ES2694080T3

ES2694080T3 - Dispositivo y método para medir el tiempo de protrombina y hematocrito mediante el análisis del cambio de reactancia en una muestra

Info

Publication number: ES2694080T3
Application number: ES11169337.0T
Authority: ES
Inventors: Sz-Hau Chen; Yueh-Hui Lin; Ching-Yuan Chu; Chu-Ming Cheng; Guan-Ting Chen; Yi-Chen Lu; Thomas Y. S. Shen
Original assignee: Apex Biotechnology Corp
Current assignee: Apex Biotechnology Corp
Priority date: 2010-06-09
Filing date: 2011-06-09
Publication date: 2018-12-17
Anticipated expiration: 2031-06-09
Also published as: US8828322B2; US20110303556A1; US20140367261A1; US9068967B2; JP2011257403A; TW201202705A; JP5905212B2; EP2395353A1; EP2395353B1; PL2395353T3; TWI472766B

Abstract

Dispositivo de diagnóstico para medir el hematocrito (HCT) y/o el tiempo de protrombina de un fluido, que comprende: un dispositivo sensor (120); y un ensamblaje de tarjeta de prueba (110) que incluye uno o varios pares de electrodos (226, 228), donde el ensamblaje de tarjeta de prueba de sangre (110) comprende una placa base (210) que comprende un material poroso donde el dispositivo sensor (120) está configurado para proporcionar una corriente alterna y para medir y calcular el tiempo de protrombina y/o HCT de una prueba de sangre utilizando análisis de reactancia.

Description

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DESCRIPCION

Dispositivo y metodo para medir el tiempo de protrombina y hematocrito mediante el analisis del cambio de reactancia en una muestra.

Campo de la Invencion

[0001] La presente invencion se refiere a dispositivos de diagnostico bioqufmicos, y mas particularmente, a dispositivos y metodos para determinar el tiempo de protrombina (TP) y hematocrito (HCT) mediante el analisis de un cambio de reactancia en una muestra.

Antecedentes de la Invencion

[0002] Dos vfas o cascadas de coagulacion, conocidas como las vfas intrfnseca y extrfnseca, llevan a la formacion de un coagulo en la sangre. Cuando un cuerpo humano se lesiona, la via extrfnseca se activa primero para controlar la coagulacion sangufnea del cuerpo. Ademas de una muestra sangufnea, la reaccion de coagulacion necesita algunos factores tisulares adicionales. El factor X inactivo se cataliza en el factor Xa. La protrombina (factor II) se puede transformar del factor Xa a la trombina (factor Ila) por los efectos del factor Va, fosfolipidos acfdicos e iones de calcio. La trombina luego transforma el fibrinogeno en fibrina, aumentando la plaqueta de las celulas endoteliales acumuladas en la herida. La trombina puede tambien mejorar la funcion del factor XIII, conectando cada molecula de protefna fibrosa a una fibrina estable. Por lo tanto, el analisis del tiempo de protrombina no solo permite determinar si la funcion de factores de activacion externa del sistema de coagulacion es normal, sino que tambien permite la evaluacion y el control del tratamiento con anticoagulantes orales, la funcion hepatica, la deficiencia de vitamina K, la deficiencia del factor de coagulacion, y el sfndrome de coagulacion intravascular diseminada (CID).

[0003] Los metodos convencionales de analisis para medir el tiempo de protrombina analizan el fenomeno de condensacion de la transformacion de la protefna soluble en el suero en una protefna insoluble durante la coagulacion sangufnea. Estos metodos de analisis se pueden realizar mediante la deteccion de caracterfsticas opticas, tales como cambios de color, reflectancia, refraccion, luminiscencia y fluorescencia. Tales metodos de analisis, no obstante, requieren un numero sustancial de muestras de pruebas de sangre y reactivos de alta pureza y requieren mucho tiempo, como se describe en la patente de EE. UU. n° 5,418,l4l. Ademas, estos metodos de analisis requieren largos tiempos de deteccion y una cantidad significativa de material, lo que resulta en inconvenientes y en costes mas altos.

