СПОСОБ КОНТРОЛЯ КИСЛОРОДНО-ТРАНСПОРТНОЙ ФУНКЦИИ КРОВИ И УСТРОЙСТВО ДЛЯ ЕГО ОСУЩЕСТВЛЕНИЯ Российский патент 1996 года по МПК G01N33/49 

Изобретение относится к области медико-биологических измерений и может найти применение в лабораторной практике для биологических исследований и в медицине для диагностических целей.

Известны способы и устройства для контроля газотранспортной функции крови [1]
Известные решения относятся в основном к абсолютным методам, связанным с прямыми измерениями объемов выделенного или поглощенного кровью кислорода в специальных приборах сатураторах.

При их реализации по количеству кислорода рассчитывают число гемов, способных обратимо присоединять кислород, и, следовательно, количество действующего гемоглобина.

Указанные способы и устройства не позволяют в должной мере судить о причинах выявленных нарушений кислородно-транспортной функции крови, в частности при их реализации не учитывается влияние на эту функцию кислородной проницаемости мембран эритроцитов, так как при сатураторных способах измереня производятся после завершения кислородного обмена крови с газовой средой, т.е. не учитывается динамическая характеристика обмена проницаемотсь мембран.

Известны также способ и устройство для контроля кислородно-транспортной функции крови [2]
В известных решениях регистрируется суммарное количество гемоглобина в окси- и деоксиформе. Однако, не все молекулы в деоксиформе способны переносить кислород и переходить в оксиформу, поэтому определяемое в результате суммарное количество гемоглобина не равно количеству действующего. Возможны ситуации, когда гемоглобин с нормальными оптическими характеристиками, полученными при использовании известных способа и устройства, тем не менее, не способен переносить кислород, обратимо переходя из окси- в деоксиформу. При этом он регистрируется как нормальный.

Наиболее близким к изобретению являются способ и устройство для контроля кислородно-транспортной функции крови [3]
Известный способ контроля кислородно-транспортной функции крови заключается в размещении сосуда с исследуемой пробой крови в герметичной термо- и влагостатируемой камере, заполнении камеры газовой смесью со стабильным парциальным давлением кислорода, оксигенации или деоксигенации крови исследуемой пробы путем обеспечения контакта газовой смеси с локальным, имеющим постоянную площадь, уачстком поверхности крови, непрерывного обновления поверхности крови на участке ее контакта с газовой смесью и регистрации оптического сигнала, характеризующего степень насыщенности крови кислородом в течение всего времени кислородного обмена крови с газовой смесью.

Известное устройство для контроля кислородно-транспортной функции крови содержит герметичную термо- и влагостатируемую камеру, подсоединенную к системе подачи газовой смеси с регулятором парциального давления кислорода в газовой смеси, установленный в камере газообменник, оптический оксиметр с чувствительным элементом для оптической связи с исследуемой кровью и регистратор, подключенный к оксиметру.

Известные решения при их использовании требуют большого количества крови (даже при миниатюрной реализации устройства до 30 мл) для исследования; пульсация крови, вызванная работой перистальтического насоса, препятствует обеспечению необходимой точности измерения.

Как известно, на кислородно-транспортную функцию крови основное влияние оказывают следующие факторы: соответствие норме молекулярного набора гемоглобинов, кислородная проницаемость эритроцитарных мембран, а также количество действующего гемоглобина в крови. Проницаемость для кислорода мембран эритроцитов характеризует величину потока кислорода через мембрану при газообмене крови с атмосферой и тем самым определяет конечный уровень насыщенности крови кислородом за конечное время процесса. Время процесса может задаваться пребыванием эритроцитов в капиллярах. При патологически малых проницаемостях мембран эритроциты в капиллярах легких могут не успеть запастись необходимым количеством кислорода, а в капиллярах тканей отдать его клеткам-потребителям. Количество действующего гемоглобина определяет максимальное количество кислорода, которое способна переносить кровь в цикле кровообращения.

