ES2338521T3

ES2338521T3 - Dispositivo de medida de coagulacion sanguinea y procedimiento asociado.

Info

Publication number: ES2338521T3
Application number: ES01271540T
Authority: ES
Inventors: Matthias Stiene; Tanja Richter; John Allen; Jerome Mcaleer; Elliot Plotkin; Manuel Alvarez-Icaza
Original assignee: LifeScan Scotland Ltd
Current assignee: LifeScan Scotland Ltd
Priority date: 2000-12-19
Filing date: 2001-12-19
Publication date: 2010-05-10
Anticipated expiration: 2021-12-19
Also published as: CN1292703C; US20040096959A1; EP2305102A1; AU2002222280A1; CN1491358A; IL156397A0; CN100458441C; CA2432452C; CN1499949A; CA2432452A1; ATE457064T1; EP1350099A1; EP2305102B1; JP2004522146A; EP1769735A1; EP1359837A1; IL156302A0; EP1359837B1; JP3923429B2; WO2002050534A1

Abstract

Un dispositivo para la medición de tiempos de coagulación de un fluido que comprende un puerto de entrada (106) para la recogida de la muestra de fluido y en conexión fluida con al menos un microcanal (102) con una dimensión lateral de menos de 500 μm, en el que al menos dos electrodos (104) están situados a lo largo de la longitud del microcanal, en el que al menos un microcanal está configurado para que la muestra de fluido sea transportada a lo largo de este por acción capilar caracterizado porque el puerto de entrada es un dispositivo de penetración integrado para penetrar la piel de un usuario teniendo al menos un lado longitudinal abierto, estando el otro lado dispuesto para hacer que la piel penetrada actúe como el lado longitudinal restante del dispositivo de penetración cuando el dispositivo de penetración se inserta en la piel para recoger una muestra de fluido.

Description

Dispositivo de medida de la coagulación sanguínea y procedimiento asociado.

Campo de la invención

La presente invención se refiere a un dispositivo y procedimiento para medir los factores de coagulación de una muestra biológica. Más específicamente, la invención se refiere a una tira de ensayo para ser insertada en un medidor de mano o portátil que puede mostrar los resultados del análisis de coagulación. Dicho dispositivo es adecuado para las pruebas en casa o en el punto de atención.

Antecedentes de la invención

La capacidad del cuerpo para detener el flujo de sangre después de una lesión vascular es primordial para una supervivencia continuada. El proceso por el que esto ocurre se denomina hemostasia y es realizado por el proceso de coagulación sanguínea que supone la formación de un coágulo de sangre o trombosis. Un coágulo de sangre consiste en un tapón de plaquetas enredadas en una red de partículas de fibrina insoluble. Aunque la formación del coágulo es esencial, la persistencia de dichos coágulos sería peligrosa para el cuerpo. De este modo, con el fin de minimizar el daño para el cuerpo después de que el proceso de coagulación haya cumplido su propósito, las células sanas que rodean el coágulo liberan plasmina para digerir la fibrina, disolviendo de este modo el coágulo. Sin embargo, la trombosis es una de las principales causas de fallecimientos en todo el mundo debido a que el flujo de sangre a los órganos y tejidos vitales es bloqueado por los coágulos sanguíneos. La trombosis puede producirse en cualquier lugar del sistema circulatorio, sin embargo puede ser especialmente peligrosa para la vida cuando se produce en la parte inferior del cuerpo, corazón, pulmones o cerebro, resultando en trombosis venosa profunda, infarto agudo de miocardio, embolia pulmonar y ataque isquémico agudo.

Dos vías o cascadas de coagulación llevan a la formación de un coágulo, conocidas como vías intrínsecas y extrínsecas. Estas dos vías son iniciadas mediante mecanismos distintos pero convergen a lo largo de una vía común. La formación de coágulos en respuesta a una pared vascular anormal en ausencia de lesión de tejido es el resultado de la vía intrínseca y la formación de coágulos en respuesta a la lesión de tejido es el resultado de la vía extrínseca. Las cascadas de coagulación son muy complejas e implican un número de diferentes proteínas conocidas como factores de coagulación.

Las personas que sufren enfermedades cardíacas o vasculares y los pacientes que han sido sometidas a procedimientos quirúrgicos corren el riesgo de desarrollar coágulos sanguíneos que pueden resultar en condiciones clínicas peligrosas para la vida. Dichas personas a menudo son tratadas con medicamentos anticoagulantes o de dilución de sangre. Sin embargo, la cantidad de anticoagulante en el torrente sanguíneo debe mantenerse en el nivel adecuado; una cantidad demasiado pequeña puede resultar en una coagulación no deseada, mientras que demasiada cantidad puede resultar en una hemorragia. Por ello, se han desarrollado pruebas de detección de coágulos rutinarias con el fin de evaluar el estado de coagulación de la sangre o plasma.

Una medida útil de coagulación es el denominado test de tiempo de protrombina (PT). El test de tiempo de protrombina (PT) se desarrolló por primera vez en 1935 y mide el tiempo de coagulación inducido por factor de tejido de la sangre o plasma Esto puede proporcionar una evaluación de la vía de coagulación extrínseca y es sensible a los factores I, II, V, VII y X. El test se realiza añadiendo un agente coagulante como la tromboplastina y Ca2+ a una muestra del paciente y midiendo el tiempo de formación del coágulo. Se han desarrollado monitores de coagulación portátiles, como el medidor de coagulación CoaguChek®Plus, que miden el tiempo de protrombina utilizando sangre total capilar no anticoagulada de una punción capilar o dispositivo de lanceta. Se ha demostrado que dichos monitores son una herramienta valiosa para los pacientes en terapia de anticoagulación oral a largo plazo.

Sin embargo, la expresión tradicional de los resultados de la prueba PT es inadecuada para la comparación internacional porque los valores dependen de la naturaleza de la tromboplastina utilizada. Esto ha conllevado la adopción de la Ratio Normalizada Internacional o INR, como medio de expresar el tiempo de protrombina, en la que:

INR= (ratio PT)^{ISI}

donde ISI es el Índice Internacional de Sensibilidad y

Ratio PT= PT del paciente/PT normal medio

El ISI se deriva de la línea de calibración del valor de PT para un número de muestras, obtenida utilizando una tromboplastina particular frente a la preparación de tromboplastina de referencia internacional de la Organización Mundial de la Salud (OMS) (combinado humano 67/40). Se asigna un valor particular del ISI, que tiene en cuenta el procedimiento particular y el tipo de tromboplastina utilizado, a cada sistema de PT, en el que cada ratio de PT puede ser traducido a una ratio estandarizada. Empleando la INR, los pacientes deben ser capaces de mantener un nivel satisfactorio de coagulación que es independiente del sistema de PT utilizado.

Otro procedimiento de medición de la coagulación tanto en la sangre como en el plasma es la Prueba de Tiempo de Tromboplastina Parcial Activada (APTT). Esta prueba es una medida del tiempo de coagulación que se produce cuando la vía intrínseca es activada. Esto se obtiene por la adición de un activador (caolín) a la muestra en presencia de iones de calcio y fosfolípido (tromboplastina parcial). La APTT se utiliza para evaluar la vía de coagulación intrínseca que incluye los factores I, II, V, VIII, IX, X, XI y XII. La formación de complejos en la superficie del fosfolípido permite que la protrombina se convierta en trombina, lo que resulta en la formación del coágulo.

La APTT se utiliza como prueba de rutina para controlar la terapia de heparina durante los procedimientos quirúrgicos, como una prueba previa a la operación de detección de tendencias de hemorragia y para evaluar la competencia general del sistema de coagulación del paciente. Esta prueba se lleva a cabo normalmente en el laboratorio central.

