用于測量血液凝固的裝置及其方法

專利名稱：用于測量血液凝固的裝置及其方法
技術領域：
本發明涉及一種測量生物試樣的凝固因子的裝置和方法。本發明特別涉及一種可插入到能夠顯示凝固化驗結果的手持式或者便攜式測量儀器中的一次性使用的試片。這樣一種裝置適用于家庭測試或者護理處。
背景技術：
人體中在血管損傷后抑制血液流動的能力對于持續生存是極為重要的。實現這種情況的方法被稱為止血法并且是通過能夠形成血凝塊或者血栓的血液凝固作用實現的。血凝塊是由陷在不可溶解的血纖蛋白顆粒網中的血小板栓構成的。盡管凝塊的形成是必要的，這樣的凝塊的存留對于人體是危險的。這樣，為了在凝固作用已經達到其目的后使人體受到的傷害達到最小，包圍凝塊的健康細胞釋放纖溶酶以消化血纖蛋白，從而分解凝塊。但是，在世界范圍內，血栓癥是導致死亡的一個主要原因，這是由于通向生命器官和組織的血液流動被血凝塊堵塞。血栓可能出現在循環系統中的任何位置，但是，特別是當在這種情況出現在下半身、心臟、肺或者腦中可能導致深靜脈血栓形成、急性心肌梗塞、肺栓塞或者急性缺血性中風時會危及生命。
導致凝塊形成的兩種路徑或者凝血級聯被稱為內在路徑和外在路徑。這兩種路徑是由不同的機理啟動的但沿著一個共同的路徑會聚。在沒有組織損傷的情況下，響應于異常的管壁形成凝塊是內在路徑的成因，而響應于組織損傷形成凝塊是外在路徑的成因。凝血級聯是非常復雜的并且包括多個被稱為凝固因子的不同蛋白質。
患有心臟或者血管疾病的人和動過外科手術的患者具有可能導致危急生命的臨床狀態的凝塊形成的危險。這樣的人通常需要利用降低血液粘稠性的藥物或者抗凝血劑進行治療。但是，血流中的抗凝血劑的量必須保持在適合的水平；太少可能導致不希望的凝固而太多可能導致出血。因此，已經開發了常規凝固測試以評價血液或者血漿的凝固狀況。
一種有效的凝固測量是所謂的凝血酶原時間(PT)測試。PT測試是于1935年首次提出的并且測量血液或者血漿的組織誘導因子凝固時間。這可提供一種外在凝固路徑的評價并且對于因子I、IIV、VII和X是敏感的。該測試是通過將諸如促凝血酶原激酶和Ca2+的凝血劑加入到患者試樣中并且測量凝塊形成的時間。已經開發了諸如CoaguChek凝固測量儀器的便攜式凝固監測器，這樣的監測器利用來自于刺破手指或者切割裝置的非抗凝固毛細管全血測量凝血酶原時間。這樣的監測器已經被證明是一種適合長期口頭抗凝血治療患者的有價值的工具。
但是，PT測試結果的常規表示方式不適于國際間的比較，這是由于這些數值取決于所用促凝血酶原激酶的性質。這導致采用國際標準比率或者INR作為表示凝血酶原時間的一種形式，其中INR＝(PT ratio)ISI，其中ISI是國際靈敏度指數；以及PT ratio＝患者的PT/平均正常PTISI是根據利用特定的促凝血酶原激酶相對于促凝血酶原激酶的世界衛生組織(WHO)國際標準參考制品(人類組合67/40)獲得的多個試樣的PT值的校準線導出的。考慮特定方法和所用促凝血酶原激酶類型的ISI的特定值被分配給每一個PT系統，從而可將每一個PT比率可以轉變成標準化比率。通過使用INR，患者應該能夠保持令人滿意的凝固水平，這不取決于所用的PT系統。
測量在血液或者血漿中凝固的另一種方法是激活部分促凝血酶原激酶時間測試(APTT)。該測試是對在激活內在路徑時出現的凝固時間的測量。在存在鈣離子和磷脂(部分促凝血酶原激酶)時，可通過將激活劑(高嶺土)添加到試樣中來實現。利用APTT評價包括因子I、II、V、VIII、X、XI和XII的內在凝固路徑。在磷脂表面上形成復合體能夠使凝血原酶被轉換成凝血酶，從而導致凝塊形成。
APTT用作在外科手術過程中監測肝素治療的常規測試、用作外科手術前的出血傾向的測試以及用于評價患者的凝固系統的綜合能力。該測試通常是在中心實驗室進行的。
激活凝固時間測試(ACT)該測試類似于APTT測試并且用于在服用較大量的肝素的外科手術，諸如經皮經管冠狀動脈成形術(PCTA)和心肺旁通手術過程中監測患者的凝固狀況。ACT測試被認為是對于治療血栓栓塞性疾病患者和進行體外循環治療的患者肝素治療控制的最好實驗室測試之一。對于使用肝素的患者，ACT的延長與血液中的肝素濃度成正比。監測是重要的并且肝素劑量不足或者劑量過大可能會分別導致病理血栓形成或者嚴重的出血狀況。
原始ACT測試使用帶有C鹽激活劑的玻璃管并且必須每15-30秒使裝血的管倒置以使血液試樣連續反復暴露在大量玻璃下。Helena實驗室已經開發了MAX-ACTTM測試，該測試方法無需使管倒置，同時利用附加的玻璃珠使血液試樣充分暴露在玻璃下。
凝血酶時間測試(TT)該測試利用凝血酶對血纖維蛋白原的作用來測量血纖維蛋白凝塊在血漿中的形成相對于正常血漿控制的比率。該測試通過在已經失去血小板的患者血漿中加入標準量的凝血酶并且測量凝塊形成的時間來實現。該測試已經用于彌漫性血管內凝血和肝病診斷中，并且通常是在中心實驗室內進行的。
其它測試已經開發了針對特定因子的凝固化驗，諸如表示因子IX不足的因子VIIIa。另一個實例是關于因子VIII的化驗，這構成了血友病的測試。其它測試包括用于測量活性肽因子IXa、抗凝血酶、蛋白質C和蛋白質S的水平的化驗。
