WO2021250288A1 - Sistema microfluídico y método para monitorización continua de metabolitos y/o propiedades de fluidos corporales - Google Patents

Sistema microfluídico y método para monitorización continua de metabolitos y/o propiedades de fluidos corporales Download PDF

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WO2021250288A1
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passive
microfluidic
pressure
sweat
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PCT/ES2020/070381
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Genis RABOST GARCÍA
Francisco Javier MUÑOZ PASCUAL
Jasmina Casals Terre
Josep FARRÉ LLADÓS
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Onalabs Inno-Hub S.L.
Universitat Politècnica De Catalunya
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Definitions

  • the present invention relates generally to passive microfluidic systems and to methods for continuous monitoring of body fluids, with chronological security and repetitive sampling.
  • An object of the invention is to provide a microfluidic system based on passive capillary pumps and valves, which allows a discontinuous and autonomous measurement process for long periods of time.
  • a further object of the invention is to provide a robust device, capable of collecting and transporting sweat for repetitive and electrochemical measurements.
  • the invention preferably belongs to the technical field of immediate diagnostic / laboratory devices on a chip, whereby they can be applied to wearable systems for monitoring lactate and glucose from sweat, but could also be adapted to other body fluids or metabolites.
  • a possible solution may be a telemedicine approach, where the patient's health status is monitored remotely using chemical sensing embedded in wearable technology.
  • This growing market seeks to reduce the costs associated with unnecessary visits, while providing new tools and information to physicians, making the entire follow-up process more efficient.
  • the gold standard for extracting information about the patient's condition is still a blood test that is invasive, causing physical trauma and risk of infection.
  • there are cases where continuous monitoring through the blood is problematic. For example, 6 to 8 daily blood draws are performed from neonates with congenital heart disease in the ICU, representing a quarter of their total blood for a 10-day stay.
  • sweat has emerged as an alternative, easily accessible body fluid valid for non-invasive chemodetection.
  • electrolytes sodium, chloride, potassium
  • metabolites glucose, lactate, urea
  • small amounts of sugars, proteins and metal ions small amounts of sugars, proteins and metal ions. Therefore, sweat has a wide range of analytes of clinical interest.
  • non-invasive body fluids such as urine, saliva or tears, sweat stands out for the large number of sampling sites, continuous and easy access, stimulation on demand, comfort for the user and low degradation of the analytes during the process.
  • Some pony sweat devices began to include microfluidic elements, which allow the manipulation of the fluid in order to collect it and transport it to the detection zone in a controlled manner. Therefore, they can provide a more reliable and reproducible chemical analysis because detection is carried out in a better controlled environment, avoiding contamination from the skin.
  • CPVs In capillary-governed microfluidic devices, filling will be determined by the pressure of the liquid at the meniscus, the liquid-gas interface.
  • CPVs consist of geometric or chemical variations that change the pressure of the liquid and stop the filling process. In the case of geometric variations, it is due to an abrupt enlargement of the cross-sectional area of the channel, which implies a pressure barrier that has to overcome the fluid meniscus.
  • BP bypass pressure
  • the pressure of the liquid in the meniscus can be defined as the change in contact surface energy with an increase in the volume of filling liquid, expressed mathematically in equation 1 for a rectangular channel where the valve is defined in 2D: ⁇ >) where BP is the bypass pressure, s is the surface tension of the fluid, b and h are the width and height of the channel respectively, Q A is the advance contact angle of the fluid channel and Q * is the minimum between Q A + R and 180 °, where b is the angle of divergence of the channel.
  • BP geometric capillary passive valve
  • Figure 1 the main parameters that influence the behavior of a geometric capillary passive valve (BP, bypass pressure) as shown in Figure 1 are: the width (b, inversely proportional to BP), the divergence angle (b, proportional to BP) and fluid channel contact angle (QA, also proportional to BP).
  • the passive fluid pumps used were microfabricated dies that provide a capillary pressure capable of draining the fluid.
  • the physical principle that drives this is the same as in the passive valves described above (equation 2).
  • a suction pressure is generated by the manufactured micrometric structures, rather, by the separation between these microstructures (parameters a and b).
  • the substrate material must be hydrophilic (the cosine of the contact angle must be positive).
  • Different structures such as columns, posts, diamonds, channels can be used. Its main influence is not on the capillary pressure provided, but on the minimization of flow resistance resulting in viscous losses that reduce the flow rates that can be achieved.
  • capillary pumps can provide constant flow rates and drive the flow movement of the entire microfluidic circuit.
  • the pump is manufactured during the same microchannel fabrication procedure, which simplifies the steps and materials, but requires high-resolution fabrication procedures.
  • inherently porous materials such as paper
  • cellulose typically has a pore size of between 1-10 um in combination with a hydrophilic nature. Therefore, the network of microchannels that are artificially created in capillary pumps can be changed by the intricate porous network of these types of materials. This pressure can easily reach several tens of kPa and depends on the structure and moisture content of the porous material.
  • microfluidic systems for continuous monitoring of body fluids which have low complexity and reduced dimensions, but without losing precision or temporal resolution and ensuring that each measurement is not influenced by previously measured body fluid samples.
  • the present invention is defined in the attached independent claim, and satisfactorily solves the drawbacks of the prior art, by providing a continuous monitoring system that uses a single measurement chamber instead of multiple measurement chambers as in the case of solutions of prior art, so that the complexity and dimensions of the microfluidic system are significantly reduced.
  • one aspect of the invention relates to a microfluidic system for monitoring metabolites and / or properties of biological (body) fluids, in which the system comprises: a measurement chamber, at least one inlet for the introduction of a fluid body collected from a subject and a microfluidic intake channel that fluidly communicates the inlet with the measurement chamber.
  • the inlet is adapted to collect sweat from the skin of a subject.
  • continuous monitoring means the ability to perform multiple individual measurements over a period of time of interest with chronological security and in a repetitive manner, allowing the evolution of a given parameter to be obtained throughout that period. time frame.
  • the system further comprises at least one sensor suitable for measuring a parameter of an analyte of a body fluid, so that the sensor is arranged to measure the parameter of a body fluid contained in the measurement chamber.
  • the system comprises a single measurement (or detection) chamber.
  • This measurement chamber can contain one or multiple sensors for different biomarkers, but there is no need to replicate the sensors at different locations in the microfluidic circuit, as in some prior art proposal.
  • the system further comprises a passive fluid pump, which is in fluid communication with the metering chamber, and adapted to generate a pressure capillary greater than the body fluid generation pressure.
  • a passive fluid pump which is in fluid communication with the metering chamber, and adapted to generate a pressure capillary greater than the body fluid generation pressure. In the case of sweat monitoring applications, greater than the sweat gland generating pressures.
  • the fluid pump is a porous material.
  • the fluid pump is a micromachined capillary pump capable of forcing fluid circulation by capillary action.
  • passive refers to any device that does not use external power to function.
  • the system comprises a passive check valve (or delay) interposed between the outlet of the metering chamber and the fluid pump.
  • the passive check valve is configured to stop the flow of bodily fluid to the fluid pump for a specified period of time, when the metering chamber is filled with bodily fluid.
  • the check valve is configured to present a bypass pressure that causes the check valve to keep the metering chamber filled with body fluid, and to stop the flow of body fluid for a period within the range of 1 minute to 5 hours. .
  • the aforementioned period is within the range of 1 to 5 minutes.
  • the measurement or detection region ends with a passive valve that temporarily stops the flow, in order to guarantee a complete and correct filling of the measurement chamber, and to carry out measurements under static conditions (the velocity flow is zero). Since the flow rate of the analyte is a parameter that affects the response of the sensors, the system is configured so that the measurements are not affected by this variable, which leads to a more reliable analysis.
  • the passive valve is an abrupt or sudden widening of the cross-sectional area of the microfluidic intake channel, as it does not require additional fabrication / modification steps, although other alternative means such as hydrophobic barriers may also be used.
  • the passive check valve is configured as a chemical modification of the surface of the microfluidic intake channel.
  • the retention times (amount of time the fluid remains stopped until the valve is bypassed) will depend on the specific application of interest (variation of analyte over time, total monitoring time), but for sweaty applications as mentioned above, they should be in the range of 1 to 5 minutes.
  • the bypass pressure of a passive valve is the parameter normally used to characterize the operation of passive valves, and has an analytical relationship with geometric and material parameters. As a rule, the higher the bypass pressure, the longer the delay times.
  • the check valve bypass pressure is within the range of 2.4-6 kPa.
  • a passive pumping system is integrated so that when the fluid bursts through the passive valve, the fluid reaches the passive pump by the capillary pressure exerted by the pump, which is greater than that of the inlet by body fluid while the inlet is collecting body fluid from a source of body fluid.
  • the passive fluid pump is adapted to generate a capillary pressure greater than 6 kPa, which is suitable when the system is adapted to monitor metabolites and / or properties of sweat, such as conductivity of sweat, and / or rate of sweat. sweat, and / or sweat pH, and / or ions to monitor sodium loss.
  • An advantage of the invention is that this cycle can be repeated multiple times providing individual independent measurements over an extended period of time, thus allowing precise continuous monitoring.
