PL211569B1 - Sposób i układ do ilościowego określania hemoglobiny - Google Patents

Description

(12) OPIS PATENTOWY (19) PL (11) 211569 (13) B1 (21) Numer zgłoszenia: 369207 (51) Int.Cl.

(22) Data zgłoszenia: 20.12.2002 G01N 33/48 (2006.01)

G01N 21/25 (2006.01) (86) Data i numer zgłoszenia międzynarodowego:

20.12.2002, PCT/SE02/002412 (87) Data i numer publikacji zgłoszenia międzynarodowego:

10.07.2003, WO03/056327 (54)

Sposób i układ do ilościowego określania hemoglobiny

(30) Pierwszeństwo: 28.12.2001, SE, 0104443-7	(73) Uprawniony z patentu: HEMOCUE AB, Angelholm, SE
(43) Zgłoszenie ogłoszono: 18.04.2005 BUP 08/05	(72) Twórca(y) wynalazku: JOAKIM PETTERSSON, Angelholm, SE JOHNNY SVENSSON, Angelholm, SE
(45) O udzieleniu patentu ogłoszono:	(74) Pełnomocnik: rzecz. pat. Józef Własienko
31.05.2012 WUP 05/12

PL 211 569 B1

Opis wynalazku

Dziedzina wynalazku

Obecny wynalazek dotyczy sposobu i układu do analizy krwi. W szczególności wynalazek dotyczy sposobu określania hemoglobiny w nierozcieńczonej, niehemolizowanej krwi pełnej i układu, który może być stosowany przy tym określaniu.

Podstawy techniki

Dostępna kuweta do pobierania próbki płynu, mieszania próbki z odczynnikiem i bezpośredniego wykonywania analizy optycznej próbki zmieszanej z odczynnikiem była poprzednio znana z opisu patentowego USA nr 4 088 448. Ta znana kuweta ma kilka zalet, na przykład upraszcza procedurę pobierania próbki, zmniejsza ilość sprzętu i znacznie poprawia dokładność analizy przez uczynienie procedury analizy niezależną od techniki działania operatora wykonującego analizę. Budowa kuwety oparta na tej samej zasadzie i imająca poprawione charakterystyki przepływu jest ujawniona w opisie patentowym USA nr 5 674 457.

Dostępna kuweta wykonana według tych opisów patentowych jest aktualnie szeroko używana przy pomiarze hemoglobiny (określaniu Hb) całej nierozcieńczonej krwi. W tym celu wnętrze kuwety jest poddawane obróbce wstępnej przy pomocy odczynnika tak, że gdy próbka krwi jest wprowadzana do kuwety, płytki krwinek czerwonych są rozdrabniane i jest rozpoczynana reakcja chemiczna. Wynik tej reakcji umożliwia określanie Hb przez pomiar absorpcji bezpośrednio przez przezroczyste ściany kuwety, która w obszarze pomiarowym, nazywanym także oknem optycznym, ma określoną z góry i dokł adnie zdefiniowan ą odległ o ść mię dzy powierzchniami wewn ę trznymi przeciwległ ych pł askich ścian. Metoda pomiaru jest oparta na zmodyfikowanej metodzie azymethemoglobiny zgodnie z publikacją: Vanzetti, G., Am. J. Lab. & Clin. Med. 67, 116 (1966).

Wymiary spektrofotometryczne są przyjęte jako 570 i 880 nm. Ta ilościowa metoda pomiaru, oparta na chemii suchej, osiągnęła znaczny sukces, jak można zobaczyć np. w artykule von Schencka i in. Clinical Chemistry, tom 32, nr 3, 1986, jako metoda daje jednakowe lub nawet lepsze wyniki w porównaniu z wynikami otrzymywanymi w standardowych mokrych metodach okre ś lania Hb. Stosowanym odczynnikiem jest dezoksycholan, który powoduje hemolizę krwinek czerwonych, azydku sodu i azotynu sodowego, co wywołuje przemianę hemoglobiny w azymethemoglobinę.

Z powodu higroskopijnych właściwości stosowanych odczynników, okres przechowywania jest ograniczony i jest wymagane magazynowanie kuwet w zapieczętowanych paczkach zawierających środek osuszający. Nawet bardziej kłopotliwy jest fakt, że w klimatach o dużej wilgotności kuweta musi być użyta w ciągu kilku minut po usunięciu z paczki, ponieważ inaczej odczynniki zostaną zniszczone i pomiar będzie niedokładny, a wię c bezużyteczny.

Problemy wynikające z higroskopijnych właściwości stosowanych odczynników mogą być jednak wyeliminowane, ponieważ odkryto, że te odczynniki nie muszą być używane, jak ujawniono w jednoczesnym zgł oszeniu patentowym PCT/SE 01/01442, wedł ug którego pierwszy pomiar absorpcji jest wykonywany w zakresie długości fali 490-520 nm bezpośrednio w próbce w mikrokuwecie. Według wynalazku ujawnionego w tym zgłoszeniu patentowym jest jednak konieczne, żeby krew była hemolizowana, zanim będzie wykonany pomiar. Wnętrze kuwety musi więc zawierać czynnik hemolizujący do rozdrabniania krwinek czerwonych i uwalniania hemoglobiny zawartej w tych krwinkach. Konieczność stosowania czynnika hemolizującego przy wykonywaniu pomiarów fotometrycznych absorbancji hemoglobiny w próbce krwi jest także ujawniona np. w opisie patentowym USA nr 5 064 282 (Artel).