已經開發免疫化學檢驗以鑒定和測量凝固和血栓形成的各個指標。
已經開發了用于實驗室的各種儀器，諸如POC。此外，已經開發了能夠讓患者在家中對他們的血液凝固進行監測的裝置。這特別適用于接受長期抗凝血劑治療的患者，諸如丙酮芐羥香豆素。
下面舉例說明用于測量血液凝固的各種技術。
轉讓于International Technidyne Corporation的US5,534,226披露了一種對血液試樣進行凝固時間測試的設備和方法，其中利用設置在一次性使用的試管內的儲液容器使血液沉積在毛細管中。接著使試樣在毛細管內往復移動并且使血液被轉移到一個限制區域。當轉移限制區域所需時間比以前的時間長預定的百分比時，確定凝固已經發生。
轉讓于Hemosense的US6,060,323披露了一種用于血液試樣的凝固或者消散的測量的一次性使用的電子裝置和測試卡。使試樣與兩個電極接觸，所述電極測量對應于試樣凝固時的粘度變化的阻抗變化。
轉讓于Cardiovascular Diagnostics的US4,849,340披露了一種用于確定凝血酶原時間的光學檢測方法，其中利用毛細作用將預定體積的液體試樣抽到反應室中。使磁性顆粒與反應室中的試樣混合，接著利用振動磁場進行攪動。光照射在試樣上，接著進行檢測。根據磁性顆粒移動程度的變化確定凝固點。
WO96/00390披露了一種用于確定血凝活性的完全拋棄型一次性使用的裝置，其中利用試樣沿著一種多孔基體移動的距離表示凝固時間。
轉讓于Biotrack的US5,039,617披露了一種用于對毛細管血液試樣進行激活部分凝血酶原時間(APTT)分析測量的方法和毛細管流動裝置。利用毛細管中的血流停止測量凝固時間。可利用流量或者壓力傳感器確定流速。毛細管的寬度可在0.05-3毫米的范圍內并且需要不大于40微升的試樣體積。或者，如果試樣包含顆粒，那么可通過觀察由于光源(例如LED或者激光)與毛細軌中的攪動顆粒相互作用所產生的散斑圖可檢測流量。
已經對凝固血樣的變化阻抗之間的關系進行了研究(AmericanJournal of Clinical Pathology 67470-476，1977)。對血樣阻抗隨時間變化的進行測量，所得到的阻抗曲線表示在凝固過程中所包含的各個步驟。
血小板凝聚的測量血小板是直徑為2-4微米的無色細胞片段并且存在于血液中。正常的血小板數量在180,000-400,000/微升的范圍內，但是50,000/微升的血小板數量對于正常止血是足夠的。在血管損傷后，例如在手術后，需要較高的血小板數量，有時超過100,000/微升。血小板的作用是通過自身粘附或者粘附于受損組織來修補血管壁中的裂口。當細胞受損時，它們釋放某些能夠使血小板從圓盤狀變為球形并且變粘的化學物質，被稱為凝聚粘附反應。人們已經認識到，血小板被在缺血性心臟病的病理發生中起到重要作用；急性心肌梗塞和不穩定心絞痛是與某些血小板因子的濃度增大相關的臨床狀態。另外，血小板功能失調是導致在心肺分流術后出血的幾個重要的原因之一。人們還已經認識到，血小板通過釋放增長因子有助于動脈粥樣化形成的長時間過程并且血小板的功能還會受到高和低密度的脂蛋白的影響。這樣，血小板功能的監測是一項重要和常規血液測試。
通常，利用Born血小板凝集計對分別標記為PRP和PPP的富含血小板和血小板貧瘠的血漿試樣進行該測量，Born血小板凝集計能夠測量透過試樣的光傳輸。
US4,319,194披露了一種能夠對全血進行血小板分析的血小板凝集計。金屬絲形電極被插入到其中加有凝集劑的血樣中并且阻抗的變化作為時間的函數被記錄。但是，金屬絲的移動導致電極間距離和阻抗測量的變化。
轉讓于Chrono-Log Corporation的US6,004,818披露了一種用于測量血小板凝集的方法，其中使試樣在形成溝道的電極頂端的相鄰平行表面之間流動。電極與用于攪動試樣的裝置一起被放入到充有血樣的試管中。

發明內容
本發明的一個目的是，提供一種簡單和廉價的能夠對全血或者血漿試樣(這里被定義為試樣流體)進行凝固時間測量的設備和方法。
本發明的一個方面提供一種包含至少一個微通道的一次性測試裝置，所述一次性測試裝置能夠被插入到用于確定試樣流體的凝固時間的儀器中。
本發明的另一個方面提供一種集成的穿透裝置和微通道以使微通道與穿透裝置流體連通。
本發明的另一個方面提供一種用于測量這里所述的微通道內的試樣流體的凝固時間的裝置，以及利用沿著微通道的內和/或外表面設置的電極確定在使用狀態下的在所述流體沿著所述微通道的流動已經停止時間或者位置的裝置。
本發明的另一個方面提供一種用于測量試樣流體的凝固時間的方法和裝置，其中使試樣流入到微通道中，從而流體阻抗變化作為時間的函數被監測。
本發明提供一種一次性測試裝置，所述一次性測試裝置包括支撐件，至少一個微通道設置在所述支撐件上或者內。微通道的作用是接收和容納流體試樣。由微通道接收的試樣與存在于通道內的凝固激活因子混合，所述凝固激活因子最好涂在微通道和/或試樣采集容器的內表面上。接著，試樣利用毛細作用沿著通道長度流動直至其停止流動或者已經確定流量小于某一閾值。然后，將通過對位于通道內或者位于通道外的電極之間的電容或者阻抗的測量間接確定所移動的距離。在沿著微通道的任何適合的位置處設置排氣孔以能夠使試樣流動，接著排出內含的空氣或者氣體。
