Caratterizzazione dei parametri di coagulazione del sangue tramite

Rivista Italiana di Acustica
Vol. 38 (2014), N. 2, pp. 13-26
ISSN: 2385-2615
www.acustica-aia.it
CARATTERIZZAZIONE DEI PARAMETRI DI COAGULAZIONE DEL
SANGUE TRAMITE TRASDUTTORI AD ONDE ELASTICHE
TRASVERSALI
CHARACTERIZATION OF BLOOD CLOTTING PARAMETERS
THROUGH THICKNESS ACUSTIC SHEAR MODE RESONATORS
Gloria Mangone *
Dipartimento di scienze di base e applicate per l’ingegneria - Università di Roma ‘‘La
Sapienza’’
* Indirizzo dell’autore di riferimento – Corresponding author’s address:
Via Dante Alighieri 133 - 89900, Vibo Valentia, Italia
e-mail: [email protected]
(Ricevuto il 05/08/2014, accettato il 29/09/2014)
RIASSUNTO
Si è realizzato un dispositivo capace di analizzare, in tempo reale, il processo di
coagulazione del sangue mediante risonatori piezoelettrici. L’interesse deriva dall’ottenere
informazioni riguardanti l’emoreologia e in particolare le caratteristiche viscose del sangue nel
suo flusso. I dati emoreologici hanno importanza clinica per la diagnosi di eventuali
coagulopatie e per agire con azioni mirate durante gli interventi chirurgici. I risultati
sperimentali mostrano la variazione dei parametri elettrici del circuito elettrico equivalente del
trasduttore, principale elemento del dispositivo, quando su questo viene depositato un campione
di sangue che sta subendo un processo di coagulazione.
ABSTRACT
Thickness shear mode resonators are used to provide a device that analyses, in real time, the
blood clotting process. The aim is to derive information about the hemorheologic behavior of
blood, particularly the viscous characteristics of the flow. This measurement assists the clinical
diagnosis of the insurgence of coagulopathies and intervenes with targeted action during
surgery. The advantages of Quartz Crystal Microbalance technique are its simplicity and
rapidity. The results show the variation of electrical parameters of the equivalent electric circuit
of the transducer, the device’s main element, when a blood sample, experiencing the
coagulation process, is deposited on its surface.
Parole chiave: Coagulazione del sangue; Risonatori a onde acustiche trasversali.
Keywords: Blood coagulation; Thickness shear mode resonators.
© Associazione Italiana di Acustica, 2014
Gloria Mangone
Caratterizzazione dei parametri di coagulazione del sangue tramite trasduttori ad onde elastiche trasversali
Characterization of the parameters of blood clotting by thickness shear mode resonators
1. Introduzione
Da un punto di vista di diagnostica clinica, il sangue è una matrice assai importante
in virtù delle indicazioni che può dare in moltissime malattie. In alcuni casi, come nelle
coagulopatie, è utile conoscere lo stato di viscosità del sangue per poter intervenire con
terapie mirate. Essendo esso un fluido non newtoniano, la cui viscosità varia a seconda
dello sforzo di taglio ad esso applicato, questa proprietà non è facilmente misurabile con
le tecniche reometriche convenzionali. Attualmente la variazione della viscoelasticità è
fornita dall’esame diagnostico noto come Tromboelastografia (TEG).
Il tromboelastografo, o tromboelastometro, è uno strumento che misura le
caratteristiche meccaniche del sangue durante il processo di formazione del coagulo.
L’analisi dura circa venti minuti e fornisce una curva dalla cui osservazione, da parte di
operatori specializzati, si ottengono informazioni qualitative. La TEG non consente
perciò una misura oggettiva dei parametri viscoelastici e soprattutto non permette di
intervenire in tempi rapidi sullo stato di viscosità del fluido in esame [1].
Sfruttando i risonatori a onde acustiche trasversali si è realizzato un dispositivo che,
attraverso i parametri elettrici del circuito equivalente del trasduttore piezoelettrico,
permette di osservare in pochi minuti lo stato di coagulazione del sangue, traendo
informazioni relative alle proprietà emoreologiche.
