DE602004009665T2

DE602004009665T2 - SYSTEM UND VERFAHREN ZUR MESSUNG einer KOAGULATIONSZEIT OHNE THERMOSTATISCHE Kontrolle

Info

Publication number: DE602004009665T2
Application number: DE602004009665T
Authority: DE
Inventors: James L. Hill; Volker Unkrig; Ewald Rieger
Original assignee: Roche Diagnostics GmbH
Current assignee: Roche Diagnostics GmbH
Priority date: 2003-02-01
Filing date: 2004-01-24
Publication date: 2008-06-05
Anticipated expiration: 2024-01-25
Also published as: MXPA05007921A; US20060035298A1; CA2514540C; EP1443325A1; CA2514540A1; KR20050093794A; ATE376670T1; EP1588161A1; BRPI0407093A; EP1588161B1; JP4320324B2; CN1745297A; JP2006516720A; DE602004009665D1; WO2004068138A1; AU2004207928A1; ES2294460T3

Description

Viele medizinische Probleme beziehen sich auf die Koagulation von Blut. Vor allem bei der Behandlung mit Medikamenten, die eine antikoagulatorische Wirkung haben, schwanken die Koagulationsparameter eines Patienten ständig. Derartige Schwankungen können schwerwiegende Probleme verursachen. Wenn beispielsweise ein Patient mit einem antikoagulatorisch wirkenden Medikament, wie beispielsweise Heparin oder Markumar, behandelt wird, ist es wichtig, das sein Koagulationsparameter innerhalb eines bestimmten Wertebereiches bleiben, um Komplikationen zu verhindern. Nur auf diese Weise ist es möglich, das Auftreten von Blutgerinseln zu minimieren und gleichzeitig Komplikationen durch Blutungen zu vermeiden. Aus diesem Grund besteht Bedarf an einer schnellen, präzisen Methode zur kontinuierlichen Überwachung von Blutkoagulationsparametern, die alle therapeutischen Bedürfnisse befriedigt.
Derzeit sind vor allem drei Koagulationsparameter von medizinischem Interesse, nämlich die Prothrombinzeit (Prothrombin Time, PT), die aktivierte partielle Thromboplastinzeit (Activated Partial Thromboplastin Time, APTT) und die aktivierte Gerinnungszeit (Activated Clotting Time, ACT). PT dient hauptsächlich dazu, die Wirkung von Vitamin-K-Antagonisten (welche die Faktoren II, V, VII und X der Koagulationskaskade beeinflussen) auf die Koagulation zu beobachten. Der PT-Test misst die Aktivierung des extrinsischen Pfades durch das Hinzufügen von Gewebethromboplastin.
APTT wird primär zur Überwachung einer Heparin-Therapie verwendet. Der Test detektiert Faktorenänderungen in der intrinsischen Koagulationskaskade (Faktoren VIII, IX, XI, XII, sowie andere Enzyme und Faktoren). Die Testreagenzien für diesen Testtyp sind noch nicht standardisiert. Deshalb sind die Unterschiede hinsichtlich der Heparin-Empfindlichkeit bei Reagenzien von verschiedenen Herstellern erheblich.
ACT wird bestimmt, um die Heparinisierung in Situationen zu überwachen, bei denen ein APTT-Test nicht durchgeführt werden kann, weil der Patient eine hohe Dosis Heparin erhalten hat.
Traditionell werden die Koagulationsparameter mittels "nasschemischer" Tests bestimmt. Ein Aliquot einer Blutprobe wird mit flüssigen Reagenzien gemischt und der Zeitpunkt, zu dem das Blut gerinnt, wird detektiert. Das Ergebnis wird entweder direkt (in Sekunden) oder in Form abgeleiteter Größen, wie beispielsweise als Verhältnis zu dem jeweiligen Normalwert (in Prozent) angezeigt. Hinsichtlich des PT-Wertes ist es darüberhinaus gebräuchlich, als Größe für die Anzeige des Testergebnisses % Quick und INR (International Normalized Ratio) anzugeben.
Seit einigen Jahren sind sogenannte "trockenchemische" Tests für Koagulationsparameter verfügbar. Sie werden mit Hilfe von Testsystemen durchgeführt, die disposieble Reagenzträgerelemente (oft als "Testelemente" bezeichnet) und ein Auswerteinstrument umfassen, wobei das Auswerteinstrument im allgemeinen zur Auswertung eines bestimmten Typs von Testelementen eines bestimmten Herstellers ausgebildet ist. Das Testelement enthält das für die Durchführung eines bestimmten Tests erforderliche Reagenzsystem sowie, vorzugsweise, geeignete Informationen zur Auswertung des Tests, wie beispielsweise über den Testtyp, über dessen Chargennummer und über das Verfallsdatum.
Die vorliegende Erfindung bezieht sich auf derartige trockenchemische Tests. Jedes Testelement ist dazu ausgebildet, den Kontakt zwischen einem Tropfen einer Blut- oder Plasmaprobe (welche in Abhängigkeit von dem jeweiligen Test, insbesondere durch Reaktion mit einem Vorbereitungs-Antikoagulanz, vorbereitet sein kann), und das Auflösen eines Reagenzsystems (welches normalerweise eine Mehrzahl von Reagenzien umfasst) zu ermöglichen. Das Reagenzsystem ist in dem Testelement enthalten und dazu ausgebildet, eine Reaktionssequenz des Blutkoagulationspfades zu initiieren. Nachdem die Probe mit den Reagenzien gemischt wurde, befindet sich die resultierende Koagulationsdetektionsflüssigkeit in einer Koagulationsdetektionszone des Testelementes. Der Koagulationsprozess wird verfolgt, indem man eine messbare Eigenschaft der Koagulationsdetektionsflüssigkeit beobachtet, welche sich in charakteristischer Weise ändert, wenn ein definierter Reaktionsschritt des Kaoagulationspfades stattfindet. Das System schließt Mittel ein, um mittels einer Mess- und Auswerteelektronik des Instrumentes eine solche Änderung zu detektieren und ein entsprechendes Signal zu erzeugen. Die Mess- und Auswerteelektronik schließt auch eine Zeitmesselektronik ein, um eine Koagulationszeit bis zum Auftreten der Änderung zu bestimmen. Dieser Zeitmesswert wird in den gewünschten Koagulationsparameter (in den entsprechenden Einheiten) umgerechnet. Zu diesem Zweck können Auswertedaten verwendet werden, die in dem Instrument und/oder in dem Testelement gespeichert sind. Das Resultat wird dann auf einem Display des Instrumentes dargestellt und/oder zur weiteren Auswertung, beispielsweise mittels eines getrennten Computersystems, weitergeleitet.
Ein derartiges System der Anmelderin ist im Handel unter dem Markennamen CoaguChek^® verfügbar. Weitere Einzelheiten können der entsprechenden Literatur entnommen werden, zu der das US-Patent 5,789,664 und die WO 01/11356 gehören. Die Probe kann Vollblut oder Plasma sein. Nachfolgend wird beispielhaft auf Blut Bezug genommen. Dies darf jedoch nicht als Begrenzung der allgemeinen Verwendbarkeit der Erfindung verstanden werden.
Bekannte Koagulationstests unterscheiden sich unter anderem hinsichtlich der messbaren Eigenschaft der Koagulationsdetektionsflüssigkeit, welche dazu benutzt wird, die Koagulationszeit zu messen. Außerdem unterscheiden sie sich hinsichtlich der Anordnung, mittels der der Kontakt der Probe mit den Reagenzien hergestellt wird und durch die Gestaltung der Detektionszone:

– Bei manchen Tests ist die messbare Eigenschaft der Flüssigkeit deren Viskosität, die zum Beispiel mittels magnetischer Partikel, die in dem Reagenzsystem enthalten sind, detektiert werden kann. Die Beweglichkeit dieser Partikel kann mittels eines alternierenden magnetischen Feldes bestimmt werden. In derartigen Systemen wird das Ende der Koagulationszeit durch einen Anstieg der Viskosität markiert, der durch das Einsetzen der Koagulation verursacht wird.
– Alternativ kann ein chemischer Bestandteil, dessen Konzentration sich an einem definiertem Punkt des Koagulationspfads ändert, benutzt werden, um das Ende der Koagulationszeit zu markieren. Insbesondere kann das Enzym Thrombin, das die letzte Protease auf beiden plasmatischen Koagulationspfaden ist, mit bekannten Mitteln beobachtet werden, wobei diese Mittel ein Reagenz einschließen, das in dem Reagenzsystem des Testelementes enthalten ist und dazu geeignet ist, ein elektrisches oder optisches Signal zu erzeugen, das mittels des Auswertegerätes gemessen werden kann (siehe z. B. WO 01/63271 ).
– Hinsichtlich der physischen Anordnung des Testelementes wurde vorgeschlagen, eine einzige permeable poröse Membran zu verwenden, die an einem Plastik-Handgriff, ähnlich wie bei traditionellen Teststreifen, befestigt ist ( US-Patent 5,580,744 ). Bei derartigen Testelementen wird die Probe direkt auf die Membran aufgebracht, in der das Reagenzsystem enthalten ist.
– Bei einer alternativen Anordnung ist die Probenzuführungsstelle des Testelementes entfernt von der Koagulationsdetektionszone lokalisiert und der Transport der Probenflüssigkeit von dem Probenaufgabepunkt zu der Koagulationsdetektionszone erfolgt mittels eines Kapillarkanals (siehe US-Patent 5,789,664 ).

Obwohl Tests zur Bestimmung von Koagulationsparametern, insbesondere durch die Einführung trockenchemischer Tests, relativ einfach geworden sind, bleibt es ein wichtiges Ziel, die Gestaltung weiter zu vereinfachen und dadurch die Kosten zu senken, ohne Genauigkeit zu opfern. Wenn beispielsweise ein Mensch eine künstliche Herzklappe bekommen hat, hängt dessen gesundheitliche Langfristprognose davon ab, dass der Koagulationsstatus verlässlich zwischen bestimmten Grenzen bleibt. Zu diesem Zweck sollten kostengünstige kleine batteriebetriebene Instrumente verfügbar sein, die sich zur Benutzung durch den Patienten selbst bei der Überwachung seines Blutkoagulationsstatus eignen. Ähnliche Anforderungen bestehen im medizinisch-professionellen Bereich im Rahmen der sogenannten "Point of Care (POC)" Tests.
Der Erfindung liegt deshalb die Aufgabe zugrunde, die Konstruktion von Systemen zur Bestimmung von Koagulationsparametern zu vereinfachen, gleichzeitig jedoch die erforderliche Genauigkeit weiterhin zu gewährleisten.
Dieses Ziel wird durch ein System zur Bestimmung eines Koagulationsparameters in Blut- oder Plasmaproben von Patienten erreicht, das ein disposibles Testelement, welches ein Reagenzsystem zur Mischung mit der Probe unter Bildung einer Koagulationsdetektionsflüssigkeit enthält und welches eine Koagulationsdetektionszone aufweist, in die die Koagulationsdetektionsflüssigkeit zur messtechnischen Beobachtung einer messbaren Eigenschaft der Koagulationsdetektionsflüssigkeit aufgenommen wird, wobei sich die messbare Eigenschaft während der Koagulation ändert, und ein Instrument mit einem Halter zum Halten eines darin eingesetzten disposiblen Testelementes und mit einer Mess- und Auswerteelektronik, die dazu ausgebildet ist, ein Signal zu detektieren, welches der messbaren Eigenschaft der Koagulationsdetektionsflüssigkeit entspricht und die eine Zeitmesselektronik einschließt, um eine Koagulationszeit bis zum Auftreten der Änderung der messbaren Eigenschaft zu messen und daraus den gewünschten Koagulationsparameter abzuleiten, umfasst, wobei die Koagulationszeit der Koagulationsdetektionsflüssigkeit bei einer Nicht-Standard-Temperatur gemessen wird, welche sich von einer Standard-Temperatur des betreffenden Koagulationsparameters unterscheidet, die Nicht-Standard-Temperatur mittels einer Temperaturmesseinrichtung gemessen wird, das Instrument einen nichtflüchtigen Speicher aufweist, welcher Daten enthält, die eine mathematische Beziehung zwischen der Koagulationszeit und der Temperatur definieren, welche Beziehung unabhängig von dem individuellen Patienten ist, dessen Blut untersucht wird, und der Koagulationsparameter für die Standard-Temperatur aus der Koagulationszeit, die bei der Nicht-Standard-Temperatur gemessen wurde, unter Verwendung der mathematischen Beziehung berechnet wird.
Bekannte Systeme zur Bestimmung von Koagulationsparametern weisen im allgemeinen irgendeine Form einer Thermostatisierungseinrichtung auf, die dazu ausgebildet ist, während der Koagulationsmessung eine definierte Standard-Temperatur, gewöhnlich 37°C, zu gewährleisten. Hierzu ist ein elektrischer Heizer und ein elektronisches Temperaturkontrollsystem erforderlich. Auf der Grundlage der vorliegenden Erfindung ist eine solche Thermostatisierungseinrichtung nicht notwendig. Vielmehr kann die Koagulationsmessung bei einer ohne weiteres gegebenen Temperatur (z.B. Raumtemperatur) durchgeführt werden. Dennoch können genaue Werte eines gewünschten Koagulationsparameters bestimmt werden, welche direkt mit denjenigen Werten vergleichbar sind, die bei der Standard-Temperatur gemessen werden. Hieraus resultiert eine Mehrzahl von Vorteilen:

– Bei kleinen tragbaren batteriebetriebenen Koagulationsinstrumenten verursacht das Heizsystem hohe Kosten und es verbraucht mehr Batterieenergie als alle anderen Komponenten zusammen. Das Volumen, das Gewicht und die Kosten des Gerätes können erheblich vermindert werden, wenn kein Heizsystem notwendig ist und eine kleinere Batterie verwendet werden kann.
– Um eine exakte Regelung der gewünschten Standard-Temperatur sicherzustellen, haben die Testelemente bekannter trockenchemischer Systeme oft eine lange Kapillare, durch die die Probenflüssigkeit von dem Probenaufgabepunkt (außerhalb des Instrumentes) in das Innere des Instrumentes transportiert wird, wo die Thermostatisierungseinrichtung lokalisiert ist. Wenn keine derartig lange Kapillare notwendig ist, kann das Probenvolumen reduziert werden.
– Die bei bekannten Systemen notwendige Aufwärmzeit wird beseitigt oder reduziert. Dadurch ist die Benutzung des Systems einfacher, insbesondere im Bereich des Homemonitoring oder bei POC-Anwendungen.
– Zur INR-Kalibration muss im allgemeinen eine manuelle Technik verwendet werden. Daraus resultieren Schwierigkeiten bei der Kontrolle der Standard-Temperatur (37° C). Messfehler aufgrund von Temperaturabweichungen können vermindert werden, wenn die erwähnte Technik bei Raumtemperatur ausgeführt werden kann.