可設置與所述一個或者多個微通道流通的容器以使流體試樣可容易被采集。或者，可利用輸入口將試樣直接輸送到微通道。
本發明的微通道沿著其長度可具有恒定的直徑或者變化的直徑。由于試樣和壁之間的接觸面積增大而導致摩擦增大，因此沿著毛細管長度的流率會隨著通道充填而減小。在毛細管中實現恒定流率的一種方法是如在US4,756,884中披露的，直徑作為毛細管長度的函數被增大。
但是，對于一些測量，流率隨著長度的降低可能被認為是有利的。通常，在凝固被認為已經發生之前，APTT的測量需要花費高達500秒的時間。在這樣長的時間內保持流動需要長的通道長度，因此任何的流率降低將用于減少所需的總試樣體積。
可設置與微通道流體連通的并且體積大于微通道的容器。這樣一個腔室的作用是最初采集試樣。在使用過程中，試樣被供給到輸入口，試樣在輸入口處被抽到腔室中。例如，如果試樣是通過切割手指獲得的毛細管血，那么使用者能夠在腔室已經被充填到適合的量后移開手指。試樣接著進入和沿著較小直徑的毛細通道移動。凝固促進因子諸如促凝血酶原激酶可被涂在腔室的內壁上或者涂在毛細管的壁上。
如上所述，設置一個或者多個排氣孔以能夠使流體沿著毛細管流動。排氣孔可用于控制流體流動。例如，可設置第一排氣孔以使流體進入所述腔室但沒有進入到隨后的毛細通道中。接著可打開第二排氣孔以使流體沿著微通道通過。或者，可利用其它流動控制裝置控制流體的流動。任何適合的流動控制方法可與相應的裝置結合使用以實現這樣一種控制方法。例如，壓電泵、電動或者機械方法諸如解除沿著所選擇的導管的流動堵塞-例如通過使氣泡逸出或者通過打開一個閥。在某些實施例中，流動控制裝置包括位于導管/微通道內的疏水性門。這里所述的疏水性門指的是在親水性通道內的疏水性表面區域，以使流體流動被中斷。通過改變門的疏水性，即，增加疏水性區域的親水性，接著可使流體沿著通道流動。可使用疏水性門控制流體在單個微通道內的流動或者可使用疏水性門將流動從一個微通道切換或者改向到另一個微通道。
或者，可保持該門的疏水性并且可施加較大的泵送力(例如由機械或者電滲泵提供的)以使流體突破疏水性門。
沿著微通道的長度設置能夠提供試樣電性能測量基礎的電極，并且電極可沿著其整個長度或者沿著其長度的一部分延伸。電極還與支撐件上的接觸點電接觸。該條被設計成被插入到一個儀器中以使支撐件上的接觸點與該儀器中的相應的接觸點接合和電接觸。接著，將由電極測量的電參數傳送到能夠翻譯信號的儀器以提供結果。該儀器還將存儲校準信息以能夠提供INR值。
電極可是任何適合的惰性導體并且特別可從碳、金或者鉑中選擇。電極可沿著微通道的整個長度或者其一部分延伸。可通過在微通道上印刷油墨或者其它沉積方法，例如真空沉積或者濺射來生產電極。電極可沿著通道的外部和內部延伸。電極位于微通道外部的一個優點是，可通過其實際形狀和化學組分干擾凝固過程的電極不與試樣接觸。另外，碳能夠吸收血液中的物質，從而影響表面化學性質。
電極可采用任何適合的形狀和尺寸并且通常采用在任何位置處的寬度可在通道周長的1-99％之間的線或者薄帶形式。電極通常位于通道的相對兩側上并且不一定具有相同的寬度。如上所述，電極基本上覆蓋了所有內表面積或者外表面積或者僅一小部分。根據一個實施例，通過形成充填有導電材料的第一通道和形成用于輸送測試流體的第二通道將電極設置在流體通道的相對兩側，第二通道橫截第一通道，從而在第二通道的各相對的兩側內形成兩個導電部分。另外，在該裝置具有利用電滲力工作的流動控制裝置的情況下，驅動電極最好彼此相鄰設置。這能夠在無需提供不希望的高電壓的情況下形成高電場。
根據本發明所形成的導電部分用于電化學傳感器裝置。用于制造上述相交通道的微加工技術是優選的，這是由于它們可用于制造彼此相鄰設置的微通道，使其密集排列。
這里所用的術語“微通道”指的是一種具有任何適合的橫截面并且其最小橫向尺寸小于約500微米的通道。在本發明的優選實施例的微通道中，其尺寸小于200微米較好，最好在約10-200微米之間。通道的長度可取決于具體的測試形式的任何長度。但是，通道的長度可在1-10厘米之間并且提供200nl-2ul(微升)的體積。例如，直徑為40um的30厘米通道的總體積約為19ul。
對于一種分析物感測裝置，由于多個原因而使這樣的微通道是有利的。進行化驗所需的流體體積相應是小的。對于體液測量，小試樣體積是有益的，這是由于這意味著比較容易提供足以用于進行有效測試的體積。該測試可利用從毛細血管例如手指刺入或者其它適合的切割點中獲得的全血試樣來進行。試樣體積的減小還相應減小疼痛，這是由于可使用較小的針來刺破皮膚。
應該理解的是，將微通道結合在這樣的測量裝置中，可對凝固所用的時間進行精確地確定，這是由于即使對于凝固形成不良的試樣，這里所述的微通道的較小橫向尺寸意味著少量凝固阻止流體在其中流動。另外，微通道總體上將需要很小的試樣體積并且無需犧牲其長度可盤在或者安裝在合理的表面積上。通道長度的最大化是重要的以適應長的凝固時間-例如，對于血液的PT測量需要20-30秒并且提供較大的測量分辨率。