Prueba de tiempo de coagulación activado (ACT)

Esta prueba se parece a la prueba APTT y se utiliza para controlar el estado de coagulación del paciente durante los procedimientos que implican la administración de grandes cantidades de heparina, como la angioplastia coronaria transluminal percutánea (PCTA) y la cirugía de derivación cardiopulmonar. La prueba ACT es considerada como una de las mejoras pruebas de laboratorio para el control de la terapia de heparina, tanto para pacientes sometidos a tratamiento para enfermedades tromboembólicas como para aquellos sometidos a circulación extracorporal. Para aquellos pacientes que toman heparina, la prolongación de la ACT es directamente proporcional a la concentración de heparina en la sangre. La supervisión es importante y la administración de dosis inferiores o superiores de heparina puede resultar respectivamente en la formación de trombos patológicos o condiciones hemorrágicas
graves.

La prueba ACT original utilizaba un tubo de vidrio con un activador de celite y era necesario invertir el tubo de sangre cada 15-30 segundos para reexponer continuamente la muestra de sangre a grandes cantidades de vidrio. La prueba MAX- ACT^{TM} ha sido desarrollada por Helena Laboratories, que elimina la necesidad de invertir el tubo, aunque al mismo tiempo proporciona una gran exposición al vidrio por el uso de perlas de vidrio adicionales.

Prueba de tiempo de trombina (TT)

Esta prueba mide la tasa de formación de un coágulo de fibrina en plasma por la acción de la trombina en el fibrinógeno, comparada con un control de plasma normal. La prueba se realiza añadiendo una cantidad estándar de trombina en el plasma de un paciente que ha sido privado de plaquetas y midiendo el tiempo que tarda en formarse un coágulo. Se ha utilizado en el diagnóstico de la coagulación intravascular diseminada y las enfermedades hepáticas y se realiza generalmente en el laboratorio central.

Otras pruebas

Se han desarrollado análisis de coagulación que se centran en factores específicos como el factor Villa que es un indicador de deficiencia del factor IX. Otro ejemplo es un análisis del factor VIII, que constituye una prueba de hemofilia. Otras pruebas incluyen análisis para medir los niveles del factor del péptido de activación IXa, antitrombina, proteína C y proteína S.

También se han desarrollado análisis inmunoquímicos para identificar y medir los diversos marcadores de coagulación y trombosis.

Se han desarrollado varios instrumentos para utilizar en el laboratorio y como prueba de concepto. Asimismo, se han desarrollado dispositivos que permiten a los pacientes controlar en sus casas su coagulación sanguínea. Esto resulta especialmente útil para pacientes sometidos a terapias de anticoagulación de largo plazo, como con warfarina.

Se emplean diversas técnicas para medir la coagulación sanguínea, como se ejemplifica a continuación.

El documento US5,534,226 transferido a International Technidyne Corporation, divulga un aparato y procedimiento para realizar una prueba de tiempo de coagulación en una muestra de sangre en la que la sangre se deposita en un capilar mediante un recipiente dispuesto dentro de una cubeta desechable. A continuación, se hace que la muestra se mueva recíprocamente dentro del capilar y se fuerza a la sangre a atravesar una zona restringida. Se determina que la coagulación se ha producido cuando el tiempo requerido para atravesar la región restringida es un porcentaje predeterminado mayor que el tiempo anterior.

El documento US6,060,323, transferido a Hemosense, divulga un dispositivo electrónico de un solo uso y una tarjeta de prueba para la medición de la coagulación o lisis de una muestra de sangre. Se hace que la muestra contacte dos electrodos, que miden el cambio de impedancia correspondiente al cambio de viscosidad de la muestra a medida que coagula.

El documento US4,849,340, transferido a Cardiovascular Diagnostics, divulga un procedimiento de detección óptico para la determinación del tiempo de protrombina en el que se utiliza la acción capilar para extraer un volumen predeterminado de muestra líquida en una cámara de reacción. Se hace que las partículas magnéticas se mezclen con la muestra en una cámara de reacción que a continuación es agitada por un campo magnético oscilante. La luz brilla en la muestra y por consiguiente, es detectada. El punto de coagulación se determina a partir del cambio en el grado del movimiento de las partículas magnéticas.

El documento WO96/00390 divulga un dispositivo de un solo uso totalmente desechable para determinar la actividad de coagulación sanguínea en el que la distancia recorrida por la muestra a lo largo de un sustrato poroso es indicador del tiempo de coagulación.

El documento US5,039,617 transferido a Biotrack, describe un procedimiento y un dispositivo de flujo capilar para llevar a cabo la medición del análisis del tiempo de protrombina parcial activado (APTT) en una muestra de sangre capilar. El tiempo de coagulación se mide por el cese del flujo de sangre en el capilar. El caudal de flujo puede determinarse por los sensores de flujo o presión. El ancho del capilar puede variar de 0.05-3 mm y requiere un volumen de muestra no superior a 40 ul. Alternativamente, si la muestra contiene partículas, el flujo puede ser detectado por observación de la interferometría de moteado que resulta de la interacción de una fuente de luz, por ejemplo LED o láser, con las partículas agitadas en la trayectoria capilar.

La relación entre la impedancia variable de una muestra de sangre de coagulación ha sido estudiada (American Journal of Clinical Pathology 67: 470-476, 1977). Se realizó la medición de la impedancia de una muestra de sangre con el tiempo, representando la curva de impedancia resultante los diversos procesos implicados durante la coagulación.

El documento 99/47907 divulga un dispositivo para medir la viscosidad de una muestra de un líquido, comprendiendo el dispositivo (a) una cámara de prueba para recibir una parte de prueba de la muestra del líquido, presentando la cámara de prueba paredes para definir un espacio interior de la cámara de prueba; (b) un par de electrodos dispuestos en las paredes de la cámara de prueba; y (c) un circuito de medición de la capacitancia para medir la capacitancia de la parte de prueba de la muestra dentro de la cámara de prueba.

El documento US 3,699,437 divulga un aparato para detectar la coagulación sanguínea mediante el control de la impedancia eléctrica de la muestra de sangre.

Medición de la agregación de plaquetas

Las plaquetas son fragmentos celulares incoloros de aproximadamente 2-4 um de diámetro y están presentes en la sangre. La cantidad normal de plaquetas oscila entre 180,000-400,000/uL, sin embargo una cantidad de plaquetas de 50,000/uL es suficiente para la hemostasis normal. Después del daño vascular, por ejemplo después de una operación quirúrgica, son necesarias mayores cantidades de plaquetas, a veces superiores a 100,000/uL. La finalidad de las plaquetas es reparar los espacios en la pared de los vasos sanguíneos adhiriéndose entre sí o al tejido dañado. Cuando las células son dañadas, liberan determinadas sustancias que hacen que las plaquetas cambien de forma discoidal a esférica y se vuelvan viscosas, lo que se conoce como la reacción agregación - adhesión. Se cree que las plaquetas desempeñan un papel importante en la patogénesis de la enfermedad cardíaca isquémica; los infartos agudos de miocardio y la angina inestable son condiciones clínicas asociadas a concentraciones incrementadas de determinados factores de las plaquetas. Asimismo, la disfunción de las plaquetas es una de las diversas causas principales de hemorragia después de una derivación cardiopulmonar. También se cree que las plaquetas contribuyen al proceso de aterogénesis a largo plazo mediante la liberación de factores de crecimiento y la función de las plaquetas también puede estar influenciada por las lipoproteínas de alta y baja densidad. De este modo, la supervisión de la función de las plaquetas es una prueba hematológica importante y común.

Tradicionalmente, esta medición se llevaba a cabo en muestras de plasma rico en plaquetas y plasma pobre en plaquetas, indicado como PRP y PPP, utilizando un agregómetro de Born, que mide la transmisión de la luz a través de la muestra.

El documento US4,319,194 divulga un medidor de agregados que puede llevar a cabo análisis de plaquetas en sangre total. Los electrodos con forma de cable se insertan en la muestra de sangre a la que se le añade un agente de agregación y el cambio en la impedancia se registra como una función de tiempo. Sin embargo, el movimiento en los cables provoca variabilidad en la distancia entre electrodos y en las mediciones de impedancia.

