RU2426990C1 - Method of optical analysis of thrombocyte aggregation - Google Patents
Method of optical analysis of thrombocyte aggregation Download PDFInfo
- Publication number
- RU2426990C1 RU2426990C1 RU2009142545/15A RU2009142545A RU2426990C1 RU 2426990 C1 RU2426990 C1 RU 2426990C1 RU 2009142545/15 A RU2009142545/15 A RU 2009142545/15A RU 2009142545 A RU2009142545 A RU 2009142545A RU 2426990 C1 RU2426990 C1 RU 2426990C1
- Authority
- RU
- Russia
- Prior art keywords
- sample
- capillary
- light beam
- volume
- displacement
- Prior art date
Links
Images
Abstract
Description
Изобретение относится к медицинской технике, а именно к оптическим способам исследования свойств клеток крови путем измерения светопропускания.The invention relates to medical equipment, namely to optical methods for studying the properties of blood cells by measuring light transmission.
Из достигнутого уровня техники известны различные способы анализа агрегации тромбоцитов (см., например, Смоляницкий А.Я. Методы исследования системы гемостаза // Лабораторные методы исследования в клинике: Справочник / Под ред. В.В.Меньшикова. - М.: Медицина, 1987, с.152-154). Эти способы основаны на прямом подсчете числа тромбоцитов и определении распределения их агрегатов по размерам, вследствие чего характеризуются значительной трудоемкостью.From the achieved level of technology, various methods are known for analyzing platelet aggregation (see, for example, Smolyanitsky A.Ya. Methods for studying the hemostasis system // Laboratory research methods in the clinic: Reference book / Edited by V.V. Menshikov. - M .: Medicine, 1987, p. 152-154). These methods are based on a direct calculation of the number of platelets and determining the size distribution of their aggregates, as a result of which they are characterized by considerable laboriousness.
Известен способ оптического анализа агрегации тромбоцитов, согласно которому проводят прокачку пробы крови по замкнутому контуру, формируют измерительный оптический канал путем освещения участка контура, выделяют две компоненты рассеянного излучения в двух угловых интервалах, а о размерах агрегатов судят по соотношению величины измеренных сигналов (см. патент US 6043871, Solen et al., 28.03.2000). Однако результат измерений зависит не только от размеров агрегатов, но и их формы, которая априори неизвестна.There is a method of optical analysis of platelet aggregation, according to which a blood sample is pumped in a closed circuit, a measuring optical channel is formed by illuminating a portion of the circuit, two scattered radiation components are isolated in two angular intervals, and the size of the aggregates is judged by the ratio of the measured signals (see patent US 6043871, Solen et al., March 28, 2000). However, the measurement result depends not only on the size of the aggregates, but also on their shape, which is a priori unknown.
Известен оптический способ анализа агрегации тромбоцитов, при котором одновременно измеряют светопропускание исследуемой пробы и пробы сравнения, содержащей обедненную тромбоцитами плазму, и по величине разности измеренных сигналов судят о степени агрегации (US 3989382, Kent et al., 02.11.1976). Основной недостаток способа - невозможность определения размера агрегатов, поскольку оптическая плотность крови неоднозначно связана с размером образующихся агрегатов. Так, возможны случаи, когда две пробы различаются количеством вошедших в агрегаты тромбоцитов и размером образовавшихся агрегатов, но обладают одинаковой величиной оптической плотности. Кроме того, на оптическую плотность существенное влияние оказывает форма тромбоцитов. Переход тромбоцитов от плоских дисков к округлой форме приводит к изменению оптической плотности на 30-40%.There is an optical method for the analysis of platelet aggregation, in which the light transmission of the test sample and the comparison sample containing platelet-poor plasma are simultaneously measured, and the degree of aggregation is judged by the magnitude of the difference of the measured signals (US 3989382, Kent et al., 02.11.1976). The main disadvantage of this method is the inability to determine the size of the aggregates, since the optical density of the blood is ambiguously related to the size of the formed aggregates. So, there may be cases when two samples differ in the number of platelets entering the aggregates and the size of the formed aggregates, but they have the same optical density. In addition, platelet shape has a significant effect on optical density. The transition of platelets from flat discs to a rounded shape leads to a change in optical density by 30-40%.