[0004] Otros metodos convencionales de analisis para la medicion del tiempo de protrombina utilizan metodos de analisis electroqufmico. Por ejemplo, la patente de EE. UU. n° 3,699,437, divulga la observacion del fndice de descenso comparativo de la resistencia del punto inicial al punto mfnimo. El resultado calculado sirve como base para determinar el tiempo de coagulacion, donde la medicion de impedancia se refiere al mecanismo de coagulacion sangufnea. Ademas, las patentes de EE. UU. N°. 6,060,323; 6,338,821; 6,066,504; 7,673,622; y 6,046,051, revelan dispositivos de sensor electronico y un ensamblaje de tarjeta de prueba para la medicion del tiempo de coagulacion de una muestra sangufnea. El ensamblaje de tarjeta de prueba esta disenado con un unico electrodo o con una pluralidad de electrodos segun los requisitos de medicion del dispositivo. La muestra se pone en contacto con los electrodos, que miden el cambio de impedancia que corresponde con el cambio de viscosidad de la muestra sangufnea mientras se coagula. Esta tecnica, no obstante, puede suponer errores de prueba debido a las diferencias de concentracion de hematocrito y de electrolito entre muestras de pruebas sangufneas en individuos. Ademas, en la tesis titulada "Application of electric impedance method for coagulation time measurement of human whole blood" (Aplicacion de un metodo de impedancia electrica para la medicion del tiempo de coagulacion de la sangre humana"), Chia-Chern Chen, junio de 2005, se ha estudiado la medicion de la coagulacion de la sangre humana por metodo de impedancia en electrodos interdigitales pareados con un tamano de muestra igual o menor que 10 pl. La patente de EE. UU. n° 7,005,857 divulga un dispositivo de analisis de coagulacion con recogida automatica de muestras de sangre. El dispositivo de analisis de coagulacion determina el tiempo de coagulacion mediante la medicion de capacitancia o cambios de impedancia entre dos electrodos. Estas tecnologfas pueden, por lo tanto, mejorar la simplicidad del dispositivo de deteccion, pero no pueden conseguir la precision relativamente mas alta y la exactitud que los metodos de deteccion opticos mencionados anteriormente pueden conseguir. US 2008/0297169 A1 divulga un sistema analizador de muestras que comprende un dispositivo y metodos para realizar ensayos multiples en muestras de fluidos, incluyendo sangre, plasma, suero, orina, lfquido cefalorraqufdeo u otros lfquidos biologicos, al igual que fluidos no corporales. Particularmente, el sistema analizador aplica un potencial electrico de corriente alterna o continua a la muestra de fluido y detecta la impedancia, resistencia, cambio de impedancia, cambio de resistencia, fndice de cambio de impedancia o fndice de cambio de resistencia de la muestra de fluido como un componente de los metodos de ensayo.

[0005] Por consiguiente, se necesita y se describe en el presente documento un nuevo dispositivo biosensor para medir el tiempo de protrombina (TP) y hematocrito (HCT), uno capaz de operar con tiempos de prueba cortos, procedimientos simples para el usuario y de consiguir resultados altamente precisos.

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Resumen de la invencion

[0006] Un aspecto de la presente invencion es el uso de mediciones de reactancia (X) tomadas de una muestra para calcular el TP. Como se describe en este caso, el uso de mediciones de reactancia en lugar de mediciones de impedancia proporciona un analisis mas preciso de las caracterfsticas de la sangre, reduce la probabilidad de error en las pruebas, y mejora la exactitud de la medicion.

[0007] Otro aspecto de la presente invencion es proporcionar un sistema de deteccion y metodos de medicion para determinar el tiempo de protrombina y hematocrito (HCT) de una muestra sangufnea utilizando un analisis de reactancia de la muestra. En una forma de realizacion, el sistema de deteccion incluye un dispositivo sensor y un ensamblaje de tarjeta de prueba. El ensamblaje de tarjeta de prueba incluye uno o varios pares de los electrodos de metal precioso, dispuestos en el mismo plano o en planos diferentes, respectivamente. La corriente alterna (CA) proporcionada por el dispositivo sensor se utiliza para medir y calcular el tiempo de protrombina y HCT de la muestra sangufnea utilizando el analisis de reactancia descrito aquf.

[0008] Otro aspecto de la invencion es proporcionar un ensamblaje de tarjeta de prueba con una muestra de sangre mejorada y area de contacto reactiva. El ensamblaje de tarjeta de prueba segun algunas formas de realizacion de la presente invencion utiliza materiales porosos, tales como sustrato de fibra de vidrio (FR-4), para al menos una parte de un sustrato de la tarjeta de prueba. Ya que la superficie de al menos una parte del sustrato, preferiblemente toda la superficie del sustrato, es porosa, por ejemplo, puede tener una pluralidad de agujeros, huecos, o cavidades sobre la misma, la muestra (por ejemplo, de sangre) se dispersa de manera mejorable y uniforme en el sustrato, aumentando asf el area de contacto de la muestra sangufnea y los reactivos, y mejorando eficazmente los inconvenientes de los materiales no porosos tradicionales usados para sustratos. Segun la presente invencion, se minimizan o se eliminan los problemas asociados a que haya relativamente poco contacto entre la muestra y el reactivo que se producen cuando se usan materiales no porosos para el sustrato, o una parte del mismo, por ejemplo, una cohesion de sangre relativamente alta.

[0009] Segun un aspecto de la invencion, se proporciona tal y como se define en la reivindicacion 1 un dispositivo de diagnostico para medir el tiempo de protrombina y HCT de un fluido.

[0010] En una forma de realizacion, el dispositivo sensor incluye: una unidad de recepcion de la tarjeta de prueba para alojar el ensamblaje de tarjeta de prueba; una unidad de mantenimiento de temperatura para controlar y mantener la temperatura de la unidad de recepcion de la tarjeta de prueba a una temperatura constante; una unidad de generacion de CA para proporcionar una corriente alterna con frecuencia y voltaje predeterminados al ensamblaje de tarjeta de prueba; una unidad de recepcion de senal para recibir una senal de respuesta del ensamblaje de tarjeta de prueba; un microprocesador para calcular la senal de respuesta y emitir los resultados del HCT y el tiempo de protrombina; y una unidad de visualizacion para visualizar los resultados analizados del HCT y el tiempo de protrombina del microprocesador.

