the diffusion channels comprises a main diffusion channel and a plurality of subsidiary diffusion channels, one end of the main diffusion channel is in communication with one of the sample deposition holes, and the other end is in communication with the plurality of subsidiary diffusion channels, respectively, and each of the subsidiary diffusion channels is in communication with one corresponding detection cell, and a pair of the working electrode and the reference electrode is disposed under each of the detection cells correspondingly.
  3. The blood-activated clotting time assay biosensor of claim 2, wherein the detection cell has a width greater than that of the subsidiary diffusion channel.
  4. The blood-activated clotting time assay biosensor of claim 2, wherein among the plurality of the subsidiary diffusion channels corresponding to the same main diffusion channel, two adjacent subsidiary diffusion channels are different in length, so that two adjacent detection cells are different in a distance from an end of the detection cell to a lateral side of the intermediate layer, thereby forming a staggered configuration.
  5. The blood-activated clotting time assay biosensor of claim 2, wherein the reference electrodes under a plurality of the detection cells corresponding to the same main diffusion channel are connected in series together and then led out to the connection end, and one working electrode is independently disposed under each of the detection cells and led out to the connection end independently.
  6. The blood-activated clotting time assay biosensor of claim 5, wherein the distance between the reference electrode and the working electrode in each sample detection cavity is the same.
  7. The blood-activated clotting time assay biosensor of claim 5, wherein the reference electrodes  and a plurality of the working electrodes are configured as rectangular in shape at the connection ends and aligned at the ends, and the rectangular ends of the two working electrodes located on an outermost side of the connection end also each extend to the respective outer side to form a rectangular protruding portion.
  8. The blood-activated clotting time assay biosensor of any one of claims 2 to 7, wherein each diffusion channel comprises one main diffusion channel and five subsidiary diffusion channels.
  9. The blood-activated clotting time assay biosensor of any one of claims 2 to 7, wherein each sample deposition hole constitutes a detection unit with the main diffusion channel, a plurality of the subsidiary diffusion channels, a plurality of the sample detection cavity, a plurality of the working electrodes and the reference electrodes corresponding thereto, and the blood-activated clotting time assay biosensor is provided with a plurality of the detection units.
  10. The blood-activated clotting time assay biosensor of claim 9, wherein a plurality of the detection units is arranged parallelly on the blood-activated clotting time assay biosensor with the connection ends of the plurality of the detection units aligned.
  11. The blood-activated clotting time assay biosensor of any one of claims 1 to 7, wherein the sample loading channel and the sample deposition hole are circular holes with the same inner diameter, and the sample loading channel is collinear with a central axis of the sample deposition hole.
  12. The blood-activated clotting time assay biosensor of any one of claims 1 to 7, wherein the blood clotting accelerator coating is formed by drying a buffer solution containing a blood clotting accelerator, wherein the buffer solution containing a blood clotting accelerator comprises a blood clotting accelerator in a mass concentration of 0.1%to 5%and a HEPES buffer solution with pH of 6.5 to 8.0 and HEPES concentration of 2 mM to 50 mM.
  13. The blood-activated clotting time assay biosensor of claim 12, wherein the blood clotting accelerator is kaolin.
  14. The blood-activated clotting time assay biosensor of any one of claims 1 to 7, wherein each detection cell corresponds to one ventilation channel, the ventilation channel is disposed directly above the detection cell and has an elongated shape, the length direction of the ventilation channel is parallel to the width direction of the detection cell, and the length of the ventilation channel is not less than the width of the detection cell.
  15. The blood-activated clotting time assay biosensor of any one of claims 1 to 7, wherein the ventilation channel is close to an end of the corresponding detection cell.
  16. The blood-activated clotting time assay biosensor of any one of claims 1 to 7, wherein the reference electrode under the detection cell is close to one end of the detection cell at which the detection cell is connected with the diffusion channel, and the working electrode under the detection cell is close to an end of the detection cell.
  17. The blood-activated clotting time assay biosensor of any one of claims 1 to 7, wherein both the reference electrode and the working electrode in each sample detection cavity traverse the sample detection cavity in the width direction of the sample detection cavity.
  18. The blood-activated clotting time assay biosensor of any one of claims 1 to 7, wherein both the reference electrode and the working electrode are printed electrodes.
  19. The blood-activated clotting time assay biosensor of any one of claims 1 to 7, wherein the reference electrode is an AgCl electrode and the working electrode is an Ag electrode.
  20. The blood-activated clotting time assay biosensor of any one of claims 1 to 7, wherein at least an entire lower surface of the sample detection cavity is surface-treated with an aqueous ethanol solution having a volume percentage of 20%to 70%.
  21. The blood-activated clotting time assay biosensor of any one of claims 1 to 7, wherein the sample deposition hole and/or the diffusion channel also penetrate through the intermediate layer in the thickness direction.
  22. The blood-activated clotting time assay biosensor of any one of claims 1 to 7, wherein the bottom layer, the intermediate layer and the top layer are bonded to each other.
  23. A method for producing a blood-activated clotting time assay biosensor, comprising the following steps:
    producing a top layer and an intermediate layer, wherein the top layer is provided with a sample loading channel and a ventilation channel penetrating through in a thickness direction, and the intermediate layer is provided with at least one sample deposition hole, at least one diffusion channel and at least one detection cell, wherein the sample deposition hole is in communication with the detection cell via the diffusion channel and the detection cell penetrates through the intermediate layer in the thickness direction;
    attaching the top layer to one side of the intermediate layer so that the sample loading channel is located above and in communication with the sample deposition hole and the ventilation channel is located above and in communication with the detection cell, to obtain a semi-finished product;
    dispersing a buffer solution containing the blood clotting accelerator uniformly on a surface area of the top layer facing and corresponding to the detection cell, and forming a dry coating of blood clotting accelerator on the surface area of the top layer facing and corresponding to the detection cell by drying;
    producing a bottom layer, preparing a working electrode and a reference electrode at a predetermined position of the bottom layer, dispersing the buffer solution containing the blood clotting accelerator uniformly between the working electrode and the reference electrode, and forming a dry coating of blood clotting accelerator between the working electrode and the reference electrode by drying; and
    attaching the other side of the intermediate layer of the semi-finished product to the bottom  layer so that the surface areas of the bottom layer and the top layer facing and corresponding to the detection cell cooperate with the cell wall of the detection cell to form at least one sample detection cavity and the working electrode and the reference electrode each has an end located in the sample detection cavity and the other end extends beyond the intermediate layer and the top layer to form a connection end for connection with a detecting instrument.
  24. The method for producing the blood-activated clotting time assay biosensor of claim 23, wherein the buffer solution containing a blood clotting accelerator comprise a blood clotting accelerator with a mass concentration of 0.1%to 5%and a HEPES buffer solution with pH of 6.5 to 8.0 and HEPES concentration of 2 mM to 50 mM.
  25. The method for producing the blood-activated clotting time assay biosensor of claim 24, wherein the buffer solution containing a blood clotting accelerator is added by such amount that a uniform thin layer is formed after drying in a corresponding area of the semi-finished product or a corresponding area between the working electrode and the reference electrode in the bottom layer.
  26. The method for producing the blood-activated clotting time assay biosensor of any one of claims 23 to 25, wherein the blood clotting accelerator is kaolin.
  27. The method for producing the blood-activated clotting time assay biosensor of any one of claims 23 to 25, further comprising a step of spraying an aqueous ethanol solution having a volume concentration of 20%to 70%on a predetermined surface area of the bottom layer for surface treatment and drying, prior to the step of dispersing the buffer solution containing a blood clotting accelerator in the bottom layer, wherein the predetermined surface area at least corresponds to the entire lower surface of the sample detection cavity.
PCT/CN2019/074288 2018-04-13 2019-01-31 Blood-activated clotting time assay biosensor and a manufacturing method thereof WO2019196554A1 (en)