Известен также способ оптического анализа агрегации тромбоцитов, согласно которому через оптическую кювету с пробой крови пропускают узкий пучок света, и фотоприемником регистрируют прошедший сигнал, при этом одновременно посредством магнитной мешалки проводят перемешивание образца. Из сигнала фотоприемника выделяют постоянную и переменную составляющие, определяют среднюю интенсивность света, прошедшего через пробу, и его среднее квадратическое отклонение. Размер агрегатов определяют исходя из величины квадрата отношения среднего квадратического отклонения интенсивности света к его средней интенсивности (патент US 5071247, Markosian et al., 12.10.1991, - прототип). Однако прототип имеет следующие недостатки:There is also a method for optical analysis of platelet aggregation, according to which a narrow beam of light is passed through an optical cell with a blood sample, and the transmitted signal is recorded by a photodetector, while the sample is mixed with a magnetic stirrer. The constant and variable components are isolated from the photodetector signal, the average intensity of the light passing through the sample and its mean square deviation are determined. The size of the aggregates is determined based on the square of the ratio of the mean square deviation of the light intensity to its average intensity (patent US 5071247, Markosian et al., 12.10.1991, prototype). However, the prototype has the following disadvantages:
а) невысокую достоверность определения параметров агрегации, поскольку мешалка не обеспечивает равномерного перемешивания по всему объему пробы, а это приводит к неравномерному распределению агрегатов по высоте кюветы. При этом степень неравномерности увеличивается за счет оседания более крупных частиц в донную часть кюветы. Результаты измерений будут зависеть как от положения пучка света оптического канала, так и соотношения между геометрическими размерами канала и кюветы, а следовательно, не адекватны реальному процессу;a) the low reliability of determining the parameters of aggregation, since the mixer does not provide uniform mixing throughout the sample volume, and this leads to an uneven distribution of aggregates along the height of the cell. In this case, the degree of unevenness increases due to the sedimentation of larger particles in the bottom of the cell. The measurement results will depend both on the position of the light beam of the optical channel and the relationship between the geometric dimensions of the channel and the cell, and therefore are not adequate to the real process;
б) недостаточно высокую точность измерений из-за изменений интенсивности пучка света, обусловленных нестабильностью источника во времени, его старения, а также вследствие замены;b) insufficiently high accuracy of measurements due to changes in the intensity of the light beam due to the instability of the source over time, its aging, and also due to replacement;
в) значительный объем образца - не менее 0,5 мл.c) a significant sample volume is not less than 0.5 ml.
Настоящее изобретение направлено на решение технической задачи по повышению достоверности определения параметров агрегации тромбоцитов при одновременном повышении точности измерений и возможности использования проб объемом от 50 до 100 мкл.The present invention is aimed at solving the technical problem of increasing the reliability of determining the parameters of platelet aggregation while increasing the accuracy of measurements and the possibility of using samples with a volume of from 50 to 100 μl.
Поставленная цель достигается тем, что способ анализа агрегации тромбоцитов, включает преобразование фотоприемником интенсивности пучка света, прошедшего измерительный оптический канал, в электрический сигнал в условиях перемешивания пробы крови в сосуде и вычисление параметров агрегации.This goal is achieved by the fact that the method of analysis of platelet aggregation includes the conversion of the intensity of a light beam transmitted through a measuring optical channel into a electrical signal under conditions of mixing a blood sample in a vessel and calculating the aggregation parameters.
Отличие способа состоит в том, что перемешивание осуществляют посредством периодического всасывания части пробы из сосуда в капилляр с последующим ее вытеснением обратно в сосуд. Преобразуют интенсивность пучка света, прошедшего через участок капилляра, являющийся измерительным каналом и соответствующий двукратному пересечению упомянутого участка мениском пробы в каждый период ее всасывания и вытеснения, в электрический сигнал, из которого выделяют импульсы, каждый из которых образован в результате пересечения пробой светового пучка в соответствующий каждому импульсу период всасывания и вытеснения пробы. Измеряют среднее значение амплитуды Uc каждого импульса относительно уровня составляющей электрического сигнала, предшествующей его переднему фронту, вычисляют ее среднее квадратическое отклонение σ, а о среднем размере агрегатов тромбоцитов судят по величине квадрата отношения σ/Uc.The difference of the method is that the mixing is carried out by periodically sucking part of the sample from the vessel into the capillary, followed by its displacement back into the vessel. The intensity of the light beam passing through the portion of the capillary, which is the measuring channel and corresponding to the twofold intersection of the said portion with the meniscus of the sample during each period of its absorption and displacement, is converted into an electrical signal from which pulses are emitted, each of which is formed as a result of the crossing of the light beam into the corresponding each impulse the period of absorption and displacement of the sample. The average value of the amplitude U c of each pulse is measured relative to the level of the component of the electrical signal preceding its leading edge, its mean square deviation σ is calculated, and the average size of platelet aggregates is judged by the square of the ratio σ / U c .
Способ может характеризоваться тем, что периодическое всасывание и вытеснение пробы осуществляют посредством замкнутой камеры переменного объема.The method can be characterized in that periodic suction and displacement of the sample is carried out by means of a closed chamber of variable volume.
Способ может характеризоваться и тем, что максимальный объем V1 пробы крови, находящейся в капилляре в процессе измерений, составляет V1=(0,96-0,98)V0, где V0 - объем пробы.The method can be characterized by the fact that the maximum volume V 1 of the blood sample in the capillary during the measurement is V 1 = (0.96-0.98) V 0 , where V 0 is the sample volume.
