SE521208C2 - Blood analysis system and procedure - Google Patents
Blood analysis system and procedureInfo
- Publication number
- SE521208C2 SE521208C2 SE0102896A SE0102896A SE521208C2 SE 521208 C2 SE521208 C2 SE 521208C2 SE 0102896 A SE0102896 A SE 0102896A SE 0102896 A SE0102896 A SE 0102896A SE 521208 C2 SE521208 C2 SE 521208C2
- Authority
- SE
- Sweden
- Prior art keywords
- blood
- hemoglobin
- complex impedance
- imaginary part
- blood sample
- Prior art date
Links
- 238000000034 method Methods 0.000 title claims abstract description 34
- 238000004159 blood analysis Methods 0.000 title claims abstract 11
- 239000008280 blood Substances 0.000 claims abstract description 67
- 210000004369 blood Anatomy 0.000 claims abstract description 67
- 102000001554 Hemoglobins Human genes 0.000 claims description 79
- 108010054147 Hemoglobins Proteins 0.000 claims description 79
- 238000005259 measurement Methods 0.000 claims description 31
- 238000011088 calibration curve Methods 0.000 claims description 12
- 238000012545 processing Methods 0.000 claims description 8
- 230000001747 exhibiting effect Effects 0.000 claims 3
- 238000007865 diluting Methods 0.000 claims 2
- 239000000523 sample Substances 0.000 description 16
- 230000000875 corresponding effect Effects 0.000 description 11
- 230000002596 correlated effect Effects 0.000 description 8
- 230000006870 function Effects 0.000 description 7
- 238000009534 blood test Methods 0.000 description 3
- FAPWRFPIFSIZLT-UHFFFAOYSA-M Sodium chloride Chemical compound [Na+].[Cl-] FAPWRFPIFSIZLT-UHFFFAOYSA-M 0.000 description 2
- 238000004458 analytical method Methods 0.000 description 2
- 238000010276 construction Methods 0.000 description 2
- 238000005534 hematocrit Methods 0.000 description 2
- 239000000463 material Substances 0.000 description 2
- 239000013610 patient sample Substances 0.000 description 2
- BASFCYQUMIYNBI-UHFFFAOYSA-N platinum Chemical compound [Pt] BASFCYQUMIYNBI-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 2
- 230000008569 process Effects 0.000 description 2
- 239000000126 substance Substances 0.000 description 2
- 238000012360 testing method Methods 0.000 description 2
- WQZGKKKJIJFFOK-GASJEMHNSA-N Glucose Natural products OC[C@H]1OC(O)[C@H](O)[C@@H](O)[C@@H]1O WQZGKKKJIJFFOK-GASJEMHNSA-N 0.000 description 1
- 240000005578 Rivina humilis Species 0.000 description 1
- 230000003321 amplification Effects 0.000 description 1
- 239000003990 capacitor Substances 0.000 description 1
- 230000008859 change Effects 0.000 description 1
- 238000006243 chemical reaction Methods 0.000 description 1
- 239000003795 chemical substances by application Substances 0.000 description 1
- 230000001276 controlling effect Effects 0.000 description 1
- 238000011161 development Methods 0.000 description 1
- 239000012470 diluted sample Substances 0.000 description 1
- 230000005684 electric field Effects 0.000 description 1
- 238000005516 engineering process Methods 0.000 description 1
- 238000001914 filtration Methods 0.000 description 1
- 239000008103 glucose Substances 0.000 description 1
- 239000002920 hazardous waste Substances 0.000 description 1
- 230000036541 health Effects 0.000 description 1
- 230000002452 interceptive effect Effects 0.000 description 1
- 238000004519 manufacturing process Methods 0.000 description 1
- 238000012986 modification Methods 0.000 description 1
- 230000004048 modification Effects 0.000 description 1
- 238000003199 nucleic acid amplification method Methods 0.000 description 1
- 239000004033 plastic Substances 0.000 description 1
- 229920003023 plastic Polymers 0.000 description 1
- 229910052697 platinum Inorganic materials 0.000 description 1
- 238000002360 preparation method Methods 0.000 description 1
- 239000011780 sodium chloride Substances 0.000 description 1
- 238000010183 spectrum analysis Methods 0.000 description 1
Classifications
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
- G01N33/00—Investigating or analysing materials by specific methods not covered by groups G01N1/00 - G01N31/00
- G01N33/48—Biological material, e.g. blood, urine; Haemocytometers
- G01N33/483—Physical analysis of biological material
- G01N33/487—Physical analysis of biological material of liquid biological material
- G01N33/49—Blood
Landscapes
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Biomedical Technology (AREA)
- Chemical & Material Sciences (AREA)
- Hematology (AREA)
- Physics & Mathematics (AREA)
- Analytical Chemistry (AREA)
- Biochemistry (AREA)
- Urology & Nephrology (AREA)
- Ecology (AREA)
- Food Science & Technology (AREA)
- Medicinal Chemistry (AREA)
- Biophysics (AREA)
- Molecular Biology (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- General Physics & Mathematics (AREA)
- Immunology (AREA)
- Pathology (AREA)
- Investigating Or Analysing Biological Materials (AREA)
- Investigating Or Analyzing Materials By The Use Of Electric Means (AREA)
Abstract
Description
25 30 35 5212208 .;¿ Epš WO/0009996 eller dess ekvívalent US-5 792 668 visar specifik bestämning av glukos i NaCl genom ett spektralanalysförfarande i radiofrekvensområdet. Detta förfarande innefattar analys av den reella och den imaginära delen av den komplexa impedansen i radiofrekvensintervallet upp till 5 GHz. 52/129912 or its equivalent US-5,792,668 discloses specific determination of glucose in NaCl by a spectral analysis method in the radio frequency range. This method involves analysis of the real and imaginary part of the complex impedance in the radio frequency range up to 5 GHz.