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
CN201810331456.4A CN108398470B (en) 2018-04-13 2018-04-13 Biosensor for measuring blood activation clotting time and manufacturing method thereof
CN201810331456.4 2018-04-13

Publications (1)

Publication Number Publication Date
WO2019196554A1 true WO2019196554A1 (en) 2019-10-17

Family

ID=63099096

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
PCT/CN2019/074288 WO2019196554A1 (en) 2018-04-13 2019-01-31 Blood-activated clotting time assay biosensor and a manufacturing method thereof

Country Status (2)

Country Link
CN (1) CN108398470B (en)
WO (1) WO2019196554A1 (en)

Families Citing this family (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN108398470B (en) * 2018-04-13 2024-01-30 广州万孚生物技术股份有限公司 Biosensor for measuring blood activation clotting time and manufacturing method thereof
CN109557156A (en) * 2018-08-31 2019-04-02 国竤工业有限公司 Micro-fluidic electrochemica biological sensor and preparation method thereof
CN209829010U (en) 2019-03-01 2019-12-24 南京岚煜生物科技有限公司 Multi-channel microfluid blood coagulation detection chip
CN109682878A (en) 2019-03-01 2019-04-26 南京岚煜生物科技有限公司 A kind of multi-channel fluid hemostasis examination chip with five-layer structure
CN112986553A (en) * 2019-12-14 2021-06-18 南京岚煜生物科技有限公司 Preparation method of immunity electrode
CN114371209A (en) * 2022-01-13 2022-04-19 南京岚煜生物科技有限公司 ACT detection chip