Способ может характеризоваться также тем, что периодическому всасыванию и вытеснению подвергают часть пробы, составляющую не менее 0,9V1 от ее объема.The method may also be characterized in that a portion of the sample comprising at least 0.9V 1 of its volume is subjected to periodic absorption and displacement.
Технический результат состоит в повышении равномерности перемешивания малого объема образцов (от 50 до 100 мкл) и исключении влияния на результаты измерений светопропускания стенок капилляра и нестабильности интенсивности пучка света.The technical result consists in increasing the uniformity of mixing a small volume of samples (from 50 to 100 μl) and eliminating the influence on the results of measurements of light transmission of the walls of the capillary and the instability of the intensity of the light beam.
Преимущество патентуемого способа перед прототипом состоит в том, что принудительное периодическое всасывание и вытеснение части пробы из капилляра в сосуд обеспечивает перемешивание образца. На этапе вытеснения обеспечивается струйное затопленное истечение из капилляра в сосуд, сопровождающееся турбулентным перемешиванием всего исследуемого образца крови, который к тому же в 5-10 раз меньше, чем в прототипе. Этот же эффект (хотя и в меньшей степени) будет иметь место и при перемещении образца в самом капилляре при неустановившемся режиме течения.The advantage of the patented method over the prototype is that the forced periodic absorption and displacement of the sample from the capillary into the vessel provides mixing of the sample. At the stage of displacement, a jet flooded outflow from the capillary into the vessel is provided, accompanied by turbulent mixing of the entire blood sample, which is also 5-10 times less than in the prototype. The same effect (albeit to a lesser extent) will also occur when the sample is moved in the capillary itself under an unsteady flow regime.
Другое преимущество состоит в том, что за счет периодического перемещения части пробы по капилляру обеспечивается двукратное сканирование значительной части пробы световым пучком. Вследствие этого достигается повышение достоверности определения параметров агрегации тромбоцитов.Another advantage is that due to the periodic movement of part of the sample through the capillary, a double scanning of a significant part of the sample with a light beam is provided. As a result of this, an increase in the reliability of determining the parameters of platelet aggregation is achieved.
Благодаря тому что световой пучок проходит через участок капилляра, соответствующий двукратному пересечению мениском пробы в каждый период ее всасывания и вытеснения, электрический сигнал на выходе фотопреобразователя содержит предшествующую переднему фронту каждого импульса составляющую, относительно уровня которой среднее значение амплитуды импульса не зависит ни от интенсивности пучка света, направленного на капилляр, ни от светопропускания его стенок, а зависит только от оптических параметров образца. Следствием этого является повышение точности измерений патентуемым способом. Достаточность малого объема образцов от 50 до 100 мкл расширяет возможности метода.Due to the fact that the light beam passes through the portion of the capillary corresponding to the double intersection of the meniscus of the sample during each period of its absorption and displacement, the electric signal at the output of the photoconverter contains a component preceding the leading edge of each pulse, the level of which the average value of the pulse amplitude does not depend on the intensity of the light beam directed to the capillary, neither from the light transmission of its walls, but depends only on the optical parameters of the sample. The consequence of this is to increase the accuracy of measurements in a patented way. The sufficiency of a small volume of samples from 50 to 100 μl expands the capabilities of the method.
Сущность изобретения поясняется конкретными примерами, которые, однако, не являются единственно возможными, но наглядно демонстрируют возможность достижения указанных выше технических результатов патентуемой совокупностью признаков.The invention is illustrated by specific examples, which, however, are not the only possible, but clearly demonstrate the ability to achieve the above technical results with a patentable combination of features.
На фиг.1 изображена принципиальная схема оптического анализатора для осуществления патентуемого способа; на фиг.2 - то же, но другой пример выполнения сосуда для пробы крови; на фиг.3 - временная зависимость объема замкнутой камеры переменного объема; на фиг.4 - временная зависимость электрического сигнала (для наглядности инвертированного) на выходе фотопреобразователя; на фиг.5, 6 - экспериментально полученные временные зависимости соответственно светопропускания и среднего размера агрегатов.Figure 1 shows a schematic diagram of an optical analyzer for implementing the patented method; figure 2 is the same, but another example of a vessel for a blood sample; figure 3 - time dependence of the volume of a closed chamber of variable volume; figure 4 - time dependence of the electrical signal (for clarity, inverted) at the output of the photoconverter; figure 5, 6 - experimentally obtained time dependences, respectively, of the light transmission and the average size of the aggregates.