Kortfattad beskrivning av uppfinningen Sålunda finns det ett stort behov av ett förfarande för direkt mätning av hemoglobinvärdet i blod som inte utgör en hälsorisk för användaren, inte innefattar höga kostnader för hantering av det använda engångsmaterialet och vilket möjliggör noggranna mätningar av små blodvolymer.Brief Description of the Invention Thus, there is a great need for a method for directly measuring the hemoglobin value in blood which does not pose a health risk to the user, does not involve high costs for handling the disposable material used and which enables accurate measurements of small blood volumes.
I ljuset av nackdelarna förenade med den kända teknikens förfaranden är det därför föreliggande uppfinnings syfte att tillhandahålla ett system och ett förfarande som ger noggranna hemoglobinresultat för små blodprov. Detta syfte åstadkoms med ett förfarande enligt krav 1 och ett system enligt krav 9.In view of the disadvantages associated with prior art procedures, it is therefore an object of the present invention to provide a system and method which provides accurate hemoglobin results for small blood tests. This object is achieved with a method according to claim 1 and a system according to claim 9.
Uppfinnarna har utvecklat en teknik för att primärt bestämma hemoglobinvärdet i mänskligt blod i ett slutet system. Föreliggande uppfinning möjliggör sålunda säkra mätningar av hemoglobinvärdet i blod, genom att användarens exponering för kemikalier och smittat blod elimineras.The inventors have developed a technique for primarily determining the hemoglobin value in human blood in a closed system. The present invention thus enables reliable measurements of the hemoglobin value in blood, by eliminating the user's exposure to chemicals and infected blood.
Föreliggande uppfinning tillhandahåller även ett system som uppvisar hög pålitlighet i mätresultaten och som innefattar ett analysförfarande som är så enkelt att endast minimal laboratorieerfarenhet erfordras.The present invention also provides a system which exhibits high reliability in the measurement results and which comprises an analysis method which is so simple that only minimal laboratory experience is required.
Föreliggande uppfinning minimerar dessutom produktionen av miljöskadligt avfall såsom plaster och kemikalier.The present invention further minimizes the production of environmentally hazardous waste such as plastics and chemicals.
Syftet med föreliggande uppfinning är även att tillhandahålla ett förfarande som inte innefattar tillsats av medel som försämrar blodproven, så att ett analyserat blodprov kan användas för vidare analyser vid till exempel ett centralt laboratorium. 10 15 20 25 30 523 2oa¿¿§¿,,¿ Kortfattad beskrivning av ritningarna Föreliggande uppfinning kommer nu att mer fullständigt förstås utifrån den detaljerade beskrivningen som ges häri, i vilken det hänvisas till de bifogade ritningarna, i vilka, figur 1 visar ett schema över hemoglobinrnätningssystemet enligt föreliggande uppfinning.The object of the present invention is also to provide a method which does not involve the addition of agents which impair the blood samples, so that an analyzed blood sample can be used for further analyzes at, for example, a central laboratory. BRIEF DESCRIPTION OF THE DRAWINGS The present invention will now be more fully understood from the detailed description given herein in which reference is made to the accompanying drawings, in which: Figure 1 shows a scheme of the hemoglobin network system of the present invention.
Figur 2 visar en kalibreringskurva som illustrerar de mätta referenshemoglobinvärdena såsom en funktion av deras motsvarande imaginärdel av den komplexa impedansen (värdena härstammar från mätningar utförda vid 400 kHz).Figure 2 shows a calibration curve illustrating the measured reference hemoglobin values as a function of their corresponding imaginary part of the complex impedance (the values are derived from measurements performed at 400 kHz).
Figur 3 visar en graf som korrelerar de mätta referenshemoglobinvärdena och hemoglobinvärdena beräknade med användning av förfarandet enligt uppfinningen (värdena har sitt ursprung i mätningar av den imaginära delen av den komplexa impedansen utförda vid 400 kHz).Figure 3 shows a graph correlating the measured reference hemoglobin values and the hemoglobin values calculated using the method according to the invention (the values originate in measurements of the imaginary part of the complex impedance performed at 400 kHz).
Figur 4 visar en kalibreringskurva, som visar de mätta referenshemoglobinvärdena såsom en funktion av deras motsvarande imaginärdel av den komplexa impedansen (värdena härstammar från mätningar utförda vid 500 kHz).Figure 4 shows a calibration curve showing the measured reference hemoglobin values as a function of their corresponding imaginary part of the complex impedance (the values are derived from measurements performed at 500 kHz).
Figur 5 visar en graf som korrelerar de mätta referenshemoglobinvärdena och hemoglobinvärdena beräknade med användning av förfarandet enligt uppfinningen (värdena har sitt ursprung i mätningar av den imaginära delen av den komplexa impedansen utförda vid 500 kHz).Figure 5 shows a graph correlating the measured reference hemoglobin values and the hemoglobin values calculated using the method according to the invention (the values originate in measurements of the imaginary part of the complex impedance performed at 500 kHz).