Metody ilościowe określania optycznego hemoglobiny w całej krwi, bez użycia czynnika hemolizującego są znane, ale te metody mają wspólną cechę, że są wszystkie względnie skomplikowane. To zależy przede wszystkim od niejednorodności krwi, związanej z dużym stężeniem krwinek czerwonych, w wyniku czego światło jest rozpraszane po oddziaływaniu z tymi cząstkami niejednorodnych próbek krwi. W związku z tym światło nie jest przepuszczane bezpośrednio przez próbkę, ale odbijane w pewnym zakresie ką tów rozproszenia. Innym czynnikiem stwarzają cym problemy jest fakt, ż e krew może zawierać aż pięć różnych rodzajów hemoglobiny. Publikacjami patentowymi dotyczącymi tych problemów są na przykład opis patentowy USA nr 6 262 798 (Shepherd) i WO 01/53806 (Radiometr).

Według wynalazku ujawnionego w opisie patentowym USA nr 6 262 798 wymaganych jest wiele długości fal, aby wykonać poprawny pomiar. Fakt, że jest wymaganych wiele długości fal, czyni spektrofotometr stosunkowo skomplikowanym. Długości fal są wybrane ze względu na zdolność

PL 211 569 B1 rozróżniania rodzajów hemoglobiny przy minimalnym rozpraszaniu i maksymalnej absorbancji. Ten opis patentowy ujawnia także użycie dużego detektora, który zmniejsza problem rozpraszania poza obszar detekcji.

WO 01/53806 ujawnia urządzenie, które jest szczególnie odpowiednie do pomiarów optycznych całej krwi. To urządzenie zawiera filtr absorpcyjny lub filtr interferencyjny, który zapewnia korekcję zmian całości detektora i skutecznej długości toru optycznego, obserwowanego po zmianie poziomu rozpraszania. Urządzenie wykorzystuje duży detektor do wykrywania rozproszonego światła przepuszczanego przez filtr absorpcyjny albo filtr interferencyjny.

Odkrycie według obecnego wynalazku, że dokładne określanie całkowitej ilości hemoglobiny w całej krwi może być dokonane nie tylko bez użycia czynnika hemolizującego, ale także bez użycia wielu długości fal, jak ujawniono w opisie patentowym USA nr 6 262 798 albo specjalnego filtra absorpcyjnego lub interferencyjnego, który zapewnia korekcję zmian czułości detektora i skutecznej długości toru optycznego, obserwowanego przy zmianie poziomu rozpraszania, jak ujawniony w WO 01/53806, był o dlatego jak najbardziej niespodziewane.

Przedmioty wynalazku

Przedmiotem obecnego wynalazku jest dostarczenie sposobu ilościowego określania hemoglobiny w nierozcieńczonej, niehemolizowanej krwi pełnej.

Drugim przedmiotem wynalazku jest dostarczenie układu do ilościowego określania hemoglobiny w nierozcieńczonej, niehemolizowanej krwi pełnej.

Inne przedmioty będą widoczne na podstawie następującego opisu i załączonych zastrzeżeń.

Streszczenie wynalazku

Sposób ilościowego określania hemoglobiny w nierozcieńczonej, niehemolizowanej krwi pełnej, obejmujący etapy: dostarczenie dostępnej kuwety kapilarnej, która ma długość toru optycznego mniejszą niż 1 nm, napełnienie tej kuwety próbką nierozcieńczonej, niehemolizowanej krwi pełnej, wykonanie pierwszego pomiaru absorpcji przy długości fali w zakresie 490 - 520 nm bezpośrednio na próbce w kuwecie, nastę pnie przeprowadzenie drugiego pomiaru absorpcji przy dł ugoś ci fali w zakresie 650 - 1200 nm, przy której absorpcja jest mniejsza ni ż przy pierwszej długości fali, i przetworzenie wyników pierwszego i drugiego pomiaru absorpcji dla określenie stężenia hemoglobiny w próbce, przy czym etap przetwarzania obejmuje kompensację rozpraszania w próbce, a ta kompensacja zależy od wyniku drugiego pomiaru absorpcji, według wynalazku charakteryzuje się tym, że wspomniane przetwarzanie określa stężenie hemoglobiny w próbce przez obliczanie następującego równania:

[Tot Hb] = (Absi - AbS2) k + F(AbS2) gdzie [Tot Hb] jest całkowitym stężeniem hemoglobiny w próbce, Abs1 jest zmierzoną absorbancją z pierwszego pomiaru absorpcji, Abs2 jest zmierzoną absorbancją drugiego pomiaru absorpcji, k jest współczynnikiem wzorcowania, który zależy od układu pomiarowego, a F(Abs2) jest funkcją zawierającą stałą część będącą wzorcowaniem dla fotometru oraz zmienną część, która to funkcja zależy od zmierzonej absorbancji drugiego pomiaru absorpcji.

Korzystnie, pierwszy pomiar absorpcji jest wykonywany przy długości fali w zakresie 500 - 510 nm, korzystniej przy 506 nm.

Korzystnie, drugi pomiar absorpcji jest wykonywany przy długości fali w zakresie 850 - 910 nm, a najkorzystniej w zakresie 860 - 900 nm.