[0011] Segun otro aspecto de la invencion, se proporciona un metodo para medir el tiempo de protrombina y HCT tal y como se define en la reivindicacion 7.

Breve descripcion de los dibujos

[0012] Los aspectos anteriormente mencionados y muchas de las ventajas correspondientes de esta invencion se apreciaran mas facilmente por referencia a la siguiente descripcion detallada, cuando se considera conjuntamente con los dibujos de acompanamiento, donde:

La figura 1 es una vista esquematica de un dispositivo de diagnostico ejemplar para medir el tiempo de protrombina y HCT conforme a formas de realizacion de la presente invencion;

La figura 2 ilustra una vista explosionda de una tarjeta de prueba sangufnea conforme a una forma de realizacion de la presente invencion donde la lfnea discontinua indica las posiciones relativas entre varios elementos;

Las figuras 3A y 3B son fotograffas que muestran una comparacion lado a lado de modelos de placas base no porosas y porosas de sustratos de ensamblajes de tarjeta de prueba tomadas utilizando un microscopio electronico de barrido;

La figura 4 es un organigrama que ilustra esquematicamente una forma de realizacion del metodo de diagnostico para determinar el tiempo de protrombina y HCT segun la presente invencion;

La figura 5 es un grafico experimental que muestra el cambio de impedancia en comparacion con el tiempo de coagulacion en segundos, el cual ilustra un cambio en la pendiente mientras se coagula una muestra sangufnea por un metodo tfpico de medicion de impedancia;

La figura 6 es un grafico experimental que muestra el cambio de reactancia en comparacion con el tiempo de coagulacion en segundos, el cual ilustra un cambio en la pendiente mientras se coagula una muestra sangufnea por el metodo de medicion de reactancia;

Las figuras 7 y 8 son la relacion de HCT e impedancia (figura 7) y HCT y reactancia (figura 8) calculadas a

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partir de los graficos experimentales de las figuras 5 y 6, respectivamente.

Las figuras 9 y 10 representan valores ejemplares de impedancia y reactancia medidos por un medidor LCR cada 0,5 segundos durante 60 segundos.

Las figuras 11 y 12 representan un modelo de TP en comparacion con la curva de calibracion del fndice de cambio de impedancia y TP en comparacion con la curva de calibracion del fndice de cambio de reactancia, respectivamente.

Las figuras 13 y 14 representan graficos ilustrativos de TP calibrado en comparacion con TP real por impedancia y TP calibrado en comparacion con TP real por reactancia, respectivamente.

Las figuras 15A y 15B son graficos experimentales que muestran analisis de la coagulacion sangufnea utilizando un sustrato poroso y un sustrato no poroso, respectivamente; y

Las figuras 16A-16C son graficos experimentales que muestran analisis de la coagulacion sangufnea a diferentes frecuencias utilizando los metodos de reactancia de medicion segun la presente invencion.

Descripcion detallada de la invencion

[0013] Se hara ahora referencia en detalle a mas formas de realizacion ejemplares de la invencion, ejemplos de las cuales seran ilustrados en los dibujos y fotograffas anexos. En lo posible, los mismos numeros de referencia se usan en los dibujos y en la descripcion para referirse a partes iguales o similares. En los dibujos, la forma y el grosor de una forma de realizacion se puede exagerar para mayor claridad y conveniencia. Esta descripcion se dirigira en particular a elementos que forman parte, o que cooperan mas directamente, con el equipo conforme a la presente invencion. Debe entenderse que los elementos que no se muestran o describen especfficamente pueden tener varias formas bien conocidas por los expertos en la tecnica. Ademas, cuando se hace referencia a una capa que esta sobre otra capa o "en" un sustrato, puede estar directamente en la otra capa o en el sustrato, o tambien pueden presentarse capas intervinientes.

[0014] Algunas formas de realizacion ejemplares de la presente invencion se describen en mayor detalle haciendo referencia a los dibujos y fotograffas que acompanan la presente aplicacion. Cabe senalar que las caracterfsticas ilustradas en los dibujos no estan necesariamente dibujadas a escala. Se pueden omitir descripciones de componentes, materiales, y tecnicas de proceso ampliamente conocidos para no ocultar innecesariamente las formas de realizacion de la invencion. Cualquier dispositivo, componente, material, y paso descrito en las formas de realizacion son solo ilustrativos y no se destinan a limitar el alcance de la presente invencion.

[0015] En vista a los problemas comprobados de las tecnologfas convencionales mencionados anteriormente, las siguientes formas de realizacion proporcionan un sistema y metodos para determinar el tiempo de protrombina y hematocrito (HCT) de una muestra (por ejemplo, una muestra sangufnea) mediante la realizacion de un analisis de reactancia de la muestra, tambien conocido como un modulo de medicion de reactancia. Las mediciones para la coagulacion sangufnea, o HCT, mediante la realizacion de un analisis de reactancia como se describe aquf se pueden usar adecuadamente en el analisis cuantitativo del tiempo de protrombina (es decir, tiempo de coagulacion). Como se utiliza en este caso, el termino "hematocrito" se refiere al porcentaje de globulos rojos contenidos en un volumen de sangre.