  • the cycle period can be adjusted by selecting the dimensions of the microfluidic circuit, the parameters of the passive valve and the properties of the passive pump.
  • the above-described structure of the system of the invention overcomes a characteristic limitation of the capillary-driven microfluidic elements of the art. above, which is that they only work when there is an air-fluid contact surface. Normally, passive capillary valves only function when the fluid front arrives, and once they are passed, they simply behave like a fluid conduit. Similarly, passive pumps run until they are completely full. According to the present invention, the system regenerates this air-fluid contact surface, during its operation in a passive and autonomous way, to restore the function of the overflow check valve.
  • the cycle period must be repetitive if external conditions remain constant, for example the rate of body fluid generation.
  • external conditions for example the rate of body fluid generation.
  • certain application environments such as the analysis of sweat on the body, are highly variable.
  • the system incorporates a cycle detector adapted to detect when the chamber is full, so that it can be decided when to take a measurement, and to monitor changes in cycle frequency that are related to the rate of fluid generation.
  • the cycle detector can be implemented as two electrodes arranged to measure an electrical parameter (admittance or impedance) in the microfluidic circuit, that is, the circuit between the inlet and the fluid pump inlet, to detect whether there is a body fluid or air in the microfluidic circuit.
  • an electrical parameter electrical parameter (admittance or impedance) in the microfluidic circuit, that is, the circuit between the inlet and the fluid pump inlet, to detect whether there is a body fluid or air in the microfluidic circuit.
  • the system includes a secondary microfluidic channel connected to the microfluidic intake channel and connected to atmosphere, and a passive stop valve interposed in the secondary microfluidic channel, so that the stop valve prevents fluid flow out. from the secondary microfluidic channel to the atmosphere.
  • the stop valve is configured such that its bypass pressure is greater than the maximum body fluid generating pressure, so that the pressure barrier created will never be exceeded by the fluid pressure.
  • the bypass pressure of the passive check valve is lower than the bypass pressure of the passive stop valve.
  • Sweat Pressure The sweat glands work by osmotic pressures generated by differences in osmolality between plasma and sweat. Some prior art studies reported a wide range of secretion pressures, from 3 kPa to a maximum of 70 kPa, with mean values around 40 kPa. This maximum pressure of 70 kPa would correspond approximately to around 20 nl / min gland, falling within the range of observed sweat rates.
  • Valve bypass pressure With reference to BP equation 1, and the expected secretion pressures, the geometric parameters of each passive valve used in the system can be designed according to its function.
  • the pumping pressure of the passive pumps considered in the invention is due to the capillary pressure generated by their micro-metric characteristics.
  • the flow rate achieved will be a consequence of this capillary pressure and will depend on the rest of the microfluidic system. This is the reason why capillary pressure is an intrinsic parameter of the pumping system that can be clearly compared and related to the rest of the pressures involved in the system.
  • a poniole device for monitoring sweat incorporating a system such as that defined above, and in which the system is configured as a disposable cartridge detachably coupled with the poniole device, and adapted to monitor sweat metabolites and / or sweat properties such as sweat conductivity and / or sweat rate, and / or sweat pH, and / or ions.
  • Figure 1 Schematically shows in a plan view from above, the structure of a geometric passive valve according to the prior art (constant height) where all the relevant parameters are indicated.
  • FIG. 2 Schematically shows a first embodiment of the microfluidic system of the invention in five sequential phases (a-e) of the measurement process.
  • Q is the flow of body fluid.
  • the dark areas represent air, and the hatched areas represent liquid flow.
  • Figure 3 Schematically shows the chronological stages of the system of Figure 2, with a graphic representation of the evolution over time of the theoretical fluid flow.
  • Figure 4 shows schematically the working principle and the different stages of a second embodiment of the microfluidic system, which includes a ventilation hole and a secondary channel.
  • Figure 5. Shows a practical implementation of the embodiment of Figure 2, in which Figure A shows the entire system, Figure B is an enlarged detail of the measurement chamber and the passive check valve that includes three sequential phases (I, II, III) of the process.
  • Figure C shows the measurement chamber of the second embodiment of Figure 4 which also includes three sequential phases (I, II, III) of the process, and zones to detect the formation of air bubbles.
  • the dark areas represent fluid flow.
  • Figure 6. Shows a poniole device that integrates the proposed microfluidic system, in which Figure A is an exploded view; and Figure B is a schematic representation of the layer arrangement to implement the system.
  • Figure 7.- Shows a sequence of images (A-F) of different phases of the cycle carried out in a practical implementation of the microfluidic device.
  • Figure 8.- Shows more images (A - D) of different phases of the cycle carried out in a practical implementation of the microfluidic device.
  • FIG. 2 shows a first embodiment of the microfluidic system of the invention in five sequential phases (a-e) of the measurement process.
  • the microfluidic system comprises:
  • microfluidic intake channel (8) that communicates the inlet (1) with the measurement chamber (2) by fluid communication
  • a passive fluid pump (4) that is in fluid communication with the measurement chamber (2), and adapted to generate a capillary pressure greater than the body fluid generation pressure
  • At least one sensor suitable for measuring a parameter of an analyte of a body fluid, and arranged to measure the parameter of a body fluid contained in the measurement chamber.
  • a sensor is enclosed within the measurement chamber,
  • the passive check valve (3) is preferably of the geometric type, and is configured to stop the flow of body fluid for a certain period of time (preferably 1 to 5 minutes for applications with sweat), when the chamber is filled. measurement with body fluid.
  • the passive pump (4) drains the fluid at a high flow rate, and only works when the check valve (3) is bypassed. It could be a naturally porous material pump (such as paper) or a microfabricated column type capillary pump. The relevant characteristic of the passive pump is that its drain pressure provides a higher flow rate than that of the inlet of the microfluidic system.
  • the pump fluid generation rate varies between 1 and 20 nl / min gland, which can be translated (considering 100 glands / cm 2 and a collection area of 0.5 cm 2 ) in a range of 50-1000 nl / min.
  • Figure 3 shows the chronological stages of the operation of the embodiment of Figure 2 with a graphical representation of the evolution over time of the theoretical fluid flow, which is as follows:
  • Fluid enters through inlet (1) and flows through the microfluidic system at the rate of fluid generation.
  • Figure 4 shows a second embodiment in which the following elements are incorporated into the first embodiment of Figures 2 and 3:
  • This secondary channel (5) is located before the measurement chamber (2), and is connected with the intake channel (8) in a microfluidic junction (T junction).
  • the stop valve (6) is configured to present a bypass pressure (BP) greater than any other pressure in the microfluidic system to prevent it from being exceeded, especially its bypass pressure is greater than the fluid generation pressure. maximum body.
  • BP bypass pressure
  • the secondary channel (5) opens to the atmosphere and allows the creation of air bubbles in the middle of the channel in a passive manner.
  • the air inlet comes from the ventilation hole (7) when the fluid is drained in the main intake channel (8) due to the high pressure generated by the passive pump (4), creating an air bubble in the microfluidic junction of the channels (5, 8). Since the pump (4) is still connected to the fluid, the air bubble moves along the main microfluidic channel (8) (embodiment 1), restoring the functionality of the passive check valve (3) when the surface of contact gets there. In this way, a cycle similar to that described for the embodiment of Figures 2 and 3 is created.
  • Figure 4 additionally represents the scheme of the working principle and the different phases of the microfluidic system proposed in this second embodiment.
  • the fluid that comes from the inlet (1) fills the measurement chamber (2) at a given flow rate, while the secondary channel (5) is also filled but up to the valve (6) stop, where it stops.
  • the passive check valve (3) When the fluid reaches the passive check valve (3), it is temporarily stopped (phase B).
  • valve (3) bursts phase C
  • the pump (4) passively connects to the fluid (the fluid reaches the pump) and drains it rapidly, generating an air bubble at the microfluidic junction (phase D).
  • the passive pump (4) Since the passive pump (4) is still connected to the remaining fluid, it maintains the drainage by causing the air bubble to move along the measuring chamber (2) to the passive check valve (3) (phase E) . Once there, the passive check valve (3) again has an air-fluid contact surface and stops the flow as described above for a few minutes (phase F).
  • P 3 , P 5 , Rb are the fluid pressures at each location in the microfluidic circuit, while P fiuid refers to the dominant pressure that governs fluid flow.
  • the capillary pump must provide a capillary pressure greater than the maximum body fluid generating pressure. In the case of applications with sweat, it has been observed that the maximum secretion pressure is below 6 kPa. Therefore, the capillary pressures of the capillary papers / pumps used must be designed to be at least greater than 6 kPa. In the case of the second embodiment ( Figure 4) the capillary pressure of the pump must be greater than the inlet (in order to drain air at the junction), and below a maximum capillary pressure that prevents disconnection before the the air bubble travels to the check valve.
  • bypass pressure (BP) of the check valve must be designed to be within the body fluid generating pressure.
  • the bypass pressure (BP) of the check valve is within the range of 2.4-6 kPa. In this way, you can ultimately burst, but also temporarily stop the flow. The retention time will be a factor that will depend on the BP (proportionally), but subject to other system conditions. It should be remembered that once the contact surface is exceeded, the check valve simply behaves like a fluid resistance.