Оптический анализатор (фиг.1) для осуществления патентуемого способа содержит сосуд 1 для размещения в нем пробы 2 крови, термостат 3, капилляр 4, выполненный в виде трубки из оптически прозрачного материала (стекла, кварца) с узким каналом, диаметр которого 0,2-1 мм, замкнутую камеру 7 переменного объема, привод 8 возвратно-поступательного перемещения, блок 9 управления приводом 8, датчик 10 уровня, источник 11 света, формирующие оптические системы 12, 13, фотопреобразователь 14, аналого-цифровой преобразователь (АЦП) 15 и компьютер 16.The optical analyzer (figure 1) for implementing the patented method comprises a
Сосуд 1 помещен в термостат 3, а первый конец капилляра 4 размещен в полости сосуда 1 с обеспечением его контакта с пробой 2. Капилляр 4 сообщается с полостью замкнутой камеры 7 посредством трубки 17, надетой на его второй конец. В простейшем случае одна из стенок замкнутой камеры 7 выполнена в виде поршня, шток 18 которого соединен с приводом 8 возвратно-поступательного перемещения. Вместо поршня может быть использована мембрана (диафрагма), которая жестко закреплена по всему своему периметру, аналогично тому, как это реализовано в мембранных (диафрагменных) насосах. Первый выход блока 9 соединен с управляющим входом привода 8 возвратно-поступательного перемещения. Датчик 10 уровня, предпочтительно, выполнен в виде оптоэлектронной пары, а именно светодиода 19 и фотоприемника 20, которые расположены напротив друг друга и по обе стороны капилляра 4. В принципе, в качестве датчика 10 уровня могут быть использованы и другие известные из уровня техники, предпочтительно бесконтактные, датчики уровня. Датчик 10 уровня установлен на расстоянии L от торца первого конца капилляра 4, которое определяется из соотношения: L=V1/S, где V1 - максимальный объем пробы 2, которая в процессе измерений находится в капилляре 4, S - площадь поперечного сечения канала капилляра. Выход датчика 10 уровня соединен с управляющим входом блока 9, второй выход которого связан для синхронизации работы анализатора с компьютером.The
Источник 11 света (светодиод, полупроводниковый лазер и т.п.), формирующая оптическая система 12 (в простейшем случае линза 21), капилляр 4, приемная оптическая система 13 (в простейшем случае линза 22) и фотопреобразователь 14 расположены последовательно вдоль общей оптической оси 23, пересекающей ось капилляра 4 на расстоянии Н от торца его первого конца. Свет от источника 11 света с помощью формирующей оптической системы 12 преобразуется в пучок света, распространяющийся в направлении к капилляру 4 и имеющий параметры, обеспечивающие образование в капилляре 4 (в его канале) измерительного оптического канала 24. В представленном на фиг.1 случае пучок света является сходящимся на ось капилляра 4. В принципе, в качестве формирующей оптической системы 12 может быть использован коллиматор, обеспечивающий формирование узкого параллельного пучка света. Прошедший через капилляр 4 свет собирается с помощью приемной оптической системы 13 и направляется на фотопреобразователь 14, выход которого через АЦП 15 соединен с компьютером 16.The light source 11 (LED, semiconductor laser, etc.), the forming optical system 12 (in the simplest case, the lens 21), the
Оптический анализатор (фиг.2) содержит сосуд 25 для размещения пробы 2 крови, при этом сосуд 25 выполнен сужающимся книзу (предпочтительно в виде воронки) с отверстием в дне. Первый конец капилляра 4 герметично закреплен в отверстии дна сосуда 25. Аналогично тому, как описано выше для варианта фиг.1, капилляр 4 сообщается с полостью замкнутой камеры 7 посредством трубки 17, надетой на второй его конец, одна из стенок замкнутой камеры 7 выполнена в виде поршня, шток которого соединен с приводом 8 возвратно-поступательного перемещения. Датчик 10 уровня установлен также на расстоянии L от торца первого конца капилляра 4, а его выход соединен с управляющим входом блока 9. Кроме того, образующие передающий тракт источник 11 света и формирующая оптическая система 12, а также образующие приемный тракт приемная оптическая система 13 и фотопреобразователь 14 расположены на оптической оси 23, пересекающей ось капилляра 4 на расстоянии Н от торца его первого конца. Выход фотопреобразователя 14, так же как и в варианте на фиг.1, соединен через АЦП 15 с компьютером 16, первый выход блока 9 соединен с управляющим входом привода 8, а второй выход связан с компьютером 16.The optical analyzer (figure 2) contains a
Представленный на фиг.2 оптический анализатор содержит также дополнительный датчик 26 уровня, выход которого соединен с дополнительным управляющим входом блока 9. Дополнительный датчик 26 уровня выполнен аналогично датчику 10 и установлен на расстоянии L1=(V1-V2)/S от торца первого конца капилляра 4, где V2 - объем пробы 2, которая вытесняется из капилляра 4 обратно в сосуд 25. Время на фиг.3, 4 обозначено буквой t.The optical analyzer shown in FIG. 2 also contains an
При использовании оптического анализатора, представленного на фиг.1, способ оптического анализа агрегации тромбоцитов осуществляется следующим образом.When using the optical analyzer shown in figure 1, the method of optical analysis of platelet aggregation is as follows.