2. I trasduttori a onde trasversali
Nel 1959 Sauerbrey [2] fu il primo a stabilire che la frequenza di risonanza di un
risonatore a quarzo si altera linearmente quando una massa estranea viene depositata
sulla superficie del quarzo stesso. Osservando queste variazioni della frequenza di
risonanza, è stato possibile determinare la massa depositata sulla superficie del quarzo
sino ai valori dell’ordine del sub-nano-grammo; ciò giustifica il termine
‘‘microbilancia’’ [3, 4] con cui il dispositivo è oggi noto. La così detta tecnica della
microbilancia di cristallo di quarzo (QCM - Quartz Crystal Microbalance) è oggi ben
consolidata in applicazioni non biologiche come il monitoraggio ambientale, le
applicazioni di controllo militari e di sicurezza, o ancora nelle applicazioni industriali
[5]. I QCM (Fig. 1) sfruttano onde acustiche trasversali per questo sono anche noti
come risonatori TSM, thickness shear mode resonators. Essi hanno una natura robusta e
vengono pilotati da un’elettronica di semplice realizzazione. Lo sviluppo di circuiti
oscillanti ad alto guadagno capaci di superare l’ostacolo dell’elevato smorzamento
dell'oscillazione trasversale nei liquidi, ha aperto la strada dell'applicazione della tecnica
QCM a molti problemi biologici [6]. Al presente, i risonatori al quarzo sono
comunemente usati come trasduttori meccanici nei dispositivi per sensori biologici
poiché traducono la massa o lo spessore di uno strato di un qualsiasi analita in un
segnale elettrico riuscendo così a caratterizzarne le proprietà, come la viscosità o il
modulo di taglio.
Fig. 1 - Trasduttori ad onde elastiche trasversali - Thickness shear mode resonators
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Il componente principale del dispositivo è costituito da un disco sottile di quarzo di
spessore d = 0,33mm e frequenza di risonanza f = 5MHz, compromissoria tra una
distanza sufficientemente alta di propagazione delle onde trasversali nel liquido (circa 1
mm) e le dimensioni di un possibile dispositivo in uso (circa 1 cm), con le superfici
metallizzate per evaporazione costituenti gli elettrodi, ai quali è applicata la tensione
alternata (AT) che produce l’oscillazione meccanica. A seconda della giacitura del
taglio, da un cristallo di quarzo si possono ottenere diversi tipi di risonatore, come i
TSM, gli FPW (flexural plate wave), con frequenze proprie comprese tra 5x102 e 3x108
Hz. L’angolo di taglio determina la modalità della vibrazione meccanica libera.
I trasduttori AT-Cut, utilizzati per gli scopi dei QCM, si ricavano con un angolo di
taglio di 35.15° dall’asse cristallografico z, presentano un’elevata stabilità in frequenza
ed hanno un coefficiente di dilatazione termica quasi nullo nell’intervallo di temperature
0 - 50°C; queste caratteristiche li rendono i più adatti per l’uso nei sensori QCM nei
quali uno strato di massa depositato uniformemente sulla superficie del cristallo
aumenta lo spessore del risonatore e riduce la frequenza propria del cristallo.
La sensibilità, S, dei dispositivi QCM alla massa depositata sugli elettrodi, ovvero il
rapporto fra la variazione della frequenza di risonanza del risonatore e la variazione di
massa depositata, è direttamente proporzionale al quadrato della frequenza di risonanza
del risonatore ed inversamente proporzionale all’area degli elettrodi, secondo
l’espressione [7]:
2.26
(1)
10
[Hz g-1 cm2]
dove:
f è la frequenza di risonanza del risonatore [MHz];
A è l’area degli elettrodi [cm2].
Da questa relazione si può facilmente comprendere che, quanto più piccola è l’area
sensibile del cristallo e grande la sua frequenza di risonanza, tanto maggiore sarà la
sensibilità del sensore.
Punto di forza dei trasduttori piezoelettrici è l’accoppiamento tra variabili
meccaniche ed elettriche, che permette di schematizzarne il comportamento alla stregua
di circuiti elettrici equivalenti che descrivono le proprietà meccaniche di multistrati
complessi. Tramite il circuito elettrico equivalente a parametri concentrati suggerito da
Mason [8], noto come circuito Butterworth-van-Dyke (BVD), si misurano le interazioni
meccaniche tra il risonatore e il materiale a contatto con la sua superficie.
