фотометрический способ измерения содержания билирубина в крови и устройство для его осуществления

Формула изобретения

1. Фотометрический способ измерения содержания билирубина в крови путем измерения поглощения светового потока осветителя на исследуемом образце на двух длинах волн, преобразования замеренного светового потока в электрический сигнал, его обработки и вычислении оптической плотности образца в виде логарифма отношения измеренных поглощенных световых потоков на двух длинах волн, отличающийся тем, что поглощение светового потока измеряют на длинах волн 492 и 523 нм для исследуемого образца и стандартных мер из цветного и бесцветного стекла соответственно, при этом по замеренному световому потоку стандартных мер проводят калибровку длин волн светофильтров осветителя.

2. Фотометрический способ по п.1, отличающийся тем, что изменения внешней освещенности во время работы с образцом компенсируют посредством троекратных замеров фототоков при выключенных светодиодах осветителя для образца и стеклянных мер, получения их средних значений для учета при обработке электрического сигнала.

3. Устройство для измерения содержания билирубина в крови, содержащее осветитель, включающий два источника света с интерференционными светофильтрами, средство для установки исследуемых образцов, блок фотоэлектрического преобразователя, блок обработки электрических сигналов, индикатор и блок питания, отличающееся тем, что интерференционные светофильтры выполнены с возможностью выделения длин волн 492 и 523 нм, средство для установки исследуемых образцов выполнено с, по меньшей мере, тремя позиционными гнездами для размещения исследуемого образца и стандартных мер из цветного и бесцветного стекла соответственно, и возможностью линейного перемещения через позиционные гнезда перпендикулярно световому потоку осветителя, при этом блок обработки электрического сигнала соединен с блоком фотоэлектрического преобразователя, осветителем, блоком питания и индикатором.

4. Устройство по п.3, отличающееся тем, что средство для установки исследуемых образцов выполнено в виде каретки и снабжено устройствами перемещения и позиционирования, подключенными к блоку обработки электрического сигнала.

5. Устройство по п.3, отличающееся тем, что блок фотоэлектрического преобразователя содержит последовательно соединенные фотоприемник, усилитель и аналого-цифровой преобразователь, выход которого соединен с блоком обработки электрического сигнала.

6. Устройство по п.3, отличающееся тем, что блок обработки электрического сигнала выполнен в виде микропроцессорного контроллера.

Описание изобретения к патенту

Изобретение относится к областям фотометрии и может быть использовано для определения содержания билирубина в крови.

Известны фотометрические способы и соответствующие фотометры, позволяющие определить содержание общего билирубина в плазме (сыворотке) крови по оптической плотности исследуемого образца, вычисленной как логарифм отношения световых потоков на двух динах волн.

Так, например, двухволновая методика измерения реализована в приборе, описанном в патенте США № 3569721, 1971 г., на длинах волн 461 нм и 551 нм гемоглобин имеет одинаковые коэффициенты поглощения. И поэтому его концентрация смещает спектральную характеристику всего раствора линейно и не влияет на отношение логарифмов световых потоков этих длин волн, прошедших через раствор. Логарифм отношения этих величин характеризует наклон линий спектра билирубина. При уменьшении концентрации кривая смещается мультипликативно и наклон кривой пропорционален абсолютному значению поглощения в данной точке, а следовательно, оптической плотности и собственно измеряемой концентрации билирубина в растворе.

Однако недостатком известного способа является невысокая точность измерения из-за наличия нескольких форм гемоглобина, имеющих разные спектральные линии, что влияет на результат.

На том же принципе основывается способ и устройство для измерения билирубина, описанное в патенте Великобритании № 2046901, 1980 г.

Известен способ, предусматривающий измерение оптического поглощения исследуемого образца на длинах волн 460 нм и 575 нм, позволяющий снизить ошибку измерений в случае присутствия в контролируемом образце гемоглобина. Устройство для осуществления измерений содержит источник света, спектр которого содержит указание длин волн, кювету для образца, блок фотоэлектрического преобразования, обеспечивающий поглощение электрических сигналов и блок обработки электрических сигналов (ЕР № 0071650, 1983 г.).

Недостатком известного решения является неточность измерений из-за влияния на оптическую плотность образца частиц микротемзов, блоков и т.п. Кроме того, использование источника непрерывного света приводит к высокому расходу энергии.