Figur 6 visar en kalibreringskurva, som visar de mätta referenshemoglobinvärdena såsom en funktion av deras motsvarande imaginärdel av den komplexa impedansen (värdena härstammar från mätningar utförda vid 600 kHz).Figure 6 shows a calibration curve showing the measured reference hemoglobin values as a function of their corresponding imaginary part of the complex impedance (the values are derived from measurements performed at 600 kHz).
Figur 7 visar en graf som korrelerar de mätta referenshemoglobinvärdena och hemoglobinvärdena beräknade med användning av förfarandet enligt uppfinningen (värdena har sitt ursprung i mätningar av den imaginära delen av den komplexa impedansen utförda vid 600 kHz). 10 15 20 25 30 521420sJâ Figur 8 visar en kalibreringskurva, som visar de mätta referenshemoglobinvärdena såsom en funktion av deras motsvarande imaginärdel av den komplexa impedansen (värdena härstammar från mätningar utförda vid 700 kHz).Figure 7 shows a graph correlating the measured reference hemoglobin values and the hemoglobin values calculated using the method according to the invention (the values originate in measurements of the imaginary part of the complex impedance performed at 600 kHz). Figure 8 shows a calibration curve showing the measured reference hemoglobin values as a function of their corresponding imaginary part of the complex impedance (the values are derived from measurements performed at 700 kHz).
Figur 9 visar en graf som korrelerar de mätta referenshemoglobinvärdena och hemoglobinvärdena beräknade med användning av förfarandet enligt uppfinningen (värdena har sitt ursprung i mätningar av den imaginära delen av den komplexa impedansen utförda vid 700 kHz).Figure 9 shows a graph correlating the measured reference hemoglobin values and the hemoglobin values calculated using the method according to the invention (the values originate in measurements of the imaginary part of the complex impedance performed at 700 kHz).
Figur 10 visar en kalibreringskurva, som visar de mätta referenshemoglobinvärdena såsom en funktion av deras motsvarande imaginärdel av den komplexa impedansen (värdena härstammar från mätningar utförda vid 800 kHz).Figure 10 shows a calibration curve showing the measured reference hemoglobin values as a function of their corresponding imaginary part of the complex impedance (the values are derived from measurements performed at 800 kHz).
Figur 11 visar en graf som korrelerar de mätta referenshemoglobinvärdena och hemoglobinvärdena beräknade med användning av förfarandet enligt uppfinningen (värdena har sitt ursprung i mätningar av den imaginära delen av den komplexa impedansen utförda vid 800 kHz).Figure 11 shows a graph correlating the measured reference hemoglobin values and the hemoglobin values calculated using the method according to the invention (the values originate in measurements of the imaginary part of the complex impedance performed at 800 kHz).
Figur 12 visar en kalibreringskurva, som visar de mätta referenshemoglobinvärdena såsom en funktion av deras motsvarande imaginärdel av den komplexa impedansen (värdena härstammar från mätningar utförda vid 900 kHz).Figure 12 shows a calibration curve showing the measured reference hemoglobin values as a function of their corresponding imaginary part of the complex impedance (the values are derived from measurements performed at 900 kHz).
Figur 13 visar en graf som korrelerar de mätta referenshemoglobinvärdena och hemoglobinvärdena beräknade med användning av förfarandet enligt uppfinningen (värdena har sitt ursprung i mätningar av den imaginära delen av den komplexa impedansen utförda vid 900 kHz).Figure 13 shows a graph correlating the measured reference hemoglobin values and the hemoglobin values calculated using the method according to the invention (the values originate in measurements of the imaginary part of the complex impedance performed at 900 kHz).
Detaljerad beskrivning av uppfinningen Vid direkt mätning av hemoglobinvärdet i blodprovet enligt föreliggande uppfinning, använder man det faktum att blodet har en växelströms (A.C.) impedans som utgörs av en resistiv och en reaktiv del, där den reaktiva delen utgörs av den imaginära delen av den komplexa impedansen. 10 15 20 25 30 35 52152os¿,¿ ,,, De ovannämnda hematokritmätningarna enligt känd teknik skiljer sig från förfarandet enligt föreliggande uppfinning i det att de inte analyserar den resistiva och/eller den reaktiva delen separat.Detailed Description of the Invention In direct measurement of the hemoglobin value in the blood sample of the present invention, the fact is that the blood has an AC (impedance) impedance consisting of a resistive and a reactive part, the reactive part being the imaginary part of the complex impedance. The above-mentioned prior art hematocrit measurements differ from the method of the present invention in that they do not analyze the resistive and / or reactive moiety separately.
Om en molekyl exponeras för ett elektriskt växelfält, till exempel mellan två elektroder som utgör en kondensator, påverkas den så att en kapacitansförändring inträffar.If a molecule is exposed to an electric alternating field, for example between two electrodes that form a capacitor, it is affected so that a capacitance change occurs.
Den reaktiva delen av blodets växelströmsimpedans är beroende av mängden hemoglobin i blodprovet. Blodets elektriska komplexa impedans kan sedan mätas och storleken hos den reaktiva delen, det vill säga den imaginära delen av den komplexa impedansen, kan korreleras med hemoglobinvärdet i blodet.The reactive part of the blood impedance impedance depends on the amount of hemoglobin in the blood sample. The electrical complex impedance of the blood can then be measured and the size of the reactive part, i.e. the imaginary part of the complex impedance, can be correlated with the hemoglobin value in the blood.
