RU2196989C1

RU2196989C1 - Устройство для измерения концентрации клеток крови и определения гемоглобина

Info

Publication number: RU2196989C1
Application number: RU2002103053A
Authority: RU
Inventors: А.Н. Бондарик; З.А. Габбасов; А.И. Егоров; П.В. Филимонов
Original assignee: Общество с ограниченной ответственностью "Альтоника"
Priority date: 2002-02-08
Filing date: 2002-02-08
Publication date: 2003-01-20

Abstract

Изобретение относится к измерительной технике и предназначено для использования при проведении гематологического анализа крови. Устройство содержит проточную камеру для пробы крови, перпендикулярно поверхности которой расположен первый оптический канал. В состав устройства входят также источник когерентного света, первый фотоприемник, первый вычислитель параметров крови, блок измерения средней интенсивности, фильтр высоких частот и блок измерения среднеквадратичного отклонения. В устройство введены модулятор интенсивности светового потока источника когерентного света, источник некогерентного света, второй оптический канал, ось которого параллельна оси первого оптического канала, второй фотоприемник и второй вычислитель. Изобретение позволяет повысить точность определения концентрации клеток крови, а также расширить функциональные возможности за счет измерения концентрации гемоглобина. 1 ил.

Description

Изобретение относится к измерительной технике и предназначено для гематологического анализа (измерения концентрации клеток крови и определения гемоглобина).

Известны методы для измерения концентрации клеток крови, например, такие как оптическая или электронная микроскопия. Эти методы основаны на прямом подсчете клеток крови в специально подготовленных образцах. Однако их отличает невысокая точность измерения концентрации клеток крови из-за невозможности анализа больших популяций клеток крови. Кроме того, методы специальной подготовки образцов весьма трудоемки и не пригодны для экспресс-анализа образцов крови.

Наиболее близкими к заявляемому устройству являются устройства, использующие оптические средства измерения (электрооптические приборы). Они содержат источник светового потока, камеру, служащую для размещения образца крови, просвечивания его световым потоком и перемешивания в процессе измерений, а также фоточувствительный элемент, преобразующий интенсивность светового потока, проходящего через кровь, в электрический сигнал (патенты US 4135818 от 23.01.1979 G 01 N 33/49 В, G 01 N 21/82, US 4066360 от 03.01.1978 А 61 В 5/14, G 01 N 33/86, US 4116564 от 20.09.1978 G ON 21/82, G 01 N 33/49 B).

Общим недостатком, присущим указанному устройству (и аналогичным ему), является крайне низкая точность определения концентрации клеток крови вследствие влияния на результаты определения априори неизвестных размера и формы клеток, а также их оптических характеристик. Кроме того, зависимость показаний электрооптического прибора от поглощения света в крови делает техническую реализацию данных приборов весьма сложной. Чувствительность их также недостаточно высока.

В значительной степени указанные недостатки устраняются в изобретении по патенту US 5071247 от 10.12.1991, G 01 N 33/48. Это устройство содержит камеру для хранения образца крови и механизм для перемешивания клеток крови, источник светового потока, а также фотоприемник, оптически связанный с источником светового потока и предназначенный для преобразования светового потока, проходящего через пробу крови, в электрический сигнал, пропорциональный интенсивности падающего на фотоприемник потока света. При этом к выходу фотоприемника подключены параллельно измеритель средней интенсивности и последовательно соединенные фильтр, подавляющий флюктуации интенсивности, вызванные вращением частиц, имеющих несферическую форму в световом потоке, и измеритель среднеквадратичного отклонения (СКО) σ. Выходы измерителей средней интенсивности и СКО-сигнала подключены к специальному вычислителю, позволяющему определить параметры клеток, указывающие на средние размеры клеток и/или на концентрацию клеток, например тромбоцитов в крови, показания которого регистрируются в блоке записи выходных данных вычислителя.