Использование изобретения позволяет не только определить наличие отклонений в осуществлении кислородно-транспортной функции крови, но и при выявлении таких отклонений установить причины этих отклонений, т.е. установить какой из известных факторов (соответствие норме молекулярного набора гемоглобина; проницаемость эритроцитарных мембран для кислорода; количество действующего гемоглобина в крови) вызвал отклонение в осуществлении этой функции крови.

Достижение указанного технического результата при осуществлении способа контроля кислородно-транспортной функции крови обеспечивается тем, что сосуд с исследуемой пробой крови размещают в герметичной термо- и влагостатируемой камере, заполняют камеру газовой смесью со стабильным парциальным давлением кислорода, проводят оксигенацию иди деоксигенацию исследуемой пробы крови путем обеспечения контакта газовой смеси с локальным участком поверхности крови, имеющим постоянную площадь, и непрерывного обновления поверхности крови на участке ее контакта с газовой смесью и регистрируют оптический сигнал, характеризующий степень насыщенности крови кислородом в течение всего времени кислородного обмена крови с газовой смесью, причем обновление поверхности крови на участке ее контакта с газовой смесью в процессе оксигенации или деоксигенации осуществляют путем ее перемешивания непосредственно в сосуде, а временную зависимость зарегистрированного оптического сигнала преобразуют в зависимость оптического сигнала от логарифма текущего значения времени кислородного обмена, после чего сравнивают последовательные значения оптического сигнала полученной логарифмической зависимости с соответствующими значениями оптического сигнала эталонной логарифмической зависимости, полученной при исследовании эталонной пробы крови, и по совпадению этих сигналов констатируют соответствие кислородно-транспортной функции крови эталонной, а при несовпадении делают вывод о ее несоответствии эталонной. При этом контакт газовой смеси с поверхностью крови осуществляют через проницаемую для газов и непроницаемую для крови перегородку.

Возможным частным случаем установления причин отклонения кислородно-транспортной функции крови от эталонной, согласно изобретению, является то, что сравнение оптических сигналов полученной и эталонной логарифмических зависимостей осуществляют графически.

При несовпадении оптических сигналов полученной и эталонной логарифмических зависимостей осуществляют параллельный перенос одной из этих зависимостей относительно другой или их обеих вдоль оси логарифма времени до их совмещения, по которому судят о причинах несоответствия кислородно-транспортной функции крови эталонной.

При несовпадении оптических сигналов полученной и эталонной зависимостей после их относительного переноса и совмещения делают вывод о том, что несоответствие кислородно-транспортной функции крови эталонной обусловлено несоответствием эталону либо молекулярного набора гемоглобина, либо проницаемости мембран эритроцитов, либо тем и другим вместе.

При совпадении оптических сигналов полученной и эталонной зависимостей после их относительного переноса и совмещения делают вывод о том, что несоответствие кислородно-транспортной функции крови эталонной обусловлено отклонением от эталонного значения количества действующего гемоглобина в исследуемой пробе крови, причем при относительном переносе полученной логарифмической зависимости для совмещения с эталонной в отрицательном направлении вдоль оси логарифма времени делают вывод о превышении количества действующего гемоглобина в исследуемой пробе крови его значения в эталонной пробе крови, а при аналогичном переносе в положительном направлении вдоль оси логарифма времени констатируют недостаточное количество действующего гемоглобина в исследуемой пробе крови.

Процентное отношение N количества действующего гемоглобина в исследуемой пробе крови к его количеству в эталонной пробе определяют по формуле:
N= A^δ•100, где А основание логарифма, использованное при построении логарифмической шкалы времени для сравниваемых зависимостей;
δ- величина относительного переноса полученной и эталонной логарифмических зависимостей вдоль оси логарифма времени (δ<0, если полученная зависимость для исследуемой пробы крови до переноса была расположена слева от эталонной; δ>0 в случае ее расположения справа от эталонной).