I mätningar enligt den ovannämnda publikationen av Ackmann korreleras den imaginära delen av den komplexa impedansen med hematokritvärde och inte hemoglobinvärde, det vill säga hemoglobin mäts inte direkt. Ackmann använder frekvensintervaller om 5 kHz till 1 MHz vid analys av hundblod.In measurements according to the above-mentioned publication by Ackmann, the imaginary part of the complex impedance is correlated with hematocrit value and not hemoglobin value, i.e. hemoglobin is not measured directly. Ackmann uses frequency ranges of 5 kHz to 1 MHz when analyzing dog blood.
Föreliggande uppfinnare har nu identifierat frekvensområden där korrelationen mellan hemoglobinvärdet och den imaginära delen av den komplexa impedansen existerar åtminstone inom ett visst Hb-koncentrationsintervall.The present inventors have now identified frequency ranges where the correlation between the hemoglobin value and the imaginary part of the complex impedance exists at least within a certain Hb concentration range.
Resultaten som beskrivs häri har erhållits genom att excitera hemoglobinmolekyler i blodprov genom att applicera ett elektriskt växelfält inom ett intervall av 400-900 kHz på blodprovet med användning av två elektroder. Detta frekvensintervall överlappar delvis frekvensintervallet som Ackmann använder.The results described herein have been obtained by exciting hemoglobin molecules in blood samples by applying an alternating electric field in a range of 400-900 kHz to the blood sample using two electrodes. This frequency range partially overlaps the frequency range used by Ackmann.
Det finns sålunda flera skillnader mellan detta förfarande och förfarandet enligt föreliggande uppfinning.Thus, there are differences between this method and the method of the present invention.
Systemet enligt föreliggande uppfinning kommer att beskrivas med hänvisning till figur 1, i vilken det generellt beskrivs med 1. Systemet inkluderar elektroder 204, en impedansmätare 205, en visningsenhet 210, ett tangentbord 211 och ett minne (RAM/ROM) 212, Impedansmätaren 205 innefattar en signalgenerator 206 och en signalbearbetningsenhet 207.The system of the present invention will be described with reference to Figure 1, in which it is generally described by 1. The system includes electrodes 204, an impedance meter 205, a display unit 210, a keyboard 211 and a memory (RAM / ROM) 212. The impedance meter 205 includes a signal generator 206 and a signal processing unit 207.
Signalgeneratorn kan leverera en växelström i ett frekvensintervall om 50-1200 kHz och mäta 10 15 20 25 30 35 52162os¿..¿,,:, impedansen vid en eller flera frekvenser inom frekvensintervallet 50-1200 kHz.The signal generator can supply an alternating current in a frequency range of 50-1200 kHz and measure the impedance at one or fl your frequencies within the frequency range 50-1200 kHz.
Signalbearbetningsenheten 207 levererar en utsignal i analog eller digital form. lfigur l visas även ett provrör 202 innehållande ett blodprov 203. Ett septum, en gummikork eller liknande försluter röret.The signal processing unit 207 delivers an output signal in analog or digital form. Figure 1 also shows a test tube 202 containing a blood sample 203. A septum, a rubber stopper or the like closes the tube.
För att erhålla rådata från blodprovet, användes en nätverksanalysator (Rohde & Schwarz ZVC) inklusive viss ytterligare utrustning som tillhörde denna och en mätanordning. I utvecklingsarbetet vid Luleå Tekniska Universitet innehöll vektornätverksanalysatorn som användes en signalgenerator 206 och en si gnalbearbetningsenhet 207 (se figur 1).To obtain raw data from the blood sample, a network analyzer (Rohde & Schwarz ZVC) was used including some additional equipment belonging to it and a measuring device. In the development work at Luleå University of Technology, the vector network analyzer used included a signal generator 206 and a signal processing unit 207 (see Figure 1).
Elektroderna är företrädesvis tillverkade av ett material som inte oxiderar, har god ledningsförmåga och inte påverkar blodprovet, till exempel platina. Elektroderna är arrangerade i ett tätt förslutet rör, företrädesvis i ett ordinärt provrör.The electrodes are preferably made of a material that does not oxidize, has good conductivity and does not affect the blood sample, for example platinum. The electrodes are arranged in a tightly closed tube, preferably in an ordinary test tube.
Systemet enligt föreliggande uppfinning använder sig av endast två elektroder 204, en mätelektrod och en referenselektrod, men godtyckligt antal elektroder kan användas i kombination.The system of the present invention uses only two electrodes 204, a measuring electrode and a reference electrode, but any number of electrodes can be used in combination.
För att förhindra luftbubblor från att störa mätprocessen, föres mätningsanordningens elektroder 204 in underifrån i det förslutna, upp-och-ned-monterade blodprovsröret 202, så att elektrodema penetrerar blodprovsrörets förslutning och kommer i direkt kontakt med blodet utan att först passera genom luften.To prevent air bubbles from interfering with the measuring process, the electrodes 204 of the measuring device are inserted from below into the closed, up-and-down mounted blood test tube 202, so that the electrodes penetrate the closure of the blood test tube and come into direct contact with the blood without first passing through the air.
