Спосіб вимірювання загального гемоглобіна крові

Изобретение относится к медицинской технике и может быть использовано в родильных домах, детских больницах и поликлиниках для неинвазивного (т.е. без взятия проб крови) экспресс-тестирования анемии, а также для профилактического обследования детей в детских учреждениях. Оно может быть использовано также для экспресс-тестирования взрослого населения на анемию, для отслеживания динамики изменения общего гемоглобина крови при лечении и при исследованиях, для повседневного врачебного контроля лиц, профессия которых связана с повышенным риском (например, летных экипажей перед вылетом, машинистов локомотивов, водителей тяжелых транспортных средств перед выездом и т.д.). В медицинской практике для измерения общего гемоглобина крови до сих пор широко используют известный метод Сали (Шкляр B.C. Диагностика внутренних болезней. - К.: Вища шк., 1972. - 516с. - Разд. "Исследование крови и кроветворных органов", с.454 - 456). Этот способ состоит в том, что взятую у пациента кровь (обычно 20мл) смешивают с определенным количеством раствора HCl, в результате чего через 20 ... 30мин гемоглобин превращается в солянокислый гематит. К полученному раствору по каплям приливают дистиллированную воду, разбавляя его до тех пор, пека его цвет не сравняется с цветом стандартного раствора или вторичного эталона. По объему разбавленного раствора определяют общий гемоглобин крови в условных единицах. Этот способ сравнительно прост, не требует сложного оборудования. Однако при фиксации совпадения цвета большую роль играет субъективный фактор. Для исключения субъективности по рекомендациям ICSH применяют унифицированный гемоглобинцианидный метод ("Фотометр для определения гемоглобина в крови. Гемоглобинометр MF 1020". Техническое описание и руководство по эксплуатации. - Завод лазерной и электронной техники "ЭКСМА", Мокслининку 11, Вильнюс, Литва]. В этом способе пробу взятой у пациента крови обрабатывают специальными реагентами, в результате чего все имеющиеся в крови формы гемоглобина превращают в гемоглобинцианид, концентрацию которого определяют далее с помощью двухканальной спектрофотометрии, которая используется и в данном изобретении. Кювету с раствором препарированной крови облучают световым потоком, из прошедшего через кювету светового сигнала выделяют излучение в спектральном интервале с дайной волны 540нм, на которую приходится максимум поглощения гемоглобинцианида, и излучение в другом спектральном интервале, из диапазона, в котором поглощение гемоглобинцианида невелико. Измеряют интенсивности указанных двух компонент излучения, определяют удельное поглощение раствора в указанных двух спектральных интервалах, по их соотношению и известному объему раствора и взятой пробы крови вычисляют значение общего гемоглобина крови. Оба способа-аналога требуют взятия у пациента проб крови, что сопряжено с неприятными ощущениями и опасностью заражений (хотя в большинстве случаев и небольшой). Взятие пробы крови, ее химическая обработка перед измерением специальными реагентами требуют определенного времени, т.е. способы-аналоги не являются экспрессными. Более близким к предлагаемому здесь является способ, описанный в патенте США №4267844 "Medical instrument for determining jaundice" (МКИ A61B5/00, 19.05.1981). Он, правда, предназначен для экспресс-диагностики желтухи, т.е. для измерения концентрации билирубина в тканях тела, однако имеет наибольшее количество общих признаков с данным изобретением. Поэтому описанный там способ выбран в качестве прототипа. Способ-прототип состоит в том, что световым потоком облучают участок живого тела, измеряют интенсивности прошедшего через тело светового сигнала в определенных спектральных интервалах, обрабатывают полученные сигналы и фиксируют результат измерения. Все эти признаки являются общими с данным изобретением. Достоинством этого способа является то, что измерение производят чрезкожно, неинвазивно. Поэтому измерение безопасно и безвредно для пациента, а также является экспрессным, т.к. производится в считанные секунды. Однако в способе-прототипе интенсивности прошедшего через тело светового сигнала измеряют в спектральном интервале вблизи длины волны 455нм (в максимуме спектра поглощения билирубина) и в диапазоне длин волн более 500нм (где удельное поглощение билирубина невелико). Указанные спектральные интервалы не позволяют измерять общий гемоглобин крови. В основу изобретения поставлена задача усовершенствовать способ измерения общего гемоглобина крови и путем соответствующего спектрофотометрирования света, проходящего через участок живого тела, обеспечить возможность измерения общего гемоглобина без взятия проб крови (т.