El documento US6,004,818 transferido a Chrono- Log Corporation, divulga un procedimiento para medir la agregación de plaquetas en el que se hace que la muestra fluya entre las superficies paralelas adyacentes de las puntas de los electrodos que definen un canal. Los electrodos se colocan en una cubeta rellena con la muestra de sangre junto con un medio para remover la muestra.

Divulgación de la invención

Es un objeto de la invención proporcionar un aparato simple y económico y un procedimiento que sea capaz de medir los tiempos de coagulación en una muestra de sangre total o plasma (en la presente definido como fluido de muestra).

La presente invención proporciona un dispositivo para la medición de tiempos de coagulación de un fluido como se define en la reivindicación 1.

Un aspecto adicional de la invención proporciona un procedimiento de fabricación de dicho dispositivo, como se define en la reivindicación 10.

Un aspecto adicional de la invención proporciona un procedimiento de medición de los tiempos de coagulación de un fluido, como se define en la reivindicación 12.

La invención proporciona un dispositivo de prueba desechable que comprende un miembro de apoyo sobre o dentro del cual se proporciona al menos un microcanal. La finalidad del microcanal es recibir y alojar la muestra de fluido. Una muestra recibida por el microcanal se mezcla con los factores de activación de coagulación presentes en el canal, preferiblemente revestido en la superficie del microcanal y/o el depósito de recogida de la muestra. A continuación, la muestra fluirá por la acción capilar a lo largo de la longitud del canal hasta que cese de fluir o se haya determinado que el flujo es menor que un umbral determinado. La distancia recorrida estará entonces determinada indirectamente por la medición de la capacitancia o impedancia entre los electrodos situados bien dentro o bien fuera del canal. Se proporcionan conductos de ventilación en cualquier lugar adecuado a lo largo del microcanal para permitir que la muestra fluya, desplazando de este modo el aire o los gases contenidos en él.

Puede proporcionarse un depósito en comunicación fluida con uno o más microcanales de modo que la muestra de fluido pueda recogerse fácilmente. Alternativamente, la muestra puede ser transferida directamente al microcanal a través de un puerto de entrada.

Los microcanales de la presente invención pueden tener un diámetro constante o pueden tener un diámetro variable a lo largo de su longitud. El caudal de flujo a lo largo de la longitud del capilar disminuye a medida que el canal se llena debido al área creciente de contacto de superficie entre la muestra y las paredes que resulta en un aumento de la fricción. Un modo de obtener un caudal de flujo constante en un tubo capilar es aumentar el diámetro como una función de la longitud capilar, como se divulga en el documento US4,756,884.

Sin embargo, para algunas mediciones, la reducción del caudal de flujo con la longitud puede considerarse ventajoso. Normalmente, la medición de APTT requiere que transcurra un tiempo de hasta 500 segundos para que se considere que se ha producido la coagulación. Se requeriría una gran longitud de canal para que el flujo se mantenga durante un periodo de tiempo tan largo y de este modo, cualquier disminución en el caudal de flujo serviría para disminuir el volumen de muestra total necesario.

Un depósito de un volumen mayor que el microcanal puede proporcionarse en conexión fluida con el microcanal. La finalidad de dicha cámara es recoger inicialmente la muestra. Durante el uso, la muestra se aplica al puerto de entrada donde es extraída a la cámara. Si, por ejemplo, la muestra era sangre capilar obtenida al perforar el dedo, el usuario podría entonces retirar el dedo después de que la cámara se hubiese llenado hasta una cantidad adecuada. A continuación la muestra entraría y se movería a lo largo del canal capilar de diámetro más pequeño. Los factores de fomento de la coagulación como la tromboplastina podrían estar revestidos en las paredes internas de la cámara o alternativamente en las paredes del capilar.

Como se ha mencionado anteriormente, se proporcionan uno o más conductos de ventilación para el flujo de fluido a lo largo del capilar. Los conductos pueden utilizarse para controlar el flujo de fluido. Por ejemplo, un primer conducto de ventilación podría situarse para permitir la entrada de fluido en la cámara pero no en el canal capilar subsiguiente. A continuación podría abrirse un segundo conducto de ventilación para permitir el paso de fluido a lo largo del microcanal. Alternativamente, el flujo de fluido puede ser controlado mediante el uso de medios de control de flujo. Cualquier procedimiento de control de flujo puede emplearse con los medios correspondientes para afectar a dicho procedimiento de control. Por ejemplo, el bombeado piezoeléctrico, los procedimientos electroquinéticos o mecánicos, como el "desbloqueo" del flujo a lo largo de un conducto seleccionado, por ejemplo, permitiendo el escape de una burbuja de gas o abriendo una válvula. En determinadas realizaciones, el medio de control de flujo comprende una compuerta hidrófoba situada dentro del conducto/microcanal. Una compuerta hidrófoba como se divulga en la presente se refiere a una región de superficie hidrófoba dentro de un canal hidrófilo de modo que se interrumpe el flujo de fluido. Al cambiar la naturaleza hidrófoba de la compuerta, es decir, haciendo a la región hidrófoba más hidrófila, se permite entonces que el fluido fluya a lo largo del canal. Las compuertas hidrófobas pueden utilizarse para controlar el flujo de fluido dentro de un solo microcanal o puede utilizarse para modificar o redirigir el flujo de un canal a
otro.

Alternativamente, la naturaleza hidrófoba de la compuerta puede mantenerse como está y puede aplicarse una fuerza de bombeo aumentada (por ejemplo, proporcionada por una bomba mecánica o electroosmótica) para que el fluido rompa la compuerta hidrófoba.

Los electrodos que ofrecen la base para la medición de las propiedades eléctricas de la muestra se proporcionan a lo largo de la longitud del microcanal y pueden recorrer toda su longitud o una parte de su longitud. Los electrodos también están en contacto eléctrico con los puntos de contacto en el miembro de apoyo. La tira está diseñada para ser insertada en un medidor de modo que los puntos de contacto en el miembro de apoyo se acoplen y hagan contacto eléctrico con los puntos de contacto correspondientes en el medidor. Los parámetros eléctricos medidos por los electrodos son transmitidos entonces al medidor que puede interpretar la señal para dar un resultado. El medidor también habrá almacenado información de calibración de modo que pueda darse un valor de INR.

Los electrodos pueden ser de cualquier conductor inerte adecuado y pueden seleccionarse, entre otros, de carbono, oro o platino. Los electrodos se desplazan a lo largo de toda la longitud del microcanal o una parte del mismo. Los electrodos pueden ser producidos por la impresión de una tinta en el microcanal o por otro medio de sedimentación, por ejemplo, vacío o pulverización. Los electrodos pueden desplazarse bien por fuera o por dentro de los canales. Una ventaja de que los electrodos estén situados en la parte exterior del microcanal es que los electrodos, que pueden interferir con el proceso de coagulación tanto por su forma física como por su composición química, no entran en contacto con la muestra. Asimismo, el carbono puede absorber especies en la sangre, afectando así a la química de la superficie.

Los electrodos pueden tener cualquier forma y tamaño adecuados y estarían presentes normalmente como una línea o banda fina cuyo ancho podría estar situado entre 1-99% de la circunferencia del canal. Los electrodos estarían situados normalmente en lados opuestos del canal y no tendrían necesariamente el mismo ancho. Como se ha divulgado anteriormente, los electrodos podrían cubrir sustancialmente toda el área de superficie interior o exterior o solo una pequeña parte. De acuerdo con una realización, los electrodos se proporcionan en lados opuestos de un canal de fluido formando un primer canal que está lleno de un material conductivo, y formando un segundo canal para transmitir el fluido de prueba, cruzando el segundo canal el primer canal y formando de este modo dos partes conductivas en los lados opuestos respectivos del segundo canal. Asimismo, cuando el dispositivo tiene un medio de control de flujo que funciona mediante una fuerza electroosmótica, los electrodos de accionamiento se posicionan preferiblemente en estrecha proximidad entre sí. Esto permite obtener campos de electricidad elevada sin aplicar altos voltajes innecesariamente.