Предложенное устройство содержит герметичную термо- и влагостатируемую камеру, присоединенную к системе подачи газовой смеси с регулятором парциального давления кислорода в газовой смеси, установленный в камере газообменик, оптический оксиметр и регистратор, подключенный к оксиметру, при этом газообменник выполнен в виде сосуда для размещения в нем пробы крови, сообщающегося с полостью камеры, и установленного в нем активатора для перемешивания крови в сосуде, связанного с приводом.

Регистратор содержит измеритель времени, блок логарифмирования, задатчик, блок сравнения и блок отображения информации, при этом рабочие входы блока сравнения подключены к выходу оксиметра и к задатчику, а измеритель времени через блок логарифмирования связан с установочным входом блока сравнения, выход которого подключен к блоку отображения информации.

В качестве дополнительного технического результата может быть указана возможность поддержания заданных параметров, характеризующих процесс газообмена, или их изменения за счет того, что устройство снабжено системами управления температурой, давлением и влажностью в камере оксигенератора, при этом датчики измерения каждого из указанных параметров размещены в каемре и подключены к соответствующим регуляторам, выходы которых связаны с исполнительными механизмами систем.

Для повышения интенсивности газообмена устройство снабжено средством для формирования потоков газовой смеси над поверхностью крови в сосуде.

Повышение газообмена может быть обеспечено при различных вариантах выполнения средства для формирования потоков газовой смеси.

В частности, средство для формирования потоков газовой смеси может быть выполнено в виде одного или нескольких вентиляторов, установленных в камере.

Средство для формирования потоков газовой смеси может быть выполнено в виде одного или нескольких отрезков трубопровода, соединенных с системой подачи газовой смеси в камеру, открытые концы которых расположены над поверхностью крови.

Интенсивность газообмена повышается в еще большей степени, если средство для формирования потоков газовой смеси снабжено системой направляющих потоки газовой смеси поверхностей.

Равномерность насыщения пробы крови кислородом в процессе газообмена обеспечивается при воздействии на нее активатором.

Изобретение предусматрвиает различные частные случаи выполнения активатора, который может быть выполнен в виде пропеллера, размещенного в сосуде и связанного с приводом его вращения, размещенным вне сосуда.

При этом лопасти пропеллера могут быть выполнены из материала, не травмирующего кровь.

Кроме того, лопасти пропеллера могут быть покрыты слоем материала, не травмирующего кровь.

Передача вращения пропеллеру может осуществляться различно, в частности вал пропеллера может быть кинематически связан с валом привода.

Возможен вариант, когда лопасти пропеллера представляют собой постоянный магнит, разноименные полюса которого расположены на периферийных концах лопастей, а на свбодном конце вала привода установлен постоянный магнит для передачи вращения лопастям пропеллера, при этом вал привода магнита расположен по оси сосуда.

Лопасти пропеллера могут представлять собой короткозамкнутый виток из электропроводного материала, покрытый слоем диэлектрика, а привод его вращения выполнен в виде статорной обмотки возбуждения, подключенной к системе электрического питания.

Равномерность насыщения крови кислородом при ее перемешивании повышается в том случае, если в сосуде для пробы крови размещен дисперсный или в виде отдельных фрагментов наполнитель из материала, не травмирующего кровь.

Получение оптических характеристик исследуемой пробы крови осуществляется по-разному в различных модификациях изобретения.

В частности, чувствительный элемент оксиметра может быть размещен внутри или вне камеры и снабжен световодами для обеспечения его оптической связи с исследуемой пробой крови в сосуде.

В случях, если сосуд для размещения пробы крови выполнен из светопрозрачного материала, чувствительный элемент оксиметра может быть размещен на наружной поверхности сосуда.

Процесс кислородного обмена интенсифицируется, равномерность насыщения крови кислородом повышается за счет упорядочения движения крови в сосуде при ее перемешивании в том случае, если сосуд для размещения пробы крови включает средство для формирования потоков крови при ее перемешивании.