е. неинвазивно), сделав измерение безопасным, безвредным для пациента, воспроизводимым, а также экспрессным. Поставленная задача решается тем, что в способе, в котором участок живого тела облучают световым потоком, измеряют интенсивности прошедшего через участок тела светового сигнала в определенных спектральных интервалах, обрабатывают полученное сигналы и фиксируют результат измерения, согласно данному изобретению интенсивности светового сигнала измеряют в спектральном интервале из диапазона длин волн от 810 до 950 нанометров и в одном из следующих спектральных интервалов длин волн: 506,5 ± 7нм, 523 ± 7нм, 549 ± 7нм, 569 ± 7нм, 586 ± 7нм. В диапазоне длин волн от 810 до 950нм удельное поглощение гемоглобина относительно невелико и мало отличается от поглощения кожных тканей. В каждом из указанных других спектральных интервалов длин волн (вблизи 506,5нм, 523нм, 549нм, 569нм, 586нм) оба основных присутствующи х в крови вида гемоглобина - восстановленный (неокисленный) гемоглобин и оксигемоглобин - имеют одинаковый удельный коэффициент поглощения, причем намного превосходящий удельный коэффициент поглощения других составляющи х живого тела и достаточно большой, чтобы на длине пути прохождения света внутри тела (порядка нескольких миллиметров) заметно ослабить световой поток. А этого достаточно для того, чтобы по логарифму отношения интенсивностей световых сигналов определить концентрацию общего (т.е. сумму неокисленного и окисленного) гемоглобина крови. Чтобы обеспечить не только возможность неинвазивного экспрессного измерения общего гемоглобина крови, но и его хорошую точность и воспроизводимость, в данном изобретении предлагается также усовершенствованная разновидность способа. Ее отличие состоит в том, что перед измерением световые сигналы в спектральных интервалах интегрируют на одном и том же интервале времени в пределу максимальной интенсивности светового потока до достижения заданного значения интеграла сигнала из диапазона длин воли от 810 до 950нм. Интегрирование световых сигналов позволяет резко уменьшить влияние на результат измерений различных переменных случайных помех. А фиксация всегда одного и того же значения интеграла "опорного" светового сигнала позволяет существенно ослабить влияние такого важного фактора, как различная пигментация кожи у разных пациентов. От этого фактора остается зависящим только время интегрирования, но не соотношение интенсивностей световых сигналов в спектральных интервалах, чем обеспечивается одинаковость исходных условий измерений. Благодаря этому повышается точность и воспроизводимость результатов измерений. В ряде случаев для проведения измерений целесообразно использовать в качестве источника света светодиоды или другой маломощный преобразователь электрической энергии в световую. Однако при этом световые сигналы слабы, и резко возрастает негативное влияние шумов и помех на результат измерения. Чтобы уменьшить это влияние, в данном изобретении предлагается еще одно усовершенствование: облучающий све товой поток специально модулируют во времени, а сигналы в спектральных полосах перед интегрированием синхронно детектируют. За счет этого можно, как известно, в значительной мере подавить негативное влияние шумов и помех. А используя малогабаритный, маломощный и низковольтный источник света, можно сделать прибор для измерений также малогабаритным, легким, что повышает комфортность измерений. Это особенно важно при обследовании маленьких детей. На фиг.1 показана блок-схема прибора для измерения общего гемоглобина крови, реализующего предложенный способ. Здесь: 1 источник света, 2 - блок управления, 3 - узел для направления излучения, 4 - световой поток, 5 облучаемый участок тела, 6 - прошедший через тело световой сигнал, 7 - узел для приема излучения, 8 - первый спектральный узел, 9 второй спектральный узел, 10 - первый фотоприемник, 11 - второй фотоприемник, 12 блок обработки сигналов, 13 - электронный блок, 14 - индикатор. Электрические связи показаны сплошными линиями, оптические связи штри ховыми линиями. На фиг.2 приведена электрическая принципиальная схема блока обработки сигналов 12, обеспечивающая реализацию усовершенствованной разновидности способа. Здесь: 15 - схема аналоговой обработки сигналов от первого фотоприемника, 16 - схема аналоговой обработки сигналов от второго фотоприемника, 17 - операционные усилители, 18 - неинвертирующий вход усилителя, 19 - инвертирующий вход усилителя, 20 - вы ход схемы 15, 21 - выход схемы 16, C1 и C2 - конденсаторы, D - диоды, R1-R4 резисторы. На фиг.3 представлены временные диаграммы изменения потенциалов в основных точках схемы, изображенной на фиг.2, поясняющие работу этой схемы. Верхняя диаграмма схематически показывает зависимость от времени напряжения на конденсаторе C1, т.