Наиболее близким по технической сущности и достигаемому результату является фотометрический способ измерения содержания билирубина в крови, включающий вычисление оптической плотности образца как логарифма отношения световых потоков на длинах волн 1 и 2, где 1 и 2 находятся в пределах от 470 нм до 530 нм, предпочтительно 1=475 нм, а 2=525 нм. Затем световой поток преобразуют в электрический сигнал и проводят его обработку.

Устройство для осуществления данного способа содержит импульсный источник света, кювету для образца, блок фотоэлектрического преобразования, соединенный с блоком обработки электрических сигналов, индикатор и блок питания (RU № 2035045, A1, 1995 г.)

Известное устройство позволило снизить погрешность измерения, связанную с влиянием рассеяния от присутствия посторонних частиц.

Однако известный способ требует предварительной подготовки образца (отстаивания и разбавления), а при измерениях содержания билирубина в цельной крови дает большие погрешности.

Задачей настоящего изобретения является разработка способа и устройства, позволяющих с высокой точностью измерять содержание билирубина непосредственно в образцах проб крови, взятых в капилляр без их предварительной обработки.

Поставленная задача решается тем, что в фотометрическом способе измерения содержания билирубина в крови измерение поглощения светового потока осветителя на исследуемом образце проводят на двух длинах волн. Затем преобразуют замеренный световой поток в электрический сигнал и обрабатывают его. Оптическую плотность образца вычисляют в виде логарифма отношения измеренных поглощенных световых потоков на двух длинах волн. Согласно изобретению поглощение светового потока измеряют на длинах волн 492 нм и 523 нм для исследуемого образца и стандартных мер из цветного и бесцветного стекла соответственно. При этом по замеренному световому потоку стандартных мер проводят калибровку длин волн светофильтров осветителя.

Способ предусматривает, что изменения внешней освещенности во время работы с каждым образцом компенсируют посредством троекратных замеров фототоков при выключенном осветителе для образца и стеклянных мер, получение их средних значений для учета при обработке электрического сигнала.

Поставленная задача решается также описываемым устройством для измерения содержания билирубина в крови, который содержит осветитель, включающий два источника света с интерференционными светофильтрами, средство для установки исследуемых образцов, блок фотоэлектрического преобразования, блок обработки электрических сигналов, индикатор и блок питания. Согласно изобретению интерференционные светофильтры выполнены с возможностью выделения длин волн 492 нм и 523 нм, средство для установки исследуемых образцов выполнено, по меньшей мере, с тремя позиционными гнездами для размещения исследуемого образца и стандартных мер из цветного стекла и бесцветного стекла соответственно. Средство для установки исследуемых образцов выполнено с возможностью линейного перемещения через позиционные гнезда перпендикулярно световому потоку осветителя. Блок обработки электрического сигнала соединен с блоком фотоэлектрического преобразователя, осветителем, блоком питания и индикатором.

В предпочтительном варианте средство для установки исследуемого образца выполнено в виде каретки и связано с устройством перемещения и позиционирования, подключенным к блоку обработки электрического сигнала.

В конкретном варианте выполнения устройства блок фотоэлектрического преобразователя содержит последовательно соединенные фотоприемник, усилитель и аналого-цифровой преобразователь, выход которого соединен с блоком обработки электрического сигнала.

Предпочтительно, чтобы блок обработки электрического сигнала был выполнен в виде микропроцессорного контроллера.

Выбор конкретных длин волн 492 нм и 523 нм обусловлен следующим.

В связи с длиной оптического пути капилляра и высокой оптической плотностью билирубина уменьшается соотношение сигнал/шум. Для увеличения этого соотношения измеряют оптическую плотность билирубина на спаде спектральной кривой относительно оптической плотности на длине волны, которая имеет наименьшее значение поглощения билирубина (фиг.3). Значения оптической плотности гемоглобина на обеих длинах волн должны быть равны.

Измерения на этих длинах волн требуют использования практически монохроматических пучков света со строго фиксированной длиной волны, что обусловило использование интерференционных светофильтров. Однако практика показала, что эти фильтры имеют свойство со временем менять, хотя и незначительно, длину волны, а поглощение, измеряемое на склоне спектральной кривой, сильно зависит именно от длины волны, на которой производится измерение. Таким образом, возникает необходимость в уточнении длин волн светофильтров.