Las partes conductivas formadas de acuerdo con la invención podrían ser utilizadas para una disposición de sensor electroquímico. Se prefieren las técnicas de micromecánica para realizar los canales de intersección anteriormente mencionados ya que pueden utilizarse para fabricar microcanales que pueden formarse cerca unos de otros, permitiendo formaciones densas de los mismos.

Como se utiliza en la presente, el término "microcanal" se refiere a un canal, de cualquier sección transversal adecuada, cuya dimensión lateral más pequeña es menor que aproximadamente 500 \mum. En los microcanales de las realizaciones preferentes de la invención, esta dimensión es preferiblemente menor de 200 \mum, más preferiblemente entre aproximadamente 10-200 \mum. El canal puede tener cualquier longitud, dependiendo de la prueba específica. Sin embargo, es probable que la longitud del canal se encuentre entre 1-10 cm, con un volumen entre 200 nl -2 ul. Por ejemplo, el volumen total de un canal de 30 cm con un diámetro de 40 um sería de aproximadamente 19 ul.

Dichos microcanales resultan ventajosos por un número de razones en el contexto de un dispositivo de detección analito. El volumen del fluido requerido para llevar a cabo una prueba es, por consiguiente, pequeño. En el contexto de la medición de un fluido corporal, resulta beneficioso un volumen de muestra pequeño ya que esto significa que es más fácil proporcionar un volumen suficiente para una prueba válida. Esta prueba está diseñada para ser realizada utilizando una muestra de sangre total obtenida de un capilar, por ejemplo, una punción capilar u otro punto de perforación adecuado. Una reducción en el volumen de muestra también se corresponde con una reducción del dolor, ya que puede utilizarse una aguja más pequeña para perforar la piel.

Se apreciará que al incorporar un microcanal en dicho dispositivo de medición, puede obtenerse una determinación precisa del tiempo que tarda en producirse la coagulación, ya que incluso para muestras que presentan una pobre formación de coágulos, las dimensiones laterales relativamente pequeñas de los microcanales definidos en la presente significan que incluso una pequeña cantidad de coágulo debe detener el flujo de fluido de los mismos. Asimismo, un microcanal requerirá menos volumen de muestra en general y puede ser bobinado o ajustado de otro modo en un área de superficie razonable sin tener que comprometer su longitud. Es importante maximizar la longitud del canal para acomodar tiempos de coagulación largos, por ejemplo, 20-30 segundos para sangre para la medición de PT y para ofrecer una resolución de medición mayor.

El medio para determinar cuando el flujo se ha detenido puede realizarse directamente, por ejemplo, puede comprender un sensor de caudal de flujo, preferiblemente uno que detecte dicho caudal de flujo electrónicamente. Claramente, cuando el caudal de flujo detectado es cero o al menos está por debajo de un umbral, se determina que el flujo se ha detenido.

El caudal de flujo se mide por la tasa de cambio en la impedancia entre dos electrodos a lo largo del canal. Los electrodos pueden formarse preferentemente como se ha descrito anteriormente. La parte resistiva de la impedancia puede medirse. Por ejemplo, una formación de electrodos puede espaciarse a lo largo del canal para proporcionar una señal progresiva dependiendo de la distancia que haya recorrido la muestra de sangre. Alternativamente, puede proporcionarse un electrodo único grande a lo largo de una pared del canal, dependiendo la resistencia entre él y un contraelectrodo del grado con el que se cubre el electrodo más grande.

Preferentemente, se mide el componente puramente capacitivo de la impedancia. Esto significa que los electrodos no tienen que estar en contacto con el fluido de muestra. De nuevo, una serie de electrodos espaciados podría ofrecer una lectura discreta o, preferiblemente, un único par de electrodos alargados podría formarse, por ejemplo en las paredes opuestas del canal. Se reconocerá que la capacitancia entre las dos "placas" dependerá de la medida en que se llene el canal con sangre, como resultado de la diferencia en permitividades (constantes dieléctricas) de aire y sangre.

Con técnicas de detección óptica, surgen dificultades a la hora de medir a lo largo de un capilar estrecho debido a la longitud muy corta de la vía, dependiendo esta última de la fuerza de la señal óptica. Alternativamente, la luz brillante paralela al canal requiere una alineación precisa de la óptica, así como el uso de espejos. Asimismo, durante el proceso de coagulación, es el borde de entrada de la muestra el que tiene tendencia a coagular primero. De este modo, la luz dirigida paralelamente al canal pasará a través de la sangre tanto coagulada como no coagulada, complicando la medición. Asimismo, la señal óptica producida, por ejemplo, como resultado de una interferometría de moteado, es complicada y requiere un complejo algoritmo para evaluar los resultados. Los elementos ópticos también son caros, requiriendo tanto una fuente de luz como un detector y la cuestión sigue siendo dónde colocarlos para observar el proceso de coagulación. Con respecto a la presente invención, no surgen dichas dificultades en relación con la colocación del sistema de detección ya que los electrodos se desplazan a lo largo del canal. Ya que la impedancia medida es indirectamente proporcional al diámetro del microcanal, los diámetros muy pequeños son realmente ventajosos desde este punto de vista. Los electrodos están situados a lo largo de la longitud del canal y por lo tanto, la impedancia medida por los electrodos es una medición acumulativa, dependiente de la longitud o volumen cubierto por la muestra. De este modo, la cuestión de dónde colocar los electrodos para supervisar el proceso de coagulación no resulta un asunto crítico. Además, el sistema de detección basado en este procedimiento es mucho más sencillo y económico de fabricar que un sistema óptico.

La capacitancia de un condensador de placa paralelo se ofrece a continuación

1

donde

\varepsilon_{0} = permitividad de espacio libre

\varepsilon_{0} = permitividad relativa de la dieléctrica entre las placas

A = área de superficie de las placas

d = distancia entre las placas

\vskip1.000000\baselineskip

Considerando que los electrodos tienen un ancho constante w y una longitud l, esto se convierte en

2

\vskip1.000000\baselineskip

Entonces, si el canal está parcialmente lleno a una distancia x con sangre que tiene una permitividad relativa \varepsilon_{1} y el resto del canal está vacío, teniendo una permitividad relativa, \varepsilon_{2} las dos secciones adyacentes del canal pueden considerarse como condensadores separados. La capacitancia de la parte llena es

3

\vskip1.000000\baselineskip

La capacitancia de la parte vacía es

4

\vskip1.000000\baselineskip

Dado que estas dos capacitancias están en paralelo eléctricamente, la capacitancia combinada es equivalente a su suma, es decir:

5

\newpage

Al medir la capacitancia total, C y conociendo las otras constantes, puede calcularse la distancia x, recorrida por la sangre:

6

Se advertirá de lo anterior que además de poderse supervisar la tasa de cambio de capacitancia para determinar el tiempo que tarda en detenerse el flujo, es posible medir el valor, x, de la distancia recorrida por la sangre antes de coagular. Esto ofrece una medición relativa del tiempo de protrombina, ya que cuanto más tiempo tarda en coagular la sangre, más avanzará a lo largo del canal.

Por lo tanto, puede utilizarse por ejemplo, como una comprobación cruzada de la medición del tiempo directo.