Während der experimentellen Arbeiten, aus denen die Erfindung hervorgegangen ist, wurde festgestellt, dass die Änderung von Koagulationszeitparametern gegen die Zeit durch eine funktionale Beziehung beschrieben werden kann, die für ein bestimmtes Instrument und ein bestimmtes Reagenzsystem spezifisch, aber überraschenderweise unabhängig von der jeweiligen Probe, ist. Deswegen beschreibt die gleiche funktionale Beziehung f(T) (die zum Beispiel eine lineare Funktion oder eine Polynomfunktion sein kann) die Temperaturabhängigkeit unabhängig davon, wessen Blut untersucht wird. Nimmt man PT als Beispiel, so kann dies mathematisch folgendermaßen ausgedrückt werden: PT37 = f(T) * PTT (1) wobei

PT³⁷:: PT-Wert für die Standard-Temperatur von 37° C
PT^T:: PT-Wert für eine (niedrigere) Nicht-Standard-Temperatur.

Im allgemeinen ist es auf dem Gebiet der klinischen Chemie nicht ungewöhnlich, eine Temperaturkorrekturrechnung durchzuführen, wenn ein Test temperaturabhängig ist und die tatsächliche Testtemperatur sich von einer gewünschten Standard-Testtemperatur unterscheidet. Beispielsweise sind Tests zur Bestimmung der Konzentration von Glucose in Blut temperaturabhängig und es wurde vorgeschlagen, durch Temperaturschwankungen verursachte Fehler mittels einer geeigneten Korrekturrechnung zu eliminieren (siehe z. B. US-Patente 5,405,511 und 5,972,715 ).
Die Detektion der Koagulation unterscheidet sich jedoch fundamental von der Detektion der Konzentration eines Analyten, wie beispielsweise Glucose. Die Temperaturabhängikeit von Glucose-Tests wird von Einflussfaktoren verursacht, die von der jeweils untersuchten Probe unabhängig sind. Insbesondere hängt die enzymatische Reaktion, auf der der Test basiert, von der Temperatur ab. Ein Koagulations-Test unterscheidet sich insofern grundlegend, als er im Wesentlichen ein Experimentalmodell des natürlichen Koagulationsprozesses darstellt, der – wie bestens bekannt ist – eine hochkomplizierte Reaktion von mehr als zehn Faktoren und Enzymen im Blut des jeweiligen Patienten umfasst. Die Tatsache, dass das Koagulationsverhalten von Blut für jedes Individuum verschieden ist, wird auch dadurch deutlich, dass die Dosierung eines entsprechenden Medikamentes (z. B. Heparin oder Markumar) individuell angepasst werden muss.
Deswegen hängt im Falle von Koagulationstests die Messgröße, die bestimmt werden muss, von der speziellen individuellen Probe ab, d. h. von dem Individuum, dessen Blut getestet wird und von dem Status seines Koagulationssystems. Hinsichtlich der Temperaturabhängigkeit musste das Gleiche angenommen werden. Deswegen war nicht zu erwarten, dass eine universelle f(T) – Kurve erzeugt werden könnte, indem man das Blut einer begrenzten Anzahl von Patienten bei verschiedenen Temperaturen mit dem gleichen Testsystem (gleichen Instrumententyp und gleichen Reagenzsystem, vorzugsweise aus der gleichen Produktionscharge) untersucht, und dass eine solche Kurve die Berechnung von PT³⁷ aus PT^T-Werten erlaubt, die bei einer Nicht-Standard-Temperatur für andere Patienten bestimmt wurden, die ein ganz verschiedenes Blut haben.
Gemäß dem Stand der Technik wurden PT und APTT Tests im allgemeinen nicht bei Temperaturen außerhalb des Standardbereiches bei etwa 37° C bestimmt. Eine Ausnahme wird in folgender Publikation beschrieben:

A. Uldall: "Prothrombin time standardization and temperature Problems", Clinica Chimica Acta, 1980, 39-44.

Diese Publikation bezieht sich auf PT-Tests, die in einem Glasrohr ausgeführt werden, das in ein Wasserbad eingetaucht wird, um eine exakte Kontrolle der Temperatur zu ermöglichen. Der Autor bezieht sich auf Probleme, die durch Abweichungen von der Standard-Temperatur bei 37° C verursacht werden, beispielsweise für den Fall, dass das Glasrohr nicht ausreichend tief eingetaucht ist, und durch die Tatsache, dass das Rohr wiederholt aus dem Wasserbad herausgezogen werden muss, um den Koagulationsstatus zu prüfen. Um diese Probleme zu vermindern werden Überlegungen hinsichtlich einer Verminderung der allgemein akzeptierten Standard-Temperatur von 37° C auf 30° C angestellt.
Das US-Patent 5,031,619 bezieht sich auf einen Blutungszeit-Test. Bei derartigen Tests wird in der Haut eines Patienten ein Schnitt mit vorherbestimmten Dimensionen erzeugt und gemessen, wieviel Zeit von dem Zeitpunkt, zu dem die Blutung durch den Schnitt beginnt bis zu dem Zeitpunkt, zu dem die Gerinnung eintritt, verstreicht. Derartige Blutungszeit-Messungen werden als Screening-Tests zur Evaluierung der haemostatischen Angemessenheit (hemostatic adequacy) von Blutplättchen verwendet, wobei diese von der Anzahl der Blutplättchen und von deren Funktion abhängt. Es handelt sich um einen qualitativen (bestenfalls halbquantitativen) Test zum Screening auf bestimmte Krankheitsbilder (z. B. Glanzmanns Thrombasthenie). Das Patent bezieht sich auf die bereits vorher bekannte Tatsache, dass das Maß des Auftretens der Blutung nach außen im Wesentlichen proportional zu der Temperatur der Haut des Patienten ist. Es wird vorgeschlagen, einen festen Faktor von 0,05 pro Grad zu verwenden, um Variationen der Temperatur des Messsubjekts auszugleichen.
Das weiter oben erwähnte US-Patent 5,580,744 beschreibt eine große Anzahl von Experimenten, die alle bei einer konstanten Standard-Temperatur durchgeführt werden. Als theoretische Alternative wird die Möglichkeit erwähnt, Koagulationsdetektionsreaktionen bei einer abweichenden Temperatur, wie beispielsweise Raumtemperatur, durchzuführen. Es wird eine Gleichung für eine mögliche Korrekturrechnung angegeben. Das Patent enthält jedoch keine Erklärung, wie dies in der Praxis durchgeführt werden könnte. Über die Probleme, die durch die Tatsache verursacht werden, dass der Koagulationspfad für jedes Individuum verschieden ist, wird nichts ausgesagt. Offenbar hat sich der Autor nicht mit dieser Frage befasst, weil sein System spezifisch dazu ausgebildet war, von einer einzigen Person verwendet zu werden.
Die Erfindung wird nachfolgend unter Bezugnahme auf die Zeichnungen näher erläutert. Darin zeigen
1 einen Querschnitt durch ein Koagulationstestsystem, wobei ein Testelement in ein Auswerteinstrument eingesetzt ist;
2 eine schematische Konstruktionsdarstellung eines bevorzugten erfindungsgemäßen Systems;
3 eine vergrößerte Ansicht eines Element-Temperatursensors gemäß 2;
4 eine graphische Darstellung des Verhältnisses PT³⁷/PT^T gegen T[°C]/37 für eine Serie von Experimenten, die im Zusammenhang mit der Erfindung durchgeführt wurden;
5 eine graphische Darstellung von experimentellen Ergebnissen, die die Erfindung mit einer konventionellen Bestimmung von INR-Werten vergleichen;
6 bis 10 Ergebnisse entsprechend 4 für andere Koagulationsparameter-Tests.
1 ist eine schematische Querschnittsdarstellung eines Koagulationstestsystems, welches ein Auswerteinstrument 1 und ein disposibles Testelement 2 umfasst. Das Testelement hat eine Probenzuführungsöffnung 3, einen Kapillarkanal 4 und einen Raum 5, der als Reaktionskammer dient, sowie eine Koagulationsdetektionszone 6. Der Kanal 4 ist sehr kurz und kann sogar weggelassen werden, weil bei einem erfindungsgemäßen System die Detektionszone 6 nicht thermostatisiert werden muss und weil sie, wenn das Testelement 2 in einen Halter 8 des Instruments 1 eingesetzt ist, vorzugsweise außerhalb des Gehäuses des Instrumentes in der Nähe der Probenzuführungsöffnung 3 lokalisiert ist.
Um bei aus dem Stand der Technik bekannten Vorrichtungen eine leichte Zuführung der Probe zu erreichen, war es notwendig, dass die Probenzuführungsöffnung außerhalb des Instrumentes ist, während die Thermostatisierung es erfordert, dass sich die Koagulationsdetektionszone des Testelementes innerhalb des Gehäuses des Instrumentes befindet. Die Probe wurde über einen langen Kapillarkanal von der Probenzuführungsöffnung zu der Koagulationsdetektionszone transportiert. Dies wiederum erforderte ein großes Probenvolumen, nicht nur wegen der Länge des Weges sondern auch, weil eine ausreichend große Querschnittsfläche des Kapillarkanals zur Verfügung stehen musste, um eine angemessene Geschwindigkeit des Flüssigkeitstransportes sicherzustellen. Im Gegensatz dazu ermöglicht die Erfindung, einen sehr kurzen Transportweg (von vorzugsweise weniger als 1 cm oder sogar weniger als 0,5 cm) und ein extrem kleines Probenvolumen (vorzugsweise weniger als 5 μl, besonders bevorzugt weniger als 2 μl).
Der Raum 5 nimmt die Koagulationsdetektionsflüssigkeit auf, die durch Mischung einer auf das Probenzuführungsfeld 3 aufgegebenen Probe und eines (nicht dargestellten) Reagenzsystems gebildet wird. Die Detektion der Koagulation findet in der Koagulationsdetektionszone 6 statt, indem man eine Änderung einer in Beziehung zu der Koagulation stehenden Messgröße an einer darin enthaltenen Flüssigkeit detektiert. Die dabei resultierenden Signale werden über Leitungen 9 an eine Mess- und Auswerteeinheit 13 übertragen, die den Betrieb des Instrumentes kontrolliert. Die Detektion der Koagulation kann mit irgendeiner aus dem Stand der Technik bekannten Methode erfolgen, insbesondere mit optischen oder elektrochemischen Mitteln, siehe z. B. das US-Patent 5,789,664 und die WO 01/11356 . Einzelheiten einer bevorzugten Ausführungsform werden weiter unten beschrieben.
Das erfindungsgemäße System weist eine Temperaturmesseinrichtung 7 auf, die dazu eingerichtet ist, die Temperatur der Koagulationsdetektionszone 6 zu messen. In das Testelement 2 ist ein Temperaturmesssensor, insbesondere ein Thermistor, als Element-Temperatursensor 14 integriert. Er ist über Steckkontakte mit der Elektronik des Instrumentes verbunden. Zusätzlich kann ein instrument-Temperatursensor 15 vorgesehen sein, der in einer später beschriebenen Art und Weise verwendet wird.
Das Testelement 2 trägt in einem Informationsfeld 10 Informationen bezüglich des Testtyps und der Reagenzcharge, die mittels eines Elementinformationenlesers 11 evaluiert werden. Das dabei detektierte Informationssignal wird über (nicht dargestellte) Leitungen an die Mess- und Auswerteeinheit 13 übertragen. Das Informationsfeld 10 und der Informationsleser 11 sind nur schematisch dargestellt. Als bevorzugtes Beispiel können ein Barcode und ein entsprechender Barcodedetektor verwendet werden.
In einem ROM-Baustein-Halter 17 sitzt auswechselbar ein ROM-Baustein 16. Er ist mit der zentralen Mess- und Auswerteeinheit 13 so verbunden, dass ein Datenaustausch möglich ist. Er enthält einen Speicher 18, in dem Daten gespeichert sind, die für die Evaluierung des Tests erforderlich sind. Diese Daten können von der Herstellungscharge des Testelementes abhängig sein. Vorzugsweise enthält das Informationsfeld 10 Identifikationsdaten, die für die Herstellungscharge des betreffenden Testelementes spezifisch sind. Diese Information wird von dem Informationsleser 11 gelesen und mit einer Chargenidentifikation verglichen, die in dem ROM-Baustein 16 abgespeichert ist. Dadurch wird sichergestellt, dass der ROM-Baustein, der in das Instrument eingesetzt ist, mit der Herstellungscharge des Testelementes 2 korrespondiert.
Der Speicher 18 des ROM-Bausteins 16 enthält auch Daten, die eine mathematische Beziehung zwischen der Koagulationszeit und der Temperatur beschreiben und die benutzt werden, um den gewünschten Koagulationsparameter für eine Standard-Temperatur aus einer Koagulationszeit zu bestimmen, die bei einer Nicht-Standard-Temperatur gemessen wurde. Alternativ können diese Daten auch in einem permanenten Speicher des Instrumentes 1 enthalten sein.
Die zentrale Mess- und Auswerteeinheit 13 kann als konventionelle elektronische Schaltung mit einem ASIC 20 und einer Leiterplatte 21 ausgebildet sein. Sie schließt einen programmierbaren Mikropozessor ein, um die Instrumentenfunktionen zu kontrollieren und die erforderlichen Berechnungen durchzuführen. Insbesondere kombiniert sie die Signalinformationen, die von der Koagulationsdetektionseinrichtung 6, der Elementinformationseinrichtung 11, dem nicht flüchtigen Speicher 18 und der Temperaturmesseinheit 7 empfangen werden, um aus diesen Daten den gewünschten Koagulationsparameter zu bestimmen. Dieses Ergebnis wird an ein (nicht dargestelltes) Display des Instrumentes 1 übertragen. Die erforderliche elektrische Energie für den Betrieb des Instrumentes wird von einer Batterie 22 zur Verfügung gestellt.
Die meisten Teile des in 1 dargestellten Systems sind konventionell und es müssen keine weitere Details beschrieben werden. Abweichend von dem Stand der Technik muss das Instrument 1 jedoch nicht mit einem Thermostatisierungssystem ausgestattet sein, das einen Heizer und eine elektrische Heizregelung enthält. Vielmehr verwendet es eine Temperaturmesseinrichtung 7 zur (direkten oder indirekten) Messung der Temperatur der Koagulationsdetektionsflüssigkeit in dem Koagulations detektionsbereich und die in dem Speicher 18 abgespeicherte mathematische Beziehung zur Berechnung des Koagulationsparameters für die Standard-Temperatur.
Während der experimentellen Auswertung der Erfindung konnte überzeugend gezeigt werden, dass die Messung der Temperatur in der Nachbarschaft des Raumes, in dem die Koagulationsdetektionsflüssigkeit enthalten ist, ausreicht, um eine genaue Berechnung eines gewünschten Standard-Koagulationsparameters (wie er bei einer kontrollierten Temperatur von ungefähr 37° C gemessen worden wäre) aus Messungen zu bestimmen, die bei einer abweichenden (in der Regel wesentlich niedrigeren) Temperatur bestimmt wurden, wobei eine mathematische Beziehung verwendet wird, die unabhängig von der jeweiligen Probe ist und die deshalb in einem nichtflüchtigen Speicher des Instrumentes gespeichert und wiederholt für eine Mehrzahl unterschiedlicher Individuuen (Patienten) verwendet werden kann. Die Mess- und Auswerteeinheit 13 ist dazu ausgebildet, die notwendigen Berechnungen durchzuführen.
Die 2 und 3 zeigen wichtige Gestaltungsmerkmale einer bevorzugten Ausführungsform eines Koagulationstestsystems, teilweise in einer Aufsicht, die ein bevorzugtes Layout von Testschichten zeigt, und teilweise als Blockdiagramm der Elektronik. Diese bevorzugte Ausgestaltung ist vor allem durch zwei Aspekte gekennzeichnet:

– Die Koagulationsdetektion wird mittels einer Anordnung von Reagenzien und Elektroden durchgeführt, wie sie im oberen Teil der 2 dargestellt ist.
– Die notwendige genaue Messung der Temperatur der Koagulationsdetektionszone wird erreicht durch die kombinierte Benutzung eines Element-Temperatursensors 14, der in das Testelement integriert ist und eines Instrument-Temperatursensors 15, der an dem Instrument (relativ weit entfernt von der Koagulationsdetektionszone 6) lokalisiert ist.

Diese beiden Aspekte können kombiniert werden. In diesem Fall hat das Testelement vorzugsweise zwei Schichten elektrischer Leitungen, wie beispielsweise die Schichten A und B, die in 2 dargestellt sind. Derartige Schichten können mit bekannten Verfahren auf eine nicht leitende (aus Kunststoff bestehende) Trägerfolie aufgebracht und durch eine isolierende Schicht getrennt werden. Der elektrische Kontakt zwischen der Elektrodenanordnung, die durch die Leitungen der Schichten gebildet werden, und dem Instrument wird durch Elementkontaktfelder 25 beziehungsweise 26 sichergestellt, die einen elektrischen Kontakt mit entsprechenden Instrumentenkontakten 27 (1) herstellen. Um einen Transport von Probenflüssigkeit von einer Probenzuführungsöffnung 3 zu einer Koagulationsdetektionszone 6 zu ermöglichen, ist ein Kapillarkanal 4 über der Schicht A vorgesehen. Alle diese Gestaltungselemente können mit bekannten Mitteln realisiert werden, sodass diesbezüglich keine weitere Beschreibung notwendig ist.
Die in 2 dargestellte Elektrodenanordnung A umfasst fünf Elektroden, nämlich eine erste Gegenelektrode 30, eine Tropfendetektionselektrode 31, eine Arbeitselektrode 32, eine zweite Gegenelektrode 33 mit zwei die Arbeitselektrode 32 umschließenden Fingern 34 und eine steigbügelförmige Fülldetektionselektrode 35. Die Elektrodenstruktur kann beispielsweise mittels einer Laserablationstechnik aus Goldschichten von ungefähr 50 μm Dicke hergestellt werden.
Die Gegenelektrode 30 ist nahe der Füllöffnung 3 lokalisiert und von einer Referenzreagenzschicht 37 bedeckt, welche beispielsweise Ag/AgCl enthält. Die Arbeitselektrode 32 und die zweite Gegenelektrode 2 sind von einem Koagulationsdetektionsreagenz 38 bedeckt, das das zum Start der Reaktionen des Koagulationspfads notwendige Reagenzsystem enthält. Die Reagenzschicht 38 enthält gegebenenfalls auch Reagenzien, die zur Detektion der geeigneten messbaren Eigenschaft geeignet sind, insbesondere, in dem bevorzugten Fall einer enzymatischen Detektion der Koagulation, ein Substrat des betreffenden Enzyms, zum Beispiel das Substrat Elektroym TH des Enzyms Thrombin.
Ein mit dem in 2 dargestellten System durchgeführtes Testprotokoll kann die folgenden Schritte enthalten:

– Das Instrument wird automatisch dadurch eingeschaltet, dass ein Testelement eingeführt wird, und die üblichen Betriebs-Checks werden durchgeführt.
– Wenn ein Probentropfen der Probenöffnung 3 des Kapillarkanals 4 zugeführt wird und die Flüssigkeit die erste Gegenelektrode 30 und die Tropfendetektionselektrode 31 überbrückt, kann dies detektiert werden, indem man ein geeignetes AC-Potential an diese Elektroden anlegt und einen scharfen Abfall der Impedanz detektiert, wenn beide Elektroden von der Flüssigkeit kontaktiert werden.
– Wenn die Blutprobe (durch Kapillarwirkung) weiter in den Kapillarkanal 4 gezogen wird, kann ihre Ankunft an der Arbeitselektrode 32 und der zweiten Gegenelektrode 34 wieder detektiert werden, indem man einen geeignetes AC-Potential an diese Elektroden anlegt. Die Benetzung der Arbeitselektrode 32 ist auch ein geeigneter Startpunkt für die Messung der Koagulationszeit, weil sie mit dem Zeitpunkt der Auflösung der Reagenzschicht 38 und deswegen mit dem Start der Koagulationsreaktionssequenz übereinstimmt.
– Die vollständige Füllung der Kapillare 4 wird dadurch detektiert, dass ein Strom zwischen der Fülldetektionselektrode 34 und der zweiten Gegenelektrode 33 fließt.
– Mit elektrochemischen Mitteln wird eine enzymatische Aktivität als messbare Eigenschaft der Koagulationsdetektionsflüssigkeit detektiert. Zu diesem Zweck wird nach vollständiger Füllung einer Kapillare 4 ein geeignetes konstantes DC-Potential, bezüglich der ersten Gegenelektrode 30, an die Arbeitselektrode 32 angelegt. Danach werden in geeigneten zeitlichen Abständen (z. B. 0,1 Sekunden) Strommessungen durchgeführt. Wenn am Ende des Koagulationspfades das Enzym Thrombin gebildet wird, trennt es eine elektrochemische aktive Gruppe von dem in der Reagenzschicht 38 enthaltenen Substrat ab. Dadurch wird ein Anstieg des Stroms verursacht, der für die Enzymbildung charakteristisch ist. Diese Änderung definiert das Ende der Koagulationszeit, das dazu verwendet wird, den gewünschten Koagulationsionsparameter auf bekannte Weise zu ermitteln.

Die in 2 dargestellte Schicht B ist ein Beispiel für elektrische Leitungen, die als Element-Temperatursensor 14 geignet sind. Sein temperaturempfindlicher Bereich 40 ist durch das Gebiet definiert, indem ein sehr dünner und schmaler elektrischer Thermistor-Leiter, typischerweise in meandrierender Form, verläuft, wie diese in 3 detaillierter dargestellt ist. Der Leiter 41 kann aus einem typischen Thermistormaterial mit einer großen Abhängigkeit des elektrischen Widerstandes vor der Temperatur bestehen. Es können sich jedoch auch Materialien eignen, die für die Testelementherstellung eher gebräuchlich sind. Hierzu gehört eine Goldschicht von hinreichend kleiner Dicke (weniger als 100 μm), die sich als geeignet erwiesen hat.
Der Widerstand des Thermistor-Leiters 41 wird mittels einer Vierpol-Anordnung gemessen, wobei zwei Anschlüsse 42, 43 benutzt werden, um einen konstanten Strom in den Thermistor-Leiter 41 einzuschweißen und zwei getrennte Anschlüsse 44, 45 benutzt werden, um den Widerstand stromlos zu messen.
Im Betrieb des Systems wir das von dem Element-Temperatursensor 14 erzeugte Temperatursignal in Kombination mit dem von dem Instrument-Temperatursensor 15 erzeugten Signal benutzt, um einen verlässlichen Temperaturwert mit hoher Genauigkeit zu bestimmen, der zur Berechnung des Koagulationsparameters für eine Standard-Temperatur aus einer bei einer Nicht-Standard-Temperatur durchgeführten Messung verwendet werden kann:

– Der Element-Temperatursensor wird nur benutzt, um Informationen über Temperaturänderungen in enger Nachbarschaft der Koagulationsdetektionszone 6 zu bestimmen. Deshalb ist es nicht notwendig, dass dieser Sensor und die Temperaturmesselektronik 46 (die ein Teil der Mess- und Auswerteelektronik 13 ist) Temperaturmessungen in absoluten Einheiten ermöglichen.
– Der Instrument-Temperatursensor 15 wird benutzt, um Temperaturinformationen relativ zu der Standard-Temperatur zu liefern. Diese Temperaturinformation muss in dem Sinn absolut sein, dass die gemessene Differenz im Vergleich zu der Standard-Temperatur (mit einem hohen Grad von Genauigkeit) für alle Instrumente die Gleiche ist, wobei dies eine notwendige Anforderung zur Verwendung der gleichen mathematischen Beziehung der Koagulationszeit gegen die Temperatur bei der Temperaturumrechnung für alle Instrumente ist.

Bei der praktischen Benutzung wird nach dem Einsetzen eines Testelementes 2 in das Instrument 1 die Temperatur des Element-Temperatursensors 14 laufend überwacht, um eine Information über die Änderung der Elementtemperatur gegenüber der Zeit, mit anderen Worten eine Information über die Geschwindigkeit, mit der sich die Element-Temperatur ändert, zu gewinnen. Nur wenn diese Änderungsgeschwindigkeit unterhalb eines akzeptablen Wert fällt (mit anderen Worten, nur wenn die Temperatur des Elementes 2 hinreichend konstant ist), wird ein Signal erzeugt, gemäß dem ein Probentropfen dem Testelement zugeführt werden soll, um eine Bestimmung eines Koagulationsparameters durchzuführen. Wenn diese Bedingung erfüllt ist, wird der Temperaturwert des Instrument-Temperatursensors 15 als "wahre" Temperatur für die Umrechnung verwendet.
Vorzugsweise wird nicht nur die Temperaturänderung des Element-Temperatursensors 14 sondern auch die Temperaturänderung des Instrument-Temperatursensors 15 überwacht. Noch bessere Resultate kann man erreichen, wenn eine Koagulationsbestimmung nur stattfindet, falls die Änderungsgeschwindigkeit beider Temperatursensoren unterhalb eines geeigneten Grenzwertes (der für beide Sensoren verschieden sein kann) liegt, wobei dies eine sehr konstante Umgebungstemperatur anzeigt.
Bei der experimentellen Erprobung der Erfindung hat sich gezeigt, dass auf diese Weise eine Temperaturmessung möglich ist, die selbst den extrem hohen Anforderungen von Koagulationstests gerecht wird. Gleichzeitig kann der Element-Temperatursensor auf relativ kostengünstige Weise in das disposible Testelement integriert werden, weil er keine absoluten Temperaturwerte liefern muss. Der Instrument-Temperatursensor muss nicht innerhalb des Instrumentes lokalisiert sein. Vielmehr kann es sogar vorteilhaft sein, den Sensor 15 außerhalb des Instrumentes in einer Position anzuordnen, in der die Umgebungstemperatur gemessen wird.
4 zeigt experimentelle Ergebnisse, die folgendermaßen erzeugt wurden:

– Es wurden Proben von 27 verschiedenen Patienten und vier Standardflüssigkeiten ("Normale") genommen und jeweils in mehrere Aliquots aufgeteilt.
– Für jede Probe wurden vier Messungen von PT^T-Werten bei vier Nicht-Standard-Temperaturen zwischen 16° und 32° C (unter Verwendung von vier Aliquots) durchgeführt. Diese Messungen wurden mit einem von der Anmelderin hergestellten CoaguCheck®S Instrument durchgeführt, welches insofern modifiziert worden war, als sein Thermostatisierungssystem außer Betrieb gesetzt war. Eine Variation der Temperatur wurde dadurch erzeugt, dass das Instrument in eine Temperierungskammer gelegt wurde.
– Um die Präzision zu erhöhen und die Datenbasis dieser Messungen zu verbreitern wurden die Messungen mit vier verschiedenen Instrumenten durchgeführt.
– Gleichzeitig wurde für jede Probe PT³⁷ unter Verwendung eines konventionellen CoaguCheck^®S Systems mit Thermostatisierung bestimmt.