Подготовленную для исследования пробу 2 крови объемом V0 помещают в сосуд 1, предпочтительно выполненный сужающимся книзу. Первый конец капилляра 4 погружают в пробу 2 с обеспечением минимально возможного зазора между торцом его первого конца и дном сосуда 1. В результате обеспечивается контакт между находящейся в сосуде 1 исследуемой пробой 2 и первым концом капилляра 4. Со стороны второго конца капилляр 4 посредством трубки 17 сообщается с полостью замкнутой камеры 7 переменного объема. Капилляр 4 предпочтительно размещают вертикально, поскольку при его наклонном или горизонтальном положениях под действием силы тяжести возможно оседание тромбоцитов и/или их агрегатов на стенки канала, что соответственно приведет к погрешности в измерениях.Prepared for the study, a
Далее, в соответствии с выбранным максимальным количеством пробы 2, которая в процессе измерения находится в капилляре 4, устанавливают датчик 10 уровня на расстоянии L от торца первого конца капилляра 4, которое определяется из соотношения: L=V1/S, где V1=(0,9-1,0)V0 - максимальный объем пробы 2 крови, находящейся в капилляре 4 в процессе измерений.Further, in accordance with the selected maximum amount of
При выборе соотношения между V1 и V0 необходимо иметь в виду следующее. При V1=V0 возможно образование пузырьков воздуха при истечении пробы 2 из капилляра 4 в сосуд 1. При V1<0,9V0 существенно уменьшается исследуемый на светопропускание объем (V1-H·S) пробы 2, что приводит к снижению достоверности результатов измерений. Проведенные исследования показали, что оптимальным является соотношение V1=(0,96-0,98)V0, обеспечивающее, с одной стороны, несущественное уменьшение исследуемой на светопропускание части пробы 2, а с другой стороны, гарантированно безпузырьковое истечение пробы 2 из капилляра 4 обратно в сосуд 1.When choosing the ratio between V 1 and V 0 it is necessary to keep in mind the following. At V 1 = V 0 , air bubbles can form when
После этого осуществляют настройку блока 9 таким образом, чтобы на этапе, соответствующем уменьшению объема замкнутой камеры 7, происходило неполное вытеснение из капилляра 4 обратно в сосуд 1 исследуемой пробы 2, а именно V2=(0,9-0,995)V1. Благодаря этому не происходит образования пузырьков воздуха в самом капилляре 4. Здесь необходимо отметить, что при образовании в капилляре 4 пузырьков воздуха осуществление патентуемого способа становится невозможным. Что касается приведенного выше соотношения между V1 и V2, то при V2<0,9V1 существенно уменьшается исследуемая на светопропускание часть пробы 2, поскольку с увеличением разности между V1 и V2 увеличивается и значение Н. Это приводит к снижению достоверности результатов измерений. Реализация же условия V2>0,995V1 представляет собой трудновыполнимую техническую задачу.After that, the
Затем формируют измерительный оптический канал 24 путем пропускания сформированного, например сфокусированного (конического), пучка света через участок капилляра 4, расположенный на расстоянии Н от торца его первого конца, при этом Н должно быть больше значения (V1-V2)/S. Иными словами, расстояние между торцом первого конца капилляра 4 и мениском исследуемой пробы 2 крови в нем на момент окончания этапа, соответствующего уменьшению объема замкнутой камеры 7, должно быть меньше Н. Прошедший через капилляр 4 свет собирают с помощью приемной оптической системы 13, а затем направляют его на фотопреобразователь 14, преобразующий прошедший через капилляр 4 свет в электрический сигнал.Then, a measuring
При оптическом анализе агрегации тромбоцитов в пробе 2 (т.е. при определении степени агрегации тромбоцитов в ходе спонтанной агрегации или после воздействия индукторов) периодически изменяют объем Vk камеры 7 (фиг.3), например, по линейному закону. Одновременно с помощью фотопреобразователя 14 преобразуют прошедший через капилляр 4 свет в электрический сигнал U(t). На момент, соответствующий минимальному объему Vk min камеры 7, сигнал на выходе датчика 10 отсутствует. Уровень сигнала на выходе фотопреобразователя 14 определяется интенсивностью пучка света, направленного на капилляр 4, а также светопропусканием его стенок, поскольку в рассматриваемый момент времени мениск исследуемого образца 2 расположен ближе к торцу первого конца капилляра, чем измерительный канал 24. Рассмотренный выше момент времени относится к началу этапа увеличения объема камеры 7. Далее, по мере увеличения объема камеры 7 происходит всасывание пробы 2 из сосуда в капилляр 4, а следовательно, увеличение расстояния между торцом капилляра 4 и мениском 30 пробы в нем.In the optical analysis of platelet aggregation in sample 2 (i.e., when determining the degree of platelet aggregation during spontaneous aggregation or after exposure to inductors), the volume V k of chamber 7 is periodically changed (Fig. 3), for example, according to a linear law. At the same time, with the help of a