В частности, в качестве измерителя средней интенсивности может использоваться фильтр нижних частот, а в качестве фильтра, подавляющего флюктуации интенсивности, вызванные вращением частиц, - режекторный фильтр с частотами режекции от 100 до 200 Гц.

Данное устройство является прототипом заявленного изобретения.

Его недостатками являются невысокая точность определения концентрации клеток крови вследствие влияния на результаты измерения крупных конгломератов клеток крови, стромы разрушенных эритроцитов при определении концентрации лейкоцитов и гемоглобина крови и растворенных в воде воздушных пузырей, а также отсутствие возможности измерения такого важного параметра крови, как концентрация гемоглобина.

Заявляемое изобретение направлено на устранение указанных недостатков, а именно на повышение точности определения концентрации клеток крови путем устранения влияния на результаты измерения крупных конгломератов клеток крови, стромы разрушенных эритроцитов при определении концентрации лейкоцитов и гемоглобина крови и растворенных в воде воздушных пузырей, а также на обеспечение возможности измерения наряду с концентрацией различных видов клеток крови, такого важного параметра крови, как концентрация гемоглобина.

Указанная задача решается тем, что в известное устройство для анализа параметров клеток и частиц крови, содержащее камеру для пробы крови, перпендикулярно поверхности которой расположен первый оптический канал, выход которого связан с оптическим входом первого фотоприемника, а также источник когерентного света, например полупроводниковый лазер, первый вычислитель параметров крови, блок измерения средней интенсивности и последовательно соединенные фильтр высоких частот и блок измерения среднеквадратичного отклонения, выход первого фотоприемника подключен к входам блока измерения средней интенсивности и фильтра высоких частот, а выходы блока измерения средней интенсивности и блока измерения среднеквадратичного отклонения подключены соответственно к первому и второму входам первого вычислителя, при этом в устройство дополнительно введены модулятор интенсивности светового потока, установленный между оптическим выходом источника когерентного света и оптическим входом первого оптического канала, и последовательно соединенные источник некогерентного света, второй оптический канал, ось которого параллельна оси первого оптического канала, и второй фотоприемник, к выходу которого подключен второй вычислитель.

Устройство для измерения концентрации клеток крови и определения гемоглобина показано на чертеже. На ней обозначено: 1 - проточная камера для пробы крови; 2 - блок для формирования потока крови; 3 - первый оптический канал; 4 - второй оптический канал; 5 - источник когерентного света; 6 - модулятор светового потока; 7 - первый фотоприемник; 8 - первый вычислитель; 9 - блок измерения средней интенсивности; 10 - фильтр высоких частот; 11 - блок измерения СКО; 12 - источник некогерентного света; 13 - второй фотоприемник; 14 - второй вычислитель.

Особенностью заявленного устройства является наличие в нем общей проточной камеры для измерения концентрации клеток крови и определения гемоглобина, осуществляемых с помощью двух фотометрических каналов, оптические оси которых перпендикулярны оси проточной камеры и параллельны друг другу.

Первый фотометрический канал состоит из последовательно расположенных источника когерентного света, модулятора светового потока, первого оптического канала и первого фотоприемника. Второй фотометрический канал состоит из последовательно расположенных источника некогерентного света, второго оптического канала и второго фотоприемника.

Электрические сигналы с выходов первого и второго фотометрических каналов используются для оценки соответственно концентрации различных видов клеток крови и определения гемоглобина.

Заявленное устройство работает следующим образом.

Образец (проба) крови помещается в проточную камеру 1. Блок 2 для формирования потока крови создает движение клеток крови в проточной камере 1, благодаря чему они пересекают вначале первый оптический канал 3, а затем второй оптический канал 4.