Asimismo se advertirá de las anteriores ecuaciones que la capacitancia, y en particular el cambio de capacitancia obtenido al introducir sangre entre las placas, también es inversamente proporcional a la distancia entre ellas, d. De este modo se verá que puede obtenerse un cambio absoluto más elevado en el valor de la capacitancia, C, teniendo un canal cuyas dimensiones transversales sean significativamente más pequeñas en la dirección normal a las placas que en la dirección paralela a ellas. Aunque ofrece un gran cambio de capacitancia, sin embargo puede ser inconsistente con la necesidad de detener rápidamente el flujo en la formación del coágulo. De este modo, en una realización alternativa, se proporciona una formación paralela de microcanales, cada una con un par de electrodos, y se mide el cambio acumulativo en capacitancia. Esto puede proporcionar un cambio igualmente grande pero sin perjudicar la propensión del flujo a ser detenido por una formación de coágulo. Al igual que la realización anterior, hay muchas otras aplicaciones previstas para un microcanal con electrodos en él, y de este modo, desde un aspecto más amplio, la presente invención proporciona un dispositivo que comprende un microcanal y un par de electrodos en el mismo. En una realización adicional, puede proporcionarse una formación de microcanales, cada una de diversos parámetros. Los canales o el canal único pueden ser de un diámetro constante, o variar a lo largo de su longitud. Por ejemplo, el diámetro del canal puede variarse para acelerar o aminorar la velocidad del flujo de la muestra, permitiéndole de este modo solubilizar de forma eficiente las sustancias generadoras de la coagulación situadas en la superficie de los canales.

Pueden proporcionarse como revestimientos, diferentes sustancias generadoras de la coagulación dentro de diferentes tubos, de modo que por ejemplo pueda llevarse a cabo la medición de PT y APTT de forma simultánea.

El propio microcanal estará fabricado en materiales que tienen las características físicas adecuadas. El microcanal debe poseer una buena conductividad térmica, un suave flujo capilar, permitir un revestimiento uniforme de reactivos, así como no potenciar el proceso de coagulación. El material también debe garantizar que una vez que se ha producido la coagulación de la sangre, el flujo debe detenerse o disminuir. Por ejemplo, los estudios han mostrado que el contacto con el borosilicato o el borosilicato siliconizado comercial acorta notablemente el PT. Por lo tanto, ha de evitarse el uso de dichos materiales. Los canales también pueden estar revestidos con un agente retardante o potenciador capilar, si es necesario.

En una realización alternativa, el microcanal puede estar diseñado de tal modo que la muestra fluya al microcanal, llenando el canal a una profundidad predeterminada, con lo que el flujo en la dirección lateral se detiene. En este caso los electrodos pueden proporcionarse en la superficie interior o exterior del canal, desplazándose los electrodos a lo largo de una parte entera o a lo largo de una sección del canal. De nuevo, el proceso de coagulación puede observarse mediante la medición del cambio de impedancia con respecto al tiempo. Mediante la medición y análisis subsiguiente de la curva de impedancia, es posible determinar el comienzo de la coagulación.

Los microcanales de acuerdo con la presente invención pueden fabricarse utilizando cualquier técnica adecuada. En particular, cuando se proporcionan, los microcanales pueden realizarse utilizando cualquier técnica de microfabricación adecuada como estampado, grabado por plasma o la fotoablación por láser. En lo que respecta al material del microcanal, puede estar fabricado en cualquier plástico microfabricado adecuado como poliéster, policarbonato, poliestireno o poliimida. Los polímeros preferidos son los policarbonatos. Estos permiten un acabado de láser subsiguiente para generar una microestructura o nanoestructura secundaria (por ejemplo, en el canal puede formarse cualquier modelo deseado u otro acabado). El poliestierno muestra características preferibles en el proceso de laminación. De este modo, el policarbonato podría ser utilizado como el laminado inferior y el poliestireno, utilizado como el superior. Los procesos de laminación normal utilizan láminas revestidas con un adhesivo sensible a la presión sensible o de fusión en caliente para unir una lámina a un sustrato u otra lámina. Dicho proceso estándar puede presentar problemas junto con el dispositivo descrito. En primer lugar, es necesaria una lámina que sea adecuada para el proceso de impresión. Esto resulta difícil con un adhesivo sensible a la presión debido a los problemas con el equipamiento de impresión. Dichos problemas pueden tratarse con una lámina revestida con un adhesivo de fusión en caliente, en el que el adhesivo se vuelve pegajoso solo a una elevada temperatura (por ejemplo, 80°C). La sedimentación de tinta para imprimir los electrodos y otras estructuras es bastante sencilla con este sistema pero puede presentar problemas durante el paso de laminación. La capa de pegamento se vuelve sustancialmente líquida a temperaturas elevadas con la consecuencia de que la estructura impresa pierde forma y se estira y deforma. Dicha deformación no solo supone un problema cosmético para un electrodo, cambia la superficie del electrodo (que es directamente proporcional a la señal de respuesta) así como la resistencia interna del material y las propiedades electrocatalíticas.

Además de los problemas anteriores, existe el problema adicional de que el pegamento entre y tapone o deforme el canal. Para el circuito descrito anteriormente, el proceso más ventajoso es un proceso de unión térmica sin adhesivo de la lámina preimpresa a la placa base del circuito. La unión se produce a una temperatura elevada con una herramienta de estampación o una prensa de rodillo caliente. La temperatura está cerca de la temperatura de transición del vidrio (Tg) del polímero, de modo que la parte de bajo peso molecular del polímero será móvil y pegajosa mientras que la parte de alto peso molecular del polímero aún soporta la integridad de la lámina o película. La parte de bajo peso molecular del polímero unirá ambas partes (placa base y lámina con electrodos), adicionalmente seguirá la forma de los electrodos impresos, que pueden tener un grosor entre 5 y 30 \mum. Por lo tanto, no se ve una fuga entre las placas base y las áreas impresas. La unión ideal se logra con los mismos polímeros termoplásticos como poliestireno sobre poliestireno o policarbonato sobre policarbonato. Sin embargo, con el régimen adecuado y la combinación temperatura/presión, el policarbonato también puede unirse al poliestireno. Pero los materiales duroplásticos (no termoplásticos) no son adecuados para dicho proceso.

El material se elige según la conveniencia de varios parámetros como su microfabricabilidad, su inertidad al proceso de coagulación, el grado de hidrofilidad, la capacidad para formar canales suaves, su capacidad térmica y conductancia, la capacidad para llevar un electrodo en su superficie, solidez, etc. Si se desea, el material puede tener adicionalmente un revestimiento de superficie para influir en el grado de hidrofilidad y por lo tanto, el grado de capilaridad. A su vez, esto determinará el caudal de flujo de la muestra de sangre.

Los dispositivos de medición de acuerdo con la presente invención pueden fabricarse utilizando cualquier técnica adecuada. En particular, cuando se proporcionen, los microcanales pueden realizarse utilizando cualquier técnica de microfabricación adecuada como, sin limitación, estampado, grabado por plasma o moldeado por inyección.

Pueden formarse uno o dos electrodos en un segundo sustrato que entonces se lamina al miembro de apoyo principal del dispositivo. Los procedimientos utilizados para depositar los electrodos en los sustratos pueden elegirse preferiblemente de un procedimiento de impresión, más preferiblemente un procedimiento de serigrafía. Alternativamente, podrían emplearse técnicas de sedimentación por vapor químicas o físicas. En términos generales, los electrodos de acuerdo con todas las realizaciones de la invención pueden estar formados por cualquier material inerte adecuado como el carbono, el oro, el platino, etc. De acuerdo con una realización, se proporcionan electrodos de carbono, opcionalmente revestidos con reactivos en el segundo sustrato mediante serigrafía, que a continuación se lamina en el miembro de apoyo, cerrando de este modo el canal o canales. Esto permite un procedimiento de fabricación muy sencillo para la realización en la que los electrodos se forman dentro de un canal cerrado. La laminación de un sustrato a otro normalmente se llevará a cabo de modo que ambos laminados estén perfectamente alineados y para que no sea necesario cortar o recortar más. Sin embargo, el dispositivo podría estar fabricado por ejemplo por un primer paso de laminación seguido por un paso de corte por el que puede recortarse el segundo sustrato con la forma del miembro de apoyo. La laminación puede llevarse a cabo mediante varios procedimientos como soldadura o unión ultrasónicas o térmicas, o mediante el uso de un adhesivo. Antes de laminar la capa de sustrato superior en el miembro de apoyo, las paredes del microcanal y/o el depósito pueden ser revestidos con una capa de un agente potenciador de la coagulación, como Thromborel R (marca comercial), un agente de coagulación de tromboplastina disponible en DADE
Behring.