[0016] Una forma de realizacion ejemplar de la invencion proporciona un dispositivo sensor de tipo electrodo con una tarjeta de prueba de muestra que incluye uno o varios pares de electrodos. La placa base de la tarjeta de prueba esta hecha de materiales porosos como se describe y se muestra aquf. Los electrodos pueden estar hechos de metales preciosos que incluyen, sin limitarse a estos, oro, plata, paladio, platino, nfquel, aleaciones de los mismos y combinaciones de los mismos conocidas por los expertos en la tecnica. En un aspecto de la invencion, un modulo de corriente alterna (CA) o una fuente de energfa de CA/CC proporciona una senal de prueba a la tarjeta de prueba sangufnea con una frecuencia oscilada en un rango entre aproximadamente 0,1 KHz y aproximadamente 50 KHz. La amplitud de voltaje aplicada a la tarjeta de prueba esta en un rango de aproximadamente 0,05 V a aproximadamente 5 V. La senal se aplica a la tarjeta de prueba para medir la reactancia de la muestra. Como se utiliza en este caso en relacion con una cantidad medida, el termino "aproximadamente" se refiere a la variacion en la cantidad medida como serfa prevista por el experto en la materia que realiza la medicion y que ejerce un nivel de cuidado correspondiente con el objetivo de la medicion y la precision del equipo de medicion que se esta utilizando.

[0017] En un aspecto preferido de la invencion, mientras procede la coagulacion sangufnea en una muestra provocada por unas reacciones enzimaticas, las senales de respuesta se reciben y se procesan por el dispositivo sensor segun las diferencias en la pendiente dependiendo de los periodos del tiempo de protrombina analizados por la medicion de reactancia. En una forma de realizacion, los electrodos pueden ser electrodos de oro. En un ejemplo, se adopta un modulo de CA para tomar una medicion de reactancia de la muestra segun la senal de prueba oscilada de respuesta detectada en la tarjeta de prueba sangufnea, en la cual, mientras procede la coagulacion sangufnea provocada por las reacciones enzimaticas, se reciben y se procesan las senales resultantes por el dispositivo sensor segun las diferencias en la pendiente dependiendo de los periodos del tiempo de protrombina analizados por la medicion de reactancia.

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[0018] A continuacion se analizan los principios de la realizacion de un analisis de reactancia segun las formas de realizacion de la presente invencion. La impedancia de un circuito de CA es igual a la suma de resistencia (R) y el producto de reactancia (X) y el angulo de fase 0:

imagen1

donde la reactancia (X) es la parte imaginaria de la cantidad compleja, la impedancia (Z), representa los obstaculos a la intensidad de corriente creados por una combinacion de inductancias (L) y capacitancias (C). La resistencia (R) es la parte real de la cantidad compleja. Como es conocido por los expertos en la tecnica, la reactancia cambia con cambios en la frecuencia, cambios en la capacitancia y/o cambios en la inductancia del circuito de CA. Cuando cambia la reactancia del circuito de CA, habra un cambio de fase entre la forma de onda de la corriente y la forma de onda del voltaje del circuito. La impedancia (Z) se define como:

imagen2

y |Z| = (R2+X2)1/2

imagen3

donde Z es la impedancia, R es la resistencia, j es la fase, y X es la reactancia; y

VlnfC

X—Xc+ Xl, Xl—2nfL, y Xc

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donde Xc es la reactancia capacitiva, Xl la es reactancia inductiva, n es una proporcion de la circunferencia de un cfrculo a su diametro, f es la frecuencia, L es la inductancia, y C es la capacitancia.

[0019] En un aspecto de la invencion, una unidad de generacion de CA del sistema de deteccion proporciona una senal de prueba de CA a la tarjeta de prueba. Se aplica una muestra a la tarjeta de prueba en un area de prueba de muestra de la tarjeta de prueba. Cuando se carga la muestra entre los electrodos, se polarizan las cargas inducidas en el campo electrico para formar capacitancias y la muestra reacciona relativamente como un condensador. Cuando se coagula una muestra sangufnea, se forma un medio entre los electrodos durante la coagulacion, impidiendo el movimiento de cargas en la muestra de manera que las cargas se acumulan en los electrodos. Las cargas acumuladas causan asf que se desarrolle una capacitancia. En un aspecto preferido de la invencion, ya que la frecuencia (f) de la unidad de generacion de CA del sistema de deteccion permanece constante, la inductancia (L) y la reactancia inductiva (XL) tambien son constantes, y, por lo tanto, la variacion en la reactancia capacitiva en la muestra es igual esencialmente a la variacion en la reactancia total como se muestra por la siguiente ecuacion:

Xc2-Xci= Xa-Xi (3)

donde Xc2-Xc1 es la variacion en la reactancia capacitiva, y X2-X1 es la variacion en la reactancia.

[0020] Mediante la determinacion de la variacion de la reactancia de la muestra por unidad de tiempo, se puede determinar la variacion de la reactancia capacitiva por unidad de tiempo y la variacion de la capacitancia por unidad de tiempo durante la caracterizacion de la coagulacion sangufnea en la muestra. Se puede determinar asf el tiempo de protrombina (es decir, el tiempo de coagulacion) con precision mediante la realizacion de un calculo de la pendiente con la ayuda del modulo de medicion de reactancia de la invencion.