После прохождения мениском 30 канала 24 (при t1>t2, фиг.3, 4) величина сигнала будет определяться не только интенсивностью пучка света, направленного на капилляр 4, и светопропусканием его стенок, но и светопропусканием той дозы крови, которая в соответствующий момент времени находится в пределах границ канала 24. Таким образом, начиная с момента времени t1 за счет увеличения объема камеры 7 осуществляется непрерывное пропускание пробы через канал 24. В момент времени t2 (соответствующий окончанию этапа увеличения объема камеры до Vk max, фиг.3) мениск 30 пробы находится на уровне, соответствующем, с одной стороны, расстоянию L от торца капилляра 4, а с другой, максимальному объему V1 пробы в процессе осуществления измерений. Таким образом, на этапе увеличения объема камеры 7 за интервал времени (t2-t1) через измерительный оптический канал пропускается объем (V1-H·S) пробы 2.After
В момент времени t2, соответствующий окончанию этапа увеличения объема камеры 7, срабатывает датчик 10 уровня, и соответствующий сигнал с его выхода подается на управляющий вход блока 9. В блоке 9 формируется сигнал, обеспечивающий реверс привода 8, т.е. переход к этапу, соответствующему уменьшению объема камеры 7. Происходит вытеснение пробы 2 в сосуд 1, а следовательно, уменьшение расстояния между мениском 30 и торцом капилляра 4. Таким образом, начиная с момента времени t2 происходит вытеснение той же порции, величиной (V1-H·S), через измерительный канал 24, но в обратном направлении. В момент времени t3 (см. фиг.3, 4) мениск 30 достигнет канала 24. После прохождения мениском 30 канала 24 уровень сигнала на выходе фотопреобразователя 14 вновь будет определяться только интенсивностью пучка света, направленного на капилляр 4, и светопропусканием его стенок вплоть до момента времени t4, соответствующего достижению объемом замкнутой камеры 7 вновь минимального объема Vk min. Таким образом, за период Т измерения объема формируется импульс с вершиной, имеющей вид реализации случайного процесса длительностью (t3-t1). Вид вершины импульса обусловлен флуктуациями числа частиц (тромбоцитов и/или их агрегатов) в измерительном канале 24 при протекании через него пробы 2. Далее описанный выше цикл повторяется в каждом периоде Т, и на выходе фотопреобразователя 14 имеет место периодическая последовательность импульсов. Безусловное преимущество перед прототипом состоит в том, что электрический сигнал содержит предшествующую переднему фронту каждого импульса составляющую, относительно уровня которой среднее значение амплитуды Uc соответствующего ей импульса не зависит ни от интенсивности пучка света, направленного на капилляр, ни от светопропускания стенок капилляра 4. Сигнал с выхода фотопреобразователя 14 подается на АЦП 15, с выхода которого оцифрованный сигнал поступает в компьютер 16. Последний обеспечивает вычисление среднего значения амплитуды Uc каждого импульса относительно уровня составляющей электрического сигнала, предшествующей переднему фронту этого импульса, а также среднее квадратическое отклонение σ относительно среднего значения амплитуды импульса. Далее, аналогично тому, как это имеет место в прототипе, вычисляется величина квадрата отношения σ/Uc, но для каждого импульса в отдельности. На основании величины (σ/Uc)2 выносят суждение о среднем размере тромбоцитов и/или их агрегатов в соответствующем каждому импульсу интервале времени. В предпочтительном воплощении способа перед измерением Uc каждого импульса дополнительно выделяют его часть, которая расположена симметрично относительно его переднего и заднего фронтов. При этом исключаемые при обработке сигналов интервалы времени, один из которых непосредственно следует за передним фронтом, а другой, равный ему, предшествует заднему фронту каждого выделенного импульса, соответствуют времени, которое необходимо для пересечения измерительного оптического канала долей (V1-V2) пробы, постоянно находящейся в капилляре. Это обеспечивает дополнительное повышение достоверности результатов измерений в случае, когда невозможно обеспечить малую величину (V1-V2).At time t 2 , which corresponds to the end of the stage of increasing the volume of
В анализаторе (фиг.2) используется сосуд 25, первый конец капилляра герметично закрепляют в отверстии дна сосуда, при этом капилляр 4 со стороны его второго конца сообщается с полостью замкнутой камеры 7. Аналогично ранее описанному варианту устанавливают датчик 10 на расстоянии L от торца капилляра 4, которое определяется из соотношения L=V1/S. После этого на расстоянии (V1-V2)/S устанавливают дополнительный датчик 26 уровня, благодаря чему по сравнению с вариантом фиг.1 отпадает необходимость в настройке блока 9 таким образом, чтобы на этапе уменьшения объема камеры 7 происходило вытеснение из капилляра 4 количества исследуемого образца крови объемом V2=(0,9-0,995)V1. В данном варианте реверс привода 8 в момент времени t4 (фиг.3) будет осуществляться автоматически, а именно по сигналу с выхода дополнительного датчика 26 уровня, который подается на дополнительный управляющий вход блока 9. В остальном оптический анализ агрегации тромбоцитов осуществляется аналогично тому, как описано в предыдущем варианте.In the analyzer (Fig. 2), a
В таблице приведены данные, подтверждающие повышение достоверности измерений среднего размера агрегатов тромбоцитов патентуемым способом по сравнению с прототипом и прямой микроскопией. Использовались пробы из одного и того же образца.The table shows data confirming the increase in the reliability of measurements of the average size of platelet aggregates by the patented method in comparison with the prototype and direct microscopy. Samples from the same sample were used.