In figura 2 è riportato il circuito equivalente in oggetto; in esso sono rappresentate la
capacità Cq che rappresenta l’elasticità meccanica del quarzo, l’induttanza Lq, che
rappresenta la massa inerziale, la resistenza Rq, che rappresenta le perdite di energia
derivanti da effetti viscosi, dall’attrito interno e dallo smorzamento indotto dal supporto
di cristallo.
Fig. 2 - Circuito elettrico equivalente BVD - BVD equivalent electric circuit
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Il materiale di quarzo tra i due elettrodi funge da dielettrico, in modo che il
risonatore si comporta complessivamente come un condensatore con capacità C0.
Un’ulteriore impedenza Zm1 complessa, è stata inserita, a rappresentare il carico sulla
superficie.
3. Metodo sperimentale
L’impedenza elettrica di un trasduttore ad onde elastiche trasversali, la sua
frequenza di risonanza ed i valori del circuito elettrico equivalente che emulano la
risposta in frequenza del trasduttore sono influenzati dalle caratteristiche chimicofisiche di un eventuale liquido in contatto con esso. Si è così voluto realizzare un
dispositivo sperimentale in grado di analizzare le grandezze fisiche sopra citate che,
attraverso una caratterizzazione di liquidi newtoniani semplici (acqua distillata e
miscele a varie concentrazioni di acqua e glicerina), potesse essere utilizzato – anche dal
punto di vista qualitativo – per l’analisi di un fluido non newtoniano complesso quale è
il sangue, monitorando in tempo reale il processo di coagulazione.
Uno schema della cella di misura è riportato in figura 3, dove si distinguono: 1)
Basetta di PVC (polivinilcloruro); 2) Anello di Teflon; 3) Trasduttore a onde elastiche
trasversali; 4) Primo contatto elettrico con l’elettrodo superiore del trasduttore; 5)
Secondo contatto elettrico con l’elettrodo inferiore del trasduttore; 6) Viti per il
fissaggio dell’anello alla basetta. I due contatti elettrici si uniscono in un cavo coassiale
che viene poi collegato all’impedenzimetro. Il trasduttore è posizionato sopra una
basetta di PVC di dimensioni 70x2x25 mm precedentemente scavata al centro per
poterlo alloggiare. Tale basetta è forata nella parte inferiore per posizionare uno dei
contatti elettrici. Sulla basetta, coassialmente al trasduttore, è stato posizionato inoltre
un piccolo anello di Teflon con un diametro esterno di 25 mm e uno interno di 9 mm.
La scelta del Teflon è motivata dalla sua buona inerzia chimica e basso coefficiente di
attrito. L’anello concentrico al trasduttore è alto circa 8mm in modo da poter accogliere,
in fase sperimentale, il campione di sangue che quindi risulterà essere a contatto
inferiormente con il trasduttore e lateralmente con il teflon. L’anello è ben ancorato alla
basetta con due viti in modo tale da non far fuori uscire il campione liquido.
Fig. 3 - Sezione laterale della cella di misura - Lateral section of the measuring cell
In questo sistema il liquido è posto direttamente a contatto con il trasduttore a onde
elastiche trasversali presente all’interno di una cella di misura. Il trasduttore è connesso
ad un analizzatore di rete collegato a un’unità di elaborazione attraverso un cavo GPIBBUS (standard industriale pubblicato da IEEE) per la gestione automatizzata delle fasi
di misura e l’immagazzinamento dei dati.
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Un analizzatore di rete è uno strumento che analizza il comportamento di reti
elettriche con particolare riferimento alla trasmissione e riflessione di segnali elettrici.
Operando in trasmissione / riflessione, esso permette la determinazione dell’impedenza
(parte reale e parte immaginaria) della rete in funzione della frequenza. A differenza di
un più economico misuratore LCR che presenta i dati in forma grafica, un analizzatore
misura anche i parametri della rete permettendo così, nel caso in cui la rete elettrica sia
costituita da un circuito risonante - il trasduttore piezoelettrico nel caso in questione - la
determinazione del circuito elettrico equivalente a costanti distribuite secondo uno dei
possibili modelli standard suggeriti dalla letteratura [8, 9].