[0021] La figura 1 es una vista esquematica de un dispositivo de diagnostico ejemplar para medir el tiempo de protrombina y HCT conforme a formas de realizacion de la presente invencion. Como se ilustra en la figura 1, un dispositivo de diagnostico 100 para medir el HCT y el tiempo de protrombina de un fluido incluye un dispositivo sensor de tipo electrodo relativo 120 y una muestra del ensamblaje de tarjeta de prueba 110 incluyendo uno o

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varios pares de electrodos, donde se utiliza corriente alterna (CA) proporcionada por el dispositivo sensor para medir y calcular el tiempo de protrombina y HCT de una prueba de sangre utilizando el analisis de reactancia. En esta forma de realizacion, el dispositivo sensor 120 incluye una unidad de recepcion de tarjeta de prueba 122 para alojar el ensamblaje de tarjeta de prueba 110. Una unidad de mantenimiento de temperature 134 se usa para controlar y mantener la temperature de la unidad de recepcion de tarjeta de prueba a una temperature constante. Una unidad de generacion de CA 124 proporciona una corriente alterna con frecuencia y voltaje predeterminados al ensamblaje de tarjeta de prueba 110. Una unidad de recuperacion de senal 128 se utiliza para recuperar una senal de respuesta del ensamblaje de tarjeta de prueba. Un microprocesador 130 se usa para analizar la senal de respuesta y emitir los resultados del HCT y el tiempo de protrombina. Una unidad de visualizacion 136 se usa para visualizar los resultados analizados del HCT y el tiempo de protrombina del microprocesador 130.

[0022] La figura 2 ilustra una vista explosionada de una tarjeta de prueba de muestra para una muestra conforme a una forma de realizacion de la presente invencion donde la lfnea discontinua indica las posiciones relativas entre varios elementos. La tarjeta de prueba de muestra incluye un sustrato aislante 210, un sistema de electrodos 220, una capa de separacion y reaccion 230 y una cubierta 240. El sustrato aislante 210 es electricamente aislante, y su material puede incluir una placa base compuesta por materiales porosos, pero no se limita a esta. En formas de realizacion preferidas de la invencion, la placa base del ensamblaje de tarjeta de prueba incluye poros con diametros en un rango de aproximadamente 0,1pm a aproximadamente 10pm, aproximadamente 0,01pm a aproximadamente 100pm, aproximadamente 0,1pm a aproximadamente 50pm, aproximadamente 0,1pm a aproximadamente 20pm, aproximadamente 0,1pm a aproximadamente 5pm, o aproximadamente 5pm a aproximadamente 10pm. El sistema de electrodos 220 puede estar hecho de cualquier material conductivo, incluyendo pero no limitado a carbono, oro-plata, cobre, plata de carbono, paladio, nfquel, y otros materiales similares y combinaciones de los mismos segun la invencion. El sistema de electrodos 220 incluye uno o varios pares de los electrodos de metal noble, dispuestos en el mismo plano o en planos diferentes respectivamente. Por ejemplo, un conjunto de electrodos de prueba 225 incluye un par de electrodos 226 y 228. Segun los principios de la invencion, la estructura de los electrodos no esta limitada a disposiciones especfficas del conjunto de electrodos de prueba 225 como se muestra o el numero exacto de electrodos como se muestra. Se pueden proporcionar electrodos adicionales segun diferentes necesidades de aplicacion. El sistema de electrodos, ademas, conecta electricamente el sistema de electrodos con un dispositivo de medicion (no se muestra).

[0023] La capa de separacion 230 se representa incluyendo espaciadores 232 dispuestos a lo largo del sistema de electrodos 220. La capa de separacion 230 puede incluir ademas una zona de reaccion 224 para exponer una parte del reactivo (no se muestra) y una zona de muestreo 222. Un canal 236 puede conectar la zona de muestreo 222 y zona de reaccion 224. El tamano de la zona de reaccion 224 es preferiblemente suficiente para exponer parte de los electrodos 226 y 228. En este ejemplo, la zona de reaccion 224 se usa para la medicion del tiempo de protrombina, y la zona de muestreo 222 se puede utilizar para la medicion del HCT.

[0024] La cubierta 240 esta dispuesta en la capa de separacion 230. En una forma de realizacion, la cubierta 240 incluye una entrada 242 y una salida de gas 244, que estan respectivamente conectadas a la zona de muestreo 222 y a la zona reactiva 224. El tamano del espacio de muestreo depende de los grosores de la capa de separacion 230.

[0025] Las figuras 3A y 3B son fotograffas que muestran una comparacion lado a lado de placas base ejemplares no porosas y porosas de ensamblajes de tarjeta de prueba, tomadas utilizando un microscopio electronico de barrido. En la figura 3B, el diametro del tamano de los poros de la placa base esta en un rango de aproximadamente 0,1 pm a aproximadamente 10 pm con un diametro medio de aproximadamente 3,39 pm. La distribucion de los poros en la placa base es de aproximadamente 5,04x106 agujeros/cm2.