Signalgeneratorn 206 genererar det elektriska växelfältet, vilket appliceras på blodprovet 203 via elektroderna 204, det elektriska växelfältet har företrädesvis en frekvens inom intervallet 50-1200 kHz.The signal generator 206 generates the electric alternating field, which is applied to the blood sample 203 via the electrodes 204, the electric alternating field preferably having a frequency in the range 50-1200 kHz.
Signalen från elektroderna förstärks och filtreras av signalbearbetningsenheten 207, såsom en beredning för omvandlingen från analog till digital form.The signal from the electrodes is amplified and filtered by the signal processing unit 207, as a preparation for the conversion from analog to digital form.
Efter filtrering och förstärkning bearbetar signalbearbetningsenheten 207 signalen matematiskt, varvid den reaktiva delen av signalen korreleras med blodets hemoglobinvärde.After filtering and amplification, the signal processing unit 207 processes the signal mathematically, whereby the reactive part of the signal is correlated with the hemoglobin value of the blood.
Detta utförs inom frekvensintervallet 50-1200 kHz, och företrädesvis vid ca 800 kHz, eftersom den bästa korrelationen har erhållits vid denna frekvens. 10 15 20 25 30 35 s21720s,,¿¿, Denna information förbereds sedan för presentation på visningsenheten 210. Från tangentbordet 211 kan en användare interagera med systemet, såsom att förse det med patientinformation och data, förutom att styra systemet.This is performed in the frequency range 50-1200 kHz, and preferably at about 800 kHz, since the best correlation has been obtained at this frequency. 10 15 20 25 30 35 s21720s ,, ¿¿, This information is then prepared for presentation on the display unit 210. From the keyboard 211, a user can interact with the system, such as providing it with patient information and data, in addition to controlling the system.
Signalbearbetningsenheten 207 är dessutom kopplad till ett minne 212, vilket företrädesvis innefattar ett RAM- och ett ROM-minne, i vilka mätdata och annan information kan sparas och läsas.The signal processing unit 207 is further connected to a memory 212, which preferably comprises a RAM and a ROM memory, in which measurement data and other information can be stored and read.
F örfarandet enligt föreliggande uppfinning är baserat på upptäckten att det inom vissa frekvensintervall existerar korrelation mellan hemoglobinvärdet i blod inom ett visst koncentrationsintervall och dess imaginära del av den komplexa impedansen.The method of the present invention is based on the discovery that within certain frequency ranges there is a correlation between the hemoglobin value in blood within a certain concentration range and its imaginary part of the complex impedance.
För att utföra förfarandet enligt föreliggande uppfinning, måste en standardkurva konstrueras. lmaginärdelen av den komplexa impedansen mäts sedan och korreleras med hemoglobinvärdet med användning av standardkurvan.To perform the method of the present invention, a standard curve must be constructed. The magnetic part of the complex impedance is then measured and correlated with the hemoglobin value using the standard curve.
Standardkurvan konstrueras genom att först centrifugera ett referensblod (godtyckligt blodprov) för att erhålla plasma. Plasman används sedan för att späda referensblodet till fem lämpliga hemoglobinkoncentrationer. Dessa koncentrationer ligger inom intervallet för normala humana hemoglobinvärden. Detta intervall är valt eftersom det matchar det intervall i vilket den vanliga mätningen kommer att utföras, men det är även valt på grund av att linearitet existerar i detta intervall, åtminstone för hemoglobinvärden om 80 till 180.The standard curve is constructed by first centrifuging a reference blood (arbitrary blood sample) to obtain plasma. The plasma is then used to dilute the reference blood to five appropriate hemoglobin concentrations. These concentrations are within the range of normal human hemoglobin values. This interval is chosen because it matches the interval in which the normal measurement will be performed, but it is also chosen because linearity exists in this interval, at least for hemoglobin values of 80 to 180.
Hemoglobinvärdena i dessa prover mäts sedan med ett referensinstrument.The hemoglobin values in these samples are then measured with a reference instrument.
De respektive motsvarande imaginärdelarna hos den komplexa impedansen bestäms vid en frekvens inom frekvensintervallet 50-1200 kHz med användning av ovan nämnda nätverksanalysator (Rohde & Schwarz ZVC).The respective corresponding imaginary parts of the complex impedance are determined at a frequency in the frequency range 50-1200 kHz using the above-mentioned network analyzer (Rohde & Schwarz ZVC).
Impedansresultaten, erhållna vid den valda frekvensen, korreleras med hemoglobinvärdena erhållna med referensinstrumentet. Ekvationen för en kalibreringskurva inom det ovan nämnda intervallet bestäms. Ett användningsfärdigt system innefattar ett datorsystem med en eller flera av dessa ekvationer lagrade i dess minnesenhet. Vid utförande av hemoglobinmätningarna kommer sedan datorn att utföra korrelationsförfarandet. 10 15 20 25 30 35 521 8208 Mätningen av den imaginära delen av den komplexa impedansen i patientblodprov utförs genom att analysera blodprov från patienter med användning av ovan beskrivna inätutrtistiiiiig (Rohde & Schwarz ZVC) vid samma frekvens inom frekvensintervallet 50-1200 kHz såsom nämnts ovan.The impedance results, obtained at the selected frequency, are correlated with the hemoglobin values obtained with the reference instrument. The equation for a calibration curve within the above mentioned range is determined. A ready-to-use system includes a computer system with one or more of these equations stored in its memory unit. When performing the hemoglobin measurements, the computer will then perform the correlation procedure. The measurement of the imaginary part of the complex impedance in patient blood samples is performed by analyzing blood samples from patients using the above-described inertuttristiiiig (Rohde & Schwarz ZVC) at the same frequency in the frequency range 50-1200 kHz as mentioned above .