L’impedenzimetro può fornire i valori dei singoli parametri elettrici del circuito [10,
11]: questi sono facilmente ricollegabili al carico meccanico del mezzo di propagazione
ed alle sue caratteristiche dissipative.
3.1 Protocollo sperimentale
L’analisi del processo della coagulazione del sangue è stata effettuata in due fasi
successive:
1. nella prima fase le misure sono state eseguite utilizzando due trasduttori liberi (non
montati in cella) con frequenze di risonanza rispettivamente pari a 4 MHz e 6 MHz.
I risultati relativi sono sostanzialmente sovrapponibili pur di operare un’opportuna
traslazione in frequenza;
2. nella seconda fase è stata utilizzata la cella sperimentale progettata usando un
trasduttore a 5 MHz, disponibile in laboratorio, presupponendone la totale
somiglianza di operatività dei due trasduttori testati in precedenza.
In entrambe le fasi si è eseguita una caratterizzazione con fluidi a complessità
crescente, nella sequenza riportata:
− fluido semplice: aria;
− fluidi newtoniani: acqua e soluzioni (a diversa concentrazione) di glicerina in acqua;
− fluido non newtoniano: sangue.
Le grandezze misurate sono il modulo e la fase dell’impedenza elettrica del
risonatore al variare della frequenza, la resistenza del circuito elettrico equivalente in
funzione del tempo e la differenza ∆f tra la frequenza di risonanza del trasduttore in
aria e quella del trasduttore con il campione depositato sulla superficie.
4. Risultati sperimentali
4.1 Trasduttori liberi
Le misure sperimentali del modulo e della fase dell’impedenza elettrica del
trasduttore, effettuate con il trasduttore libero alla frequenza nominale di 4 MHz, in
coerenza con quanto riportato dalla letteratura [12] mostrano che, caricando un
trasduttore con un liquido newtoniano per deposizione mediante una micropipetta di una
goccia su di esso, si assiste ad una diminuzione della frequenza di risonanza del sensore
proporzionale alla viscosità (ηliq) e alla densità (ρliq) del fluido depositato, essendo
infatti ∆f pari a [12]:
(2)
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Δ
⁄
[Hz]
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dove:
f0 è la frequenza di risonanza [Hz] del trasduttore libero in aria;
c66 il modulo di rigidezza piezoelettrica di taglio del quarzo [C/N];
ρq la sua densità [kg/m3].
Ciò giustifica l’abbassamento della frequenza di risonanza, come si osserva nei
grafici di figura 4a e 4b, all’aumentare della percentuale di glicerina nel campione,
essendo quest’ultimo un fluido più denso e più viscoso dell’acqua.
Il trasduttore piezoelettrico è rappresentabile (in prossimità della frequenza di
risonanza) come un circuito elettrico risonante (Fig. 2) che presenta una risonanza della
serie e una del parallelo (frequenza di antirisonanza) dei componenti discreti (LRC) con
cui è stato rappresentato. L’altra frequenza che ben si distingue nei grafici è quella di
antirisonanza [13]. Inoltre, le curve che riportano gli andamenti del modulo e della fase
in funzione della frequenza tendono a dilatarsi e in misura tanto maggiore quanto
maggiore è la percentuale di glicerina, essendo la lunghezza di decadimento
caratteristica con cui il fluido dissipa esponenzialmente la sua energia pari a:
δ
(3)
"#$%&
!'(
$%&
dove:
ηliq è la viscosità del fluido depositato [Pa s];
ρliq è la densità del fluido depositato [kg/m3];
ω=2)f , f è la frequenza di risonanza del trasduttore [Hz].
Quindi laddove la viscosità cinematica (ηliq/ρliq) è maggiore, l’onda acustica di taglio
decade su una distanza maggiore.
a)
b)
Fig. 4 - Modulo |Z| (a) e fase φ (b) dell’impedenza elettrica del trasduttore a 4
MHz al variare della frequenza – Module |Z| (a) and phase φ (b) of the
electrical impedance as a function of frequency, for the 4 MHz
transducer.