La tira puede contener adicionalmente un medio para calentar el miembro de apoyo, de modo que la sangre o plasma pueda calentarse a una temperatura predeterminada dentro del microcanal. Esto puede suministrarse en el propio miembro de apoyo o en la superficie exterior de los microcanales. Dicho medio puede ser en forma de electrodos adicionales en contacto eléctrico con el medidor, de modo que el calor se genera gracias al flujo de corriente del medidor a los electrodos. Alternativamente, el calentamiento de la muestra podría obtenerse mediante la inserción de la tira en el medidor, siendo generado el calor por el propio medidor que serviría para calentar la muestra por convección. Asimismo, puede proporcionarse un medio de control de temperatura que sirva para controlar el medio de calentamiento ya sea apagándolo o encendiéndolo, o alterando la tasa de calentamiento. De este modo, la muestra puede conservarse a una temperatura constante o dentro de un determinado rango de temperatura. Es preferible el suministro de un medio de calentamiento en la propia tira debido al hecho de que la muestra puede calentarse más rápida y eficientemente con mayor control de la temperatura posible. De acuerdo con una realización, los electrodos de medición también pueden funcionar como los electrodos de calentamiento.

La tira también puede tener un medio para detectar si se ha aplicado la muestra adecuada y de este modo, comenzar la medición. Dicho medio de detección de llenado podría estar situado dentro del depósito de fluido y podría comprender dos electrodos espaciados, cuya medición entre ambos determinaría el estado de llenado del depósito. Una unidad de control presente en el medidor controlaría la operación de cualquier medio de control de flujo y podría indicar cualquier mal funcionamiento del dispositivo. La indicación de un depósito lleno como determinan los electrodos de detección de llenado enviaría una señal a la unidad de control que entonces controlaría cualquier medio de operación de flujo para hacer que la muestra fluyera a lo largo del capilar.

El medidor podrá mostrar los resultados de la prueba. Además, el medido tendrá una capacidad de memoria, será capaz de descargar información así como recibir información descargada a él. El medidor también estará equipado con un algoritmo para indicar qué acción, si es necesario, ha de realizarse como consecuencia del resultado. El medidor puede ser un dispositivo de comunicación inalámbrico que puede descargar y recibir información a un médico o página web. El medidor también tendrá la capacidad de almacenar e interpretar información personal relativa al paciente. El medidor también tendrá la capacidad de leer información remotamente en relación con las tiras, así como ser capaz de almacenar códigos de calibración de lotes remotamente, por ejemplo, ópticos, etc.

El miembro de penetración cutáneo integrado del dispositivo está abierto en un lado. El miembro de penetración está dispuesto de modo que al ser insertado en la piel, la propia piel forma de manera efectiva una pared del miembro de modo que puede actuar como una aguja hueca. Más preferiblemente, esto se obtiene formando el miembro de penetración con paredes que se afilan desde el lado abierto, por ejemplo en una forma de V. De este modo, al verse desde un aspecto adicional, la invención proporciona un aparato para obtener y medir fluido, comprendiendo un miembro de penetración cutáneo que tiene al menos un lado longitudinal abierto, estando los otros lados dispuestos para hacer de forma efectiva que la piel penetrada actúe como el lado longitudinal restante del miembro cuando el miembro de penetración se inserta en la piel.

Cuando se ve desde un aspecto adicional, la presente invención proporciona un procedimiento de fabricación de un dispositivo para medir la concentración de un analito en un fluido que comprende un miembro de apoyo, formando un canal abierto en una superficie del miembro de apoyo y laminando una segunda capa en dicho miembro de apoyo para cerrar dicho canal. La invención también se extiende a un dispositivo fabricado utilizando dicho procedimiento.

La aguja tiene preferentemente una forma para ayudar en la penetración cutánea. Es preferible que la región de la punta tenga una sección transversal reducida, preferiblemente menor que 0,2 mm de ancho, más preferiblemente menor que 0,05 mm de ancho.

Asimismo, la aguja está dispuesta preferiblemente para minimizar el riesgo de oclusión al ser insertada en la piel. Por ejemplo, la apertura de la aguja puede proporcionarse en una superficie lateral de la aguja, en lugar de en la punta como suele ser habitual. Preferiblemente, la apertura de la aguja está embutida, evitando de este modo el contacto con la piel durante la penetración y por lo tanto, el bloqueo y/o daño potenciales.

La aguja tiene preferiblemente un orificio de modo que el fluido de muestra sube por la acción capilar.

El dispositivo es adecuado para la medición de los tiempos de coagulación en la sangre o plasma. Aunque el dispositivo es adecuado para medir el tiempo de protrombina (PT), se activan otros tiempos de coagulación que pueden medirse utilizando esta técnica, tiempo de protrombina parcial (APTT), tiempo de coagulación activado (ACT) y tiempo de prueba de coagulación de trombina (TCT).

Breve descripción de los dibujos

A continuación se describirán determinadas realizaciones preferentes de la invención, solo a modo de ejemplo, con referencia a los dibujos que acompañan, en los que:

Las figuras 1 y 2 representan esquemáticamente un ejemplo de un dispositivo adecuado para medir la coagulación sanguínea, que comprende un microcanal;

La figura 3 representa esquemáticamente un ejemplo de un dispositivo adecuado para medir la coagulación sanguínea con un microcanal espiral;

La figura 4(a) muestra una tira que comprende una pluralidad de canales;

La figura 4(b) muestra una realización alternativa de la figura 2 en la que los canales tienen diferentes dimensiones transversales;

La figura 5a muestra un dispositivo de penetración integrado y un microcanal de la presente invención;

Las figuras 5b-h muestran vistas adicionales del dispositivo de penetración en el que la configuración mostrada en la figura 5d se incluye como referencia; y

Las figuras 6a y 6b muestran una configuración de microcanal alternativa en la que el microcanal está flanqueado por una serie de pares de electrodos espaciados longitudinalmente.

Como se muestra en la figura 1, se proporciona una tira de prueba desechable 100 que comprende un apoyo superior e inferior 101 y 103.

Un microcanal 102 se forma en la superficie superior del miembro de apoyo inferior 103. Una segunda capa de sustrato 101 está laminada en la parte superior del miembro de apoyo 13, cerrando de este modo el microcanal abierto 102. Los electrodos 104 están formados en las respectivas superficies exteriores de las capas de sustrato y son coplanares con respecto al canal. Los electrodos pueden desplazarse a lo largo de toda la longitud externa hasta un borde del dispositivo como se muestra en la figura 1a, de modo que puede realizarse el contacto eléctrico adecuado entre los conductores y el medidor (no mostrado). Los propios electrodos pueden estar cubiertos por un laminado adicional para protegerlos. También se muestra un depósito 105 en el que fluye inicialmente la muestra y un puerto de entrada de la muestra 106. Como se muestra, el puerto de entrada está sustancialmente nivelado con el microcanal y el depósito de muestra se llena por la acción capilar. Alternativamente, el depósito puede estar situado externamente con respecto al dispositivo de modo que también funcione como dispositivo de recogida de muestras. El depósito puede estar montado en la superficie superior de la tira y puede estar formado mediante un procedimiento convencional como moldeo por inyección. No mostrados en la figura 1 están los conductos de ventilación que permiten la salida de aire del canal, electrodos de detector de llenado o calentamiento o los dispositivos de control de
flujo.

El dispositivo de control de flujo puede estar ubicado a lo largo del propio microcanal. Las figuras solo tienen propósito ilustrativo y no reflejan los tamaños relativos de los componentes dentro del dispositivo. De este modo, el depósito tendrá un determinado volumen en relación con el microcanal, de modo que pueda almacenar un volumen adecuado de fluido para llevar a cabo la medición. Se muestra el depósito con forma rectangular, sin embargo puede tener cualquier forma apropiada.