Citations (8)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN1429340A (en) * 2000-12-13 2003-07-09 生命扫描有限公司 Electrochemical coagulation assay and device
US20030150745A1 (en) * 2000-12-13 2003-08-14 Maria Teodorczyk Electrochemical test strip with an integrated micro-needle and associated methods
US20040157337A1 (en) * 1997-12-22 2004-08-12 Burke David W. System and method for analyte measurement using AC phase angle measurements
WO2009053834A1 (en) * 2007-10-26 2009-04-30 Universal Biosensors, Pty. Ltd. Apparatus and method for electrochemical detection
EP2418479A1 (en) * 2009-04-07 2012-02-15 Panasonic Corporation Sensor chip and measuring device and blood test device in which this sensor chip is used
US20130118899A1 (en) * 2011-11-15 2013-05-16 Apex Biotechnology Corp. Electrochemical blood test strips and diagnosis systems using the same
CN108398470A (en) * 2018-04-13 2018-08-14 广州万孚生物技术股份有限公司 Blood activated clotting time measures biosensor and preparation method thereof
CN208091967U (en) * 2018-04-13 2018-11-13 广州万孚生物技术股份有限公司 Blood activated clotting time measures biosensor

Family Cites Families (8)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
EP1482296B1 (en) * 1998-07-29 2008-06-25 Hemosense, Inc. Method and device for measuring blood coagulating or lysis by viscosity changes
GB0030929D0 (en) * 2000-12-19 2001-01-31 Inverness Medical Ltd Analyte measurement
CN101098956B (en) * 2002-12-26 2012-05-23 梅索磅秤技术有限公司 Assay cartridges and methods of using the same
ES2356777T3 (en) * 2006-04-18 2011-04-13 Advanced Liquid Logic, Inc. BIOCHEMISTRY BASED ON DROPS.
GB0716542D0 (en) * 2007-08-24 2007-10-03 Highland Biosciences Ltd Endotoxin biosensor
KR101680164B1 (en) * 2012-02-10 2016-11-28 하쿠신코우세이카이재단 Proliferating agent for monocyte, culture medium for proliferating monocyte, method for producing monocyte, method for producing dendritic cell, and method for producing dendritic cell vaccine
CN206945598U (en) * 2016-10-11 2018-01-30 广州好芝生物科技有限公司 A kind of electrode system and strip and instrument containing the electrode system
CN106855578A (en) * 2017-03-15 2017-06-16 重庆大学 A kind of coagulation function detection chip

Patent Citations (8)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US20040157337A1 (en) * 1997-12-22 2004-08-12 Burke David W. System and method for analyte measurement using AC phase angle measurements
CN1429340A (en) * 2000-12-13 2003-07-09 生命扫描有限公司 Electrochemical coagulation assay and device
US20030150745A1 (en) * 2000-12-13 2003-08-14 Maria Teodorczyk Electrochemical test strip with an integrated micro-needle and associated methods
WO2009053834A1 (en) * 2007-10-26 2009-04-30 Universal Biosensors, Pty. Ltd. Apparatus and method for electrochemical detection
EP2418479A1 (en) * 2009-04-07 2012-02-15 Panasonic Corporation Sensor chip and measuring device and blood test device in which this sensor chip is used
US20130118899A1 (en) * 2011-11-15 2013-05-16 Apex Biotechnology Corp. Electrochemical blood test strips and diagnosis systems using the same
CN108398470A (en) * 2018-04-13 2018-08-14 广州万孚生物技术股份有限公司 Blood activated clotting time measures biosensor and preparation method thereof
CN208091967U (en) * 2018-04-13 2018-11-13 广州万孚生物技术股份有限公司 Blood activated clotting time measures biosensor

Also Published As

Publication number Publication date
CN108398470A (en) 2018-08-14
CN108398470B (en) 2024-01-30

Similar Documents

Publication Publication Date Title
WO2019196554A1 (en) Blood-activated clotting time assay biosensor and a manufacturing method thereof
US10598675B2 (en) Single channel cartridge device for coagulation assays in fluid samples
US11156620B2 (en) Microfabricated device with micro-environment sensors for assaying coagulation in fluid samples
US10352951B2 (en) Sensors for assaying coagulation in fluid samples
US11391747B2 (en) Cartridge device with fluidic junctions for coagulation assays in fluid samples
EP3198281B1 (en) Ellagic acid formulations for use in coagulation assays
US10473612B2 (en) Cartridge device identification for coagulation assays in fluid samples
US10048281B2 (en) Cartridge device with segmented fluidics for assaying coagulation in fluid samples
KR101363020B1 (en) A biosensor for multiple reaction
CN208091967U (en) Blood activated clotting time measures biosensor
KR101248749B1 (en) Biosensor comprising multiple capillary channels
KR20120107446A (en) Biosensor comprising embossed capillary channels

Legal Events

Date Code Title Description
121 Ep: the epo has been informed by wipo that ep was designated in this application

Ref document number: 19785751

Country of ref document: EP

Kind code of ref document: A1

NENP Non-entry into the national phase

Ref country code: DE

32PN Ep: public notification in the ep bulletin as address of the adressee cannot be established

Free format text: NOTING OF LOSS OF RIGHTS PURSUANT TO RULE 112(1) EPC (EPO FORM 1205A DATED 19/02/2021)

122 Ep: pct application non-entry in european phase

Ref document number: 19785751

Country of ref document: EP

Kind code of ref document: A1