  • stop valve bypass pressure must be designed to be greater than the maximum body fluid generating pressure. In this way, the pressure barrier created will never be exceeded by fluid pressure.
  • the flow of fluid is directed by the pressure of the body fluid pressure as it fills the measurement chamber.
  • the pressure in each valve is not enough to overcome the pressure barrier generated by its geometry (BP).
  • BP geometry
  • the check valve BP (lag) is found to be within its range, ultimately the liquid will burst (when P 3 is greater than lag BP), and when this occurs, the fluid connects with the passive pump and its high capillary pressure now dominate the increased flow rate in the microfluidic circuit.
  • the pressure mismatch between the pump and the inlet causes a disconnection of the fluid flow in the check valve, regenerating the air-liquid interface there and stopping the flow, since the fluid pressure is now limited to inlet (pump not connected to fluid). Then the cycle begins again.
  • the disconnection of the pump is achieved by the arrival of air to the delay valve, restoring its functionality as a pressure barrier.
  • the system of either of the two embodiments described above further includes a cycle detector adapted to detect when the measurement chamber fills with body fluid, and to monitor changes in the measurement cycle frequency.
  • This cycle detector can be realized as two electrodes arranged to measure an electrical parameter in the microfluidic circuit between the inlet and the fluid pump inlet, to detect whether there is a body fluid or air in the microfluidic circuit.
  • the cycle detector can preferably be located just after the passive check valve (3), and in the case of the second embodiment of Figure 4, it could also be located at the microfluidic junction or in the sensing chamber, when the air bubble travels through them.
  • Figure 5 shows in Figure 5A a practical design of embodiment 1 ( Figures 2 and 3), and in Figure 5B shows (as an enlarged view of the measurement chamber) several amperometric sensors (9) (CE, WE, RE) arranged inside the measurement chamber (2) for a metabolite such as lactate, and the two electrodes (10) of the cycle detector arranged just downstream of the passive check valve (3), in the area where the fluid connects to the passive pump (4).
  • a cycle to be detected is depicted as sequence I, II and III.
  • Figure 5C represents a device similar to that of Figure 5B, but corresponding to the second embodiment ( Figures 2 and 3), in which the cycle detector is adapted to detect the formation of air bubbles, so that the Two electrodes (10) are arranged between the microfluidic "T" junction and the inlet of the measurement chamber (2).
  • the cycle detector monitors the electrical resistance between electrodes, it is possible to know at a certain moment in which state of the cycle the process is.
  • a high resistance would imply that there is air in that position, which means, in a configuration such as Figure 5B, that the liquid stops at the delay valve, and it is time to take an amperometric measurement.
  • the cycle frequency can be calculated from the time difference between this resistance change.
  • Figure 5C a similar system could be used to detect the presence of the air bubble generated at the junction, the frequency and status of the cycle could also be extracted.
  • cycle frequency could be attributed solely to the rate of body fluid generation, as the valve and pump parameters would be designed in advance.
  • the cycle frequency could be related to the rate of body fluid generation, a parameter of interest in applications with sweat.
  • Figure 6 shows a representation of a ponytail device that integrates the microfluidic system of the invention, in which the system is configured as a disposable cartridge detachably coupled with the ponytail device.
  • the exploded view of Figure 6A shows two layers: a first layer (11) that includes the microfluidic system with sensors, and a second layer (12) on top of the first, that includes electronic components to process generated data. by the sensors, and the two layers enclosed within a two-part housing (13).
  • Figure 6B shows a schematic representation of the two-layer arrangement, in which the lower layer (14) is an adhesive layer suitable for adhering to the skin (15) of a subject, and having an opening (16) for collecting sweat from the skin.
  • the first layer (11) includes the microfluidic system with the structure defined above, and a second layer (12) that integrates the electronic components and the sensors (9), and that together with the first layer (11) forms the chamber (2 ) measurement.
  • the microfluidic system could be built by mounting two or three layers.
  • the microfluidic channels would be manufactured in one by any convenient microfabrication procedure (soft lithography, injection molding ...) and closed by the second layer.
  • a three layer structure the microfluidic channels would be manufactured in the middle layer by any convenient microfabrication procedure (laser cutting ...) and the other layers would close the microfluidic system.
  • sweat generation could be induced by exercise or thermal action or iontophoretically stimulated by either pilocarpine or carbachol.
  • the described system could add a double-sided adhesive layer (preferably acrylic) to adhere tightly to the skin and to the microfluidic system with convenient openings to allow collection of the sweat generated.
  • This adhesive layer could also form part of the microfluidic system as one of the layers described above.
  • soft lithography was used as the fabrication procedure as it provides the necessary resolution to fabricate the necessary structures.
  • the material used was PDMS, a common material in the field of microfluidic elements, whose transparency allowed to characterize the behavior of the fluid by simply visualizing a colored fluid.
  • Paper was used as a passive pump due to its simplicity and ease of changing properties simply by changing the type of paper. Two different papers were used satisfactorily, but the cycle period was changed, keeping the rest of the conditions constant, showing the adjustability of this parameter by design.
  • the fluid was continuously injected into the inlet of the microfluidic system at a constant flow rate (200 nl / min) which was found to be within the range of transpiration rates.
  • Figure 7 are images of the different phases of the cycle of the microfluidic device in the first embodiment.
  • the fluid reaches the check valve (A) and, after a few minutes stopped, bursts (B) connecting to the paper (C). After a few seconds, the fluidic connection begins to disappear (D) until it finally does (E). After several minutes, the check valve bursts again (F) repeating the entire cycle again.
  • Figure 8 shows images of different phases of a cycle of the microfluidic device in the second embodiment.
  • the fluid reaches the check valve and stops for several minutes (A). When it explodes, it connects with the paper (B). During connection, the fluid that has gone to the side channel returns, due to the drainage force of the paper, creating an air bubble in the main channel (C). Then, the fluidic connection with the paper (D) disappears and the air bubble remains immobilized in the main channel.
  • Table 1 shows characteristics of the passive valve tested after manufacture. As described above, the bypass pressure (BP) of the passive stop valve (6) must be greater than the maximum sweat secretion pressure achieved. In particular, Table 1 includes the BPs of a passive valve under test:

Abstract

La presente invención se refiere a un sistema microfluídico basado en bombas y válvulas capilares pasivas, que permite un proceso de medición discontinuo y autónomo durante periodos de tiempo prolongados. El sistema microfluídico comprende: al menos una cámara de medición, al menos una entrada para la introducción de un fluido corporal, un canal de admisión microfluídico que comunica mediante comunicación de fluido la entrada con la cámara de medición, al menos un sensor adecuado para medir un parámetro de un analito de un fluido corporal. Una bomba de fluido pasiva está en comunicación de fluido con la cámara de medición, y está adaptada para generar una presión capilar mayor que la presión de generación de fluido corporal. Una válvula de retención está interpuesta entre la cámara de medición y la bomba de fluido, y la válvula pasiva de retención está configurada para detener el flujo de fluido corporal durante un periodo de tiempo determinado, cuando la cámara de medición se llena con fluido corporal. La invención proporciona un dispositivo robusto, capaz de recoger y transportar un fluido corporal, preferiblemente sudor, para mediciones repetitivas y electroquímicas.

Description

SISTEMA MICROFLUÍDICO Y MÉTODO PARA MONITORIZACIÓN CONTINUA DE METABOLITOS Y/O PROPIEDADES DE FLUIDOS CORPORALES
D E S C R I P C I Ó N Campo y objeto de la invención
La presente invención se refiere en general a sistemas microfluídicos pasivos y a métodos para monitorización continua de fluidos corporales, con seguridad cronológica y toma de muestras repetitiva.
Un objeto de la invención es proporcionar un sistema microfluídico basado en bombas y válvulas capilares pasivas, que permite un proceso de medición discontinuo y autónomo durante periodos de tiempo prolongados.
Un objeto adicional de la invención es proporcionar un dispositivo robusto, capaz de recoger y transportar sudor para mediciones repetitivas y electroquímicas.
La invención pertenece preferiblemente al campo técnico de los dispositivos de diagnóstico inmediato/laboratorio en un chip, por lo que pueden aplicarse a sistemas ponibles para la monitorización de lactato y glucosa a partir del sudor, pero también podrían adaptarse a otros fluidos corporales o metabolitos.
Antecedentes de la invención
Siempre se han buscado nuevas tecnologías que mejoren la eficacia y que reduzcan los costes asociadas con el sector sanitario. Sin embargo, los retos a los que hay que enfrentarse en el futuro próximo hacen del desarrollo de enfoques innovadores una obligación para evitar la saturación sanitaria. El crecimiento continuo de la población, el envejecimiento de la sociedad y la transformación de enfermedades mortales en enfermedades crónicas, son consecuencias del progreso en medicina, sin embargo, producen una aceleración de los recursos necesarios que el sistema sanitario no puede soportar. Este efecto puede ejemplificarse por la previsión de escasez de médicos que afirma que se necesitarán aproximadamente 150.000 médicos más para cubrir la demanda en los EE.UU. para 2025. Este problema no puede resolverse sólo aumentando el número de profesionales sanitarios; es necesario un cambio en el modelo sanitario.