Resultaten erhållna från mätning av den imaginära delen av den komplexa impedansen vid -den valda frekvensen matas in i ekvationerna för respektive kalibreringskurva, vilket ger beräknade motsvarande hemoglobinvärden.The results obtained from measuring the imaginary part of the complex impedance at the selected frequency are entered into the equations for the respective calibration curve, which gives calculated corresponding hemoglobin values.
Reproducerbarheten hos det beskrivna förfarandet bestämdes genom att analysera flera gånger vart och ett av ett antal patientprover med mätutrustningen. Variationen uttryckt i %CV var 2,5 eller lägre vid halten 80-135 g hemoglobin/l.The reproducibility of the described method was determined by analyzing several times each of a number of patient samples with the measuring equipment. The variation expressed in% CV was 2.5 or lower at the content of 80-135 g hemoglobin / l.
Exempel F örfarandet kommer nu att beskrivas med hänvisning till icke-begränsande exempel.Examples The procedure will now be described with reference to non-limiting examples.
Exempel l. Korrelationsstudier av hemoglobin vid 400 kHz Konstruktion av en standardkurva Ett referensblodprov (normalt prov) centrifugerades och plasma separerades för att användas för utspädning av blodprovet till 5 olika hemoglobinhalter.Example 1. Correlation studies of hemoglobin at 400 kHz Construction of a standard curve A reference blood sample (normal sample) was centrifuged and plasma was separated to be used to dilute the blood sample to 5 different hemoglobin levels.
De utspädda proven analyserades med ett referensinstrument (SYSMEX SF -3 000) vid halterna 65, 85, 141, 151 och 179 g/l med avseende på hemoglobinvärdena.The diluted samples were analyzed with a reference instrument (SYSMEX SF -3 000) at levels 65, 85, 141, 151 and 179 g / l with respect to the hemoglobin values.
Ett altemativt sätt skulle vara att tillhandahålla ett referensblodprov som uppvisar en känd hemoglobinkoncentration och sedan späda referensblodprovet för att erhålla en omgång referensprov med olika kända hemoglobinkoncentrationer.An alternative way would be to provide a reference blood sample that exhibits a known hemoglobin concentration and then dilute the reference blood sample to obtain a batch of reference samples with different known hemoglobin concentrations.
Ytterligare ett sätt skulle vara att tillhandahålla ett flertal referensblodprover som uppvisade okända hemoglobinkoncentrationer och sedan bestämma hemoglobinkoncentrationerna i referensblodproverna för att erhålla en omgång referensblodprover med olika kända hemoglobinkoncentrationer. 10 15 20 25 30 35 52192osggg¿ Den motsvarande imaginärdelen av den komplexa impedansen för varje prov bestämdes vid 400 kHz med användning av den ovan nämnda nätverksanalysatorn (Rohde & Schwarz ZVC).Another way would be to provide a plurality of reference blood samples that showed unknown hemoglobin concentrations and then determine the hemoglobin concentrations in the reference blood samples to obtain a batch of reference blood samples with different known hemoglobin concentrations. The corresponding imaginary portion of the complex impedance for each sample was determined at 400 kHz using the above-mentioned network analyzer (Rohde & Schwarz ZVC).
Impedansresultaten som erhölls vid 400 kHz korrelerades med hemoglobinresultaten erhållna med referensinstrumentet. Ekvationen för en kalibreringskurva inom det nämnda intervallet (65-179 g/l) bestämdes (se figur 2).The impedance results obtained at 400 kHz were correlated with the hemoglobin results obtained with the reference instrument. The equation for a calibration curve within the mentioned range (65-179 g / l) was determined (see Figure 2).
Standardkurvan visar hemoglobinvärdena (Hb) hos de ovan nämnda blodproverna, såsom erhållna med referensinstrumentet, såsom en funktion av deras motsvarande imaginärdelar av den komplexa impedansen.The standard curve shows the hemoglobin values (Hb) of the above-mentioned blood samples, as obtained with the reference instrument, as a function of their corresponding imaginary parts of the complex impedance.
De erhållna värdena korrelerades och den följ ande ekvationen upprättades: Y=A+B*X där Y betecknar hemoglobinvärdena i referensblodprovet och X deras motsvarande imaginära delar av den komplexa impedansen.The obtained values were correlated and the following equation was established: Y = A + B * X where Y represents the hemoglobin values in the reference blood sample and X their corresponding imaginary parts of the complex impedance.
Faktorn A och koefficienten B befanns vara 32,62 respektive -l632.Factor A and coefficient B were found to be 32.62 and -1632, respectively.
R- och Rz-värdena var 0,9955 respektive 0,99lO (se figur 2).The R and R 2 values were 0.9955 and 0.9910, respectively (see Figure 2).
Mätning av ett patientprov Efter konstruktionen av standardkurvan analyserades 93 patientblodprover med användning av både referensinstrumentet och det ovan beskrivna mätinstrumentet vid 400 kHz.Measurement of a patient sample After the construction of the standard curve, 93 patient blood samples were analyzed using both the reference instrument and the measuring instrument described above at 400 kHz.