用于確定流動停止的時間的裝置可直接使用，例如，它可包括流率傳感器，最好是一種能夠以電的方式檢測這樣的流率的傳感器。顯然，當檢測的流率為零或者至少在一個閾值以下時，可以確定流動已經停止。
利用橫穿通道的兩個電極之間的阻抗變化率來測量流率。電極最好可采用前面所述的形式。可測量阻抗的電阻部分。例如，電極陣列可沿著通道間隔布置以根據血樣已經移動的距離來提供一個增量信號。或者，可沿著通道壁設置單個大電極，它與反電極之間的電阻取決于大電極被覆蓋的程度。
最好測量阻抗的純電容部分。這意味著電極無需與試樣流體接觸。另外，一系列間隔的電極可提供不連續的讀數，或者最好可形成單對細長電極-例如，在通道的相對兩個壁上。應該理解的是，兩個“板”之間的電容將取決于通道充填血液的程度，從而取決于空氣和血液的電容率(介電常數)相對差。
對于光學感測技術，當橫穿窄的毛細管進行測量時，由于很短的路徑長度而會出現困難，路徑長度取決于光學信號的強度。或者，平行于通道的照射光要求光學部件的精確對準以及使用鏡子。另外，在凝固過程中，試樣的前沿具有首先凝固趨勢。因此平行于通道引導的光透過未凝固和凝固的血液，使測量變得較復雜。另外，例如由于光學信號散斑圖，因此所產生的光信號是復雜的并且需要復雜算法來評價結果。光學系統也是昂貴的，需要光源和檢測器以及存在將它們放置在何處來觀察凝固過程的問題。對于本發明，不存在由于檢測系統的放置而帶來的這樣的困難，這是由于電極沿著通道延伸。由于所測量的阻抗間接與微通道的直徑成比例，因此從這一點出發，很小的直徑實際上是有利的。電極沿著通道的長度設置，因此由電極測量的阻抗是一種累積測量，取決于由試樣覆蓋的長度或者體積。這樣，關于將電極放置在何處以監測凝固過程的問題不是這樣一個關鍵問題。另外，基于這種方法的監測系統與光學系統相比，在制造上更簡單和廉價。
插入內容平行板電容器的電容如下表示C＝ε0εrA/d其中ε0＝自由空間的電容率εr＝板之間的電介質的相對電容率A＝板的表面積d＝板之間的距離假設電極具有恒定的寬度w和長度1，該等式變為C＝ε0εrwl/d現在，如果通道被血液部分充填的距離為x并且相對電容率為ε1，而通道的其余部分是空的，具有相對電容率ε2，那么通道的兩個相鄰部分可被認為是分開的電容器。
被充填的部分的電容是Cfilled＝ε0ε1wx/d空的部分的電容是Cempty＝ε0ε2w(1-x)/d由于這兩個電容是并聯的，因此總電容等于它們的和，即C＝ε0ε1wx/d+ε0ε2w(1-x)/d＝ε0w/d(ε1x+ε2l-ε2x)通過測量總電容C并且知道其它常數，因此可計算血液移動的距離xC＝ε0w/d(ε21+x(ε1-ε2))dC/ε0w＝(ε2l+x(ε1-ε2))
x＝1/(ε1-ε2)(dC/ε0w-ε21)從上面內容可以看出，還能夠監測電容的變化率以確定流動停止所用的時間，能夠測量血液在凝固前移動的距離x的數值。這提供了一種凝血酶原時間的相對測量，這是由于血液凝固所用的時間越長，其沿著通道前進的距離越長。
因此，這例如可用作直接時間測量的交叉檢驗。
從上面的等式中可以看出，電容，特別是通過將血液引入到板之間所達到的電容變化還與它們之間的距離d成反比。這樣，可以看出，利用在與板正交的方向上的橫截面尺寸遠小于與板平行的方向上的橫截面尺寸的通道可以實現電容C數值中的較高的絕對變化。盡管提供了大的電容變化，但是這可能與在凝塊形成時快速阻止流動的需要矛盾。這樣，在另一個實施例中，提供一個微通道的平行陣列，每一個微通道帶有一對電極，并且測量電容中的累積變化。這可提供同樣大的變化，但不會損害流動被凝塊形成阻止的傾向。對于其中帶有電極的微通道，除了具有上述應用以外，還有許多其它的可展望的應用，因此在較寬的方面上，本發明提供一種包括微通道和其中的一對電極的裝置。在另一個實施例中，可提供微通道陣列，每一個具有不同的直徑。多個通道或者單個通道可具有恒定的直徑，或者沿著其長度可變的直徑。例如，通道的直徑可被改變以使試樣流動加快或者減慢，這樣能夠使其有效地溶解位于通道表面上的凝固促進化學物質。不同管內的不同的凝固促進化學物質可被提供作為表面涂層，這樣例如可同時進行PT和APTT的測量。
微通道本身可由具有適合物理性質的材料制成。微通道應該具有良好的導熱性、平滑的毛細流動，為試劑提供均勻的涂層，以及本身不會促進凝固過程。該材料還應該確保在凝血已經發生后，流動應該停止或者減慢。例如，研究已經表明，與硼硅酸鹽或者商業上的硅化硼硅酸鹽接觸可大大縮短PT。因此應該避免使用這樣的材料。如果需要的話，該通道也可涂有毛細阻滯劑或者促進劑。
在另一個實施例中，微通道可被這樣設計，即，使試樣流入微通道中，充填通道至預定深度后橫向流動停止。在這種情況下，電極可被設置在通道的內表面或者外表面上，電極沿著通道的整個部分或者一部分延伸。另外，通過測量阻抗隨時間的變化可以觀察凝固過程。通過對阻抗曲線的測量和后續分析，人們可以確定凝固的開始。