Korzystnie, pomiar absorpcji jest wykonywany w fotometrze bez filtru absorpcyjnego lub filtru interferencyjnego, które zapewniają korekcję zmian czułości detektora i skutecznej długości toru optycznego.

Korzystnie, kuweta ma długość toru optycznego mniejszą niż 0,2 mm.

Korzystniej, kuweta ma długość toru optycznego w zakresie 0,05 - 0,2 mm.

Korzystnie, przetwarzanie jest wykonywane przez określony z góry algorytm.

Układ do ilościowego określania hemoglobiny w nierozcieńczonej, niehemolizowanej krwi pełnej, według wynalazku posiada: źródło światła do emitowania światła o pierwszej długości fali w pierwszym zakresie 490 - 520 nm i o drugiej długości fali w zakresie 650 - 1200 nm; oprawkę kuwety przystosowaną do odbioru kapilarnej kuwety, która ma długość toru optycznego mniejszą niż 1 mm i utrzymuje próbkę niezmienionej krwi pełnej; detektor do wykrywania światła przepuszczanego przez próbkę w pierwszym pomiarze absorpcji dla światła w wymienionym pierwszym zakresie i w drugim pomiarze absorpcji dla światła w wymienionym drugim zakresie i procesor do przetwarzania wyników

PL 211 569 B1 pierwszego i drugiego pomiaru absorpcji dla określania stężenia hemoglobiny w próbce przez obliczenie następującego wzoru:

[Tot Hb] = (Absi - AbS2) k + F(AbS2) gdzie [Tot Hb] jest całkowitym stężeniem hemoglobiny w próbce, Abs1 jest zmierzoną absorbancją z pierwszego pomiaru absorpcji, Abs2 jest zmierzoną absorbancją drugiego pomiaru absorpcji, k jest współczynnikiem wzorcowania, który zależy od układu pomiarowego, a F(Abs2) jest funkcją zawierającą stałą część będącą wzorcowaniem dla fotometru oraz zmienną część, która to funkcja zależy od zmierzonej absorbancji drugiego pomiaru absorpcji, przy czym przetwarzanie obejmuje kompensację rozpraszania w próbce, a ta kompensacja zależy od wyniku drugiego pomiaru absorpcji.

Korzystnie, wspomniane źródło światła do emitowania światła, oprawka kuwety i detektor są umieszczone w fotometrze.

Korzystnie, procesor jest umieszczony w fotometrze.

Korzystnie, procesor jest dołączony do fotometru.

Korzystnie, obszar wykrywania detektora ma wymiary takie, że jest wykrywane zasadniczo tylko światło przepuszczane bezpośrednio.

Korzystnie, detektor jest umieszczony bliżej niż 10 mm od oprawki próbki.

Korzystnie, elementy do emitowania światła zawierają jedno źródło światła, które jest przystosowane do emitowania światła o pierwszej długości fali i emitowania światła o drugiej długości fali.

Korzystnie, elementy do emitowania światła zawierają pierwsze źródło światła, które jest przystosowane do emitowania światła o pierwszej długości fali i drugie źródło światła do emitowania światła o drugiej długości fali.

Korzystnie, pierwsza długość fali emitowana przez elementy do emitowania światła jest w zakresie 500 - 510 nm, korzystniej przy 506 nm.

Korzystnie, druga długość fali emitowana przez elementy do emitowania światła jest w zakresie 650 - 1200 nm, korzystniej w zakresie 850 - 910 nm, a najkorzystniej w zakresie 860 - 900 nm.

Korzystnie, oprawka kuwety jest przystosowana do odbioru kuwety, która ma długość toru optycznego mniejszą niż 0,2 mm.

Korzystnie, oprawka kuwety jest przystosowana do odbioru kuwety, która ma długość toru optycznego w zakresie 0,05 - 0,2 mm.

Korzystnie, procesor używa określonego z góry algorytmu do wykonywania tego przetwarzania.

W sposób nieoczekiwany odkryto, że ilościowe określanie hemoglobiny może być łatwo wykonane nie tylko bez odczynników chemicznych azydku sodu i azotynu sodowego, ale też bez czynnika hemolizującego bezpośrednio na niezmienionej, tj. nierozcieńczonej i niehemolizowanej krwi pełnej. Ponieważ niezmieniona krew pełna zawiera komórki krwi, występuje znaczne rozpraszanie światła w próbce. Zatem poprzednio oczekiwano, że określanie ilościowe hemoglobiny w nierozcieńczonej, niehemolizowanej krwi pełnej wymagałoby wykrywania i analizy rozpraszanego światła. Według wynalazku, określanie hemoglobiny może być wykonane przez dwa pomiary absorpcji bez potrzeby ilościowej znajomości współczynników rozpraszania zawartości krwi lub fizycznego zmniejszania mierzonych skutków rozpraszanego światła. W sposób nieoczekiwany odkryto, że przez kompensację poziomu absorpcji próbki w drugim pomiarze skutek rozpraszania może być łatwo uwzględniony. Zatem według wynalazku określanie hemoglobiny jest proste, wymagające tylko dwóch pomiarów absorpcji.