La figura 2 muestra otra realización en la que los electrodos están situados en la superficie interior de los laminados. Alternativamente, los electrodos pueden estar presentes a intervalos espaciados a lo largo de la parte interior o exterior del canal. Como alternativa a la disposición de electrodos de las figuras 1 y 2, ambos electrodos pueden proporcionarse en el laminado superior o inferior.

Una realización alternativa se muestra esquemáticamente en la figura 3. Se verá que en esta realización, el microcanal 202 tiene forma de espiral para que pueda obtenerse una longitud aumentada para un área de superficie dada del dispositivo.

Los expertos en la técnica advertirán adicionalmente que la capacitancia entre los dos electrodos es proporcional, entre otros, a la permitividad relativa del contenido del microcanal. Se considera que la permitividad relativa de la sangre es aproximadamente la misma que la del agua y por lo tanto la superposición es del orden de 80. Por otro lado, la permitividad relativa del aire es aproximadamente 1).

Por consiguiente, la capacitancia general entre los dos electrodos 104 dependerá de la proporción del microcanal 102 que se llena de sangre. Una estimación alternativa del tiempo de protrombina de la sangre puede obtenerse por lo tanto midiendo el valor de la capacitancia. Esto se calibra empíricamente con los tiempos de protrombina y se utiliza para indicar un error que requiere una medición repetida si ambos no son consistentes.

El puerto de entrada 106 en conexión fluida con el microcanal se muestra con respecto a la configuración del microcanal en espiral y puede utilizarse para cualquier configuración. El puerto de entrada está diseñado de modo que una muestra en contacto con el puerto es transferida al microcanal. El borde frontal 109 se muestra plano. Sin embargo, puede tener una forma redondeada o cualquier otra forma que sea ergonómicamente ventajosa. Alternativamente, la muestra puede aplicarse a un depósito en comunicación fluida con el microcanal.

La figura 4a muestra una realización alternativa que comprende una pluralidad de canales. Los canales tienen un puerto de entrada común pero están diseñados de modo que el fluido no pasa de uno a otro. La figura 4b muestra una pluralidad de canales de diferentes dimensiones. Al elegir diferentes dimensiones, es posible variar la proporción del área transversal a la circunferencia de sangre que entra en contacto con las paredes del canal. Además de tener una pluralidad de canales de diferentes diámetros, el canal o canales pueden tener áreas transversales variables a lo largo de su longitud.

Las figuras 5a-c muestran dos realizaciones adicionales de la invención que muestran un miembro de penetración integrado y un microcanal adecuados para medir la coagulación de un fluido. Considerando el dispositivo 115 mostrado en la figura 5a, se verá que está hecho básicamente de una capa 116 a la que se une o lamina una segunda capa (no mostrada). La capa del sustrato más inferior 116 comprende un microcanal moldeado o estampado 118, así como la lanceta formada integralmente 119 dispuesta en proximidad cercana con la entrada 103 del microcanal. Durante la fabricación, el microcanal 118 puede ser revestido con reactivos adecuados, como la protrombina, que puede aplicarse por un medio convencional, como impresión, por ejemplo serigrafía o impresión de chorro de tinta, o revestimiento de pulverización durante la fabricación. La capa más superior 117 está unida a la superficie inferior de modo que el electrodo de medición está ubicado en la parte inferior del canal formado. Alternativamente, el electrodo puede estar posicionado en la superficie exterior del laminado 117. No mostrado en las figuras 5a-c hay un depósito para la recogida del líquido, los electrodos de detección de llenado, conductos de ventilación o electrodos de calentamiento. Pueden proporcionarse un o más conductos de ventilación en cualquier ubicación conveniente. Tampoco mostrado en la figura 5a está el otro electrodo, entre el que se realiza la medición del parámetro eléctrico, es decir, la impedancia o capacitancia. La conexión eléctrica puede realizarse entre los extremos del electrodo y los puntos de conexión adecuados situados en el medidor de prueba. La capa superior 117 puede ser ligeramente más larga que la inferior 106 para permitir el acceso a las vías 321 para este propósito. De acuerdo con esta realización particular, los electrodos se proporcionan a intervalos espaciados a lo largo del laminado superior 117. Alternativamente, podría proporcionarse un electrodo proporcionado sustancialmente en paralelo al microcanal. No mostrado en la figura 5a está el "contraelectrodo" que puede proporcionarse en cualquier ubicación adecuada en el laminado inferior o superior 116, 117 consistente con la descripción anterior, es decir, en la superficie interior o exterior del microcanal.

Se advertirá en particular que la lanceta 119 de la tira 115 en la figura 5a tiene esencialmente forma de V en sección transversal y se afila hacia la punta. Esto significa que cuando se utiliza para pinchar la piel de un usuario 123, como se muestra en la figura 5b, los dos lados de la V empujan hacia atrás una parte de la piel 123, obligando a la epidermis a formar la pared restante 123 de un canal cerrado 124. De este modo, un canal abierto se transforma efectivamente en uno cerrado cuando se inserta en la piel. Esto permite que el fluido ascienda por el canal 124 formado de esta manera y en el microcanal 18 sin tener que moldear una aguja hueca muy fina. El microcanal 118 también puede estar formado con perfil en forma de V por comodidad de fabricación, pero esto no es esencial como puede verse en la realización ligeramente modificada de la figura 5c y 5d en la que el microcanal 118' tiene un perfil rectangular.

Al usar la tira 115, el usuario inserta primero el dispositivo de prueba en un medidor. Alternativamente, el dispositivo de prueba puede estar ya cargado ya sea como un dispositivo singular o como una pluralidad de dispositivos embalados individualmente dentro de un estuche, en un dispositivo integrado de medición y perforación. El usuario perfora entonces su piel con la lanceta 119 y se hace fluir la muestra, mediante la acción capilar, a través del canal 124 formado por la lanceta (119) y la piel 122, en el microcanal 118 preferiblemente a través de un depósito de llenado con un medio de detección de llenado para iniciar el flujo de muestra en el microcanal.

Las figuras 5d a 5g muestran realizaciones alternativas de lancetas para penetrar una capa de piel cargada de fluido corporal como alternativa a la realización de la lanceta 119 de las figuras 8a y 8b. En la figura 5d, la lanceta 119a es una protrusión en punta formada integralmente del dispositivo 115 (no mostrada en las figuras 5d pero idéntica a la de la figura 5a) con un canal capilar longitudinal 121 a, cortado completamente a través del grosor de la lanceta 119a. En una punta distal en pico 125a de la lanceta 119a, la lanceta 119a está provista de un área agrandada 123a del canal 121a. El área agrandada 123a también está cortada completamente a través del grosor de la lanceta 119a. En su extremo proximal 127a, el canal capilar se conecta al microcanal 118 del dispositivo 115 de la figura 5a.

Como se muestra mejor en la figura 5g, la realización de la figura 5d permite al fluido entrar en el canal capilar 121a desde lados opuestos de la lanceta 119a y con la pared de la piel colaborando con las paredes de la lanceta 119a para definir un canal cerrado 121 a. Entonces el fluido puede acumularse en el área común 123a y fluir desde el área común 123a al canal capilar 121 a así como fluir directamente desde la piel al canal capilar 121a para el paso al microcanal 118.

En la realización de la figura 5e, una lanceta 119b tiene un diseño similar al de la figura 5d, se muestra excluyendo el gran área común 123a. La eliminación del área común 123a permite una dimensión transversal más estrecha a la lanceta 119b. Además de fabricar el dispositivo a partir de partes moldeadas, el miembro base 116 y las lancetas 119, 119a, 119b pueden estamparse a partir de material eléctricamente conductivo. En dichos casos, el miembro base puede ser un electrodo. Un miembro base eléctricamente conductivo y una lanceta pueden estar estampados en metal tal y como se describe o estar formados de cualquier otra forma aceptable (por ejemplo, grabado fotoquímico de un material estándar de metal, mecanización u otra técnica de fabricación). Aunque un miembro base eléctricamente conductivo puede estar hecho de acero inoxidable, también puede estar enchapado con un segundo metal, como por ejemplo, oro, platino o plata o revestido por un aislante dieléctrico.