可利用任何適合的技術制造本發明所涉及的微通道。特別是，如果允許的話，可利用任何適合的微制造技術，諸如壓花、等離子蝕刻或者激光照相燒蝕制造微通道。對于微通道的材料，可利用任何適合的微制造塑料，諸如聚酯、聚碳酸酯、聚苯乙烯或者聚酰亞胺制造微通道。優選的聚合物是聚碳酸酯。這些允許利用后續的激光修整產生附屬的微或者納結構(例如，任何所需的圖形或者其它修整可形成在微通道中)。聚苯乙烯在疊置過程中表現了更好的性能。這樣，聚碳酸酯可用作下疊層，聚苯乙烯可用作上疊層。正常的疊置方法使用涂有壓敏或者熱熔粘結劑的薄片將一個薄片結合在基體上或者另一個薄片上。這樣一個標準方法可能存在與上述裝置相關的問題。首先，需要適合于印刷方法的薄片。由于印刷設備內的問題而使這對于任何壓敏粘結劑是困難的。可利用涂有熱熔粘結劑的薄片來解決該問題，其中粘結劑僅在高溫下(例如80℃)變粘。利用該系統使得用于印刷電極和其它結構的油墨沉積變得很容易，但它在疊置步驟中存在問題。膠層在高溫下基本上變成液體，因此印刷結構失去形狀并且受到拉伸和出現變形。這樣的變形不僅是電極的裝飾問題，它改變電極表面(其與響應信號成正比)以及材料的內電阻和電催化性能。
除了上述問題以外，存在膠進入通道和使通道凝固或者變形的附加問題。對于上述芯片，使預印刷的薄片與芯片基板結合的最優選的方法是無粘結劑熱粘合方法。利用沖壓工具或者熱輥壓力機在高溫下進行粘結。該溫度接近聚合物的玻璃態轉變溫度(Tg)，這樣該聚合物的低分子重量部分變得可動和變粘，而該聚合物的高分子重量部分仍然支撐薄片或者薄膜的整體。聚合物的低分子重量部分將兩片粘合在一起(基板和帶有電極的薄片)，另外它將符合印刷的電極的形狀，厚度可在5和30微米之間。因此，人們不會看到基板和印刷區域之間的泄漏。利用相同的熱塑性聚合物實現理想的粘合，諸如聚苯乙烯在聚苯乙烯上或者聚碳酸酯在聚碳酸酯上。但是，在適合的狀態和溫度/壓力下，結合的聚碳酸酯也可粘合在聚苯乙烯上。但是，硬質塑料(非熱塑性)材料不適于這樣一種方法。
根據各個參數的適用性，諸如其微制造能力、對于凝固過程的惰性、親水性、形成光滑通道的能力、其熱容和導熱性、在其表面上攜帶電極的能力、堅固性等選擇材料。如果需要的話，該材料還可具有影響親水性從而影響毛細性能的表面涂層。這又確定血樣的流率。
可利用任何適合的技術制造本發明所涉及的測量裝置。特別是，如果允許的話，利用任何適合的微制造技術制造微通道，諸如(但不限于)壓花、等離子蝕刻或者注射模制。
一個或者多個電極可形成在第二基體上，第二基體接著疊置在該裝置的主支撐件上。用于將電極沉積在基體上的方法可從印刷方法中選擇較好，最好采用一種絲網印刷方法。或者，也可使用化學或物理氣相淀積技術。通常說來，本發明所有實施例所涉及的電極都可用任何合適的惰性物質(諸如碳、金、鉑等)構成。依照一個實施例，使用絲網印刷可將選擇性地涂覆有試劑的碳電極設在第二基體上，而后所述第二基體被疊置在支撐件上從而封閉該通道或多個通道。這提供了一種適用于電極形成在封閉通道內的實施例的很簡單的制造方法。
通常這樣執行一個基體到另一個基體上的疊置，即，使得兩層完全對齊，并且無需修整或剪切。然而，也可如下制造該裝置，例如，通過首先是疊置步驟，其后是剪切步驟，從而可將第二基體修整為支撐件的形狀。可通過各種方法執行疊置，諸如超聲波、或熱焊接或粘合，或者使用粘合劑。在將上基體層疊置在支撐件上之前，微通道和/或容器的壁可被涂有一層凝固促進劑，諸如由DADE Behring提供的Thromborel R(商標)促凝血酶原激酶凝固劑。
該帶還可包含用于對支撐件加熱的裝置，以使血液或者血漿可在微通道內被加熱到預定的溫度。這可被設置在支撐件自身上或者微通道的外表面上。這樣的裝置可采用與儀器電接觸的附加電極的形式，以利用從儀器流到電極的電流來產生熱。或者，通過將帶插入到儀器中來實現對試樣的加熱，熱量可由儀器本身產生，可利用對流使試樣變溫。另外，可提供溫度控制裝置以對加熱裝置的接通或者斷開的切換或者加熱速度的改變進行控制。這樣可使試樣保持恒定的溫度或者特定溫度范圍內。最好將加熱裝置設置在帶自身上，這是由于可使試樣更快被加熱并且能夠更有效地對溫度進行控制。根據一個實施例，測量電極也可用作加熱電極。
該帶也可具有用于檢測已經提供足夠的試樣的時間從而開始進行測量的裝置。這樣的充填檢測裝置可被設置在流體容器內并且可包括兩個分隔的電極，在兩個分隔的電極之間的測量可確定容器的充填狀態。存在于所述儀器中的控制單元可控制任何流動控制裝置的工作并且能夠顯示該裝置的任何故障。由充填檢測電極確定為滿容器的指示將向控制單元發送一個信號，控制單元接著將控制任何流動工作裝置以使試樣沿著毛細管流動。
該儀器能夠顯示測試的結果。另外，該儀器具有記憶功能，能夠下載信息以及具有下載于其上的信息。該儀器也可裝有一種算法以便在需要的情況下指示根據結果所需要采取的動作。該儀器可是一種能夠下載和接收醫生或者網站的信息的無線通信裝置。該儀器還具有存儲和翻譯關于患者的個人信息的能力。該儀器還具有遠程閱讀關于該帶的信息的能力以及能夠遠程存儲批校驗碼，即光學等。