Una posible solución puede ser un enfoque de telemedicina, donde el estado de salud del paciente se monitoriza a distancia usando detección química integrada en tecnología ponible. Este mercado en crecimiento busca reducir los costes asociados con visitas innecesarias, a la vez que proporciona nuevas herramientas e información a los médicos, haciendo que todo el proceso de seguimiento sea más eficaz. Sin embargo, el método de referencia para extraer información sobre el estado del paciente todavía es un análisis de sangre que es invasivo, que provoca traumatismo físico y riesgo de infección. Además, hay casos en los que la monitorización continua a través de la sangre resulta problemática. Por ejemplo, se realizan entre 6 y 8 extracciones de sangre diarias a neonatos con enfermedades cardiacas congénitas en la UCI, lo que representa un cuarto de su sangre total para una estancia de 10 días.
En los últimos años, el sudor ha surgido como un fluido corporal alternativo, fácilmente accesible, válido para una quimiodetección no invasiva. Además de agua (99%), contiene electrolitos (sodio, cloruro, potasio...), metabolitos (glucosa, lactato, urea...) y pequeñas cantidades de azúcares, proteínas e iones metálicos. Por tanto, el sudor presenta un amplio intervalo de analitos de interés clínico. Entre otros, fluidos corporales no invasivos tales como orina, saliva o lágrimas, el sudor destaca por el gran número de sitios de toma de muestras, el acceso continuo y fácil, la estimulación a demanda, la comodidad para el usuario y la baja degradación de los analitos durante el proceso. Sin embargo, hay varios retos tales como la toma de muestras irregular, la contaminación procedente de la piel, el análisis de bajo volumen, la mezcla del sudor reciente generado con sudor anterior ya presente en la piel, la evaporación de la muestra... Todos estos problemas asociados al análisis del sudor pueden resolverse mediante tecnologías innovadoras, que permiten un verdadero salto en la tecnología ponible.
Los métodos de toma de muestras de sudor tradicionales consistían en vendajes oclusivos o no oclusivos que recogían el sudor en materiales absorbentes para su análisis posterior. Sin embargo, los vendajes oclusivos producían irritación de la piel y daban lugar a pequeños volúmenes de sudor, mientras que los no oclusivos daban falsas mediciones de concentración a medida que el agua se evapora a lo largo del tiempo. En la actualidad, los dispositivos comerciales para la toma de muestras de sudor usan instrumentos externos especializados para medir un analito particular de interés. Sin embargo, es necesario un enfoque ponible, que puede entenderse como un dispositivo PoC ( Point of Care, de diagnóstico inmediato). La recogida de sudor debe combinarse con una plataforma de sensores cuya información medida debe procesarse y enviarse a distancia mediante un sistema electrónico (detección in situ). Los avances en una variedad de campos tales como la ciencia de los materiales, el análisis químico, el diseño y la fabricación de microsistemas y los sistemas electrónicos permitieron el desarrollo de biosensores asociados a sistemas electrónicos flexibles de baja potencia capaces de comunicación inalámbrica, dicho de otro modo, llevando sensores directamente sobre la piel. Esto permitió la publicación de diferentes dispositivo ponióles para el sudor en forma de bandas, parches o tatuajes.
Algunos dispositivos ponióles para el sudor comenzaron a incluir elementos microfluídicos, que permiten la manipulación del fluido con el fin de recogerlo y transportarlo hasta la zona de detección de manera controlada. Por tanto, pueden proporcionar un análisis químico más fiable y reproducible porque la detección se lleva a cabo en un entorno mejor controlado, evitando la contaminación procedente de la piel.
Este enfoque más sencillo consiste en colocar los sensores en un canal donde el sudor circulará a su través. Una o más entradas conducen a una cámara encerrada donde se coloca un sensor electroquímico. Aunque se proporciona un entorno más controlado para realizar la medición, no se propone ningún control de la dinámica de fluidos, que se basa completamente en la presión de la glándula sudorípara para mover el fluido.
Otras propuestas añadían un sistema de bombeo pasivo al final del circuito microfluídico para establecer una velocidad de flujo constante dentro del dispositivo, tal como bombas capilares microfabricadas, materiales porosos tales como papel o usando evaporación. De este modo, con un flujo de analito constante y conocido, puede calcularse con más precisión la lectura de la concentración de analito.
Algunas soluciones conocidas se basan en el uso de válvulas pasivas. Brevemente, usan un conjunto de válvulas pasivas para dirigir el llenado de diferentes cámaras para el análisis posterior o el análisis colorimétrico. De ese modo, cada cámara recoge sudor únicamente de un periodo de tiempo determinado, suponiendo la independencia entre las mediciones temporales. Sin embargo, el gran número de cámaras de sudor limita su aplicabilidad con mediciones electroquímicas porque se necesitaría un sensor para cada medición individual. Este es el motivo por el que optan por usar análisis externo o transducción colorimétrica. Los elementos microfluídicos pasivos (elementos microfluídicos sin sistemas de bombeo externos) se han investigado intensamente, así como los componentes clave de los sistemas de diagnóstico inmediato. Se han descrito una variedad de elementos diferentes (válvulas pasivas y bombas capilares dentro de ellas) para poder dirigir el flujo de manera programada. Básicamente, el fin de este tipo de sistemas microfluídicos se centró en el suministro secuencial de diferentes fluidos y reactivos a una cámara con el fin de replicar en estos chips procedimientos y ensayos químicos tradicionales llevados a cabo en el laboratorio.
En los dispositivos microfluídicos regidos por capilaridad, el llenado se determinará por la presión del líquido en el menisco, la superficie de contacto líquido-gas. Las CPV consisten en variaciones geométricas o químicas que cambian la presión del líquido y detienen el proceso de llenado. En el caso de las variaciones geométricas, se debe a una ampliación abrupta del área de sección transversal del canal, que implica una barrera de presión que tiene que superar el menisco de fluido. Una vez que la presión del líquido sobrepasa la presión de sobrepaso (BP) de la válvula (definida por las dimensiones del canal, el ángulo de divergencia y el ángulo de contacto), el menisco estalla y el flujo se restablece. Este proceso teóricamente es irreversible porque no se forma de nuevo una superficie de contacto aire-líquido.
Teóricamente, la presión del líquido en el menisco puede definirse como el cambio de energía de superficie de contacto con un aumento en el volumen de líquido de llenado, expresado matemáticamente en la ecuación 1 para un canal rectangular donde la válvula se define en 2D: í>)
Figure imgf000005_0001
donde BP es la presión de sobrepaso, s es la tensión superficial del fluido, b y h son la anchura y la altura del canal respectivamente, QA es el ángulo de contacto de avance del canal de fluido y Q* es el mínimo entre QA+R y 180°, siendo b el ángulo de divergencia del canal.
A partir de esta ecuación básica, los principales parámetros que influyen en el comportamiento de una válvula pasiva capilar geométrica (BP, presión de sobrepaso) tal como se muestra en la Figura 1 son: la anchura (b, inversamente proporcional a BP), el ángulo de divergencia (b, proporcional a BP) y el ángulo de contacto del canal de fluido (QA, también proporcional a BP).
En algunas soluciones conocidas, las bombas de fluido pasivas usadas eran matrices microfabricadas que proporcionan una presión capilar capaz de drenar el fluido. El principio físico que dirige esto es el mismo que en las válvulas pasivas descritas anteriormente (ecuación 2). Básicamente, se genera una presión de succión por las estructuras micrométricas fabricadas, mejor dicho, por la separación entre estas microestructuras (parámetros a y b). Por tanto, cuanto más cerca estén las estructuras, más estrechas serán las trayectorias de fluido entre la bomba, y puede proporcionarse una mayor presión capilar. Otra condición que ha de cumplirse es que el material de sustrato debe ser hidrófilo (el coseno del ángulo de contacto debe ser positivo). Pueden usarse diferentes estructuras tales como columnas, postes, diamantes, canales. Su influencia principal no es en la presión capilar proporcionada, sino en la minimización de la resistencia al flujo que da como resultado pérdidas viscosas que reducen las velocidades de flujo que pueden lograrse.
Figure imgf000006_0001
Este tipo de bombas, denominadas bombas capilares, pueden proporcionar velocidades de flujo constantes e impulsar el movimiento del flujo de todo el circuito microfluídico. Con este enfoque, la bomba se fabrica durante el mismo procedimiento de la fabricación de microcanales, lo que simplifica las etapas y los materiales, pero se necesitan procedimientos de fabricación de alta resolución.
Alternativamente, pueden usarse materiales porosos de manera inherente, tales como papel. Por ejemplo, la celulosa normalmente tiene un tamaño de poro de entre 1-10 um en combinación con una naturaleza hidrófila. Por tanto, la red de microcanales que se crean artificialmente en las bombas capilares puede cambiarse por la intrincada red porosa de este tipo de materiales. Esta presión puede alcanzar fácilmente varias decenas de kPa y depende de la estructura y del contenido de humedad del material poroso.