е. потенциала на инвертирующем входе 19 усилителя схемы 15. Вторая сверху диаграмма показывает зависимость от времени напряжения на конденсаторе C2, т.е. потенциала на инвертирующем входе 19 усилителя схемы 16. Третья диаграмма показывает зависимость от времени потенциала на выходе 20 схемы 15, а четвертая - на выходе 21 схемы 16. В качестве источника света 1, дающего излучение с двумя требуемыми интервалами длин волн (т.е. в ближней инфракрасной и в зеленой области спектра) могут быть использованы, например, малогабаритная ксеноновая лампавспышка, малогабаритная лампа накаливания и т.д. Источник света 1 электрически связан с блоком управления 2, который может быть выполнен, например, также, как при реализации способапрототипа [патент США №4267844]. Оптически источник света 1 связан с оптическим узлом 3 для направления излучения на участок живого тела. Узел 3 может быть выполнен, например, в виде рефлектора или в виде волоконно-оптического световода. На фиг.1 схематически показаны излучение 4, направленное на исследуемый участок живого тела, прохождение этого излучения через тело (5) для случая чрезкожного измерения "на отражение" и прошедший через участок тела световой сигнал 6 (в данном случае обратно рассеянный). Возможен и вариант измерения "на просвет" (например, через мочку уха пациента). Тогда прошедший через участок живого тела и несущий необходимую информацию световой сигнал принимается на обратной стороне участка тела. Для целей данного изобретения расходимость пучка излучения 4 может составлять до 30° и даже несколько более. Размер светового пятна на поверхности тела может быть от долей до единиц миллиметра, что обеспечить нетрудно. Оптический узел 7 для приема излучения оптически связан с первым (8) и вторым (9) спектральными узлами. Для целей данного изобретения достаточно, чтобы он захватывал прошедшее через участок тела излучение в апертурном угле порядка 30°, выходящее с площадки размером порядка нескольких миллиметров. Принятое излучение (световой сигнал) расщеплено в узле 7 на два пучка примерно одинаковой интенсивности, направляемые соответственно на первый и второй спектральные узлы. Узел 7 может быть выполнен, например, в виде оптического объектива и полупрозрачного зеркала или в виде двух волоконно-оптических световодов. Первый спектральный узел 8 выполнен так, что выделяет из падающего на него излучения и пропускает на первый фотоприемник 10 в соответствии с предложенным в данном изобретении способом только ту часть, которая лежит в спектральном интервале из диапазона длин волн от 810 до 950нм. Второй спектральный узел 9 выполнен так, что выделяет из падающего на него излучения только ту часть, которая лежит в одном из следующих спектральных интервалов длин волн: 506,5 ± 7нм, 523 ± 7нм, 549 ± 7нм, 569 ± 7нм, 586 ± 7нм. В центре каждого из указанных спектральных интервалов оба присутствующи х в кров и видов гемоглобина - оксигемоглобин и восстановленный (неокисленный) гемоглобин - имеют одинаковый удельный коэффициент поглощения, намного превосходящий удельное поглощение других имеющихся в теле веществ. Выделенный спектральным узлом 9 световой сигнал только в указанных интервалах длин волн позволяет корректно определить общий гемоглобин крови, т.е. суммарную концентрацию восстановленного и оксигемоглобина. В други х спектральных интервалах восстановленный и оксигемоглобин поглощают по-разному. Поэтому при использовании других спектральных интервалов их вклады в общий результат имели бы разный удельный вес, что искажало бы результат измерений. Для обеспечения одинакового удельного веса обоих видов гемоглобина ширина спектрального интервала, выделяемого спектральным узлом 9, должна быть поменьше. Но при очень малой ширине спектральный узел будет сложным в изготовлении и, следовательно, дороже, а пропускаемый световой сигнал получается слабым. Оптимальной является полуширина спектрального интервала 4 ... 