На входе первого оптического канала 3 с помощью источника когерентного света 5 и модулятора светового потока 6 создается световой поток, распределение интенсивности которого по фронту является периодической функцией с некоторым периодом d. Оптимальным является значение d порядка нескольких диаметров исследуемых клеток или частиц крови (лейкоцитов, эритроцитов, тромбоцитов). По первому оптическому каналу 3 этот световой поток попадает в проточную камеру 1. При перемещении клеток крови по фронту падающей волны световой поток модулируется за счет рассеяния и/или поглощения частицами крови. Световой поток, прошедший через исследуемый материал, по первому оптическому каналу 3 преобразуется в электрический сигнал в первом фотоприемнике 7, с выхода которого поступает в электрическую схему, служащую для анализа характеристик электрического сигнала, формируемого первым фотоприемником 7, в соответствии с пространственным спектром когерентного оптического сигнала, прошедшего через исследуемый материал.

Указанная схема содержит первый вычислитель 8, к первому и второму входам которого подключены соответственно выход блока 9 измерения средней интенсивности и выход цепи из последовательно включенных фильтра высоких частот 10 и блока измерения СКО 11. В вычислителе 8 по оптической экстинкции Е и СКО σ рассчитывается концентрация различных видов клеток и/или частиц крови.

При этом как теоретически, так и экспериментально показано (см., например, публикацию в журнале "Platelets", 1992, 3, pp. 281-282), что, несмотря на применение оптических преобразований, выходные результаты не зависят от оптических свойств исследуемых клеток.

Это определяется тем, что оптическая экстинкция Е для светового потока, проходящего через образец крови, прямо пропорциональна концентрации клеток N:

где К - эффективный коэффициент рассеяния;
S - площадь поперечной поверхности клеток или частиц;
L - длина светового пути;
N - концентрация клеток или частиц, то есть их количество в оптическом канале объемом V.

Когда размер оптического канала значительно меньше объема исследуемого образца крови и образец постоянно перемешивается, то статистика изменения количества частиц в оптическом канале описывается законом Пуассона. Соответственно дисперсия флюктуации количества частиц равна их среднему количеству.

Легко показать, что при этом СКО флюктуации светового потока σ определяется выражением:

Из сравнения выражений (1) и (2) следует, что количество частиц N, находящихся в оптическом канале, равно

. Соответственно параметры, описывающие физические (S) и оптические (К) свойства исследуемых частиц, компенсируются и не влияют на результаты измерений.

Во втором фотометрическом канале источник некогерентного света 12, излучающий в диапазоне 530-550 нм (например, светодиод), с помощью второго оптического канала 4 создает в проточной камере 1 световое поле, используемое для определения гемоглобина с помощью цианметгемиглобинового метода. Чем больше концентрация гемоглобина в крови, тем сильнее оптическая экстинкция (затухание) цианметгемиглобина в вышеуказанном диапазоне волн. Эту зависимость фиксирует второй фотоприемник 13, по сигналу с выхода которого во втором вычислителе 14 рассчитывается концентрация гемоглобина в исследуемой пробе.

Таким образом, совокупность признаков устройства-прототипа и отличительных признаков заявленного устройства обеспечивают решение поставленной задачи, что позволяет классифицировать указанную совокупность признаков как изобретение.

Claims

Устройство для измерения концентрации клеток крови и определения гемоглобина, содержащее камеру для пробы крови, перпендикулярно к оси которой расположена оптическая ось первого фотометрического канала, включающее источник когерентного света, например полупроводниковый лазер, и первый оптический канал, выход которого связан с оптическим входом первого фотоприемника, к выходу которого подключены блок измерения средней интенсивности и последовательно соединенные фильтр высоких частот и блок измерения среднеквадратичного отклонения, при этом выходы блоков измерения средней интенсивности и среднеквадратичного отклонения подключены, соответственно, к первому и второму входам первого вычислителя, отличающееся тем, что камера выполнена проточной, между оптическим выходом источника когерентного света и оптическим входом первого оптического канала установлен модулятор интенсивности светового потока и перпендикулярно к оси камеры и параллельно оптической оси первого фотометрического канала размещена оптическая ось второго фотометрического канала, включающего последовательно соединенные источник когерентного света, второй оптический канал и второй фотоприемник с подключенным к нему вторым вычислителем.