Według obecnego wynalazku odkryto, że odczynniki higroskopijne mogą być wyeliminowane. Ponadto odkryto, że czas otrzymywania analitycznego określania może być skrócony. Ponieważ analizy są wykonywane w dużych ilościach, np. w szpitalach i bankach krwi, aspekt czasu jest ważny.

W kontekście tego zgłoszenia termin „pomiar absorpcji” powinien być zinterpretowany jako pomiar związany z absorpcją w próbce. W pomiarze absorpcji natężenie światła wykrywanego po współdziałaniu z próbką jest porównywane z natężeniem światła emitowanego w próbce. Wykrywane światło odpowiada przepuszczalności przez próbkę. Światło, które nie dochodzi do detektora, jest uważane za absorbowane. Zatem w wynikach pomiarów przepuszczalność może być stosowana zamiast absorpcji. Ponieważ przepuszczalność jest odwrotnością absorpcji, wykrywanie przepuszczalności byłoby nadal pomiarem absorpcji. Jednak mierzona absorpcja nie tylko odpowiada światłu, które było rzeczywiście zaabsorbowane w próbce, ponieważ trochę światła zostało rozproszone w próbce tak, że nie dochodzi do detektora.

PL 211 569 B1

Ponadto termin „określanie” powinien być zinterpretowany jako pomiar niekoniecznie dający bezwzględnie dokładną wartość stężenia hemoglobiny w próbce. Zatem stężenie hemoglobiny jest „określane” w granicach rozsądnych marginesów błędu tak, że wynik nie tylko daje rząd wielkości stężenia, ale niekoniecznie daje wartość bezwzględną.

Krótki opis rysunków

Wynalazek zostanie teraz opisany na drodze przykładu bardziej szczegółowo odnośnie załączonych rysunków, na których:

fig. 1 jest siecią działań sposobu według wynalazku, fig. 2 jest schematycznym wykresem absorbancji hemoglobiny, fig. 3 jest schematycznym widokiem układu według wynalazku, fig. 4A jest wykresem ilustrującym wstępną ocenę sposobu według wynalazku w porównaniu z aktualnie używanymi mikrokuwetami HemoCue. fig. 4B jest wykresem ilustrującym wstępną ocenę sposobu według wynalazku w porównaniu z międzynarodową metodą odniesienia.

Szczegółowy opis wynalazku

W odniesieniu teraz do fig. 1, zostanie obecnie opisany sposób okreś lania hemoglobiny wedł ug wynalazku. Pierwsza dostępna kuweta kapilarna jest napełniana próbką całej niezmienionej krwi, etap 1. Zatem jest otrzymywana próbka, która ma być analizowana. Następnie jest wykonywany pierwszy pomiar absorpcji próbki przy długości fali w zakresie 490 - 520 nm, etap 2. Następnie jest wykonywany drugi pomiar absorpcji w próbce, etap 3. Drugi pomiar absorpcji jest wykonywany przy długości fali w zakresie 650 - 1200 nm. Ten drugi pomiar absorpcji jest stosowany, aby kompensować rozpraszanie światła w próbce, jak to będzie opisane dalej szczegółowo. W końcu wyniki pomiarów są przetwarzane, etap 4, stosując określony z góry algorytm do określania stężenia hemoglobiny w próbce.

Dostępna mikrokuweta stosowana według obecnego wynalazku może być typu ujawnionego w opisie patentowym USA nr 4 088 448 lub korzystnie w opisie patentowym USA nr 5 674 457, które są tutaj wprowadzone przez odniesienie. Kuweta może być określona jako jednolity element mający co najmniej jedną wnękę z oknem optycznym (obszarem pomiarowym), gdzie powierzchnie płaskie lub zakrzywione, skierowane do wnęki, są umieszczone w określonej z góry odległości od siebie i definiują okreś loną z góry długość toru optycznego. Ta odległość między powierzchniami definiującymi obszar pomiarowy jest krytycznym parametrem przy zapewnianiu właściwej długości toru optycznego dla pomiaru hemoglobiny. Długość toru optycznego powinna być mniejsza niż 1 mm, aby zapewnić, żeby natężenie światła przepuszczanego przez próbkę w kuwecie, było wystarczające dla umożliwienia określenia hemoglobiny w próbce. W korzystnym wykonaniu ta odległość jest mniejsza niż 0,2 mmi korzystniej między 0,05 a 0,2 mm. Odległość między wewnętrznymi powierzchniami pozostałej części wnęki jest korzystnie rzędu 0,1 - 2 mm, co jest skuteczne dla umożliwienia próbce wejścia do wnęki w wyniku siły kapilarnej przez wlot wnęki, który łączy się z zewnętrzną stroną elementu. Ponadto wnęka ma określoną z góry, ustaloną objętość mniejszą niż około 25 μ|. Żadne aktywne dodatki, takie jak odczynniki lub czynniki hemolizujące nie są konieczne do określania sposobu według wynalazku.

Kuwety według obecnego wynalazku mogą być wykonane z dowolnego właściwego materiału, który umożliwia tworzenie koniecznych ścisłych poziomów tolerancji. Korzystnie kuweta jest wykonana przez formowanie wtryskowe przeźroczystego materiału polimerycznego.