Dalle misure della resistenza del circuito elettrico equivalente R del trasduttore in
funzione della concentrazione di glicerina si può osservare come il suo valore aumenti
all’aumentare della concentrazione della glicerina valendo la legge R * (ρliq ηliq)1/2; è
stato valutato un errore nelle misure della resistenza del 5-6%.
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La dipendenza lineare è mostrata nella figura 7: aumentando la concentrazione di
glicerina aumenta la viscosità del campione e, di conseguenza la dissipazione di energia
rappresentata dalla resistenza R.
Fig. 6 - Resistenza R del trasduttore a 4 MHz in funzione della concentrazione di
glicerina - Resistance R as a function of glycerin concentration for the
4 MHz transducer
Fig. 7 - Regressione lineare della resistenza R del trasduttore a 4 MHz in funzione
di (ρglicηglic)1/2 - Linear fit of the resistance R as a function of (ρglicηglic)1/2
for the 4 MHz transducer
Una conferma che lo smorzamento dell’onda elastica nel liquido newtoniano causi la
diminuzione della frequenza di risonanza del sensore (aumento del ∆f) si ricava anche
dall’osservazione della dipendenza tra ∆f e la concentrazione nel liquido, come riportato
in figura 8.
Per valutare la bontà delle misure mostrate in figura 8, a partire da tali dati, è stato
valutato il prodotto densità × viscosità delle varie soluzioni di glicerina in acqua a
diversa concentrazione; dopodiché, tramite l’equazione 2, si sono estrapolati i valori
attesi della variazione di frequenza che si sarebbero ottenuti utilizzando un trasduttore a
frequenza differente (6 MHz). I valori teorici ottenuti sono poi stati confrontati con
quelli sperimentali ottenuti utilizzando proprio un trasduttore a 6 MHz; il confronto
delle variazioni in frequenze attese e quelle sperimentalmente misurate è mostrato
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nella figura 9: lo scarto dell’errore valutabile è circa del 3 - 4 %. Si nota una discrepanza
tra i dati solo nel
el caso della glicerina pura; in questo caso la viscosità della soluzione è
estremamente elevata e il modello
mode teorico alla base dell’equazione 2 non è più in grado
di interpretare correttamente i dati sperimentali. Si ricorda quanto detto
precedentemente, e cioè che i risultati relativi ai trasduttori da 4 e 6 MHz sono
sostanzialmente sovrapponibili.
Fig. 8 - ∆f in funzione della concentrazione di glicerina per il trasduttore a 4 MHz
- ∆f as a function of the glycerine concentration for the 4 MHz transducer
Fig. 9 - Confronto tra il ∆f misurato (sperimentale) e quello calcolato (atteso) per
il trasduttore a 6 MHz in funzione della concentrazione di glicerina Comparison between the ∆f (experimental) and the ∆f
∆ calculated
(expected) forr the 6 MHz transducer as a function of the glycerine
concentration
Di grande interesse dal punto di vista clinico sono i risultati relativi al sangue, fluido
complesso non newtoniano. Le misure sono state effettuate
effettuate depositando sulla superficie
del trasduttoree una quantità pari a 7 µl di sangue intero1 capace di coagulare; il
fenomeno è stato
ato osservato per circa un’ora. Nelle figure 10 e 11 sono riportati i grafici
1
Con il termine “sangue intero”” si intende il sangue ricco di tutti i suoi elementi costituenti.
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Caratterizzazione
one dei parametri di coagulazione del sangue tramite trasduttori ad onde elastiche trasversali
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che rappresentano, al variare
riare del tempo, la variazione della frequenza di risonanza del
trasduttore e il valore della resistenza del circuito elettrico equivalente.