[0026] La figura 4 es un organigrama que ilustra esquematicamente una forma de realizacion de un metodo de diagnostico para determinar el tiempo de protrombina y HCT segun la presente invencion. El metodo para medir el tiempo de protrombina y HCT en la figura 4 incluye estos pasos: proporcionar un ensamblaje de tarjeta de prueba para una unidad de recepcion de tarjeta de prueba (S410); controlar y mantener la temperatura de la unidad de recepcion de tarjeta de prueba a una temperatura constante (S420); proporcionar una muestra que se ha de analizar al ensamblaje de tarjeta de prueba (S430); proporcionar una corriente alterna con frecuencia y voltaje predeterminados al ensamblaje de tarjeta de prueba por una unidad de generacion de CA (S430); detectar una senal de respuesta del ensamblaje de tarjeta de prueba y comparar la senal de respuesta con la senal de CA original, calcular un cambio en la fase de la senal de corriente (cambio de fase) y calcular la reactancia y el HCT utilizando un microprocesador (S450); corregir el tiempo de protrombina por referencia del HCT (S460); corregir el tiempo de protrombina con una relacion normalizada internacional (S470); y proporcionar los resultados analizados a una unidad de visualizacion (S480).

[0027] Segun una forma de realizacion de la presente invencion, la senal de respuesta recuperada de la tarjeta de prueba se digitaliza y se convierte por la transformada de Fourier discreta (DFT) por un microprocesador. Asf, como es conocido por los expertos en la tecnica, el valor real y el valor imaginario se pueden dividir por el

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metodo que se muestra a continuacion:

X(k) = DFT [*(»)] = £ x(n)W*n ,0 < k < N - 1

imagen4

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donde X(k) es el valor de Fourier de la senal digital, x(n) es el valor original de la senal digital, n es el punto de corriente de la senal digital, y N es numero total de la senal digital. Ademas, la fase se puede calcular por el valor imaginario y el valor real segun la siguiente formula:

1

Fase = tan" (Im/Re)

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donde Im es el valor imaginario (es decir, reactancia) y Re es el valor real (es decir, resistencia). Como se muestra en la formula (3), la fase se desviara por el cambio en la reactancia en la muestra.

[0028] En algunas formas de realizacion, el paso de comparar la senal de respuesta detectada de la muestra con la senal de CA original en S450 (es decir, fase) anteriormente incluye los pasos de: calcular la magnitud de impedancia de la senal de respuesta medida y el voltaje aplicado; calcular un cambio en la fase entre la forma de onda aplicada y la forma de onda medida; calcular la reactancia del cambio en el angulo de fase. Como se podra apreciar, debido a que la corriente alterna tiene una frecuencia constante, el cambio en el angulo de fase se debe al cambio en la capacitancia en la muestra como se ha descrito anteriormente. Ya que el cambio en la capacitancia en la muestra crea un cambio en la reactancia, el cambio en la reactancia puede producir HCT y TP como se indica a continuacion.

[0029] El HCT se puede calcular a partir de la reactancia medida por interpolacion. A continuacion se describe un ejemplo de calculo de HCT. Se describe tambien como comparacion un metodo tradicional de uso de la impedancia en el calculo de HCT.

[0030] Las figuras 5 y 6 representan graficos experimentales que muestran el aumento de la impedancia y la reactancia con porcentaje mas alto de HCT, respectivamente. Como se muestra en el grafico en la figura 6, en este ejemplo particular, en el undecimo segundo, la reactancia de diferentes HCT (29,39 y 47%) fue respectivamente 620,29, 652,17 y 676,59 ohmios. Entonces se calcularon la relacion de HCT e impedancia (figura 7) o HCT y reactancia (figura 8). Como se muestra en la figura 5, en este particular ejemplo, el tiempo optimo de muestreo de impedancia de HCT fue en alrededor de 20 seg o mas, y la impedancia en comparacion con la curva de calibracion HCT tiene una ecuacion de y =90,253x +2347,7. Ademas, como se muestra en la figura 6, el tiempo optimo de muestreo de reactancia de HCT fue de alrededor de 11 seg o mas, y la reactancia en comparacion con la curva de calibracion HCT tuvo una ecuacion de y = 3,1304x +529,68. Como se apreciara, x es el HCT, e y es la impedancia o reactancia.

[0031] Las figuras 9 y 10 representan la impedancia ilustrativa y los valores de reactancia medidos por un medidor LCR cada 0,5 segundos durante 60 segundos. En un ejemplo, se recogio la sangre de un sujeto, y se prepararon varias muestras anadiendo cantidades diferentes de farmaco anticoagulante (heparina) a la sangre recogida. En un ejemplo, la concentracion de heparina usada para modular el tiempo de coagulacion (TP) fue entre aproximadamente 1 U y aproximadamente 30 U por mililitro. Luego, las muestras de sangre con TP diferente se analizaron para medir la impedancia o reactancia por un medidor LCR (Hioki modelo n° 3532-50).