5нм. В формуле изобретения указывается предельно допустимая полуширина 7нм. Ширина спектрального интервала светового сигнала из диапазона длин волн от 810 до 950нм для целей данного изобретения некритична. Но поскольку по интенсивности он не должен слишком сильно отличаться от светового сигнала в зеленой области спектра, полуширина этого спектрального интервала берется того же порядка: 4 ... 10нм. Первый и второй спектральные узлы могут быть выполнены, например, в виде составных узкополосных интерференционных светофильтров, как в устройстве-прототипе, или в виде дифракционных решеток. В качестве фотоприемников 10 и 11 могут быть использованы, например, кремниевые фотодиоды, диапазон спектральной чувствительности которых охватывает требуемые в данном изобретении спектральные интервалы длин волн. Выходи фотоприемников 10 и 11 электрически соединены со входами блока обработки сигналов 12, выход которого электрически соединен с электронным блоком 13. К выходу последнего подсоединен индикатор 14. Блоки 12, 13 и индикатор 14 могут быть выполнены так же, как описано в патенте США №4267844. Прибор для реализации предложенного способа работает следующим образом. При нажатии кнопки запуска, входящей в состав блока управления 2, включается источник света 1. Испускаемый им световой поток направляется оптическим узлом 3 на исследуемый участок (5) живого тела. Часть прошедшего через участок тела излучения (6) принимается оптическим узлом 7. Принятое излучение (световой сигнал) расщепляется узлом 7 на две части, одна из которых направляется на спектральный узел 8, другая - на спектральный узел 9. Выделенный узлом 8 световой сигнал (напр., в спектральном интервале 820 ± 5нм) попадает на фотоприемник 10. Выделенный узлом 9 световой сигнал попадает на фотоприемник 11. Интенсивность L1 светового сигнала на фотоприемнике 10 в соответствии с известным законом Бэра может быть задана математическим выражением где Lo - интенсивность падающего на участок тела излучения от источника света; R1 - часть этого излучения, которая бы попадала после рассеяния и ослабления в тканях тела на фотоприемник 10 при отсутствии гемоглобина; k1 - удельный коэффициент поглощений света гемоглобином в ближнем ИК диапазоне; с - концентрация гемоглобина в исследуемом участке тела; d - средняя длина пути, проходимого излучением в тканях тела. Интенсивность L светового сигнала на фотоприемнике 11 может быть описана математическим выражением где Lo - как и выше, интенсивность падающего на участок тела излучения от источника света; R2 - часть этого излучения; которая бы попадала после рассеяния и ослабления в тканях тела на фотоприемник 11 при отсутствии гемоглобина (она отличается от R1 из-за неоднородности распределения излучения от источника света по спектру и из-за того, что световой сигнал от тела расщепляется узлом 7 не точно на две равные части); k2 - удельный коэффициент поглощения света гемоглобином в выбранном спектральном интервале зеленой области спектра; c - концентрация гемоглобина в исследуемом участке тела; d - средняя длина пути, проходимого излучением в тканях тела. Фотоприемник 10 преобразует световой сигнал в фототек, величина которого где P1 - эффективность фотопреобразования для светового сигнала из ближней ИК области спектра. Фотоприемник 11 преобразует световой сигнал в фототок, величина которого где P2 - эффективность фотопреобразования для светового сигнала из зеленой области спектра. Из формул (3) и (4) нетрудно получить следующее выражение для концентрации гемоглобина - известные постоянные величины (константы прибора). Таким образом, концентрация общего гемоглобина крови пропорциональна логарифму отношения фототоков первого и второго фотоприемников. Эти фототоки поступают на входы блока обработки сигналов 12, в котором выполняется их усиление и логарифмическое (или эквивалентное ему) преобразование. Далее в электронном блоке 13 вырабатывается соответствующий выходной сигнал измерения, который выводится на индикатор 14. Опытный образец прибора для реализации предложенного способа измерения общего гемоглобина крови имеет массу не более 0,5кг и помещается в одной руке. Время подготовки прибора к работе не превышает 30с, время измерения - нескольких секунд. Обеспечивается неинвазивность измерения, безболезненность и полная безопасность. На фиг.2 приведена электрическая принципиальная схема блока обработки сигналов 12 для устройства, показанного на фиг.1, позволяющая осуществить вторую разновидность способа, предложенного в данном изобретении. Блок 12 состоит здесь из двух практически