De erhållna resultaten från mätningen av imaginärdelen av den komplexa impedansen matades in i den tidigare gjorda kalibreringskurvan för att omvandla dem till hemoglobinvärden.The results obtained from the measurement of the imaginary part of the complex impedance were entered into the previously made calibration curve to convert them to hemoglobin values.
De beräknade hemoglobinvärdena (X-värden) som sträckte sig mellan 80 och l 80 korrelerades med hemoglobinvärdena från referensinstrumentet (Y-värdena).The calculated hemoglobin values (X values) ranging between 80 and 80 were correlated with the hemoglobin values from the reference instrument (Y values).
Faktor A och koefficienten B befarms vara 12,33 respektive 0,7868. 10 15 20 25 30 35 521 208,» e; 10 Ãff R- eeh Rz-väraerre ver 08563 respektive 07333 (se figur 3), Exempel 2. Korrelationsstudie av hemoglobin vid 500 kHz Standardkurvan för mätningen utförd vid 500 kHz konstruerades på samma sätt som i exempel l, vilket för denna frekvens resulterade i att A och B var 31,60 respektive -1451, och R eeir 112 ver 09966 respektive 09932 (se figur 4).Factor A and coefficient B are estimated to be 12.33 and 0.7868, respectively. 10 15 20 25 30 35 521 208, »e; Rf-eeh Rz-verraer ver 08563 and 07333 respectively (see Figure 3), Example 2. Correlation study of hemoglobin at 500 kHz The standard curve for the measurement performed at 500 kHz was constructed in the same way as in Example 1, which for this frequency resulted in A and B were 31.60 and -1451, respectively, and R eeir 112 was 09966 and 09932, respectively (see Figure 4).
Korrelationsstudierna, vilka också utfördes på samma sätt som i exempel 1, resulterade i att A och B var 6,065 respektive 0,844l, och R och Rz var 0,8943 respektive 0,7998 (se figur 5).The correlation studies, which were also performed in the same manner as in Example 1, resulted in A and B being 6.065 and 0.844l, respectively, and R and Rz were 0.8943 and 0.7998, respectively (see Figure 5).
Exempel 3. Korrelationsstudie av hemoglobin vid 600 kHz Standardkurvan för mätningen utförd vid 600 kHz konstruerades på samma sätt som i exempel 1, vilket för denna frekvens resulterade i att A och B var 30,67 respektive -1336, och R och RZ var 0,9974 respektive 0,9949 (se figur 6).Example 3. Correlation study of hemoglobin at 600 kHz The standard curve for the measurement performed at 600 kHz was constructed in the same way as in Example 1, which for this frequency resulted in A and B being 30.67 and -1336, respectively, and R and R 2 were 0, 9974 and 0.9949, respectively (see Figure 6).
Korrelationsstudierna, vilka också utfördes på samma sätt som i exempel l, resulterade i att A och B var 6,119 respektive 0,8578, och R och Rz var 0,9030 respektive 0,8l55 (se figur 7).The correlation studies, which were also performed in the same manner as in Example 1, resulted in A and B being 6.119 and 0.8578, respectively, and R and Rz were 0.9030 and 0.8155, respectively (see Figure 7).
Exempel 4. Korrelationsstudie av hemoglobin vid 700 kHz Standardkurvan för mätningen utförd vid 700 kHz konstruerades på samma sätt som i exempel l, vilket för denna frekvens resulterade i att A och B var 29,88 respektive -1255, och R och Rz var 0,998l respektive 0,996l (se figur 8).Example 4. Correlation study of hemoglobin at 700 kHz The standard curve for the measurement performed at 700 kHz was constructed in the same way as in Example 1, which for this frequency resulted in A and B being 29.88 and -1255, respectively, and R and R 2 were 0.998l. respectively 0.996l (see Figure 8).
Korrelationsstudierna, vilka också utfördes på samma sätt som i exempel l, resulterade i att A och B var -0,7240 respektive 0,91 36, och R och Rz var 0,9453 respektive 0,8937 (se figur 9).The correlation studies, which were also performed in the same manner as in Example 1, resulted in A and B being -0.7240 and 0.91 36, respectively, and R and R 2 were 0.9453 and 0.8937, respectively (see Figure 9).
Exempel 5. Korrelationsstudie av hemoglobin vid 800 kHz Standardkurvan för mätningen utförd vid 800 kHz konstruerades på samma sätt som i exempel 1, vilket för denna frekvens resulterade i att A och B var 29,42 respektive -1200, och R eeir Rz ver 09984 respeierive 09968 (se figur 10).Example 5. Correlation study of hemoglobin at 800 kHz The standard curve for the measurement performed at 800 kHz was constructed in the same way as in Example 1, which for this frequency resulted in A and B being 29.42 and -1200, respectively, and R eeir Rz ver 09984 resp. 09968 (see Figure 10).
Korrelationsstudierna, vilka också utfördes på samma sätt som i exempel 1, resulterade i att A och B var -1,120 respektive 0,9088, och R och Rz var 0,9478 respektive O,8983 (se figur 11). 10 521 2os,,,,,@ 11 .“.,.~ Exempel 6. Korrelationsstudie av hemoglobin vid 900 kHz Standardkurvan för mätningen utförd vid 900 kHz konstruerades på samma sätt som i exempel l, vilket för denna frekvens resulterade i att A och B var 29,13 respektive -1 155, och R och Rz var 0,9986 respektive 0,997] (se figur 12).The correlation studies, which were also performed in the same manner as in Example 1, resulted in A and B being -1,120 and 0.9088, respectively, and R and R 2 were 0.9478 and 0.8893, respectively (see Figure 11). Example 6. Correlation study of hemoglobin at 900 kHz The standard curve for the measurement performed at 900 kHz was constructed in the same way as in Example 1, which for this frequency resulted in A and B was 29.13 and -1 155, respectively, and R and R 2 were 0.9986 and 0.997, respectively] (see Figure 12).