Средство для формирования потоков крови в сосуде может иметь различные модификации, в частности может быть выполнено в виде одного или нескольких полых цилиндров или колец, имеющих неравномерную по толщине боковую поверхность, неподвижно и соосно установленных в сосуде с зазорами относительно его дна и боковой поверхности.

Неравномерность по толщине боковой поверхности цилиндров и колец может быть достигнута, в частности, в случаях, если они имеют приливы или пазы, или отверстия, или и те, и другие вместе на внутренней и наружной боковых поверхностях.

Возможен вариант, при котором средство для формирования потоков крови при ее перемешивании представляет собой пазы или приливы, или и те, и другие, выполненные на внутренней поверхности сосуда или на его частях.

Частным случаем компоновки узлов и элементов устройства в сосуде для перемешивания пробы крови является вариант, при котором активатор выполнен в виде вала с винтовой поверхностью в нижней его части, а средство для формирования потока крови представляет собой полый цилиндр, установленный в сосуде по его оси с зазорами относительно его дна и боковой поверхности, при этом нижняя часть вала активатора размещена в полости цилиндра с возможностью свободного вращения.

Скорость процесса кислородного обмена может варьироваться, в частности, с помощью средства для изменения площади поверхности контакта крови с газовой смесью.

Возможным вариантом выполнения такого средства является набор сменных колец с постоянными наружными и различными внутренними диаметрами, при этом сменное кольцо установлено в сосуде так, что его нижнее основание расположено не выше уровня пробы крови в сосуде.

Скорость процесса кислородного обмена может изменяться при изменении объема, в котором проба крови подвергается перемешиванию.

Предусмотрено средство для изменения объема, занимаемого исследуемой кровью в сосуде.

Указанное средство, в частности, может быть выполнено в виде поршня, размещенного в нижней части полого цилиндра и служащего его дном. При этом поршень посредством штока связан с механизмом перемещения.

Частным случаем выполнения узла, обеспечивающего кислородный обмен крови, является следующий вариант выполнения и компоновки сосуда для размещения пробы крови, при котором сосуд выполнен в виде двух полых тонкостенных цилиндров из светопрозрачного материала с различными внутренними диаметрами, расположенных соосно больший над меньшим и сопряженных между собой, средство для формирования потоков крови выполнлено в виде тела вращения с осевым сквозным цилиндрическим каналом и различными по диаметру участками наружной боковой поверхности, а активатор выполнен в виде вала с винтовой поверхностью в нижней его части, размещенной в осевом цилиндрическом канале тела вращения, которое расположено в сосуде по его оси с образованием зазора с его боковыми стенками и дном, при этом верхний торцевой участок тела вращения имеет криволинейную развитую поверхность, а надвинтовой участок вала активатора выполнен полым с отверстиями в нижней и верхней частях для вывода продуктов газообмена.

Независимо от той или иной модификации устройства сосуд может быть снабжен проницаемой для газов и непроницаемой для крови перегородкой для отделения крови от газовой смеси в месте их контакта.

Обоснование возможности получения указанного результата при использовании изобретения заключается в следующем.

Как известно, здоровая кровь, будучи перенесенной в условия, адекватные условиям ее нахождения в организме человека, имеет определенные, принятые за эталонные при реализации изобретения, оптические характеристики, т.е. в каждый произвольно заданный момент времени процесса газообмена состояние крови характеризуется определенным оптическим сигналом.

Более раннее или более позднее появление этого оптического сигнала по отношению к какому-либо заданному моменту времени процесса газообмена свидетельствует об отклонении кислородно-транспортной функции крови от нормы.

Осуществление предложенного способа при помощи предложенного устройства основано на известных физических законах диффузии вещества через поверхность раздела жидкость-газ.