Fig. 10 - ∆f in funzione del tempo per il trasduttore a 4 MHz, misura con 7 µl di
sangue depositato - ∆f as a function of time for the 4 MHz transducer,
tra
measurement with 7 µl of blood deposited
Fig. 11 - Resistenza
esistenza R del trasduttore a 4 MHz in funzione del tempo con 7 µl
µ di
sangue depositato – Resistance R of the 4 MHz transducer as a function
of the time with 7 µl of blood deposited
Relativamente all’andamento
l’andamento della
d
resistenza R si possono distinguere tre zone:
1. all’inizio si ha un aumento quasi lineare di R, come se il sangue si comportasse da
fluido newtoniano con un incremento di viscosità nel tempo, dovuto
all’aggregazione piastrinica, che causa un corrispondente aumento della
dissipazione di energia;
2. dopo il picco di resistenza che avviene intorno ai 15 minuti, a causa dell’attivazione
della fibrina e quindi della formazione di filamenti che rendono il coagulo più
solido, si assiste ad una diminuzione molto ripida e anche molto rapida della
resistenza;
3. a 18 minuti la resistenza è scesa quasi a zero, significando che il coagulo ha
raggiunto uno stato quasi solido
solido con conseguente dissipazione praticamente nulla. In
realtà il valore della resistenza residua si deve al fatto che il coagulo mantiene
comunque caratteristiche elastiche.
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L’andamento del ∆f nel tempo segue quello della resistenza. Come in quel caso, la
parte finale del grafico corrisponde alla formazione del ‘coagulo elastico’ che causa un
abbassamento infinitesimo della frequenza di risonanza del trasduttore (e quindi ∆f ~ 0).
L’appiattimento dei valori di ∆f attorno a 10 kHz è dovuto alla limitatezza della finestra
in frequenza impostata nella misura; nella realtà anche ∆f presenta un picco massimo
attorno a 15 minuti.
4.2 Cella sperimentale
In merito add alcune osservazioni preliminari, rivolte all’ottimizzazione della cella di
misura, è interessante confrontare i dati relativi a misure effettuate su acqua distillata
depositata in due quantità diverse, pari a 10 e 20 µl, rispettivamente. Una goccia è stata
posta sulla superficie del trasduttore con l’ausilio di una micropipetta, cercando
cercand di
posizionarla nella zona centrale. Nel caso della goccia da 10 µl si è osservato che dopo
circa 28 minuti sia R che ∆f
∆ si annullano, ciò dovendosi all’evaporazione
evaporazione della goccia di
liquido nel tempo. Ciò non avviene in maniera totale per la goccia di volume
vo
maggiore
da 20 µL. Questa misura ha quindi condotto a porre una maggiore attenzione
sull’omogeneità dell’area della superficie del trasduttore ricoperta del liquido
depositato, considerandola quindi come possibile fattore influente nell’analisi del
fenomeno
eno di coagulazione del sangue.
Ciò ha condotto alla realizzazione di un dispositivo in cui fosse uniforme il liquido
collocato sulla superficie del trasduttore; contemporaneamente, si è cercato di avere a
disposizione una cella con capacità maggiore.
Inn particolare le misure sono state effettuate con 120 µl di acqua, 120 µl di glicerina
a concentrazione crescente e 200 µl di sangue.
Si riportano ora nel seguito i risultati ottenuti con campioni di sangue a diverse
composizioni. Dapprima (Fig. 12) è statoo usato un campione di sangue in cui sono
presenti solo le piastrine e in cui è stata inibita la coagulazione mediante l’introduzione
di un anticoagulante (EDTA
EDTA, acido etilendiamminotetracetico). Successivamente
(Fig. 13) è stato utilizzato un campione della stessa composizione precedente, ma senza
anticoagulante e quindi con
on la possibilità di coagulare.
Di seguito sono riportati i risultati ottenuti monitorando al variare del tempo i
parametri elettro-meccanici
meccanici del trasduttore.
trasdu
Fig. 12 - Resistenza R del trasduttore in funzione del tempo, misure con sangue
potenzialmente non coagulabile - Resistance R of the transducer as a
function of time, measure with potentially non-coagulable
coagulable blood
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Nel grafico di figura 12,, relativo al campione non coagulante, si evidenzia un
andamento temporale della resistenza complessivamente crescente; infatti, tranne che
per i primi due punti sperimentali relativi a un transitorio
transitorio iniziale di circa due minuti
(descritto anche in letteratura [14]
[ ] e dovuto ad una stabilizzazione del fluido depositato
sulla superficie del trasduttore), la resistenza aumenta nel tempo in corrispondenza al
a
fenomeno della sedimentazione delle piastrine,
piastrine, che essendo corpi viscoelastici e quindi
più pesanti del plasma, depositandosi sulla superficie del trasduttore, fanno aumentare
l’energia elastica dissipata e conseguentemente il valore della resistenza.