Aunque la respuesta no será tan controlada y predecible, ofrecen una solución sencilla como sistema de bombeo pasivo. De hecho, debido a su simplicidad y comportamiento de drenaje de manera natural, se usan como sustrato por donde se desplaza el fluido, integrando sistemas de detección en su estructura. No obstante, el interés se centra en su integración en sistemas microfluídicos como sistema de bombeo pasivo.
Por tanto, existe la necesidad de sistemas microfluídicos para monitorización continua de fluidos corporales, que presenten baja complejidad y dimensiones reducidas, pero sin perder precisión o resolución temporal y garantizar que cada medición no esté influida por muestras de fluido corporal medidas anteriormente.
Descripción de la invención
La presente invención se define en la reivindicación independiente adjunta, y resuelve satisfactoriamente los inconvenientes de la técnica anterior, al proporcionar un sistema de monitorización continua que usa una sola cámara de medición en lugar de múltiples cámaras de medición como en el caso de las soluciones de la técnica anterior, de manera que se reducen significativamente la complejidad y las dimensiones del sistema microfluídico.
Más específicamente, un aspecto de la invención se refiere a un sistema microfluídico para monitorizar metabolitos y/o propiedades de fluidos biológicos (corporales), en el que el sistema comprende: una cámara de medición, al menos una entrada para la introducción de un fluido corporal recogido de un sujeto y un canal de admisión microfluídico que comunica mediante comunicación de fluido la entrada con la cámara de medición. Preferiblemente, la entrada está adaptada para recoger sudor de la piel de un sujeto.
En la presente divulgación, “monitorización continua” significa la capacidad para realizar múltiples mediciones individuales a lo largo de un periodo de tiempo de interés con seguridad cronológica y de manera repetitiva, permitiendo la obtención de la evolución de un parámetro dado a lo largo de ese periodo de tiempo.
El sistema comprende adicionalmente al menos un sensor adecuado para medir un parámetro de un analito de un fluido corporal, de manera que el sensor se dispone para medir el parámetro de un fluido corporal contenido en la cámara de medición.
En una realización preferida, el sistema comprende una sola cámara de medición (o detección). Esta cámara de medición puede contener uno o múltiples sensores para diferentes biomarcadores, pero no hay necesidad de replicar los sensores en diferentes ubicaciones del circuito microfluídico, como en el caso de alguna propuesta de la técnica anterior.
El sistema comprende adicionalmente una bomba de fluido pasiva, que está en comunicación de fluido con la cámara de medición, y adaptada para generar una presión capilar mayor que la presión de generación de fluido corporal. En el caso de aplicaciones de monitorización de sudor, mayor que las presiones de generación de la glándula sudorípara.
En una realización preferida, la bomba de fluido es un material poroso. Alternativamente, la bomba de fluido es una bomba capilar micromecanizada capaz de forzar la circulación de fluido mediante acción capilar.
En la presente divulgación, “pasivo” se refiere a cualquier dispositivo que no usa energía externa para funcionar.
Además, el sistema comprende una válvula pasiva de retención (o retardo) interpuesta entre la salida de la cámara de medición y la bomba de fluido. La válvula pasiva de retención está configurada para detener el flujo de fluido corporal hacia la bomba de fluido durante un periodo de tiempo determinado, cuándo se llena la cámara de medición con fluido corporal.
Preferiblemente, la válvula de retención está configurada para presentar una presión de sobrepaso que hace que la válvula de retención mantenga la cámara de medición llena con fluido corporal, y detenga el flujo de fluido corporal durante un periodo dentro del intervalo de 1 minuto a 5 horas.
En realizaciones preferidas, por ejemplo para mediciones de sudor, el periodo mencionado anteriormente está dentro del intervalo de 1 a 5 minutos.
Por tanto, según la invención, la región de medición o detección termina con una válvula pasiva que detiene temporalmente el flujo, con el fin de garantizar un llenado completo y correcto de la cámara de medición, y de realizar mediciones en condiciones estáticas (la velocidad de flujo es cero). Dado que la velocidad de flujo del analito es un parámetro que afecta a la respuesta de los sensores, el sistema está configurado de manera que las mediciones no resultan afectadas por esta variable, lo que conduce a un análisis más fiable.
Preferiblemente, la válvula pasiva es una ampliación abrupta o repentina del área de sección transversal del canal de admisión microfluídico, ya que no necesita etapas de fabricación/modificación adicionales, aunque también pueden usarse otros medios alternativos tales como barreras hidrófobas.
Alternativamente, la válvula pasiva de retención está configurada como una modificación química de la superficie del canal de admisión microfluídico.
Los tiempos de retención (cantidad de tiempo que el fluido permanece detenido hasta el sobrepaso de la válvula) dependerán de la aplicación específica de interés (variación de analito a lo largo del tiempo, tiempo total de la monitorización), pero para aplicaciones con sudor tal como se mencionó anteriormente, deben estar en el intervalo de 1 a 5 minutos.
La presión de sobrepaso de una válvula pasiva es el parámetro usado normalmente para caracterizar el funcionamiento de las válvulas pasivas, y tiene una relación analítica con parámetros geométricos y del material. Como norma, cuanto mayor es la presión de sobrepaso, más prolongados son los tiempos de retardo.
En una realización preferida, la presión de sobrepaso de la válvula de retención está dentro del intervalo de 2,4 - 6 kPa.
Justo después de la válvula pasiva, está integrado un sistema de bombeo pasivo de modo que cuando el fluido estalla a través de la válvula pasiva, el fluido alcanza la bomba pasiva por la presión capilar ejercida por la bomba, que es mayor que la de la entrada por el fluido corporal mientras que la entrada está recogiendo fluido corporal procedente de una fuente de fluido corporal.
En una realización preferida, la bomba de fluido pasiva está adaptada para generar una presión capilar mayor de 6 kPa, que es adecuada cuando el sistema está adaptado para monitorizar metabolitos y/o propiedades del sudor, como conductividad del sudor, y/o tasa de sudor, y/o pH del sudor, y/o iones para monitorizar la pérdida de sodio.
Se ha encontrado que este desajuste entre la velocidad de flujo a la que entra el fluido en el circuito microfluídico y la velocidad de flujo impuesta por la bomba pasiva, conduce a una desconexión del flujo de fluido en la válvula de retención después de varios segundos. Por tanto, se crea de nuevo la superficie de contacto aire-fluido necesaria para restablecer el funcionamiento de la válvula pasiva como medio de retención, y el fluido se detiene en la válvula pasiva. Además, el volumen de fluido corporal drenado por la bomba pasiva (el fluido ya bombeado) ya no está en contacto con el fluido corporal recién recogido a través de la entrada, reduciendo de ese modo la contaminación cruzada entre diferentes mediciones.
Una ventaja de la invención es que este ciclo puede repetirse múltiples veces proporcionando mediciones independientes individuales a lo largo de un periodo de tiempo prolongado, permitiendo por tanto una monitorización continua precisa. El periodo de ciclo puede ajustarse seleccionando las dimensiones del circuito microfluídico, los parámetros de la válvula pasiva y las propiedades de la bomba pasiva.
La estructura descrita anteriormente del sistema de la invención supera una limitación característica de los elementos microfluídicos impulsados por capilaridad de la técnica anterior, que consiste en que sólo funcionan cuando hay una superficie de contacto aire- fluido. Normalmente, las válvulas pasivas capilares sólo funcionan cuando llega el frente de fluido, y una vez rebasadas, se comportan simplemente como un conducto de fluido. De manera similar, las bombas pasivas funcionan hasta que están completamente llenas. Según la presente invención, el sistema regenera esta superficie de contacto aire-fluido, durante su funcionamiento de manera pasiva y autónoma, para restablecer la función de la válvula de retención rebasada.
El periodo de ciclo debe ser repetitivo si las condiciones externas se mantienen constantes, por ejemplo la tasa de generación de fluido corporal. Sin embargo, determinados entornos de aplicación, tales como el análisis del sudor sobre el cuerpo, son altamente variables.
Preferiblemente, el sistema incorpora un detector de ciclo adaptado para detectar cuando la cámara está llena, de modo que pueda decidirse cuándo realizar una medición, y para monitorizar cambios en la frecuencia de ciclo que están relacionados con la tasa de generación de fluido.
Con el sistema según la invención descrito anteriormente, puede abordarse una toma de muestras irregular, un problema particularmente infravalorado sobre la monitorización continua del análisis del sudor.
El detector de ciclo puede implementarse como dos electrodos dispuestos para medir un parámetro eléctrico (admitancia o impedancia) en el circuito microfluídico, es decir, el circuito entre la entrada y la entrada de bomba de fluido, para detectar si hay un fluido corporal o aire en el circuito microfluídico.
En una realización preferida, el sistema incluye un canal microfluídico secundario conectado al canal de admisión microfluídico y conectado a la atmósfera, y una válvula pasiva de parada interpuesta en el canal microfluídico secundario, de manera que la válvula de parada impide el flujo de fluido fuera del canal microfluídico secundario hacia la atmósfera.