[0032] Las figuras 11 y 12 representan una curva de calibracion de TP ejemplar en comparacion con un fndice de cambio de impedancia y una curva de calibracion de TP ejemplar en comparacion con un fndice de cambio de reactancia, respectivamente. En este ejemplo particular, la impedancia o fndice de cambio de reactancia fue computado cada 10 seg por el medidor LCR. Por ejemplo, se computo el fndice de cambio entre 30 a 40 segundos por la siguiente formula: fndice de cambio de impedancia 30 a 40 = (Z40 - Z30) / (Tiempo40 - Tiempo30), donde Z es impedancia, e fndice de cambio de reactancia 30 a 40 = (X40 - X30) / (Tiempo40 - Tiempo30), donde X es reactancia. Se repitio el paso de computacion para computar la impedancia o fndice de cambio de reactancia de la sangre para muestras con TP diferentes, y asf determinar la curva de calibracion del TP en comparacion con el fndice de cambio de impedancia (figura 7) y la curva de calibracion del TP en comparacion con el fndice de cambio de reactancia (figura 8). La curva de calibracion del TP en comparacion con el fndice de cambio de impedancia tuvo una ecuacion de y = -0,1849x + 4,562, y la curva de calibracion del TP en comparacion con el fndice de cambio de reactancia tuvo una ecuacion de y = -0,0256x +0,3604. Como se apreciara, x es el TP real, e y es el fndice de cambio de impedancia o reactancia.

[0033] Como se muestra en las figuras 11 y 12, los resultados del diagnostico del metodo de medicion de

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reactancia (figura 12) mostraron una desviacion tfpica superior (valor SD) en comparacion con los resultados del metodo tfpico de medicion de impedancia (figura 11). Especfficamente, la adopcion de la medicion de reactancia segun la presente invencion es ventajosa en comparacion con el metodo tfpico de medicion de impedancia en cuanto a que se reduce significativamente la desviacion tfpica en la medicion de reactancia y el valor de regresion lineal (R2) en este ejemplo es aproximadamente 0,9986. Por consiguiente, el metodo de medicion de reactancia segun la presente invencion produce un resultado mas preciso que el metodo de medicion de impedancia tradicional, y la desviacion de pendiente es aceptable incluso cuando se extiende el proceso de coagulacion sangufnea, ajustando asf facilmente los valores.

[0034] Por otro lado, en este ejemplo particular, la regresion lineal (R2) para la curva de calibracion del TP en comparacion con el fndice de cambio de impedancia fue de aproximadamente 0,939, como se muestra en la figura 11. Por consiguiente, es mas posible que el metodo de impedancia cause una medicion imprecisa.

[0035] En el ejemplo anterior, se midieron la impedancia y la reactancia de una muestra sangufnea por el medidor LCR, y se calculo su fndice de cambio de impedancia e fndice de cambio de reactancia. Especfficamente, el HCT fue calculado usando la curva de calibracion HCT con la formula, HCT = (impedancia - 2347,7) / 90,253 o HCT = (reactancia - 529,68) / 3,1304. Luego, el TP real se calcula por la curva de calibracion de TP. Un HCT diferente puede corresponder con una curva de calibracion de TP diferente. En este ejemplo particular, el TP fue calculado usando la curva de calibracion de TP con la formula, TP = (fndice de cambio de impedancia - 4,562) / -0,1849 o TP = (fndice de cambio de reactancia - 0,3604) / -0,0256.

[0036] Las figuras 13 y 14 representan graficos ilustrativos de TP calibrado en comparacion con TP real por impedancia y TP calibrado en comparacion con TP real por reactancia, respectivamente. Se compararon los valores de TP computados por la curva de calibracion y los valores de TP real medidos por el analizador de coagulacion sangufnea automatizado (Sysmex CA-500 serie).

[0037] El aumento o la reduccion en el HCT influencia el tiempo de coagulacion de la sangre (TP) y el valor de fndice de cambio de impedancia o reactancia. Especfficamente, un HCT mas alto causa el aumento del valor de fndice de cambio de impedancia o reactancia. Por lo tanto, el proceso de medicion de TP en algunas formas de realizacion puede incluir un paso de correccion de HCT. Por consiguiente, el dispositivo segun algunas formas de realizacion de la presente invencion incluye una memoria interna para almacenar datos de interpolacion entre el HCT y el cambio de impedancia.

[0038] En un aspecto de la invencion, los valores de TP calculados como el ejemplo anterior se pueden corregir con un relacion normalizada internacional que se muestra en la formula a continuacion:

RNI =

/TPpacienteX1 V TP medio /

(4)

donde RNI es la relacion normalizada internacional, TP es el tiempo de protrombina, e ISI es un fndice de sensibilidad internacional.

[0039] Las figuras 15A y 15B son graficos experimentales que muestran los analisis de coagulacion sangufnea utilizando un sustrato poroso y un sustrato no poroso para la tarjeta de prueba, respectivamente. Como se ilustra en las figuras, los analisis que utilizan un sustrato poroso proporcionaron resultados superiores.

[0040] Las figuras 16A-16C representan graficos experimentales que muestran los analisis de coagulacion sangufnea a diferentes frecuencias por la medicion de reactancia segun la presente invencion. Se midieron tiempos de coagulacion entre 15-50 segundos para las muestras de sangre a frecuencias de 0,1kHz, 10kHz y 50kHz, y se obtuvieron resultados de la prueba R2 por el calculo de analisis de regresion de 0,9636, 0,9923, y 0,9858 respectivamente. En este caso, el analisis de regresion indica que el uso de frecuencias de 10KHz y 50KHz proporcionan mayor exactitud en comparacion con una frecuencia de 0,1 KHz.