Anche per il caso del sangue potenzialmente coagulabile
coagu
di figura
ura 13, escludendo
anche qui i primi due punti sperimentali relativi all transitorio iniziale, si osserva un
andamento complessivamente crescente della resistenza intervallato da discontinuità
intorno a 35 e 75 minuti.
Fig. 13 - Resistenza R del trasduttore in funzione del tempo, misure con sangue
potenzialmente coagulabile - Resistance R of the transducer as a function
of time, measure with potentially coagulable blood
str
Queste discontinuità sono probabilmente dovute a un cambiamento della struttura
del sangue che sta avvenendo nel tempo con la formazione degli addensamenti
piastrinici e dei filamenti di fibrina caratteristici del processo di coagulazione. Il fatto
che le discontinuità si riscontrino in tempi diversi può essere dovuto a diversi fattori:
− possibilità di formazione di coaguli in punti diversi del campione e, quindi, in zone
diverse della superficie del trasduttore (la quantità di fluido è 40 volte maggiore
rispetto a quella utilizzata con i trasduttori liberi a 4 - 6 MHz);
− distribuzione gaussiana della sensibilità della parte del trasduttore in contatto con il
fluido [15, 16];
− possibile formazione di trombi più solidi in corrispondenza dei 75 minuti.
L’andamento finale della resistenza (Fig. 13) è decrescente; questo rappresenta il
fatto che intorno a 80 minuti il coagulo sta assumendo una maggiore consistenza e tende
a diventare perciò più solido, causando una minore dissipazione di energia dell’onda
elastica e quindi una diminuzione della resistenza.
resis
Nella figura 14 i due andamenti temporali del sangue con e senza anticoagulante
sono riportati insieme al caso di un campione privato di globuli rossi, bianchi, piastrine
e con anticoagulante (curva nera). L’andamento
L’andamento segue le attese; infatti, la resistenza
rimane sostanzialmente costante in quanto il fluido non presenta corpi viscoelastici al
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suo interno e non cambia la struttura nel tempo comportandosi, di conseguenza, come
un fluido newtoniano. In figura 14 si
s riportano le diverse condizioni di carico con
diversi colori: 1) sangue senza globuli rossi, bianchi e piastrine e con anticoagulante:
curva nera;; 2) sangue senza globuli rossi e bianchi, con piastrine
piastrine e potenzialmente
coagulabile: curva blu; 3) sangue senza
senza globuli rossi e bianchi, con piastrine e
anticoagulante quindi potenzialmente non coagulabile:
coagulabile curva rossa.
Fig. 14 Confronto tra andamento della resistenza R del trasduttore a 5 MHz in
diverse condizioni di carico – Comparison of trend of the resistance
resi
R for
the 5 MHz transducer in different loading conditions
Conclusioni
Il sangue è un fluido complesso, viscoelastico, non newtoniano che non ha un valore
definito di viscosità. Durante il processo di coagulazione le proprietà viscoelastiche del
fluido variano e risulta molto utile conoscere, in tempo reale, lo stato di viscosità del
sangue per poter intervenire con terapie mirate. I trasduttori acustici hanno un notevole
potenziale
le in questo settore, in quanto permettono di ottenere dati reometrici lineari e
facilmente interpretabili. È stata a tal fine progettata e realizzata una cella di misura con
un trasduttore di onde elastiche trasversali, la cui sensibilità alle variazioni del campione
in misura è amplificata dall’alto valore dell’assorbimento di queste onde nei liquidi.
Sono state eseguite misurazioni sia della variazione della frequenza di risonanza che
dell’impedenza elettrica del trasduttore piezoelettrico dovute alle variazioni
va
delle
caratteristiche fisiche
he di un fluido a contatto col trasduttore. Inoltre, attraverso l’analisi
l’
del circuito elettrico equivalente, si possono sondare le proprietà fisiche di strati di
massa viscoelastica, com’è il caso presentato da un coagulo
coagu sanguigno.