На фиг.5 и 6 для наглядности приведен вид типичных экспериментальных зависимостей светопропускания и среднего размера агрегатов от времени в пробе крови.Figures 5 and 6 show for illustrative purposes a view of typical experimental dependences of light transmission and the average size of aggregates on time in a blood sample.
При необходимости полученные параметры Uc и σ могут быть использованы для определения концентрации тромбоцитов. Для этого необходимо провести измерения на дополнительном образце, в котором отсутствуют тромбоциты. В этом случае величина М, пропорциональная концентрации тромбоцитов, определяется из выражения:If necessary, the obtained parameters U c and σ can be used to determine the concentration of platelets. For this, it is necessary to take measurements on an additional sample in which there are no platelets. In this case, the value of M, proportional to the concentration of platelets, is determined from the expression:
M=[(lnUc1-lnUc)·Uc/σ]2,M = [(lnU c1 -lnU c ) · U c / σ] 2 ,
где Uc1 - среднее значение амплитуды импульсов при измерении дополнительного образца крови.where U c1 is the average value of the amplitude of the pulses when measuring an additional blood sample.
Claims (4)
отличающийся тем, что
перемешивание осуществляют посредством периодического всасывания части пробы из сосуда в капилляр с последующим ее вытеснением обратно в сосуд,
преобразуют интенсивность пучка света, прошедшего через участок капилляра, находящийся в измерительном канале и соответствующий двукратному пересечению упомянутого участка мениском пробы в каждый период ее всасывания и вытеснения, в электрический сигнал, из которого выделяют импульсы, образованные в результате пересечения пробой светового пучка в каждый период всасывания и вытеснения пробы,
измеряют среднее значение амплитуды Uc каждого импульса относительно уровня составляющей электрического сигнала, предшествующей его переднему фронту, вычисляют ее среднее квадратическое отклонение σ, а о среднем размере агрегатов тромбоцитов судят по величине квадрата отношения σ/Uc.1. The method of analysis of platelet aggregation, including the conversion by a photodetector of the intensity of a light beam transmitted through a measuring optical channel into an electrical signal under conditions of mixing a blood sample in a vessel and calculating the aggregation parameters,
characterized in that
mixing is carried out by periodically absorbing part of the sample from the vessel into the capillary, followed by its displacement back into the vessel,
the intensity of the light beam transmitted through the portion of the capillary located in the measuring channel and corresponding to the twofold intersection of the said portion with the meniscus of the sample during each period of its absorption and displacement is converted into an electrical signal from which pulses are generated resulting from the intersection of the breakdown of the light beam in each suction period and sample displacement,
measure the average value of the amplitude U c of each pulse relative to the level of the component of the electrical signal preceding its leading edge, calculate its mean square deviation σ, and judge the average size of platelet aggregates by the square of the ratio σ / U c .