Aus den resultierenden Messwerten wurden PT-Verhältnisse Y=PT³⁷/PT^T berechnet. Diese PT-Verhältnisse sind in 2 relativ zu einem Temperaturverhältnis X dargestellt, welches berechnet wurde durch Division der jeweiligen Messtemperatur T (in °C) durch 37.
4 zeigt, dass alle Daten sehr dicht bei einer Kurve Y=f(X) liegen, die daraus mittels Regressionsanalyse bestimmt wurde. Im dargestellten Fall ist die Kurve ein Polynom zweiter Ordnung, wie in 4 dargestellt. Dies beweist die überraschende Tatsache, dass die Temperaturabhängigkeit mit einer einzigen funktionalen Beziehung beschrieben werden kann, welche unabhängig von der Quelle der benutzten Proben ist.
Hinsichtlich der Temperaturen war es vorteilhaft, während der praktischen Experimente Temperaturrelationen (wie dargestellt, statt der absoluten Temperaturen) zu verwenden. Offensichtlich kann Y=f(X) leicht transformiert werden in Y=PT³⁷/PT^T=f (T). Außerdem kann leicht eine Gleichung zur Berechnung von PT³⁷ gefunden werden, indem man diese Gleichung nach PT³⁷ auflöst: PT37 = f(T)·PTT
5 zeigt einen Vergleich von INR-Werten, die erfindungsgemäß bestimmt wurden (bezeichnet als INR_INV) mit entsprechenden Daten, die mit einer Referenzmethode bestimmt wurden (INR_CKS). Die INR-Werte werden berechnet, indem man ein Verhältnis zwischen PT und einem Median Normal PT (MNPT) bildet, wie dies aus dem Stand der Technik gut bekannt ist. Die Zeichnung zeigt, dass die mit beiden Methoden ermittelten Ergebnisse sehr gut übereinstimmen, wobei die mittlere relative Abweichung (Mean Relative Deviation, MRD) 3,74% beträgt. Dabei ist zu berücksichtigen, dass die Werte von INR_INV bei Umgebungstemperaturen zwischen ungefähr 16°C und 32°C bestimmt wurden, während die Referenzwerte INR_CKS bei der Standard-Temperatur von 37°C ermittelt wurden.
Die 6 bis 10 zeigen Ergebnisse von Experimenten, die mit einer geringeren Anzahl von Proben, aber mehreren verschiedenen Methoden durchgeführt wurden. Jeweils ist ein Verhältnis zwischen einem Koagulationsparameter bei einer Standard-Temperatur und demselben Parameter bei der jeweiligen Nicht-Standard-Temperatur (Bezeichnung Y für PT-Relationen, Z für INR-Relationen und V für APTT-Relationen) aufgetragen gegen die Temperaturrelation X. Die einzelnen Zeichnungen basieren auf Experimenten, bei denen die folgenden Koagulationstestsysteme verwendet wurden:
6: CoaguCheck^® S Low ISI PT Streifen. Diese Tests verwenden trockenes Low ISI Thromboplastin, welches aus menschlichem rekombinantem Gewebefaktor abgeleitet wurde, wobei nicht-antikoaguliertes frisches venöses oder Kapillarblut erforderlich ist. Die Proben wurden von Patienten gewonnen, die mit einem oralen Antikoagulanz behandelt wurden.
7: CoaguCheck^® S Low Volume PT Streifen. Diese Streifen enthalten High ISI Thromboplastin, welches aus Kaninchenhirnen gewonnen wurde, wobei nicht-antikoaguliertes frisches venöses Blut oder Kapillarblut erforderlich ist.
8: Amelung 4 Channel Lab Analyzer mit Low ISI Lab Reagenz. Dieses Reagenz enthält Ortho Recombiplastin PT, welches aus menschlichem rekombinantem Gewebefaktor gewonnen wurde, wobei zitriertes Plasma notwendig ist.
9: Amelung 4 Channel Lab Analyzer mit High ISI Lab Reagenz. Dieses Reagenz enthält Dade C Plus PT, gewonnen aus Kaninchenhirnen, wobei zitriertes Plasma notwendig ist.
10: Amelung 4 Channel Lab Analyzer mit Ortho Auto APTT Lab Reagenz, wobei zitriertes Plasma erforderlich ist.
In allen Fällen können die resultierenden Daten für alle Proben mit einer einzigen funktionalen Beziehung beschrieben werden, wie die Figuren zeigen. Die Erfindung ist demgemäß für verschiedene Typen von Koagulationstests anwendbar, zu denen sowohl "trockenchemische" als auch "nasschemische" Tests gehören.