Aby pokonać problemy związane z kapilarnym napełnianiem kuwety, może być konieczna obróbka wstępna powierzchni wewnętrznych kuwety w celu nadania własności hydrofilowych tym powierzchniom. To może być dokonane przez pokrycie powierzchni właściwym detergentem, takim jak Brij 35. Inną możliwością jest wybór materiału hydrofilowego do wytwarzania kuwety. Krytyczną cechą sposobu według wynalazku jest to, że określanie absorpcji powinno być wykonywane przy długości fali w zakresie 490 - 520 nm, a korzystniej w zakresie 500 - 510 nm i najbardziej korzystnie przy 506 nm. Drugi pomiar kompensacyjny absorpcji jest korzystnie wykonywany przy długości fali w zakresie 650 - 1200 nm, korzystniej w zakresie 850 - 910 nm i najbardziej korzystnie w zakresie 860 - 900 nm.

Pomiary absorpcji są wykonywane bezpośrednio w całej krwi w próbce, tj. krew jest niezmieniona (nierozpuszczona i niehemolizowana).

Przy długości fali w zakresie 490 - 520 nm, absorpcje pięciu różnych postaci hemoglobiny, mianowicie hemoglobiny tlenowej, odtlenionej, karboksyhemoglobiny, methemoglobiny i sulfhemoglobiny, są podobne i znaczące. Zatem absorpcja przy tym zakresie długości fali będzie zależeć tylko

PL 211 569 B1 nieznacznie od rozkładu różnych postaci hemoglobiny we krwi. Szczególnie przy 506 nm różnica między absorbancjami hemoglobiny tlenowej i hemoglobiny odtlenionej jest bliska zeru. Ponieważ te postaci hemoglobiny są dominujące w normalnej krwi, absorpcja hemoglobiny tlenowej i odtlenionej mogłaby być korzystnie stosowana do określania współczynnika absorpcji dla związania zmierzonej absorpcji ze stężeniem hemoglobiny przy 506 nm. Zgodnie z tym kilka założeń jest dokonanych odnośnie zawartości różnych postaci hemoglobiny w próbce krwi. Zatem określanie hemoglobiny nie będzie tak dokładne lub przetwarzanie wyników pomiaru będzie musiało być zmodyfikowane, jeżeli pomiar jest wykonywany na próbce krwi mającej bardzo różny rozkład postaci hemoglobiny. Ponadto pomiary określą tylko całkowite stężenie hemoglobiny, a nie stężenia określonych postaci hemoglobiny.

Drugi pomiar absorpcji jest wykonywany przy długości fali, przy której absorpcja światła we krwi jest znacznie mniejsza. Taki pomiar absorpcji mógłby być wykonany odpowiednio przy długości fali w zakresie 650 - 1200 nm. Róż nice mię dzy pomiarami absorpcji są wtedy rozważ ane jako odpowiadające absorpcji hemoglobiny.

Jednak rozpraszanie światła zmienia się wraz ze stężeniem hemoglobiny w próbce, lecz rozpraszanie światła jest nie tylko zależne od stężenia hemoglobiny. Rozpraszanie światła jest związane ze współdziałaniem światła z cząstkami we krwi, takimi jak krwinki czerwone, krwinki białe, płytki krwi, lipidy i inne makrocząsteczki. Według wynalazku w sposób nieoczekiwany odkryto, że skutek rozpraszania może być związany z wynikiem pomiaru w drugim pomiarze absorpcji, jak to będzie wyjaśnione odnośnie wykresu na fig. 2. Na fig. 2 linia ciągła przedstawia schematycznie zmierzoną absorpcję w pierwszej próbce mają cej duż e stężenie hemoglobiny. Absorpcja obejmuje zarówno rzeczywistą absorpcję, jak rozpraszanie światła, które nie dochodzi do detektora. Linia przerywana na fig. 2 przedstawia schematycznie zmierzoną absorpcję w drugiej próbce mającej mniejsze stężenie hemoglobiny. Należy zaznaczyć, że wykres na fig. 2 tylko uwydatnia główne cechy absorpcji próbek całej krwi, a nie ilustruje absorpcji rzeczywistych próbek. Jak widać na fig. 2, różnica absorpcji dla pierwszej próbki między pierwszą długością fali 506 nm i drugą długością fali 880 nm jest zasadniczo równa odpowiedniej różnicy absorpcji dla drugiej próbki. Dlatego, jeżeli stężenie hemoglobiny byłoby określane bezpośrednio z różnic zmierzonych absorpcji, błędny wynik byłby przywracany przynajmniej dla jednej z próbek. Zatem jest konieczna kompensacja rozpraszania światła i według wynalazku odkryto, że kompensacja dla poziomu absorpcji uwzględnia rozpraszanie i umożliwia proste określanie hemoglobiny.

Doświadczalnie określono, że przy zastosowaniu kompensacji, która jest proporcjonalna do poziomu absorpcji, może być otrzymana poprawna wartość stężenia hemoglobiny.

Zgodnie z powyższym wyniki pomiarów absorpcji powinny być przetworzone dla określania stężenia hemoglobiny w próbce. To przetwarzanie może być wykonane przez określony z góry algorytm. Ten algorytm oblicza stężenie hemoglobiny według opisanego powyżej schematu.