依照一個實施例，支撐件在其一端形成有整體針，而后第二基體被疊置于支撐件上形成一個通道，并使得刺入元件露出。依照另一個實施例，整體皮膚刺入元件被設置在一端上的開口處。刺入元件被如此布置，即，使得上部被插入到皮膚中，而皮膚本身有效地形成元件的壁，從而它可用作是空心針。更好的是，通過形成這樣的刺入元件而實現這一點，所述刺入元件具有遠離開口側逐漸變細的壁-例如，V形。因此從本發明的另一個方面來看，本發明提供了一種用于獲得并測量流體的設備，所述設備包括具有至少一個縱向側開口的皮膚刺入元件，另一側可被如此布置，以使得當將刺入元件插入到皮膚中時被刺入的皮膚用于保留元件的縱向側。
因此，從本發明的另一個方面來看，本發明提供了一種制造用于測量流體中分析物濃度的裝置的方法，所述方法包括以下步驟提供支撐件、在支撐件的表面上形成開放式通道以及在所述支撐件上疊置第二層以便于封閉所述通道。本發明還擴展為使用這樣一種方法制成的裝置。
所述針最好適于刺入所述皮膚。例如所述針的尖端區域最好是大致圓錐形。另外，所述尖端區域具有較小的橫截面，寬度小于0.2毫米較好，最好寬度小于0.05毫米。
另外，所述針最好能夠在插入皮膚后使其被堵塞的危險達到最小。例如，針孔可設置在針的側面上，而不是如常規的設置在尖端處。針孔最好是凹入的，從而在刺入后避免與皮膚接觸，從而避免可能出現的堵塞和/或受損。
所述針最好具有能夠使試樣流體在毛細作用力下被向上抽吸的孔。
該裝置適用于測量血液或者血漿中的凝固時間。盡管該裝置適于測量凝血酶原時間(PT)，但是利用該技術可測量其它凝固時間，諸如激活部分凝血酶原時間(APTT)、激活凝固時間(ACT)和凝血酶凝固測試時間(TCT)。


下面將結合附圖，僅通過示例的方式，描述本發明的一些優選實施例，在附圖中圖1和圖2示意性地示出了一種適于測量血液凝固的裝置；圖3示意性地示出了一種帶有螺旋微通道的適于測量血液凝固的裝置；圖4(a)示出了包括多個通道的本發明所涉及的帶；圖4(b)示出了圖2中的可選擇的實施例，其中通道具有不同的橫截面尺寸；圖5a示出了一種整體式刺入裝置和微通道；圖5b-5h示出了刺入裝置的其它視圖；以及圖6(a)和圖6(b)示出了另一種可選擇的結構，其中微通道被一系列縱向間隔的成對的電極側面連接。
具體實施例方式
如圖1中所示，其中提供包括上支撐件101和下支撐件103的一次性測試帶100。微通道102形成在下支撐件103的上表面中。第二基層101疊置在支撐件103的頂部上，從而封閉開放的微通道102。
電極104形成在基層的相應的外表面上并且與通道共面。如圖1a中所示，電極可沿著整個外部長度延伸到該裝置的一個邊緣，以使導線和儀器(未示出)之間形成適合的電接觸。電極自身可被另一個疊層覆蓋以對它們進行保護。圖中還示出了容器105和試樣輸入口106，試樣最初流到容器105中。如圖中所示，輸入口基本上與微通道平齊并且利用毛細作用充填容器。但是，試樣輸入口可設置在該裝置的上方并且可利用重力作用充填試樣容器。或者，容器可設置在該裝置的外部以使其還用作一個試樣采集裝置。容器可安裝在帶的頂表面上并且可利用任何常規的方法形成，諸如注射模制。圖1中未示出能夠使空氣從通道中排出的排氣孔和加熱或者充填檢測電極或者流動控制裝置。流動控制裝置可沿著微通道自身設置。這些圖僅是說明性的，并且沒有反映該裝置內的部件的相對尺寸。這樣，容器相對于微通道具有特定的體積以使其可存儲足夠體積的試樣，從而可進行測量。所示的容器的形狀為矩形，但是它也可采用任何適合的形狀。
圖2示出了另一個實施例，其中電極位于疊層的內表面上。或者，可沿著通道的內部或者外部以一定間隔設置電極。作為圖1和圖2中的電極布置的另一種可選擇的方式，電極可設置在上疊層或者下疊層上。
圖3中示意性地示出了另一個可選擇的實施例。可以看出，在該實施例中，微通道202采用螺旋狀以對于裝置的已知的表面積可增加長度。
本領域普通技術人員應該理解的是，兩個電極之間的電容特別是與微通道中的內含物的相對電容率成比例的。假設血液的相對電容率與水基本相同，因此約為80的數量級。另一方面，空氣的相對電容率約為1。
因此，兩個電極104之間的總電容取決于充填有血液的微通道102的比例。因此可通過測量電容能夠獲得血液的凝血酶原時間的另一種可選擇的評價方式。如果兩個不相容，那么這相對于凝血酶原時間在經驗上進行校準并且用于指示錯誤需要進行重復測量。
相對于螺旋形微通道結構，示出了與微通道流體連通的輸入口106，且可用于任何結構。輸入口是這樣設計的，即，使接觸該輸入口的試樣能夠被輸送到微通道中。所示的前沿109為平的。但是，它可采用圓形或者其它任何適合的具有人機工程學優點的形狀。或者，試樣可被供給到與微通道流體連通的容器中。
圖4a示出了另一個可選擇的實施例，包括多個通道。這些通道具有公共的輸入口，但是所述公共的輸入口是這樣設計的，即，使流體不能相互流通。圖4b示出了具有不同尺寸的多個通道。選擇不同的尺寸，能夠改變橫截面積與接觸通道壁的血液的周長的比率。除了具有多個直徑不同的通道以外，一個或者多個通道可沿著它們的長度具有改變的橫截面積。