Claims

System zur Bestimmung eines Koagulationsparameters in Blut- oder Plasmaproben von Patienten, umfassend ein disposibles Testelement (2), welches ein Reagenzsystem (38) zur Mischung mit der Probe unter Bildung einer Koagulationsdetektionsflüssigkeit enthält und welches eine Koagulationsdetektionszone (5) aufweist, in die die Koagulationsdetektionsflüssigkeit zur messtechnischen Beobachtung einer messbaren Eigenschaft der Koagulationsdetektionsflüssigkeit aufgenommen wird, wobei sich die messbare Eigenschaft während der Koagulation ändert, und ein Instrument (1) mit einem Halter (8) zum Halten eines darin eingesetzten disposiblen Testelementes (2) und mit einer Mess- und Auswerteelektronik (13), die dazu ausgebildet ist, ein Signal zu detektieren, welches der messbaren Eigenschaft der Koagulationsdetektionsflüssigkeit entspricht und die eine Zeitmesselektronik einschließt, um eine Koagulationszeit bis zum Auftreten der Änderung der messbaren Eigenschaft zu messen und daraus den gewünschten Koagulationsparameter abzuleiten, dadurch gekennzeichnet, dass das System dazu ausgebildet ist, die Koagulationszeit der Koagulationsdetektionsflüssigkeit bei einer Nicht-Standard-Temperatur zu messen, welche sich von einer Standard-Temperatur des betreffenden Koagulationsparameters unterscheidet und das System eine Temperaturmesseinrichtung (7) zur Messung der Nicht-Standard-Temperatur aufweist, das Instrument (1) einen nichtflüchtigen Speicher (18) aufweist, welcher Daten enthält, die eine mathematische Beziehung zwischen der Koagulationszeit und der Temperatur definieren, welche Beziehung unabhängig von dem individuellen Patienten ist, dessen Blut untersucht wird, und das System dazu ausgebildet ist, den Koagulationsparameter für die Standard-Temperatur aus der Koagulationszeit, die bei der Nicht-Standard-Temperatur gemessen wurde, unter Verwendung der mathematischen Beziehung zu berechnen.
System nach Anspruch 1, bei welchem das Instrument keine Einrichtung zur Thermostatisierung des Testelements mit der darin enthaltenen Koagulationsdetektionsflüssigkeit aufweist, so dass die Temperatur des Testelementes und der Koagulationsdetektionsflüssigkeit von der Temperatur der Umgebung abhängt, in der die Messung durchgeführt wird.
System nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass das Instrument batteriebetrieben ist.
System nach einem der vorhergehenden Ansprüche, bei welchem das disposible Testelement einen integrierten Element-Temperatursensor (14) aufweist, das Instrument einen Instrument-Temperatursensor (15) aufweist, die Mess- und Auswerteelektronik (13) dazu ausgebildet ist, – aus dem Signal des Instrument-Temperatursensors (15) einen Temperaturwert relativ zu der Standard-Temperatur abzuleiten und – aus dem Signal des Element-Temperatursensors (14) eine Information über die Geschwindigkeit der Änderung der Elementtemperatur gegen die Zeit abzuleiten, und – die Mess- und Auswerteelektronik (13) die mittels des Instrument-Temperatursensors ermittelte Temperatur nur dann zur Berechnung des Koagulationsparameters für die Standard-Temperatur aus der bei der Nicht-Standard-Temperatur gemessenen Koagulationszeit verwendet, wenn die Änderungsgeschwindigkeit der Elementtemperatur je Zeiteinheit geringer als ein diesbezüglicher Grenzwert ist.
System nach einem der vorhergehenden Ansprüche, bei welchem sich die Koagulationsdetektionszone (6) außerhalb des Gehäuses des Instrumentes befindet, wenn das Testelement (2) in den Halter eingesetzt ist.
System nach einem der vorhergehenden Ansprüche, bei welchem das Instrument (1) ein auswechselbares maschinenlesbares Datenspeicherelement, insbesondere einen ROM-Baustein (16), einschließt, wobei das auswechselbare Datenspeicherelement den Speicher (18) einschließt, welcher die Daten enthält, die die mathematische Beziehung zwischen der Koagulationszeit und der Temperatur definieren.
System nach Anspruch 6, bei welchem das Testelement einen maschinenlesbaren Code aufweist, welcher Identifikationsdaten enthält, die für die Herstellungscharge des Testelements (2) spezifisch sind und bei welchem das Instrument einen Leser (11) zum Lesen des maschinenlesbaren Identifikationscodes (10) aufweist, um mittels der Mess- und Auswerteelektronik (13) zu überprüfen, dass ein in das Instrument eingesetzter ROM-Baustein (16) mit der Herstellungscharge des Testelementes (2) korrespondiert.
System nach Anspruch 1, bei welchem die messbare Eigenschaft die Aktivität eines Enzyms ist, das an dem Koagulationspfad der Koagulationsdetektionsflüssigkeit teilnimmt.
System nach Anspruch 8, welches elektrochemische Mittel zur Detektion der Aktivität des Enzyms einschließt.
System nach Anspruch 1, bei welchem die gleiche mathematische Beziehung für alle mit dem Instrument durchgeführten Bestimmungen eines vorgegebenen Koagulationsparameters, unabhängig von der Reagenzcharge, verwendet wird.
System nach Anspruch 1, bei welchem die mathematische Beziehung dadurch bestimmt wird, dass man die Koagulationszeit für eine Mehrzahl von verschiedenen Proben bei verschiedenen Temperaturen bestimmt, wobei der gleiche Instrumententyp und der gleiche Reagenztyp verwendet werden.
Disposibles Testelement, welches als Bestandteil eines Systems nach einem der Ansprüche 1 bis 11 ausgebildet ist, wobei das Testelement ein Reagenzsystem (38) zur Mischung mit der Probe unter Bildung einer Koagulationsdetektionsflüssigkeit enthält und eine Koagulationsdetektionszone (5) aufweist, in die die Koagulationsdetektionsflüssigkeit zur messtechnischen Beobachtung einer messbaren Eigenschaft der Koagulationsdetektionsflüssigkeit aufgenommen wird, wobei sich die messbare Eigenschaft während der Koagulation ändert, dadurch gekennzeichnet, dass es einen Temperaturmesssensor (14), insbesondere einen Thermistor, aufweist, sowie Steckkontakte, die die Übertragung von Temperatursignalen des Temperatursensors an ein Instrument, in das er eingesetzt ist, ermöglichen.
Verfahren zur Bestimmung eines Koagulationsparameters in einer Blut- oder Plasmaprobe eines Patienten, bei welchem ein Reagenzsystem (38) in einem disposiblen Testelement (2) mit der Probe gemischt wird, um eine Koagulationsdetektionsflüssigkeit in einer Reaktionsdetektionszone (6) des Testelementes (2) zu bilden und eine messbare Eigenschaft der Koagulationsdetektions flüssigkeit messtechnisch beobachtet wird, wobei sich die messbare Eigenschaft während der Koagulation ändert, ein Signal, das mit der messbaren Eigenschaft der Koagulationsdetektionsflüssigkeit korrespondiert, detektiert wird und eine Zeit gemessen wird, die vergeht, bis die Änderung auftritt, um den gewünschten Koagulationsparameter daraus abzuleiten, dadurch gekennzeichnet, dass die Koagulationszeit bei einer Nicht-Standard-Temperatur der Koagulationsdetektionsflüssigkeit bestimmt wird, die sich von einer Standard-Temperatur für den betreffenden Koagulationsparameter unterscheidet, wobei die Nicht-Standard-Temperatur gemessen wird, Daten, die eine mathematische Beziehung zwischen der Koagulationszeit und der Temperatur definieren, aus einem nicht-flüchtigen Speicher (18) des Instrumentes (1) ausgelesen werden, wobei die Beziehung unabhängig von dem individuellen Patienten ist, dessen Blut untersucht wird, und der Koagulationsparameter für die Standard-Temperatur aus der bei einer Nicht-Standard-Temperatur gemessenen Koagulationszeit berechnet wird, wobei eine mathematische Beziehung zwischen der Koagulationszeit und der Temperatur verwendet wird, welche unabhängig von dem individuellen Patienten ist, dessen Blut untersucht wird.
Verfahren nach Anspruch 13, bei welchem die messbare Eigenschaft die Aktivität eines Enzyms ist, das an dem Koagulationspfad der Koagulationsdetektionsflüssigkeit teilnimmt.
Verfahren nach Anspruch 14, bei welchem die Aktivität des Enzyms mit elektrochemischen Mitteln detektiert wird.
Verfahren nach Anspruch 13, bei welchem die gleiche mathematische Beziehung für alle Bestimmungen eines gegebenen Koagulationsparameters verwendet wird, die mit dem Instrument durchgeführt werden, unabhängig von der Reagenzcharge.
Verfahren nach Anspruch 13, bei welchem die mathematische Beziehung dadurch bestimmt wird, dass man die Koagulationszeit für eine Mehrzahl von verschiedenen Proben bei verschiedenen Temperaturen bestimmt, wobei der gleiche Instrumententyp und der gleiche Reagenztyp verwendet wird.