Kompensacja rozpraszania światła jest korzystnie zależna od wyniku drugiego pomiaru absorpcji. Funkcja kompensacji mogłaby być określona przez wykonanie pomiarów absorpcji na zespole próbek krwi, znając stężenia hemoglobiny. Te pomiary absorpcji są wykonywane w układzie pomiarowym, który ma być stosowany. Wtedy konieczna kompensacja rozpraszania światła w celu otrzymania poprawnych wyników jest porównywana z wartościami drugiego pomiaru absorpcji. W ten sposób można określić funkcję drugiego pomiaru absorpcji, która zapewniałaby kompensację tak, że określone stężenia hemoglobiny spadłyby do zakresu dopuszczalnego marginesu błędu.

W uproszczonym modelu kompensacja jest zależ na liniowo od wyniku drugiego pomiaru absorpcji przynajmniej w zakresie wyniku drugiego pomiaru absorpcji. Ten zakres wyniku drugiego pomiaru absorpcji może sięgać typowych wartości drugiego pomiaru absorpcji, które są otrzymywane za pomocą określonego układu pomiarowego.

Przetwarzanie może określać stężenie hemoglobiny w próbce przez obliczanie następującego równania:

[Tot Hb] = (Absi - AbS2) k + F(AbS2) gdzie [Tot Hb] jest całkowitym stężeniem hemoglobiny w próbce, Abs1 jest zmierzoną absorbancją z pierwszego pomiaru absorpcji, Abs2 jest zmierzoną absorbancją drugiego pomiaru absorpcji, k jest współczynnikiem wzorcowania, który zależy od układu pomiarowego i F(Abs2) jest funkcją, która zależy od zmierzonej absorbancji drugiego pomiaru absorpcji. Współczynnik wzorcowania k może być specyficzny dla każdego przyrządu używanego do określania hemoglobiny. Funkcja kompensacji F(Abs2) może mieć stałą część, która jest także wzorcowana dla każdego przyrządu i zmienną część, która zależy od wyniku drugiego pomiaru absorpcji i jest otrzymywana, jak opisano powyżej. W tym

PL 211 569 B1 przypadku zmienna część może być zerem dla wyniku drugiego pomiaru absorpcji, który jest w środku zakresu wyników drugiego pomiaru absorpcji.

Teraz odnośnie fig. 3, zostanie opisany układ wykonujący opisany powyżej sposób. Układ zawiera element 10 do emitowania światła o pierwszej długości fali w pierwszym zakresie 490-520 nm i o drugiej długości fali w drugim zakresie 650-1200 nm. Ten element 10 do emitowania światła może być wykonany przez połączenie źródła światła emitującego kilka długości fal lub w szerokich zakresach długości fal z filtrami. Zatem źródło światła jest przystosowane do emitowania światła zarówno przy pierwszej długości fali, jak i przy drugiej długości fali. Stosując filtr, długość emitowanej fali mogłaby być kontrolowana wybiórczo, aby być w granicach jednego z tych zakresów. Alternatywnie pierwsze i drugie źródło światła może być stosowane odpowiednio do emitowania pierwszej i drugiej długości fali. Jako źródła światła mogą być używane diody emitujące światło. Wtedy przez przełączanie dwóch źródeł światła z przerwami, element 10 emitujący światło może być kontrolowany wybiórczo dla emitowania światła o pierwszej lub drugiej długości fali.

Korzystnie pierwsza długość fali emitowana przez element 10 do emitowania światła jest w zakresie 500 - 510 nm, korzystniej 506 nm. Następnie druga długość fali emitowana przez element 10 emitujący światło jest korzystnie w zakresie 850 - 910 nm, a korzystniej w zakresie 860 - 900 nm.

Układ zawiera następnie oprawkę 12 kuwety umieszczoną dla odbioru kuwety kapilarnej, która ma długość toru optycznego mniejszą niż 1 mm i utrzymuje próbkę całej niezmienionej krwi. Gdy kuweta jest umieszczona w oprawce 12, okno optyczne będzie ustawione poprawnie tak, że będzie naświetlane światłem ze źródła światła. Korzystnie oprawka kuwety jest ustawiona dla odbioru kuwety, która ma długość toru optycznego mniejszą niż 0,2 mm i korzystniej w zakresie 0,05 - 0,2 mm.

Światło przepuszczane przez próbkę jest wykrywane przez detektor 14 tak, że pierwszy pomiar absorpcji może być otrzymany dla światła w pierwszym zakresie i drugi pomiar absorpcji może być otrzymany dla światła w drugim zakresie.

Układ zawiera ponadto procesor 16 do przetwarzania wyników pierwszego i drugiego pomiaru absorpcji dla określania stężenia hemoglobiny w próbce według opisanego powyżej algorytmu.

Układ może być odpowiednio wykonany w fotometrze zawierającym element 10 do emitowania światła, oprawkę 12 kuwety i detektor 14. Fotometry właściwe do wykonywania tych pomiarów mogą być otrzymane przez użycie fotometrów zmodyfikowanych przez filtry odpowiednich długości fal i diody emitujące światło. Według korzystnego wykonania wynalazku fotometr mierzy absorbancję przy dwóch długościach fal i wbudowany mikroprocesor oblicza, według zaprogramowanego algorytmu, całkowite stężenie hemoglobiny we krwi. Zatem nie jest konieczny żaden specjalny filtr absorpcyjny lub interferencyjny, który zapewnia korekcję zmian czułości detektora i skutecznej długości toru optycznego, jak ujawniono w WO 01/53806.