圖5a-5c示出了本發明的另外兩個實施例，其中示出了整體式刺入元件和適于測量流體凝固的微通道。參見圖5a中所示的裝置115，可以看出，它基本上由層116制成的，第二層(未示出)附于或者疊置在層116上。最靠下的基層116包括模制的或者沖壓的微通道118，以及整體形成的刺血針119與微通道的入口103相鄰設置。在制造過程中，微通道118可涂有適合的試劑，諸如凝血酶原，可利用任何常規的裝置來提供，例如諸如絲網印刷或者噴墨印刷的印刷，或者在制造過程中噴涂。最上層117附于下表面上以使測量電極位于所形成的通道的下側。或者，電極可位于疊層117的外表面上。圖5a-c未示出用于采集流體的容器、充填檢測電極、排氣孔或者加熱電極。一個或者多個排氣孔可設置在任何常規的位置處。圖5a也沒有示出另一個電極，在它們之間進行電參數的測量，即，阻抗或者電容。在電極的端部和位于測量儀器內的適合的連接點之間進行電連接。上層117可略長于下層116以能夠接近軌321。根據該特定實施例，沿著上疊層117以一定間隔提供電極。或者，提供一個基本上平行于微通道的電極。圖5a沒有示出與前面描述的一致的可設置在下疊層116或者上疊層117上的任何適合位置處的“反”電極，即，在微通道的內表面或者外表面上。
應該注意的是，特別是在圖5a中所示的帶115的刺血針119的橫截面基本上為V字形并且朝向其尖端逐漸縮小。這意味著，當利用其刺破使用者的皮膚123時，如圖5b中所示，V字的兩側邊回壓皮膚123的一部分，迫使表皮形成被封閉的通道124的保持壁123。這樣，當其被插入到皮膚中時，一個開放的通道被有效地轉變為封閉的通道。這能夠使流體被向上抽到所形成的通道124并且進入到微通道118中，無需模制一個很細的空心針。微通道118還形成有便于制造的V形型面，但是從圖5c和圖5d所示的略微改變的實施例(其中的微通道118′是矩形型面)中可以看出，這不是實質性的。
在帶115的使用中，使用者首先將測試裝置插入到儀器中。或者，該測試裝置已經以單個裝置或者多個分別組裝在盒體內的裝置的形式被裝入一個整體式測量和刺入裝置中。接著，使用者利用刺血針119刺破他們的皮膚，利用毛細作用使試樣通過由刺血針119和皮膚122所形成的通道124流入到微通道118中，最好經過具有充填檢測裝置的充填容器以使試樣開始流入到微通道中。
圖5d至圖5g示出了用于刺入皮膚的體液滿載層的刺血針的可選擇的實施例，作為圖8a和圖8b的刺血針119的實施例的一種替代。在圖5d中，刺血針119a是整體形成的從裝置115(在圖5d中未示出，但是該裝置115與圖5a中的一樣)處突出的尖銳突出部分，其中縱向毛細通道121a完全切入刺血針119a的厚度。在刺血針119a的尖銳遠端125a處，刺血針119a具有通道121a的增大區域123a。該增大區域123a也完全切入刺血針119a的厚度。在其近端127a處，毛細通道與圖5a的裝置115的微通道118相連接。
如從圖5g中清楚看出的，圖5d的實施例允許流體從刺血針119a的相對側進入到毛細通道121a，并且其中皮膚壁與刺血針119a的壁合作以限定出封閉的通道121a。然后流體可積聚在集合區域123a中并且從集合區域123a中流入到毛細通道121a中以及從皮膚直接流入到毛細通道121a中以便于通到微通道118中。
在圖5e的實施例中，示出了與圖5d的刺血針相似的刺血針119b的設計，但是圖5e的刺血針119b不包括大的集合區域123a。集合區域123a的去除可允許通向刺血針119b的更窄的橫向尺寸。除使用模制件制造所述裝置以外，還可用導電材料沖壓成基底元件116和刺血針119、119a、119b。在此類情況中，基底元件可為電極。可如上所述用金屬沖壓成導電性的基底元件和刺血針，或者可用任何其它可接受的方式(例如，光化學蝕刻金屬原料，機加工或者其它制造技術)。雖然可用不銹鋼制成導電性的基底元件，但是也可為其鍍上第二層金屬(比如金、鉑或銀)或者涂有介電絕緣體。
圖5h示出了整體形成的基底元件和刺血針，所述整體形成的基底元件和刺血針最好是用一片金屬薄板沖壓而成的。所述金屬最好為(但不局限于)可選擇地涂覆有貴金屬(諸如金或銀)的不銹鋼。在還示出了在底片上的微通道，其中第二層(諸如測試帶)可被附于所述微通道上。圖5h中還示出了具有矩形排氣口81的沖壓的刺入元件，所述矩形出口81還用作一種毛細管堵塞，所述毛細管堵塞可確保，一旦刺血針83將流體吸收到敏感區82中以后，流體流動就會被阻斷。所述出口可為任何適合的尺寸或形狀的。
圖6a和圖6b示出了另一種可選擇的結構，其中微通道300被整體形成在微通道300的壁中的一系列縱向間隔的電極對38側面連接。為了形成這些電極38，首先在基體材料302中切割一系列平行通道34。接著，通道34充填有碳使其具有導電性。然后，以與平行通道34直角的形式形成微通道300以使其與它們相交。這樣在微通道300的每一側上形成相對的電極38。