одинаковых схем (15 и 16) обработки сигналов от первого и второго фотоприемника. В состав каждой из них входят операционный усилитель 17, диод D конденсатор (C1 или соответственно С2) и четыре резистора (R1, R2, R3, R4). Неинвертирующий вход 18 усилителя 17 подключен к точке соединения первого (R1) и второго (R2) резистора, инвертирующий вход 19 - к точке соединения третьего (R3) и четвертого (R4) резисторов, к которой присоединены также катод фотоприемника (10 и соответственно 11) и конденсатор (C1 и соответственно C2). Вторые концы резисторов R1 и R3 подключены к положительному, а вторые концы конденсатора и резистора R4 - к отрицательному полюсу источника питания. К аноду фотоприемника (10 или соответствен но 11) подключен анод диода D. Катод диода D и второй конец резистора R2 в каждой схеме соединены с выходом 20 схемы 15. Работу блока обработки сигналов поясним с помощью диаграмм изменения напряжений, приведенных на фиг.3. Через to здесь обозначен момент времени, в которой включается источник света 1 и на фотоприемники начинает поступать световой сигнал. В исходном положении (до момента to), когда источник света выключен и световые сигналы на фотоприемниках отсутствуют, конденсаторы заряжены (через резисторы R3) до напряжения, определяемого соотношением номиналов R3 и R4, и на выходах операционных усилителей имеем низкий потенциал. При появлении на фотоприемниках световы х сигналов, конденсаторы начинают разряжаться, причем изменение напряжения на них пропорционально интегралу фо тотока, текущего через соответствующий фотоприемник, и, следовательно, интегралу ("светосумме") соответствующего свето вого сигнала. Так продолжается до тех пор пока напряжение на конденсаторе C1 "опорного" канала не достигнет порога, задаваемого делителем напряжения на резисторах R1 и R2. В этот момент, обозначенный на фиг.3 через t1, операционный усилитель схемы 15 "опрокидывается", и на его выходе 20 устанавливается высокий потенциал. Диоды D в обоих каналах, на катоде которых тоже устанавливается этот потенциал, запираются, и разряд конденсаторов через фотоприемник в обоих каналах прекращается. Тем самым фиксируется временной интервал интегрирования, т.е. определенная светосумма, поступившая на фотоприемник 10. Уровень, до которого за это время успевает разрядиться конденсатор C2, зависит от величины фототока фотоприемника 11, которая, в свою очередь, зависит от содержания общего гемоглобина в исследуемом участке тела. Начиная с момента времени t1, конденсаторы C1 и C2 начинают опять заряжаться через резистор R3. Напряжение на них растет во времени по экспоненциальному закону. В схеме 16, в которой входной фототок (из-за поглощения света гемоглобином в тканях тела) был существенно меньше и напряжение на конденсаторе понизилось меньше, потенциал на инвертирующем входе 19 раньше достигает порога опрокидывания, и на выходе 21 этой схемы восстанавливается низкий потенциал. Этот момент времени обозначен на фиг.3 через t2. На выходе 20 схемы 15 низкий потенциал восстанавливается позже - в момент времени t3. Интервал времени между моментами t2 и t3 пропорционален логарифму отношения фототоков в фотоприемниках 0 и 11, а следовательно, и концентрации общего гемоглобина в исследуемом участке тела. Выходы 20 и 21 схем 15 и 16 являются общим выходом блоке обработки сигналов. Импульсы с этих выходов поступают в электронный блок 13, где преобразуются в подаваемый на индикатор 14 выходной сигнал, например, так же, как в устройстве-прототипе. Таким образом осуществляется предложенная в данном изобретении вторая модификация способа измерения общего гемоглобина крови. Фиксация всегда одной и той же светосуммы в схеме 15 обеспечивает высокую степень воспроизводимости и независимости результата измерения от пигментации кожи пациента. От этого оказывается зависящим интервал времени (t1 - t0) (так как для набора заданной светосуммы требуется разное время), но не интервал времени (t3 - t2). Возможность осуществления, третьей предложенной в данном изобретении модификации способа измерения общего гемоглобина крови подтверждается тем, что при выполнении источника света 1, например, в виде светодиода можно использовать широко известные схемы модуляции его излучения во времени. В радиотехнике хорошо известны и схемы синхронного детектирования принимаемых сигналов. Простейшим вариантом может быть, например, модуляция излучения светодиода несущей частотой, скажем 20кГц, с выделением этой частоты в принимаемых световы х сигналах.