Кислородный обмен в месте непосредственного контакта крови с газовой средой представляет собой указанный диффузионный процесс. Поток кислорода Q_гр через поверхность раздела газ-жидкость можно записать в виде интеграла по площади S контакта
Q_гр= C_oD dS
(1) где ∂P_пл (0)/∂Z- градиент напряжения кислорода по направлению Z нормали к поверхности крови в месте контката в плазме, непосредственно у самой границы фаз;
С_о константа, коэффициент пропорциональности между концентрацией кислорода n в плазме и его напряжением Р_пл;
D константа, коэффициент диффузии кислорода в плазме.

Значения величины ∂P_пл (0)/∂Z- функции времени и координат, зависят также от параметров как установки, в которой реализуют способ (например, парциального давления кислорода Р_о в газовой атмосфере, контактирующей с кровью, температуры Т_о и т.п.), так и крови (например, проницаемости мембран для кислорода σ_м и др.).

С большой точностью можно утверждать, что весь поток Q_гр идет на заполнение гемов в эритроцитах, а поэтому
Q_гр= 4G (2) где G количество молекул гемоглобина, способных переносить кислород, во всей пробе крови (по четыре гема на молекулу гемоглобина)
G= γ_on_эpV_кр, (3) где γ_o- количество молекул гемоглобина, способного обратимо присоединять кислород, в отдельном эритроците;
n_эр концентрация эритроцитов в объеме крови V_кр;
α и степеь и скорость оксигенации крови (сатурация и скорость ее изменения).

Из выражения (2) следует, что задача определения потока кислорода Q_гр в кровь сводится к задаче нахождения скорости оксигенации крови и величины G числа молекул гемоглобина,содержащегося в исследуемом объеме крови и способного переносить кислород, G мера количества действующего гемоглобина крови.

Подставив выражения (2) в выражение (1) и произведя преобразования, получим
dS
(4)
Величину Q_гр можно определить, воспользовавшись непрерывностью потока кислорода по пути газовая среда плазма мембраны эритроцитов цитоплазма. Поток кислорода в плазме Q_ж из газовой среды, контактирующей с кровью, пройдя сквозь толщу плазмы, направляется через мембраны внутрь эритроцитов. Ясно, что поток кислорода через мембраны эритроцитов Q_мравен потоку Q_ж.

В условиях предлагаемого способа, т.е. при непрерывном обновлении поверхности крови в месте контакта с газом и эффективном ее перемешивании, все эритроциты находятся в одинаковых условиях для диффузии кислорода по всему объему крови. В любое время t наблюдения кислородного обмена степень оксигенации (сатурации) α эритроцитов во всей пробе примерно одинакова. По той же причине одинаково и напряжение кислорода Р_эр внутри эритроцитов, которое соответствует равновесному его значению при данном α.

Поток Q_ж по закону Фика можно записать в виде
Q_ж= •C_oDS где Р_пл напряжение кислорода непосредственно возле мембраны эритроцитов в конце диффузионного пути газ плазма. Р_пл меняется в течение процесса и, следовательно, является функцией времени: Р_пл=Р_пл(t);
Р_о парциальное давление кислорода в газовой среде, контактирующей с кровью, в условиях предлагаемого способа поддерживается постоянным;
S площадь поверхности контакта газа с кровью, фиксирована;
λ_пл эффективная диффузионная длина для потока кислорода через плазму; параметры устройства, S, скорость, способ перемешивания и др. не меняется в течение всего наблюдаемого процесса, поэтому и λ_пл является константой.

Поток Q_м по закону Фика можно записать в виде
Q_м= σ_м(Р_пл-Р_эр)S_м, где P_эр напряжение кислорода внутри эритроцитов. Оно непрерывно изменяется во время процесса: Р_эр=Р_эр(t). С другой стороны, поскольку имеющийся в эритроцитах гемоглобин находится в равновесии с его цитоплазмой, то Р_эр соответствует равновесной степени оксигенации (сатурации) α. Поэтому Р_эр можно рассматривать как функцию от непрерывно меняющейся величины α:
Р_эр=Р_эр α;
S_м суммарная площадь поверхности мембран всех эритроцитов пробы константа, не меняющаяся в течение всего процесса исследования крови;
σ_м эффективная удельная проницаемость мембран эритроцитов для кислорода, приходящаяся на единицу площади мембраны. Величина σ_м зависит от степени оксигенации, т.е. является функцией α:
σ_м= σ_м(α).