這種結構通過測量相鄰電極對38之間的電阻來監測沿著微通道300前進的血液。當血液達到每一個接連的對時，電阻從斷路下降至大約200千歐。這樣，獲得關于移動距離的間斷讀數。該結構還證實了，可使電極38與血液接觸。與微通道流體連通的輸入口206設置在支撐件的外表面上。排氣孔207位于微通道的遠端處以使空氣或者其它氣體可從通道中排出，以使試樣進入。所述排氣孔可設置在沿著微通道的任何適當位置處或者排氣孔可設置在未密封的毛細管的端部208處。一組金屬帶或者絲209可沿著微通道的任何一側設置并且沿著其長度延伸。這些金屬絲本身與用于與儀器相連的一組觸點210電接觸。這些觸點也可用于通過沿著導線提供的電流在插入試樣之前對試樣或者微通道進行加熱。或者，可利用支撐件內或者上的導電帶對所述帶進行加熱，如圖1b中所示。
圖1c示出了另一個可選擇的實施例，其中微通道205設置在支撐件200上。
作為入口206的一個可選擇的實施例，容器可用于采集流體試樣。如圖中所示，在圖3中，容器位于帶的頂側并且用于與微通道流體連通。
根據本發明的一種方法，首先將測試帶插入儀器中以使接觸點形成與設置在儀器內的相應觸點電連接。接著將血樣供給到微通道102的端部，血樣然后沿著微通道流動，此時定時器開始計時并且開始進行測量。或者，最初將試樣經試樣輸入口抽到容器中，從而充填檢測電極將確定足夠的試樣是否已經被提供。接著，流動控制裝置使試樣在毛細作用下被抽入到和沿著微通道移動。利用充填檢測裝置啟動流動控制裝置以使該裝置無需進一步從使用者輸入。充填檢測裝置也可用于接通該裝置。當血液沿著微通道流動時，其與凝固劑接觸使其凝固。這最后阻止血液沿著通道中途流動。兩個電極101和102通過在帶邊緣處的連接部分106與測量電路(未示出)相連。該電路用于測量兩個電極之間的電容。這可利用本領域已知的任何方式來實現，例如通過使該裝置成為RC振蕩器的一部分和測量其頻率(與電容成反比)。當血液流動時，兩個電極104之間的電容將改變。當流體停止流動或者當流率降至一個預定值內時進行測量。
利用標準化因子除以所測量的實際凝血酶原時間，正常血液凝固所需的時間與通道的尺寸和凝固劑的性能相關。采用國際標準化定量(INR)或者凝血酶原時間的數值形式的結果被顯示在讀數器上(未示出)。
本領域普通技術人員應該理解的是，雖然在文中更詳細地描述了本發明原理下的某些可能實施例，但是對于這些可能性來說還存在許多不同的變化和改進。例如，本發明所涉及的裝置可測量除血液以外的其它流體的凝固時間。
權利要求
1.一種用于測量流體的凝固時間的裝置，其包括用于采集流體試樣的輸入口，所述輸入口與至少一個微通道流體連通，其中，至少兩個電極沿著微通道的長度設置。
2.如權利要求1所述的裝置，其特征在于，所述電極具有不同的長度和尺寸。
3.如權利要求1所述的裝置，其特征在于，所述電極位于所述微通道的內表面上。
4.如權利要求1所述的裝置，其特征在于，所述電極位于所述微通道的外表面上。
5.如權利要求1所述的裝置，其特征在于，所述輸入口是適于刺入使用者皮膚中以采集流體試樣的刺入裝置。
6.如權利要求1所述的裝置，其特征在于，用于促使流體凝固的試劑設置在該裝置的內表面上。
7.如權利要求1所述的裝置，其特征在于，其包括與用于采集流體試樣的通道流體連通的容器。
8.如權利要求1所述的裝置，其特征在于，其包括多個微通道。
9.如權利要求1所述的裝置，其特征在于，所述微通道的橫截面積沿著其長度改變。
10.如權利要求8所述的裝置，其特征在于，所述微通道具有不同的直徑。
11.一種用于制造上述權利要求中所述的裝置的方法，其包括提供第一疊層；對所述疊層進行微制造以產生微通道、流體輸入口和可選擇的流體采集容器；沿著所述微通道的長度設置電極；提供帶有電極的第二疊層，所述電極設置在其表面上；以及層壓所述第一和第二疊層。
12.如權利要求11所述的方法，其特征在于，在所述裝置上或者內部設置流動控制裝置和充填檢測裝置。
13.一種用于測量流體凝固時間的方法，其包括將該流體試樣引入到微通道中，其中，流體在微通道內的總流動距離是由通道中充填部分與未充填部分的電容或者阻抗的比率的測量來確定的。
14.一種用于測量流體凝固時間的方法，其包括將該流體試樣引入到微通道中，其中，流體在微通道內的流速是通過測量電容或者阻抗的變化率來確定的。
15.一種用于測量流體凝固時間的方法，其包括將該流體試樣引入到微通道中，其中，流體在微通道內的凝固狀態是通過測量流體的電容或者阻抗的變化率來確定的。
全文摘要
一種用于測量流體，特別是血液在微通道中的凝固時間的裝置和方法，其中凝固的開始是由位于微通道的任何一側上的兩個電極之間的電容或者阻抗的變化率或者數值的測量來確定的。提供一種包括上支撐件(101)和下支撐件(103)的一次性測試帶(100)。微通道(102)形成在下支撐件(103)的上表面中。第二基層(101)層壓在支撐件(103)的頂部上，從而封閉開放的微通道(102)。電極(104)形成在基層的相應的外表面上并且與通道共面。
文檔編號G01N27/02GK1491358SQ01822728
公開日2004年4月21日 申請日期2001年12月19日 優先權日2000年12月19日
發明者M·斯蒂尼, M 斯蒂尼, L, T·里希特, J·阿倫, 稅⒗扯, J·麥克阿萊爾, 逄亟, E·普洛特金, 呃鬃 伊卡扎, M·阿爾瓦雷茲-伊卡扎 申請人:因弗內斯醫療有限公司