W powyższym przypadku procesor 16 jest umieszczony w fotometrze. Jednak procesor 16 może być także dołączony do fotometru, a zatem być wykonany na zewnątrz fotometru. Na przykład może być zastosowany komputer dołączony do fotometru.

Detektor 14 może być przystosowany do wykrywania zasadniczo tylko bezpośrednio przepuszczanego światła, ponieważ światło rozpraszane nie musi być wykrywane. To powoduje, że detektor 14 wykrywa światło, które jest zasadniczo w granicach średnicy wiązki światła promieniowanego na próbkę i bezpośrednio przepuszczanego przez próbkę. Oczywiście trochę światła może być rozpraszane, chociaż jeszcze jest w granicach tej średnicy. Według korzystnego wykonania średnica obszaru wykrywania detektora 14 może typowo być w przybliżeniu 2 mm. Detektor 14 jest korzystnie umieszczony bliżej niż 10 mm od oprawki próbki. To powoduje, że jest wykrywane światło, które zostało rozproszone do małych kątów.

Następujący nieograniczający przykład przedstawia sposób według wynalazku.

Odkryto, że okres czasu analizy krwi wynosił około 30 sekund krócej w sposobie według wynalazku w porównaniu ze sposobem określania hemoglobiny w znanych, aktualnie stosowanych mikrokuwetach HemoCue. To umożliwia znaczne zmniejszenie całkowitego czasu określania hemoglobiny, co może być korzystne w zajętych czasowo szpitalach i innych sytuacjach, gdzie te określenia są wykonywane. Inną korzyścią jest to, że nie ma potrzeby, żeby kuweta zawierała aktywne odczynniki lub czynniki hemolizujące. Zatem na przechowywanie kuwet nie ma wpływu temperatura i wilgotność w środowisku przechowywania, co czyni obsługę kuwet przed ich użyciem znacznie prostszą.

Wstępna ocena nowego sposobu w porównaniu z metodą HemoCue jest ujawniona na fig. 4A. Ocena była dokonana w warunkach doświadczalnych. Jak widać, zgodność metody jest bardzo dobra.

PL 211 569 B1

Spektrofotometryczne pomiary absorpcji były wykonywane przy około 570 nm w znanej metodzie i około 505 nm w nowej metodzie. W obu metodach pomiary kompensacyjne były wykonywane przy około 880 nm.

Dalej druga ocena nowej metody w porównaniu ze standardową metodą ICSH jest ujawniona na fig. 4B. Jak widać, zgodność tych metod jest także bardzo dobra.

Powyższe jest opisem pewnego korzystnego wykonania obecnego wynalazku, ale nie jest przeznaczone do ograniczania wynalazku w jakikolwiek sposób. Zamiast tego wiele modyfikacji, odmian i zmian szczegółów może być dokonanych w zakresie obecnego wynalazku.

Claims (20)

1. Zastrzeżenia patentowe

   1. Sposób ilościowego określania hemoglobiny w nierozcieńczonej, niehemolizowanej krwi pełnej, obejmujący etapy:

   dostarczenie dostępnej kuwety kapilarnej, która ma długość toru optycznego mniejszą niż 1 mm, napełnienie tej kuwety próbką nierozcieńczonej, niehemolizowanej krwi pełnej, wykonanie pierwszego pomiaru absorpcji przy długości fali w zakresie 490 - 520 nm bezpośrednio na próbce w kuwecie, następnie przeprowadzenie drugiego pomiaru absorpcji przy długości fali w zakresie 650 - 1200 nm, przy której absorpcja jest mniejsza niż przy pierwszej długości fali, i przetworzenie wyników pierwszego i drugiego pomiaru absorpcji dla określenie stężenia hemoglobiny w próbce, przy czym etap przetwarzania obejmuje kompensację rozpraszania w próbce, a ta kompensacja zależy od wyniku drugiego pomiaru absorpcji, znamienny tym, że wspomniane przetwarzanie określa stężenie hemoglobiny w próbce przez obliczanie następującego równania:

   [Tot Hb] = (Absi - AbS2) k + F(AbS2) gdzie [Tot Hb] jest całkowitym stężeniem hemoglobiny w próbce, Abs1 jest zmierzoną absorbancją z pierwszego pomiaru absorpcji, Abs2 jest zmierzoną absorbancją drugiego pomiaru absorpcji, k jest współczynnikiem wzorcowania, który zależy od układu pomiarowego, a F(Abs2) jest funkcją zawierającą stałą część będącą wzorcowaniem dla fotometru oraz zmienną część, która to funkcja zależy od zmierzonej absorbancji drugiego pomiaru absorpcji.
2. 2. Sposób według zastrz. 1, znamienny tym, że pierwszy pomiar absorpcji jest wykonywany przy długości fali w zakresie 500 - 510 nm, korzystniej przy 506 nm.
3. 3. Sposób według zastrz. 1 albo 2, znamienny tym, że drugi pomiar absorpcji jest wykonywany przy długości fali w zakresie 850 - 910 nm, a najkorzystniej w zakresie 860 - 900 nm.
4. 4. Sposób według zastrz. 1 albo 2, albo 3, znamienny tym, że pomiar absorpcji jest wykonywany w fotometrze bez filtru absorpcyjnego lub filtru interferencyjnego, które zapewniają korekcję zmian czułości detektora (14) i skutecznej długości toru optycznego.
5. 5. Sposób według zastrz. 1 albo 2, albo 3, albo 4, znamienny tym, że ta kuweta ma długość toru optycznego mniejszą niż 0,2 mm.
6. 6. Sposób według zastrz. 5, znamienny tym, że ta kuweta ma długość toru optycznego w zakresie 0,05 - 0,2 mm.
7. 7. Sposób według zastrz. 1 albo 2, albo 3, albo 4, albo 5, albo 6, znamienny tym, że to przetwarzanie jest wykonywane przez określony z góry algorytm.
8. 8. Układ do ilościowego określania hemoglobiny w nierozcieńczonej, niehemolizowanej krwi pełnej, posiadający:

   źródło światła (10) do emitowania światła o pierwszej długości fali w pierwszym zakresie 490 520 nm i o drugiej długości fali w zakresie 650 - 1200 nm, oprawkę (12) kuwety przystosowaną do odbioru kapilarnej kuwety, która ma długość toru optycznego mniejszą niż 1 mm i utrzymuje próbkę niezmienionej krwi pełnej, detektor (14) do wykrywania światła przepuszczanego przez próbkę w pierwszym pomiarze absorpcji dla światła w wymienionym pierwszym zakresie i w drugim pomiarze absorpcji dla światła w wymienionym drugim zakresie i

   PL 211 569 B1 procesor (16) do przetwarzania wyników pierwszego i drugiego pomiaru absorpcji dla okreś lania stężenia hemoglobiny w próbce przez obliczenie następującego wzoru:

   [Tot Hb] = (Absi - AbS2) k + F(AbS2) gdzie [Tot Hb] jest całkowitym stężeniem hemoglobiny w próbce, Abs1 jest zmierzoną absorbancją z pierwszego pomiaru absorpcji, Abs2 jest zmierzoną absorbancją drugiego pomiaru absorpcji, k jest współczynnikiem wzorcowania, który zależy od układu pomiarowego, a F(Abs2) jest funkcją zawierającą stałą część będącą wzorcowaniem dla fotometru oraz zmienną część, która to funkcja zależy od zmierzonej absorbancji drugiego pomiaru absorpcji, przy czym przetwarzanie obejmuje kompensację rozpraszania w próbce, a ta kompensacja zależy od wyniku drugiego pomiaru absorpcji.
9. 9. Układ według zastrz. 8, znamienny tym, że wspomniane źródło światła (10) do emitowania światła, oprawka (12) kuwety i detektor (14) są umieszczone w fotometrze.
10. 10. Układ według zastrz. 9, znamienny tym, że procesor (16) jest umieszczony w fotometrze.
11. 11. Układ według zastrz. 9, znamienny tym, że procesor (16) jest dołączony do fotometru.
12. 12. Układ według zastrz. 8 albo 9, albo 10, albo 11, znamienny tym, że obszar wykrywania detektora (14) ma wymiary takie, że jest wykrywane zasadniczo tylko światło przepuszczane bezpośrednio.
13. 13. Układ według zastrz. 8 albo 9, albo 10, albo 11, albo 12, znamienny tym, że detektor jest umieszczony bliżej niż 10 mm od oprawki próbki.
14. 14. Układ według zastrz. 8 albo 9, albo 10, albo 11, albo 12, albo 13, znamienny tym, że te elementy (10) do emitowania światła zawierają jedno źródło światła, które jest przystosowane do emitowania światła o pierwszej długości fali i emitowania światła o drugiej długości fali.
15. 15. Układ według zastrz. 8 albo 9, albo 10, albo 11, albo 12, albo 13, znamienny tym, że te elementy (10) do emitowania światła zawierają pierwsze źródło światła, które jest przystosowane do emitowania światła o pierwszej długości fali i drugie źródło światła do emitowania światła o drugiej długości fali.
16. 16. Układ według zastrz. 8 albo 9, albo 10, albo 11, albo 12, albo 13, albo 14, albo 15, znamienny tym, że pierwsza długość fali emitowana przez elementy (10) do emitowania światła jest w zakresie 500 - 510 nm, korzystniej przy 506 nm.
17. 17. Układ według zastrz. 8 albo 9, albo 10, albo 11, albo 12, albo 13, albo 14, albo 15, albo 16, znamienny tym, że druga długość fali emitowana przez elementy (10) do emitowania światła jest w zakresie 650 - 1200 nm, korzystniej w zakresie 850 - 910 nm, a najkorzystniej w zakresie 860 - 900 nm.
18. 18. Układ według zastrz. 8 albo 9, albo 10, albo 11, albo 12, albo 13, albo 14, albo 15, albo 16, albo 17, znamienny tym, że oprawka (12) kuwety jest przystosowana do odbioru kuwety, która ima długość toru optycznego mniejszą niż 0,2 mm.
19. 19. Układ według zastrz. 18, znamienny tym, że oprawka (12) kuwety jest przystosowana do odbioru kuwety, która ma długość toru optycznego w zakresie 0,05 - 0,2 mm.
20. 20. Układ według zastrz. 8 albo 9, albo 10, albo 11, albo 12, albo 13, albo 14, albo 15, albo 16, albo 17, albo 18, albo 19, znamienny tym, że ten procesor (16) używa określonego z góry algorytmu do wykonywania tego przetwarzania.