I risultati ottenuti dalla caratterizzazione con il sangue riportati in articolo mettono
in evidenza l’esistenza della trasformazione della struttura del fluido nel tempo. Infatti,
gli andamenti dei parametri fisici caratterizzanti i trasduttori
trasduttori utilizzati, presentano delle
discontinuità in corrispondenza di istanti ‘temporali critici’, corrispondenti al passaggio
da un comportamento di fluido viscoelastico a quello di ‘‘solido’’
‘ solido’’ (coagulo).
I vantaggi della tecnica QCM risiedono:
risiedono nella velocità con cui si possono ottenere i
risultati, da utilizzare in sede di determinati interventi chirurgici che richiedano una
tempestività di intervento; nella
nel semplicità e nell’economicità
l’economicità dell’apparato di misura.
I risonatori TSM sono stati considerati
considerati da molti studiosi un ottimo mezzo per la
caratterizzazione emoreologica [14,
[
17]; non si è però mai giunti alla realizzazione di un
dispositivo che possa sostituire
sostitui l’esistente Tromboelastografo oggi utilizzato.
Rivista Italiana di Acustica
Vol. 38, N. 2, p. 24
Gloria Mangone
Caratterizzazione dei parametri di coagulazione del sangue tramite trasduttori ad onde elastiche trasversali
Characterization of the parameters of blood clotting by thickness shear mode resonators
La cella di misura realizzata necessita ancora di molti accorgimenti, primo tra tutti la
termostatazione dell’ambiente di misura, ma anche la possibilità di mantenere costante
l’umidità, così come un miglioramento della posizione dei contatti elettrici in modo tale
da non creare alcun tipo di interferenze con il fluido in esame.
È richiesto, inoltre, uno sforzo teorico per creare modelli matematici accurati che
colleghino i parametri elettro-meccanici del trasduttore sperimentalmente misurati con i
parametri emoreologici - principalmente con la viscosità del sangue, che porterebbe
quindi a poter pensare ad una applicazione pratica del dispositivo sperimentale qui
presentato.
Summary
Blood is a complex, viscoelastic, non-newtonian fluid that does not have a definite
viscosity value. During the process of coagulation, some viscoelastic properties of the
fluid vary, so, in order to intervene with targeted therapies, it is very useful to
determine, in real time, the viscosity status and value. The acoustic transducers have
notable potential in this sector, as they allow the collection of linear rheometric data
easily interpreted. For this purpose, a measurement cell was designed and developed
utilizing a thickness shear mode resonator. This resonator’s sensitivity to the variations
in the measurement sample is amplified by the high absorption rate of these acoustic
waves in liquid. The variations of the physical characteristics of the fluid, in contact
with the transducer, are measured both by the variations in frequency resonance and the
electric impedance of the piezoelectric transducer. In addition, through the analysis of
the equivalent electric circuit, it is possible to examine the physical properties of the
multilayered viscoelastic mass, such as in the case of a blood clot.
This article evidences the results obtained through blood characterization,
highlighting the existence of transformation of the fluid’s structure through time. In
effect, by observing the trends of the physical parameters of the transducer used, the
discontinuity in ‘critical instants’ in time is revealed, corresponding to the transmutation
from a viscoelastic fluid to a solid one (blood clot).
The advantages of the Quartz Crystal Microbalance technique are: the rapidity in
obtaining results, which may be used in surgery which requires to operate with
expediency; the simplicity and affordability of the measuring apparatus.
Many scientists consider the TSM resonators one of the most advantageous
equipments for the hemorheologic characterization [14, 17]; but nowadays a new device
in the place of the current Thromboelestograph has not been created yet.
The manufactured measurement cell needs a lot of improvements, such as the
thermostating of the measurement environment, the option to allow the humidity
conditions to remain constant and a better transfer of electric contacts.
Further attainments regarding the creation of accurate mathematical models that
connect the experimental electromechanical parameters of the transducer with
hemorheologic parameters, in particular the viscosity of blood. Hence in this situation
the proposed device would be able to achieve a possible production stage.
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