La figura 5(h) muestra un miembro base formado integralmente y una lanza estampados preferiblemente en una pieza de chapa metálica. El metal es preferiblemente, pero sin limitación, acero inoxidable opcionalmente revestido con un metal noble, como el oro o la plata. También mostrado en la chapa base hay un microcanal al que podría unirse una segunda capa, como una tira de prueba. La figura 5(h) muestra un miembro de penetración estampado con un conducto de ventilación rectangular 81 que también sirve como interruptor capilar que garantiza que una vez que el fluido es tomado por la lanceta 83 en la zona de detección 82, el flujo de fluido se detiene. El conducto de ventilación puede ser de cualquier tamaño o forma adecuados.

Las figuras 6a y 6b muestran una configuración alternativa en la que el microcanal 300 está flanqueado por una serie de pares de electrodos espaciados longitudinalmente 38, formados integralmente en las paredes del microcanal 300. Con el fin de formar estos electrodos 38, primero se corta una serie de canales paralelos 34 en el material de sustrato 302. Los canales 34 se llenan entonces con carbono para hacerlos eléctricamente conductivos. A continuación se forma el microcanal 300 en ángulos rectos a los canales paralelos 34 de modo que los cruce. Esto crea los electrodos opuestos 38 en cada lado del microcanal 300.

Esta disposición permite que el avance de la sangre a lo largo del microcanal 300 sea controlado midiendo la resistencia eléctrica entre pares de electrodos adyacentes 38. Cuando la sangre alcanza cada par sucesivo, la resistencia caerá desde el circuito abierto a un valor del orden de 200 kiloohmios. De este modo se obtiene una lectura diferenciada de la distancia recorrida. Esta disposición también demuestra que puede permitirse que los electrodos 38 entren en contacto con la sangre.

De acuerdo con un procedimiento de la invención, la tira de prueba se inserta en primer lugar en el medidor, de modo que los contactos forman una conexión eléctrica con los correspondientes contactos proporcionados en el medidor. A continuación se aplica una muestra de sangre al extremo del microcanal 102 que entonces fluirá a lo largo del microcanal al que se inicia simultáneamente un temporizador y comienza la medición. Alternativamente, se extrae una muestra inicialmente en un depósito mediante el puerto de entrada de muestra, por el que los electrodos del detector de llenado determinarán si se ha aplicado suficiente muestra. A continuación, un medio de control de flujo permitirá que la muestra sea extraía en y a lo largo del microcanal bajo acción capilar. El medio de control de flujo es activado por el medio de detección de llenado de modo que el dispositivo no requiere entrada adicional por parte del usuario. El medio de detección de también podría servir para encender el dispositivo. A medida que la sangre fluye por el microcanal, su contacto con el agente coagulante hace que coagule. Eventualmente esto detiene el flujo de sangre parcialmente a lo largo del canal. Los dos electrodos 101 y 102 están conectados a un circuito de medición (no mostrado) mediante conexiones 106 en el borde de la tira. Este circuito se utiliza para medir la capacitancia entre los dos electrodos. Esto puede realizarse de cualquier modo conocido en la técnica, por ejemplo, incluyendo el dispositivo como parte de un oscilador RC y midiendo su frecuencia (que es inversamente proporcional a la capacitancia). A medida que la sangre fluye, la capacitancia entre los dos electrodos 104 cambiará. Una medición se realiza cuando el flujo de fluido se ha detenido o cuando la tasa de cambio desciende a un valor predeterminado.

El tiempo de protrombina real medido se divide por un factor de normalización, el tiempo que tarda la sangre normal en coagular teniendo en cuenta las dimensiones del canal y las propiedades del agente coagulante. El resultado, en la forma de una Ratio Normalizada Internacional (INR) o de valor del tiempo de protrombina, se mostraría en una lectura (no mostrada).

Los expertos en la técnica apreciarán que aunque algunas de las potenciales realizaciones de los conceptos inventivos divulgados en la presente se han descrito con mayor detalle, existen muchas variaciones y modificaciones posibles diferentes de estas. Por ejemplo, los dispositivos de acuerdo con la invención pueden medir los tiempos de coagulación de fluidos distintos a la sangre.

Claims

1. Un dispositivo para la medición de tiempos de coagulación de un fluido que comprende un puerto de entrada (106) para la recogida de la muestra de fluido y en conexión fluida con al menos un microcanal (102) con una dimensión lateral de menos de 500 \mum, en el que al menos dos electrodos (104) están situados a lo largo de la longitud del microcanal, en el que al menos un microcanal está configurado para que la muestra de fluido sea transportada a lo largo de este por acción capilar caracterizado porque el puerto de entrada es un dispositivo de penetración integrado para penetrar la piel de un usuario teniendo al menos un lado longitudinal abierto, estando el otro lado dispuesto para hacer que la piel penetrada actúe como el lado longitudinal restante del dispositivo de penetración cuando el dispositivo de penetración se inserta en la piel para recoger una muestra de fluido.

2. Un dispositivo de acuerdo con la reivindicación 1 en el que los electrodos presentan diferentes dimensiones de longitud y tamaño.

3. Un dispositivo de acuerdo con la reivindicación 1 en el que los electrodos están situados en la superficie interna del microcanal.

4. Un dispositivo de acuerdo con la reivindicación 1 en el que los electrodos están situados en la superficie externa del microcanal.

5. Un dispositivo de acuerdo con la reivindicación 1 en el un agente para la potenciación de la coagulación del fluido está situado en una superficie interna del dispositivo.

6. Un dispositivo de acuerdo con la reivindicación 1 que comprende un depósito en conexión de fluido con el microcanal para recoger la muestra de fluido.

7. Un dispositivo de acuerdo con la reivindicación 1 que comprende una pluralidad de microcanales.

8. Un dispositivo de acuerdo con la reivindicación 1 en el que el área de sección transversal del microcanal varía a lo largo de su longitud.

9. Un dispositivo de acuerdo con la reivindicación 7 en el que los microcanales tienen diferentes diámetros.

10. Un procedimiento de fabricación de un dispositivo de acuerdo con las reivindicaciones anteriores que comprende el suministro de un primer laminado, la microfabricación de dicho laminado para producir un microcanal (102), junto con un dispositivo de penetración integrado que tiene al menos un lado longitudinal abierto como un puerto de entrada de fluido (106) y opcionalmente, un depósito de recogida de fluido (105), proporcionando un electrodo (104) a lo largo de la longitud del microcanal, proporcionando un segundo laminado con un electrodo provisto en su superficie y laminando dichos primer y segundo laminados.

11. Un procedimiento de acuerdo con la invención 10 en el que se proporciona adicionalmente un medio de control y detección de llenado sobre o dentro del dispositivo.

12. Un procedimiento para medir los tiempos de coagulación de un fluido que comprende la introducción de la muestra de fluido en un microcanal con una dimensión lateral inferior a 500 \mum por acción capilar mediante un puerto de entrada que está integrado con el microcanal y que es un dispositivo de penetración para penetrar la piel de un usuario que tiene al menos un lado longitudinal abierto, estando el otro lado dispuesto para hacer que la piel penetrada actúe como el lado longitudinal restante del dispositivo de penetración cuando el dispositivo de penetración es insertado en la piel para recoger una muestra de fluido, por el cual:

(a): se determina la distancia total de flujo del fluido dentro de un microcanal mediante la medición de la relación de capacitancia o impedancia de la parte llenada o no llenada del canal;

(b): la velocidad de flujo de fluido dentro del microcanal está determinada por la medición de la tasa de cambio de capacitancia o impedancia; o

(c): el estado coagulativo del fluido dentro del microcanal es determinado por la medición de la tasa de cambio de capacitancia o impedancia del fluido.