Это возможно сделать, измеряя поглощение стандартной меры (в данном случае из цветного стекла ОС6). Стандартная мера обладает стабильностью спектральной характеристики, и по так называемому удельному наклону спектральной линии, характеризующему зависимость наклона линий спектра от абсолютного значения поглощения, можно вычислить длины волн, на которых находятся максимумы пропускания светофильтров.

Таким образом, заявляемая совокупность существенных признаков, указанная в формуле изобретения, позволяет достичь технического результата, который заключается в ускорении и упрощении проведения измерения содержания билирубина в крови при высокой точности измерения.

Далее изобретение поясняется подробным описанием конкретного примера его выполнения со ссылками на прилагаемые чертежи, на которых:

фиг.1 - изображена общая схема предложенного устройства;

фиг.2 - изображена схема осветителя;

фиг.3 - представлен график спектральных кривых оптической плотности гемоглобина и билирубина.

Заявляемый фотометрический способ измерения содержания билирубина в крови может быть осуществлен с помощью устройства, изображенного на фиг.1.

Заявляемое устройство включает осветитель 1, на оптической оси которого расположен блок 2 фотоэлектрического преобразования. Блок 2 фотоэлектрического преобразования состоит из последовательно соединенных фотоприемника 3, усилителя 4 и аналого-цифрового преобразователя 5. Выход блока 2 фотоэлектрического преобразования соединен с входом блока обработки электрического сигнала, например, выполненного в виде микропроцессорного контроллера 6, который осуществляет обработку электрического сигнала. Между осветителем 1 и фотоприемником 3 расположено средство для установки исследуемых образцов, выполненное, например, в виде каретки 7.

Каретка 7 имеет, по меньшей мере, три позиционных гнезда (не обозначены). Первое гнездо предназначено для размещения в нем капилляра 8 с исследуемым образцом крови. Во второе гнездо устанавливают стандартную меру 9 из цветного стекла ОС6, а в третье гнездо устанавливают стандартную меру 10 из бесцветного стекла К8.

Каретка 7 установлена с возможностью линейного перемещения таким образом, чтобы все три позиционных гнезда перпендикулярно пересекали световой поток или оптическую ось осветителя 1 для проведения необходимых измерений. Для осуществления вышеописанного перемещения каретка 7 снабжена устройством перемещения, например мотором 11 и устройством 12 позиционирования. Выход устройства 12 позиционирования соединен со входом микроконтроллера 6, а один из выходов микропроцессорного контроллера 6 соединен с входом мотора 11.

Выход микропроцессорного контроллера 6 соединен также с входом индикатора, выполненного в виде дисплея 13. Вход питания микропроцессорного контроллера 6 подключен к блоку 14 питания, например к блоку батарей. Микропроцессорный контроллер 6 может иметь выход для подключения к персональному компьютеру 15 или к принтеру 16.

На фиг.2 представлен вариант выполнения осветителя 1. Осветитель 1 выполнен в виде корпуса 17, внутри которого на одной оптической оси установлены напротив друг друга зеленый светодиод 18 и синий светодиод 19. Перед зеленым светодиодом 18 установлен интерференционный светофильтр 20 с длиной волны 523 нм и ограничивающая диафрагма 21. Перед синим светодиодом 19 установлен интерференционный светофильтр 22 с длиной волны 492 нм и ограничивающая диафрагма 23. Световой поток поступает в устройство от обоих светодиодов 18, 19 через рассеиватель 24.

На фиг.3 изображены спектральные кривые оптических плотностей гемоглобина и билирубина. На графике спектральной кривой гемоглобина видно, что на длинах волн 492 нм и 523 нм значения оптической плотности совпадают, следовательно, при вычитании значения оптической плотности на одной длине волны из значения оптической плотности на другой длине волны влияние гемоглобина сводится к нулю. При этом на выбранных длинах волн значения оптической плотности билирубина имеют значительную разницу.

Заявляемый фотометрический способ измерения содержания билирубина в крови осуществляется при работе устройства следующим образом.

Капилляр 8 с исследуемым образцом взятой у пациента крови устанавливают в соответствующее позиционное гнездо каретки 7, в два других позиционных гнезда устанавливают стандартные меры 9 (цветное стекло ОС6) и 10 (бесцветное стекло К8) толщиной 2,3 мм. Осветитель 1 создает пучок света поочередно синей или зеленой длины волны от светодиодов 18 и 19 соответственно. Управление светодиодами 18 и 19 осуществляется автоматически при помощи микроконтроллера 6.