En particular, la válvula de parada está configurada de manera que su presión de sobrepaso es mayor que la presión de generación de fluido corporal máxima, de modo que la barrera de presión creada nunca se rebasará por la presión de fluido. Esto significa que la presión de sobrepaso de la válvula pasiva de retención es menor que la presión de sobrepaso de la válvula pasiva de parada. Las características de los siguientes elementos y su relación entre ellos podría expresarse mejor en función de la presión: presión de generación de fluido, barrera de presión de sobrepaso para válvulas pasivas y presión de bombeo para bombas de fluido. A continuación, se presenta una descripción detallada de cada parámetro.
Presión del sudor: las glándulas sudoríparas funcionan mediante presiones osmóticas generadas por diferencias en la osmolalidad entre plasma y sudor. Algunos estudios de la técnica anterior notificaron un amplio intervalo de presiones de secreción, de desde 3 kPa hasta un máximo de 70 kPa, con valores medios alrededor de 40 kPa. Esta presión máxima de 70 kPa correspondería aproximadamente a alrededor de 20 nl/min glándula, encontrándose entre el intervalo de tasas de sudor observadas.
Otros estudios de la técnica anterior encontraron que las presiones de secreción se encuentran entre 2,4 y 2,9 kPa, estando el máximo por debajo de 6 kPa. Atribuyeron las diferencias con el estudio anterior a la caída de presión a lo largo del conducto sudoríparo (no se llevó a cabo la medición en la superficie de la piel, sino más bien en el medio del conducto sudoríparo sin control sobre la profundidad) y a la diferencia entre la sudoración natural y la inducida. Lo que está claro es que estás últimas mediciones están más relacionadas con las presiones de secreción de lo que experimentará el presente sistema.
Presión de sobrepaso de la válvula: con referencia a la ecuación 1 de la BP, y las presiones de secreción esperadas, los parámetros geométricos de cada válvula pasiva usada en el sistema pueden diseñarse de acuerdo con su función.
La relación entre la presión de sobrepaso de la válvula pasiva y el tiempo de retardo producido debido a condiciones constantes, son directamente proporcionales. Por tanto, en las condiciones del análisis del sudor, los parámetros geométricos de la válvula de retención se diseñan para que se encuentren dentro del intervalo superior de presiones de secreción, lo que permite detener el flujo pero no demasiado fuerte como para restringir completamente el flujo.
Presión de bombeo de las bombas de fluido: la presión de bombeo de las bombas pasivas consideradas en la invención se debe a la presión capilar generada por sus características mi ero métricas. La velocidad de flujo lograda será una consecuencia de esta presión capilar y dependerá del resto del sistema microfluídico. Este es el motivo por el que la presión capilar es un parámetro intrínseco del sistema de bombeo que puede compararse y relacionarse claramente con el resto de presiones implicadas en el sistema. Otro aspecto de la invención se refiere a un dispositivo ponióle para monitorizar sudor, que incorpora un sistema tal como el definido anteriormente, y en el que el sistema está configurado como un cartucho desechable acoplado de manera separable con el dispositivo ponióle, y adaptado para monitorizar metabolitos del sudor y/o propiedades del sudor como conductividad del sudor y/o tasa de sudor, y/o pH del sudor, y/o iones.
Breve descripción de las fiquras
Las realizaciones preferidas de la invención se describen en adelante con referencia a las figuras, en los que:
Figura 1.- Muestra esquemáticamente en una vista en planta desde arriba, la estructura de una válvula pasiva geométrica según la técnica anterior (altura constante) donde se indican todos los parámetros relevantes.
Figura 2.- Muestra esquemáticamente una primera realización del sistema microfluídico de la invención en cinco fases secuenciales (a - e) del proceso de medición. Q es el flujo de fluido corporal. En el sistema microfluídico, las zonas oscuras representan aire, y las zonas rayadas representan flujo de líquido.
Figura 3.- Muestra esquemáticamente las etapas cronológicas del sistema de la Figura 2, con una representación gráfica de la evolución a lo largo del tiempo del flujo de fluido teórico.
Figura 4 Muestra esquemáticamente el principio de trabajo y las diferentes etapas de una segunda realización del sistema microfluídico, que incluye un orificio de ventilación y un canal secundario.
Figura 5.- Muestra una implementación práctica de la realización de la Figura 2, en la que la Figura A muestra todo el sistema, la Figura B es un detalle ampliado de la cámara de medición y la válvula pasiva de retención que incluye tres fases secuenciales (I, II, III) del proceso. La Figura C muestra la cámara de medición de la segunda realización de la Figura 4 que también incluye tres fases secuenciales (I, II, III) del proceso, y zonas para detectar la formación de burbujas de aire. En la Figura, las zonas oscuras representan el flujo de fluido. Figura 6.- Muestra un dispositivo ponióle que integra el sistema microfluídico propuesto, en el que la Figura A es una vista en despiece ordenado; y la Figura B es una representación esquemática de la disposición de capas para implementar el sistema.
Figura 7.- Muestra una secuencia de imágenes (A - F) de diferentes fases del ciclo llevado a cabo en una implementación práctica del dispositivo microfluídico.
Figura 8.- Muestra más imágenes (A - D) de diferentes fases del ciclo llevado a cabo en una implementación práctica del dispositivo microfluídico.
Realización preferida de la invención
La Figura 2 muestra una primera realización del sistema microfluídico de la invención en cinco fases secuenciales (a - e) del proceso de medición. El sistema microfluídico comprende:
- una cámara (2) de medición,
- una entrada (1) para la introducción de un fluido corporal, por ejemplo adaptada para recoger sudor de la piel de un sujeto,
- un canal (8) de admisión microfluídico que comunica mediante comunicación de fluido la entrada (1) con la cámara (2) de medición,
- una bomba (4) de fluido pasiva que está en comunicación de fluido con la cámara (2) de medición, y adaptada para generar una presión capilar mayor que la presión de generación de fluido corporal,
- al menos un sensor (no mostrado) adecuado para medir un parámetro de un analito de un fluido corporal, y dispuesto para medir el parámetro de un fluido corporal contenido en la cámara de medición. Preferiblemente, un sensor está encerrado dentro de la cámara de medición,
- una válvula (3) pasiva de retención interpuesta entre la cámara (2) de medición y la bomba (4) de fluido.
La válvula (3) pasiva de retención, preferiblemente es del tipo geométrico, y está configurada para detener el flujo de fluido corporal durante un periodo de tiempo determinado (preferiblemente de 1 a 5 minutos para aplicaciones con sudor), cuando se llena la cámara de medición con fluido corporal. La bomba (4) pasiva drena el fluido a una velocidad de flujo alta, y sólo funciona cuando se rebasa la válvula (3) de retención. Podría ser una bomba de material poroso de manera natural (como papel) o una bomba capilar de tipo columna microfabricada. La característica relevante de la bomba pasiva es que su presión de drenaje proporciona una velocidad de flujo mayor que la de la entrada del sistema microfluídico. Para aplicaciones con sudor, la tasa de generación de fluido de bomba varía entre 1 y 20 nl/min glándula, lo que puede traducirse (considerando 100 glándulas/cm2 y un área de recogida de 0,5 cm2) en un intervalo de 50- 1000 nl/min.
La Figura 3 muestra las etapas cronológicas del funcionamiento de la realización de la Figura 2 con una representación gráfica de la evolución a lo largo del tiempo del flujo de fluido teórico, que es tal como sigue:
- Llenado, (fase A en las Figuras 2 y 3). El fluido entra a través de la entrada (1) y fluye a través del sistema microfluídico a la tasa de generación de fluido.
- Medición, (fase B en las Figuras 2 y 3). Cuando el frente de fluido llega a la válvula (3) pasiva de retención, se detiene durante algunos minutos, porque la presión dominante que rige el flujo de fluido es menor que la presión de sobrepaso (BP) de la válvula (3) de retención. Sin flujo de fluido y con la cámara (2) de medición llena, entonces se toman mediciones mientras que la presión de fluido (P3) en la superficie de contacto fluido-aire aumenta debido a la presión de generación de fluido en la entrada.
- Sobrepaso, (fase C en las Figuras 2 y 3). Después de un periodo de tiempo determinado, la válvula (3) pasiva de retención es sobrepasada debido a la presión de fluido aumentada, y el fluido fluye a su través (a una velocidad de flujo alta (obsérvese el primer pico de flujo en la Figura 3), y alcanza la bomba (4) pasiva fluyendo a través de la bomba.
- Siguiente medición, (fase D en las Figuras 2 y 3). Entonces, después de algunos segundos debido a la alta velocidad de flujo forzada por la bomba (4), se desconecta el flujo, es decir, se interrumpe el flujo de fluido y se regenera una superficie de contacto aire-fluido en la válvula (3) pasiva, y el fluido se detiene de nuevo y se toman de nuevo mediciones en la cámara de medición.
- Sobrepaso, (fase E en las Figuras 2 y 3). Después de varios minutos, se produce de nuevo el sobrepaso (segundo pico de flujo), repitiéndose el ciclo descrito anteriormente. En la Figura 3, P3es la presión de fluido en la posición 3 mientras que Pfiu¡do se refiere a la presión dominante que rige el flujo de fluido, BP es la presión de sobrepaso de la válvula (3) pasiva de retención (o retardo) y CP es la presión capilar de la bomba (4).