Korrelationsstudierna, vilka också utfördes på samma sätt som i exempel l, resulterade i att A och B var 3,189 respektive 0,902l, och R och RZ var 0,9470 respektive 0,8967 (se figur 13).The correlation studies, which were also performed in the same manner as in Example 1, resulted in A and B being 3.189 and 0.902l, respectively, and R and RZ were 0.9470 and 0.8967, respectively (see Figure 13).
Det bör inses att den detaljerade beskrivningen och specifika exempel, trots att de anger föredragna utföringsformer av uppfinningen, endast ges såsom exempel. Olika förändringar och modifieringar inom uppfinningens tanke och område kommer att vara uppenbara för fackmannen inom området utifrån denna detaljerade beskrivning.It is to be understood that the detailed description and specific examples, although indicating preferred embodiments of the invention, are given by way of example only. Various changes and modifications within the spirit and scope of the invention will be apparent to those skilled in the art from this detailed description.
Claims (9)
Priority Applications (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| SE0102896A SE521208C2 (en) | 2001-08-29 | 2001-08-29 | Blood analysis system and procedure |
| PCT/SE2002/001530 WO2003019166A1 (en) | 2001-08-29 | 2002-08-27 | System and method for blood analysis |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| SE0102896A SE521208C2 (en) | 2001-08-29 | 2001-08-29 | Blood analysis system and procedure |
Publications (3)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| SE0102896D0 SE0102896D0 (en) | 2001-08-29 |
| SE0102896L SE0102896L (en) | 2003-03-01 |
| SE521208C2 true SE521208C2 (en) | 2003-10-14 |
Family
ID=20285187
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| SE0102896A SE521208C2 (en) | 2001-08-29 | 2001-08-29 | Blood analysis system and procedure |
Country Status (2)
| Country | Link |
|---|---|
| SE (1) | SE521208C2 (en) |
| WO (1) | WO2003019166A1 (en) |
Families Citing this family (5)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US7494816B2 (en) | 1997-12-22 | 2009-02-24 | Roche Diagnostic Operations, Inc. | System and method for determining a temperature during analyte measurement |
| US7601249B2 (en) * | 2002-02-10 | 2009-10-13 | Agamatrix, Inc. | Method and apparatus for assay of electrochemical properties |
| US7597793B2 (en) | 2003-06-20 | 2009-10-06 | Roche Operations Ltd. | System and method for analyte measurement employing maximum dosing time delay |
| US7488601B2 (en) | 2003-06-20 | 2009-02-10 | Roche Diagnostic Operations, Inc. | System and method for determining an abused sensor during analyte measurement |
| CN120703170B (en) * | 2025-07-31 | 2026-02-06 | 上海中医药大学附属曙光医院 | Real-time monitoring equipment and methods for hemoglobin in abdominal drainage fluid |
Family Cites Families (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2665806B2 (en) * | 1989-09-13 | 1997-10-22 | 株式会社豊田中央研究所 | Hematocrit measuring device |
-
2001
- 2001-08-29 SE SE0102896A patent/SE521208C2/en not_active IP Right Cessation
-
2002
- 2002-08-27 WO PCT/SE2002/001530 patent/WO2003019166A1/en not_active Ceased
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| SE0102896L (en) | 2003-03-01 |
| WO2003019166A1 (en) | 2003-03-06 |
| SE0102896D0 (en) | 2001-08-29 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| JP4722900B2 (en) | Method and apparatus for quantifying glucose concentration in blood, blood fraction or control | |
| JP6449994B2 (en) | Hemolysis detection method and system | |
| CA2413976C (en) | Biosensor apparatus and method with sample type and volume detection | |
| CA3011661C (en) | Dielectric sensing for sample characterization | |
| JP2019505792A5 (en) | ||
| KR101727446B1 (en) | Methods of scaling data used to construct biosensor algorithms as well as devices, apparatuses and systems incorporating the same | |
| MX2012010860A (en) | Residual compensation for a biosensor. | |
| CN104655694A (en) | Blood volume ratio measuring system and measuring method using same | |
| Punter-Villagrasa et al. | Toward an anemia early detection device based on 50-μL whole blood sample | |
| SE521208C2 (en) | Blood analysis system and procedure | |
| CN112034009A (en) | Sodium ion corrected erythrocyte volume test system and test method | |
| US11774388B2 (en) | Dielectric sensing to characterize hemostatic dysfunction | |
| RU202315U1 (en) | Blood Glucose Measurement System | |
| Jeong et al. | Performance of the New RAPIDPoint 500e Blood Gas Analyzer and its Comparison with Central Laboratory Biochemistry Analyzer. | |
| WO2016092276A1 (en) | Analyte measurement | |
| EP3578973A1 (en) | A method for evaluation of the oxidative stress in biological samples and device for achieving such method | |
| UA93243U (en) | METHOD FOR EXPRESSION DETERMINATION OF ETHYL ALCOHOL CONTENT IN A WATER-ALCOHOL SOLUTION |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| NUG | Patent has lapsed |