Каретку 7 устанавливают с помощью мотора 11 и устройства 12 позиционирования в положение, когда излучение, сформированное осветителем 1, проходит через капилляр 8 и попадает на фотоприемник 3. В этом положении проводят пять замеров фототока, а именно измеряют значение фототока при выключенных светодиодах, затем измеряют значение фототока на длине волны 462 нм при включенном светодиоде 18. Следующее измерение фототока проводят опять при выключенных светодиодах 18 и 19. Далее измеряют фототок на длине волны 523 нм при включенном соответственно светодиоде 19. Затем опять проводят измерение фототока при выключенных светодиодах 18 и 19.

Затем каретку 7 устанавливают в положение, когда световой поток от осветителя 1 проходит через стандартную меру 9 (цветное стекло ОС6), и серия измерений повторяется. Последняя серия измерений фототоков происходит в третьем положении каретки 7, когда световой поток проходит через стандартную меру 10 (бесцветное стекло К8). Световой поток, прошедший через соответствующие образцы, как было описано выше, поступает на фотоприемник 3 блока 2 фотоэлектрического преобразования. Блок 2 фотоэлектрического преобразования производит преобразование оптического сигнала в фототок, фототок преобразуется в разность потенциалов, которая усиливается и затем переводится аналого-цифровым преобразователем 5 в последовательный цифровой код. Предложенное нами устройство, оснащенное средством перемещения каретки с тремя гнездами, обеспечивает за один цикл производство пятнадцати измерений. Измерение оптической плотности объекта, а также калибровка по стандартной мере 9 из цветного стекла ОС6 и измерение оптической плотности стандартной меры 10 из бесцветного стекла К8. При каждом положении каретки 7 производится пять замеров: замеры световых потоков Ico, Iзо соответственно на длинах волн 492 нм и 523 нм и измеряемые между ними I_T1, I_T2, I _T3 фототоки фотодиода при выключенных светодиодах. Троекратное измерение фототоков при выключенных светодиодах обусловлено необходимостью компенсации изменения внешней освещенности во время измерения. Линейно интерполируя значения фототока при выключенных светодиодах по трем точкам, получаем два "средних" значения фототока I_ТС и I_ТЗ.

Значения фототоков I _ТС и I_ТЗ сразу же вычитаются из значений световых потоков I_СО и I_ЗО соответственно, и в памяти микропроцессорного контроллера 6 хранятся разности I_C =I_CO-I_TC и I_З=I_ЗО -I_ТЗ.

Таким образом, фототоки на каждой длине волны измеряют для каждой позиции каретки 7, получая значения I_капс; I_ос6с; I_к8с и I_капз ; I_OC63; I_K83.

Затем вычисляют значения оптических плотностей капилляра и стандартной меры из цветного стекла ОС6 как логарифм отношений:

D_КАПC =log₁₀(I_КапС/I_К8С)

D _Kaп3=log₁₀(I_KaпC3/I_К8З )

D_ОС6С=log₁₀(I_ОС6С/I _К8З)

D_OC63=log₁₀(I_OC63 /I_К8З)

D _bi=log₁₀(I_КапС/I_КапЗ )

D _ОС6=log₁₀ (I_ОС6С/I_ОС6З ).

В результате проведенных измерений вычисляют содержание билирубина в образце крови пациента.

Концентрация билирубина:

С_bi=D _biK₁(1+D _biK₂)K_ОС6(D _ОС6-D _ОС60),

где K₁ - коэффициент наклона кривой (получен экспериментальным путем);

К₂ - коэффициент квадратичной нелинейности кривой (получен экспериментальным путем);

К_ОС6 - коэффициент поправки на изменение длин волн светофильтров по ОС6 (получен экспериментальным путем);

D _ОС60- паспортное значение условной плотности стекла ОС6.

Величина С_bi содержания билирубина в образце крови высвечивается на дисплее прибора.

Предложенные способ и устройство позволяют быстро измерять значение билирубина в крови непосредственно в капилляре. Предложенный прибор прост в эксплуатации и компактен. Заявляемое изобретение может быть использовано в лабораторных и клинических условиях.