[0041] Mientras la invencion se ha descrito por medio de ejemplos y en cuanto a formas de realizacion

preferidas, serfa evidente para los expertos en la tecnica hacer varios reemplazos equivalentes, enmiendas y modificaciones en vista de la especificacion de la invencion. Por lo tanto, el alcance de las reivindicaciones anexas deberfa acordarse a la interpretacion mas amplia para abarcar tales reemplazos, enmiendas y modificaciones sin apartarse del ambito de la invencion.

Claims

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1. Dispositivo de diagnostico para medir el hematocrito (HCT) y/o el tiempo de protrombina de un fluido, que comprende:

un dispositivo sensor (120); y

un ensamblaje de tarjeta de prueba (110) que incluye uno o varios pares de electrodos (226, 228), donde el ensamblaje de tarjeta de prueba de sangre (110) comprende una placa base (210) que comprende un material poroso

donde el dispositivo sensor (120) esta configurado para proporcionar una corriente alterna y para medir y calcular el tiempo de protrombina y/o HCT de una prueba de sangre utilizando analisis de reactancia.
2. Dispositivo de diagnostico segun la reivindicacion 1, donde el ensamblaje de tarjeta de prueba (110) comprende uno o varios pares de los electrodos de metal noble (226, 228), dispuestos en el mismo plano o en planos diferentes respectivamente.
3. Dispositivo de diagnostico segun la reivindicacion 2, donde la placa base (210) del ensamblaje de tarjeta de prueba (110) comprende poros con diametros aproximadamente en un rango de aproximadamente 0,1pm a aproximadamente 10pm.
4. Dispositivo de diagnostico segun la reivindicacion 1, donde el dispositivo sensor (120) comprende:

una unidad de recepcion de la tarjeta de prueba (122) para alojar el ensamblaje de tarjeta de prueba; una unidad de mantenimiento de temperatura (134) para controlar y mantener la temperatura de la unidad de recepcion de la tarjeta de prueba a una temperatura constante;

una unidad de generacion de CA (124) para suministrar una corriente alterna con frecuencia y voltaje predeterminados al ensamblaje de tarjeta de prueba;

una unidad de recepcion de senal (128) para recuperar una senal de respuesta del ensamblaje de tarjeta de prueba;

un microprocesador (130) para calcular la senal de respuesta y emitir los resultados del HCT y el tiempo de protrombina; y

una unidad de visualizacion (136) para visualizar los resultados analizados del HCT y el tiempo de protrombina del microprocesador.
5. Dispositivo de diagnostico segun la reivindicacion 4, donde el microprocesador (130) esta configurado para comparar la senal de respuesta con una senal de CA original, calcula un cambio en la fase de la senal de CA, y calcula la reactancia y el HCT.
6. Dispositivo de diagnostico segun la reivindicacion 5, donde el microprocesador (130) esta configurado para transformar ademas la capacitancia con algoritmos, corrige al tiempo de protrombina por referencia del HCT; y calcula el tiempo de protrombina con una relacion normalizada internacional.
7. Metodo para medicion del HCT y/o tiempo de protrombina, que comprende:

proporcionar un ensamblaje de tarjeta de prueba (110) segun la reivindicacion recepcion de tarjeta de prueba (122);

controlar y mantener la temperatura de la unidad de recepcion de la tarjeta de temperatura constante;

proporcionar al ensamblaje de tarjeta de prueba una muestra para ser analizada; proporcionar una corriente alterna con frecuencia y voltaje predeterminados al ensamblaje de tarjeta de prueba por una unidad de generacion de CA (124);

recibir una senal de respuesta del ensamblaje de tarjeta de prueba (110), comparando la senal de respuesta respecto a una senal de CA originalmente de la unidad de generacion de CA, calcular un cambio en la fase de la senal de CA, y calcular el tiempo de protrombina y el HCT de la prueba sangufnea utilizando analisis de reactancia por un microprocesador (130); y proporcionar un resultado analizado a una unidad de visualizacion (136).
8. Metodo segun la reivindicacion 7, donde el paso de recepcion de una senal de respuesta del ensamblaje de tarjeta de prueba y el calculo del tiempo de protrombina comprende ademas: calcular una capacitancia, y transformar la capacitancia con algoritmos y corregir el tiempo de protrombina por referencia del HCT.
9. Metodo segun la reivindicacion 8, donde el paso de recepcion de una senal de respuesta del ensamblaje de tarjeta de prueba y el calculo del tiempo de protrombina por un microprocesador comprende ademas:

corregir el tiempo de protrombina con una relacion normalizada internacional.

1 a una unidad de prueba (122) a una
10. Metodo para medir el tiempo de protrombina y el HCT segun la reivindicacion 7, donde el ensamblaje de tarjeta de prueba sangumea (110) comprende uno o varios pares de los electrodos de metal noble (226, 228), dispuestos en el mismo plano o en planos diferentes respectivamente.

5 11. Metodo para medir el tiempo de protrombina y el HCT segun la reivindicacion 7, donde el ensamblaje de

tarjeta de prueba sangumea (110) comprende una placa base (210) compuesta por materiales porosos.
12. Metodo para medir el tiempo de protrombina y el HCT segun la reivindicacion 7, donde la placa base (210) del ensamblaje de tarjeta de prueba (110) incluye poros con diametros alrededor de un rango de 10 aproximadamente 0,1pm a aproximadamente 10pm.