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| RU2009142545/15A RU2426990C1 (en) | 2009-11-19 | 2009-11-19 | Method of optical analysis of thrombocyte aggregation |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| RU2009142545/15A RU2426990C1 (en) | 2009-11-19 | 2009-11-19 | Method of optical analysis of thrombocyte aggregation |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| RU2009142545A RU2009142545A (en) | 2011-05-27 |
| RU2426990C1 true RU2426990C1 (en) | 2011-08-20 |
Family
ID=44734406
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| RU2009142545/15A RU2426990C1 (en) | 2009-11-19 | 2009-11-19 | Method of optical analysis of thrombocyte aggregation |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| RU (1) | RU2426990C1 (en) |
Cited By (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| RU2516193C2 (en) * | 2012-05-14 | 2014-05-20 | Алексей Юрьевич Волков | Optical method of registration of kinetics of particle aggregation in turbid suspensions |
| RU2553371C2 (en) * | 2012-06-06 | 2015-06-10 | Нэйшнл Тайвань Юниверсити | Target detection sensor |
| RU224452U1 (en) * | 2023-11-30 | 2024-03-25 | Федеральное государственное бюджетное учреждение "Национальный Медицинский Исследовательский Центр Кардиологии имени академика Е.И. Чазова" Министерства здравоохранения Российской Федерации (ФГБУ "НМИЦК им. ак. Е.И. Чазова" Минздрава России) | OPTICAL ANALYZER FOR DETERMINING PLATELET AGGREGATION IN BLOOD |
-
2009
- 2009-11-19 RU RU2009142545/15A patent/RU2426990C1/en not_active IP Right Cessation
Non-Patent Citations (1)
| Title |
|---|
| ГАББАСОВ З.А. Новый высокочувствительный метод анализа агрегации тромбоцитов. // Лабораторное дело. - 1989, №10, с.15-18. LEE V.S. et al. Quantitative optical determination of the viability of platelet concentrates. J Biomed Eng. 1992, v.14 (1), p.27-32, abstract, PubMed, PMID: 1569736, [найдено в Интернете 03.09.2010]. * |
Cited By (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| RU2516193C2 (en) * | 2012-05-14 | 2014-05-20 | Алексей Юрьевич Волков | Optical method of registration of kinetics of particle aggregation in turbid suspensions |
| RU2553371C2 (en) * | 2012-06-06 | 2015-06-10 | Нэйшнл Тайвань Юниверсити | Target detection sensor |
| RU224452U1 (en) * | 2023-11-30 | 2024-03-25 | Федеральное государственное бюджетное учреждение "Национальный Медицинский Исследовательский Центр Кардиологии имени академика Е.И. Чазова" Министерства здравоохранения Российской Федерации (ФГБУ "НМИЦК им. ак. Е.И. Чазова" Минздрава России) | OPTICAL ANALYZER FOR DETERMINING PLATELET AGGREGATION IN BLOOD |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| RU2009142545A (en) | 2011-05-27 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| JP2008520971A (en) | Apparatus and method for treating biological fluids | |
| CN104136922B (en) | A kind of microfluid analysis instrument and its method | |
| EP0652428B1 (en) | Particle analyzer | |
| US8999131B2 (en) | Electrophoretic mobility measurement cell and measurement apparatus and method using the same | |
| Isiksacan et al. | A portable microfluidic system for rapid measurement of the erythrocyte sedimentation rate | |
| KR100834385B1 (en) | Method and Apparatus to measure blood cell aggregation using stirring | |
| US20080221812A1 (en) | Differentiation of flow cytometry pulses and applications | |
| CN107202903A (en) | Sample analyser and its method of sample analysis | |
| CN1041128C (en) | Particle analysing equipment | |
| CN105378458B (en) | Sample characterization based on detector array | |
| US10324020B2 (en) | Fluidic optical cartridge | |
| US10488396B2 (en) | Apparatus, method, system for the determination of the aggregation rate of red blood cells | |
| JP2004536294A (en) | Semen analysis | |
| US20200200670A1 (en) | Systems, apparatuses, and methods for cell sorting and flow cytometry | |
| EP2926115B1 (en) | Methods and systems for determining physical properties of a specimen in a portable point of care diagnostic device | |
| JP6524305B2 (en) | Apparatus and method for determining blood settling velocity and other parameters associated therewith | |
| RU2426990C1 (en) | Method of optical analysis of thrombocyte aggregation | |
| CN112119293B (en) | Apparatus and method for determining erythrocyte sedimentation rate and other related parameters | |
| RU130402U1 (en) | DEVICE FOR PRODUCING A COLLOIDAL SOLUTION OF NANOPARTICLES IN A LIQUID BY LASER ABLATION METHOD | |
| CN107589275B (en) | Flow velocity sensing method and device based on optical microfluidic dye laser | |
| EP3152546B1 (en) | Biased sample injection flow cell | |
| CN104330348B (en) | Blood corpuscle classification system based on flow-type super-continuum spectrum ringdown spectroscopy and method thereof | |
| Gray et al. | A new method for cell volume measurement based on volume exclusion of a fluorescent dye | |
| RU224452U1 (en) | OPTICAL ANALYZER FOR DETERMINING PLATELET AGGREGATION IN BLOOD | |
| EP3957977A1 (en) | Fluidic apparatus for optical interrogation of individual microorganisms |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| MM4A | The patent is invalid due to non-payment of fees |
Effective date: 20131120 |
|
| NF4A | Reinstatement of patent |
Effective date: 20161020 |
|
| MM4A | The patent is invalid due to non-payment of fees |
Effective date: 20171120 |