Поэтому произведение σ_мS_м= Ω(α) величина проницаемости для кислорода мембран всех эритроцитов пробы крови также является функцией степени оксигенации α.

Приравнивая Q_ж и Q_м получим
C_oDS Ω(P_пл-P_эр) и cледовательно
Q_ж=
Но поток Q_ж равен потоку Q_гр через границу газ-жидкость:
Q_гр
(5) где Р_эр(α) и Ω(α) функции α и, следовательно, t: Р_эр=Р_эр(α) обратная функция сатурационной кривой α= α(Р_эр), называемая кривой диссоциации оксигемоглобина крови, определяется молекулярным набором гемоглобинов крови и не зависит от количества действующего гемоглобина G. Для крови разных здоровых доноров с нормальным набором гемоглобинов функции Р_эр(α) и α(P_эр) одинаковы;
Ω(α) зависит от состава и структуры самих мембран эритроцитов, а также веществ, находящихся в крови, может зависеть от молекулярного набора гемоглобинов в крови, но не зависит от количества действующего гемоглобина G и для крови разнлых здоровых доноров является универсальной функцией.

Приравняв выражения (5) и (1), получим
_dS=S
(6)
В правой части выражения (6) универсальная функция от аргумента α, одинаковая для любой здоровой крови, не имеющей отклонений в молекулярном наборе гемоглобинов и проницаемости для кислорода мембран эритроцитов.

Используя выражение (4) с учетом выражения (6), можно определить отрезок времени t(α), необходимый для достижения любой из возможных степеней насыщения крови кислородом (сатурации) α в процессе кислородного обмена:
(=
(7)
Предложенный способ предполагает сравнение характеристик исследуемой крови с характеристиками эталонной. Для удобства сравнения обозначим величны, которые в условиях испытаний могутотличаться от друг от друга, индексом "иссл" для исследуемой крови и "к" для контроля (т.е. эталонной крови). Величины, одинаковые для исследуемой и эталонной крови, будем записывать без индекса.

Для исследуемой крови выражение (7) записывается в виде
t_иссл(α) dα
(8) а для эталонной
t_к(α) dα
(9)
Для сравнения выражения (8) и (9) удобно прологарифмировать и вычесть второе из первого, В результате получим
G
log d; (10)
Из выражения (10) видно: если кровь здоровая, (т.е. молекулярный набор гемоглобинов исследуемой крови нормален и поэтому Р_{эр.иссл}(α)=Р_эр.к(α), а проницаемость эритроцитарных мембран для кислорода тоже в норме, что означает Ω_иссл(α)= Ω_к(α)), то логарифмы от интегралов в точности равны друг другу и взаимно уничтожаются. Как результат сравнения по перечисленным признакам остается соотношение
log_At_иссл(α)-log_At_к(α)=log_AG_иссл-log_AG_к
(11)
Соотношение (11) должно выполняться для любого α во всем диапазоне изменений от α_нач до α_кон, т.е. в любой момент времени t наблюдения процесса кислородного обмена от начала при t=0 до окончания наблюдения при t=t_кон. Проверку проще всего выполнить графически. Непосредственным экспериментальным выходом измерений являются временные зависимости α_иссл= α_иссл(t) и α_к α_к(t) для исследуемой и эталонной крови соответственно. Построив указанные зависимости в масштабе логарифма времени, α_иссл= α_иссл(log_At) и α_к= α_к(log_At), нужно параллельным переносом вдоль оси log_At попытаться совместить кривые. Если в пределах ошибок измерений удалось это сделать, то условие (11) выполняется сразу во всем диапазоне изменения α и t. В противном случае интегралы в соотношениях (8) и (9) не равны друг другу и их логарифмы в выражении (10) взаимно не уничтожаются. Единственной причиной неравенства интегралов может быть патология крови по перечисленным признакам: отклонение от нормы молекулярного набора гемоглобинов (функция Р_{эр.иссл}(α) нестандартна) и/или проницаемости для кислорода эритроцитарных мембран (функция Ω _иссл(α) нестандартна).