La Figura 4 muestra una segunda realización en la que se incorporan los siguientes elementos a la primera realización de las Figuras 2 y 3:
- una entrada (7) de aire abierta a la atmósfera, que permite el paso de aire al interior del canal de admisión,
- un canal (5) microfluídico secundario conectado al canal (8) de admisión microfluídico y conectado a la atmósfera mediante la entrada (7) de aire que permite la entrada de aire. Este canal (5) secundario está situado antes de la cámara (2) de medición, y está conectado con el canal (8) de admisión en una unión microfluídica (unión en T).
- una válvula (6) pasiva de parada interpuesta en el canal (5) microfluídico secundario, y adaptada para impedir el flujo de fluido fuera del canal (5) microfluídico secundario hacia la atmósfera. Para ello, la válvula (6) de parada está configurada para presentar una presión de sobrepaso (BP) mayor que cualquier otra presión del sistema microfluídico para evitar que se rebase, en especial su presión de sobrepaso es mayor que la presión de generación de fluido corporal máxima.
En la realización de la Figura 4, el canal (5) secundario se abre a la atmósfera y permite la creación de burbujas de aire en el medio del canal de manera pasiva. La entrada de aire procede del orificio (7) de ventilación cuando se drena el fluido en el canal (8) de admisión principal debido a la alta presión generada por la bomba (4) pasiva, creando una burbuja de aire en la unión microfluídica de los canales (5, 8). Dado que la bomba (4) todavía está conectada al fluido, la burbuja de aire se desplaza a lo largo del canal (8) principal microfluídico (realización 1), restableciendo la funcionalidad de la válvula (3) pasiva de retención cuando la superficie de contacto llega ahí. De este modo, se crea un ciclo similar al descrito para la realización de las Figuras 2 y 3.
La Figura 4 representa adicionalmente el esquema del principio de trabajo y las diferentes fases del sistema microfluídico propuestas en esta segunda realización. Al principio (fase A), el fluido que procede de la entrada (1) llena la cámara (2) de medición a una velocidad de flujo dada, mientras que el canal (5) secundario también se llena pero hasta la válvula (6) de parada, donde se detiene. Cuando el fluido llega a la válvula (3) pasiva de retención, se detiene temporalmente (fase B). Cuando la válvula (3) estalla (fase C), la bomba (4) pasiva se conecta al fluido (el fluido alcanza la bomba) y lo drena rápidamente, generando una burbuja de aire en la unión microfluídica (fase D).
Dado que la bomba (4) pasiva todavía está conectada al fluido restante, mantiene el drenaje haciendo que la burbuja de aire se desplace a lo largo de la cámara (2) de medición hasta la válvula (3) pasiva de retención (fase E). Una vez allí, la válvula (3) pasiva de retención tiene de nuevo una superficie de contacto aire-fluido y detiene el flujo tal como se describió anteriormente durante algunos minutos (fase F).
En la Figura 4, P3, P5, Rb son las presiones de fluido en cada ubicación del circuito microfluídico, mientras que Pfiu¡do se refiere a la presión dominante que rige el flujo de fluido.
La bomba capilar debe proporcionar una presión capilar mayor que la presión de generación de fluido corporal máxima. En el caso de aplicaciones con sudor, se ha observado que la presión de secreción máxima está por debajo de 6 kPa. Por tanto, las presiones capilares de los papeles/bombas capilares usados deben diseñarse para que sean al menos mayores de 6 kPa. En el caso de la segunda realización (Figura 4) la presión capilar de la bomba debe ser mayor que la entrada (con el fin de drenar aire en la unión), y por debajo de una presión capilar máxima que evite la desconexión antes de que la burbuja de aire se desplace hasta la válvula de retención.
Además, la presión de sobrepaso (BP) de la válvula de retención debe diseñarse para estar dentro de la presión de generación de fluido corporal. Preferiblemente, la presión de sobrepaso (BP) de la válvula de retención está dentro del intervalo de 2,4 - 6 kPa. De este modo, podrá estallar en última instancia, pero también detener el flujo temporalmente. El tiempo de retención será un factor que dependerá de la BP (de manera proporcional), pero sometido a otras condiciones del sistema. Debe recordarse que una vez que se rebasa por la superficie de contacto, la válvula de retención simplemente se comporta como una resistencia de fluido.
Además, la presión de sobrepaso de la válvula de parada debe diseñarse para que sea mayor que la presión de generación de fluido corporal máxima. De este modo, la barrera de presión creada nunca se rebasará por la presión de fluido.
Tal como puede observarse, todas las condiciones anteriores se refieren a la presión de generación de fluido corporal (presión de secreción para glándulas sudoríparas, en el caso de sudor). No hay una relación concreta entre la BP de las válvulas y la presión capilar de la bomba por el diseño. Están condicionadas por su relación con la presión de generación de fluido. Esta relación genera el fenómeno que se ha encontrado, que es el motivo por el que, en las Figuras 3 y 4, se eligió la velocidad de flujo para representar cada estado del ciclo, ya que es la variable observable. Sin embargo, las presiones implicadas en cada estado del ciclo pueden definirse tal como se describió para las Figuras 3 y 4.
Al principio, el flujo de fluido se dirige por la presión del fluido corporal presión a medida que llena la cámara de medición. Cuando el fluido se encuentra con las válvulas pasivas, la presión en cada válvula no es suficiente para superar la barrera de presión generada por su geometría (BP). Sin embargo, cuando se encuentra que la BP de la válvula de retención (retardo) está dentro de su intervalo, en última instancia el líquido estallará (cuando P3 es mayor que BPretardo), y cuando esto ocurre, el fluido se conecta con la bomba pasiva y su gran presión capilar domina ahora la velocidad de flujo que está aumentada en el circuito microfluídico.
Tal como se comentó anteriormente, el desajuste de presión entre la bomba y la entrada produce una desconexión del flujo de fluido en la válvula de retención, regenerando ahí la superficie de contacto aire-líquido y deteniendo el flujo, ya que la presión de fluido está ahora limitada a la entrada (la bomba no está conectada al fluido). Entonces, el ciclo comienza de nuevo. En el caso de la segunda realización, la desconexión de la bomba se logra por la llegada de aire a la válvula de retardo, restableciendo su funcionalidad como barrera de presión.
Preferiblemente, el sistema de cualquiera de las dos realizaciones descritas anteriormente incluye además un detector de ciclo adaptado para detectar cuándo se llena la cámara de medición con fluido corporal, y para monitorizar cambios en la frecuencia de ciclo de medición. Este detector de ciclo puede realizarse como dos electrodos dispuestos para medir un parámetro eléctrico en el circuito microfluídico entre la entrada y la entrada de bomba de fluido, para detectar si hay un fluido corporal o aire en el circuito microfluídico.
Por ejemplo, para la primera realización de las Figuras 2 y 3, el detector de ciclo puede ubicarse preferiblemente justo después de la válvula (3) pasiva de retención, y en el caso de la segunda realización de la Figura 4, también podría ubicarse en la unión microfluídica o en la cámara de detección, cuando la burbuja de aire se desplaza a través de ellas.
La Figura 5 muestra en la Figura 5A un diseño práctico de la realización 1 (Figuras 2 y 3), y en la Figura 5B muestra (como una vista ampliada de la cámara de medición) varios sensores (9) amperométricos (CE, WE, RE) dispuestos dentro de la cámara (2) de medición para un metabolito tal como lactato, y los dos electrodos (10) del detector de ciclo dispuestos justo aguas debajo de la válvula (3) pasiva de retención, en la zona donde el fluido se conecta a la bomba (4) pasiva. En la Figura 5B, se representa un ciclo que va a detectarse como la secuencia I, II y III.
En la Figura 5C se representa un dispositivo similar al de la Figura 5B, pero correspondiente a la segunda realización (Figuras 2 y 3), en el que el detector de ciclo está adaptado para detectar la formación de burbujas de aire, de manera que los dos electrodos (10) se disponen entre la unión en “T” microfluídica y la entrada de la cámara (2) de medición.
Puesto que el detector de ciclo monitoriza la resistencia eléctrica entre electrodos, es posible conocer en un momento determinado en qué estado del ciclo está el proceso. Una alta resistencia implicaría que hay aire en esa posición, lo que significa, en una configuración tal como la Figura 5B, que el líquido se detiene en la válvula de retardo, y es el momento de realizar una medición amperométrica. Además, puede calcularse la frecuencia de ciclo a partir de la diferencia de tiempo entre este cambio de resistencia. En otra configuración, la Figura 5C, podría usarse un sistema similar para detectar la presencia de la burbuja de aire generada en la unión, pudiéndose extraer también la frecuencia y el estado del ciclo.
Dado un sistema conocido, las variaciones en la frecuencia de ciclo podrían atribuirse únicamente a la tasa de generación de fluido corporal, ya que los parámetros de la válvula y la bomba se diseñarían de antemano. De este modo, la frecuencia de ciclo podría relacionarse con la tasa de generación de fluido corporal, un parámetro de interés en aplicaciones con sudor.
La Figura 6 muestra una representación de un dispositivo ponióle que integra el sistema microfluídico de la invención, en el que el sistema está configurado como un cartucho desechable acoplado de manera separable con el dispositivo ponióle. En particular, la vista en despiece ordenado de la Figura 6A muestra dos capas: una primera capa (11) que incluye el sistema microfluídico con sensores, y una segunda capa (12) encima de la primera, que incluye componentes electrónicos para procesar datos generados por los sensores, y las dos capas encerradas dentro de una carcasa (13) de dos partes.
La Figura 6B muestra una representación esquemática de la disposición de dos capas, en la que la capa (14) inferior es una capa adhesiva adecuada para adherirse a la piel (15) de un sujeto, y que tiene una abertura (16) para la recogida de sudor de la piel. La primera capa (11) incluye el sistema microfluídico con la estructura definida anteriormente, y una segunda capa (12) que integra los componentes electrónicos y los sensores (9), y que junto con la primera capa (11) forma la cámara (2) de medición. Con respecto a la fabricación, el sistema microfluídico podría construirse montando dos o tres capas. En una estructura de dos capas, los canales microfluídicos se fabricarían en una mediante cualquier procedimiento de microfabricación conveniente (litografía suave, moldeo por inyección...) y se cerrarían mediante la segunda capa. Una estructura de tres capas, los canales microfluídicos se fabricaría en la capa del medio mediante cualquier procedimiento de microfabricación conveniente (corte por láser...) y las otras capas cerrarían el sistema microfluídico.
Con respecto a la estimulación y la recogida de fluido, y más específicamente para aplicaciones especializadas en sudor, la generación del sudor podría inducirse mediante ejercicio o acción térmica o estimularse de manera iontoforética mediante o bien pilocarpina o en carbacol.
Con respecto a la integración en la piel, el sistema descrito podría añadir una capa adhesiva de doble cara (preferiblemente acrílica) para unirse de manera ajustada a la piel y al sistema microfluídico con las aberturas convenientes para permitir la recogida del sudor generado. Esta capa adhesiva podría formar parte también del sistema microfluídico como una de las capas descritas anteriormente.
Resultados experimentales
Para los primeros experimentos, se usó litografía suave como procedimiento de fabricación puesto que proporciona la resolución necesaria para fabricar las estructuras necesarias. El material usado fue PDMS, un material común en el campo de elementos microfluídicos, cuya transparencia permitió caracterizar el comportamiento del fluido visualizando simplemente un fluido coloreado. Se usó papel como bomba pasiva debido a su simplicidad y a la facilidad para cambiar propiedades cambiando simplemente el tipo de papel. Se usaron dos papeles diferentes de manera satisfactoria, pero se cambió el periodo de ciclo manteniendo el resto de condiciones constantes, mostrando la capacidad de ajuste de este parámetro por el diseño. El fluido se inyectó de manera continua en la entrada del sistema microfluídico a una velocidad de flujo constante (200 nl/min) que se encontró que estaba dentro del intervalo de las tasas de transpiración.
La Figura 7 son imágenes de las diferentes fases del ciclo del dispositivo microfluídico en la primera realización. El fluido llega a la válvula de retención (A) y, tras algunos minutos detenido, estalla (B) conectándose al papel (C). Después de algunos segundos, la conexión fluídica comienza a desaparecer (D) hasta que finalmente lo hace (E). Después de varios minutos, la válvula de retención estalla de nuevo (F) repitiendo todo el ciclo de nuevo. La Figura 8 muestra imágenes de diferentes fases de un ciclo del dispositivo microfluídico en la segunda realización. El fluido llega a la válvula de retención y se detiene durante varios minutos (A). Cuando estalla, se conecta con el papel (B). Durante la conexión, el fluido que ha ido hacia el canal lateral vuelve, debido a la fuerza de drenaje del papel, creando una burbuja de aire en el canal principal (C). Entonces, desaparece la conexión fluídica con el papel (D) y la burbuja de aire permanece inmovilizada en el canal principal.
La tabla 1 muestra características de la válvula pasiva sometida a prueba una vez fabricada. Tal como se describió anteriormente, la presión de sobrepaso (BP) de la válvula (6) pasiva de parada debe ser mayor que la presión de secreción de sudor máxima lograda. En particular, en la tabla 1 se incluyen las BP de una válvula pasiva sometida a prueba:
Figure imgf000020_0001
Tabla 1. Descripción de los diferentes parámetros usados para las válvulas pasivas (tanto la válvula de retención como la válvula de parada) sometidas a prueba en las que la BP se calcula a partir de la ecuación 1, considerando h=100 um, tensión superficial del sudor de 0,072 N/m y un ángulo de contacto de PDMS de 110°.
Otras realizaciones preferidas de la presente invención se describen en las reivindicaciones dependientes adjuntas y las múltiples combinaciones de esas reivindicaciones.

Claims

R E I V I N D I C A C I O N E S
1.- Sistema icrofluídico para monitorización continua de metabolitos y/o propiedades de fluidos corporales, comprendiendo el sistema: una cámara de medición, al menos una entrada para la introducción de un fluido biológico, un canal de admisión microfluídico que comunica mediante comunicación fluídica la entrada con la cámara de medición, al menos un sensor adecuado para medir un parámetro de un analito de un fluido biológico, y dispuesto para medir el parámetro de un fluido biológico contenido en la cámara de medición, una bomba de fluido pasiva que está en comunicación de fluido con la cámara de medición, y adaptada para generar una presión capilar mayor que la presión de generación de fluido biológico, una válvula de retención interpuesta entre la cámara de medición y la bomba de fluido, en el que la válvula pasiva de retención está configurada para detener el flujo de fluido biológico durante un periodo de tiempo determinado, cuando la cámara de medición está llena con fluido biológico.
2.- Sistema según la reivindicación 1 , que comprende además: un canal microfluídico secundario conectado al canal de admisión microfluídico y conectado a la atmósfera, y una válvula pasiva de parada interpuesta en el canal microfluídico secundario, y adaptada para impedir el flujo de fluido fuera del canal microfluídico secundario hacia la atmósfera.
3.- Sistema según la reivindicación 2, en el que la válvula de parada está configurada de manera que su presión de sobrepaso es mayor que la presión de generación de fluido biológico máxima.
4 Sistema según la reivindicación 2, en el que la presión de sobrepaso de la válvula pasiva de retención es menor que la presión de sobrepaso de la válvula pasiva de parada, y en el que preferiblemente la presión de sobrepaso de la válvula de retención está dentro del intervalo de 2,4 - 6 kPa.
5.- Sistema según cualquiera de las reivindicaciones anteriores, en el que la válvula de retención está configurada para presentar una presión de sobrepaso que mantenga la cámara de medición llena con fluido biológico y detenga el flujo de fluido biológico durante un periodo dentro del intervalo de 1 minuto a 5 horas, y preferiblemente dentro del intervalo de 1 a 5 minutos.
6.- Sistema según cualquiera de las reivindicaciones anteriores, en el que la válvula pasiva de retención está configurada como una ampliación repentina del área de sección transversal del canal de admisión microfluídico.
7.- Sistema según cualquiera de las reivindicaciones 1 a 5, en el que la válvula pasiva de retención está configurada como una modificación química de la superficie del canal de admisión microfluídico.
8.- Sistema según cualquiera de las reivindicaciones anteriores, en el que la bomba de fluido es una bomba capilar micromecanizada capaz de forzar la circulación de fluido mediante acción capilar, y en el que preferiblemente la bomba de fluido pasiva está adaptada para generar una presión capilar mayor de 6 kPa.
9.- Sistema según cualquiera de las reivindicaciones 1 a 7, en el que la bomba de fluido es una bomba de material poroso.
10.- Sistema según cualquiera de las reivindicaciones anteriores, que comprende además un detector de ciclo adaptado para detectar cuándo se llena la cámara de medición con fluido corporal, y para monitorizar cambios en la frecuencia de ciclo.
11.- Sistema según la reivindicación 10, en el que el detector de ciclo comprende dos electrodos dispuestos para medir un parámetro eléctrico en el circuito microfluídico entre la entrada y la entrada de bomba de fluido, para detectar si hay un fluido corporal o aire en el circuito microfluídico.
12.- Sistema según cualquiera de las reivindicaciones anteriores, en el que la entrada está adaptada para recoger sudor de la piel de un sujeto.
13.- Sistema según cualquiera de las reivindicaciones anteriores, adaptado para monitorizar metabolitos y/o propiedades del sudor, y en el que las propiedades del sudor incluyen conductividad y/o tasa de sudor y/o pH del sudor, y/o iones.
14.- Sistema según cualquiera de las reivindicaciones anteriores, que comprende además un dispositivo electrónico que se comunica eléctricamente con el sensor, y adaptado para procesar datos generados por el sensor.
15.- Dispositivo ponióle para monitorizar sudor que incorpora un sistema según cualquiera de las reivindicaciones anteriores, y en el que el sistema está configurado como un cartucho desechable acoplado de manera separable con el dispositivo ponióle.
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