Таким образом, выявлен критерий обнаружения патологии крови по указанным признакам с помощью предлагаемого способа контроля кислородно-транспортной функции крови.

Хотя изложенное предполагает, что измеряется непосредственно α- степень насыщения крови кислородом, описанный подход применим и тогда, когда нет возможности регистрировать непосредственно величину α. Например, оптический оксиметр не отградуирован, и с его чувствительного элемента можно получить в виде показаний Φ лишь оптические характеристики, имеющие монотонную связь с α, т. е. с количеством поглощенного кровью кислорода. Достаточно знать, что такая однозначная и монотонная функциональная связь между α и Φ существует. Но если есть монотонная функция α от Φ: α(Φ), то есть и ее производная , которая также является функцией Φ:
(Φ)
Перейдя в соотношение (10) к интегрированию по Φ, запишем его в виде
log_At_иссл(Φ)-logt_к(α) log d+
+ log_AG_иссл-log d- log_AG_к
(12) и соотношение (11) в виде
log_At_иссл(Φ) -log_At_к(Φ)=log_AC_иссл-log_AG_к
(13)
Далее можно повторить все, что изложено выше для величины α. В этом случае непосредственным экспериментальным выходом явится зависимость величины оптических характеристик крови Φ от времени t, и нужно строить кривую зависимостей Φ от log_At для исследуемой крови и для эталонной. Процедура сравнения и выработка суждения о возможности совмещения кривых Φ_иссл= Φ_иссл(log_At) и Φ_к= Φ_к(log_At) при параллельном переносе вдоль оси log_At идентичны приведенным для величины α.

Для реализации способа пригоден любой оптический прибор, способный регистрировать оптические характеристики крови, имеющие однозначную монотонную связь с количеством поглощеного кровью кислорода, т.е. ее степенью оксигенации α, в виде показаний Φ во всем диапазоне изменений α от 0 до 1, причем имеется взаимно однозначное соответствие между величинами α и Φ для все Φ, принадлежащих отрезку [ Φ_min;Φ _max]
Соотношения (12) и (13) более общие, чем соотношения (10) и (11). Действительно, если α и Φ тождественны друг другу (окси-
метр отградуирован), то ≡ 1 и соотношение
(12) переходит в соотношение (10), а соотношение (13) в соотношение (11).

В случае совмещения указанных зависимостей путем параллельного переноса вдоль оси логарифма времени возможно определение относительного количества действующего гемоглобина G_иссл в исследуемой пробе крови. Из соотношений (11) и (13) (величину разности логарифмов времени, стоящую в их левых частях, обозначим через δ) следует
δ log_A (14)
Потенциируя и переводя соотношение G_иссл/G_к в проценты, получим содержание действующего гемоглобина N исследуемой крови по отношению к эталонной, выраженное в процентах: N=A^δ·100%
Рассматриваемый процесс насыщения крови кислородом, т.е. оксигенация применим и для обратного процесса деоксигенации. Это касается также случая определения количества действующего гемоглобина в эталонной крови. Если процесс кислородного обмена крови с газом независимо от того, оксигенация это или деоксигенация, идет медленнее эталонного (δ положительно), то единственной причиной может быть повышенное количество действующего гемоглобина в исследуемой крови, а если быстрее (δ отрицательно) соответственно пониженное.

Таким образом, теоретически доказано, что желаемый результат может быть получен как при окси-, так и при деоксигенации пробы крови, причем приемлема любая измеряемая оптическая характеристика крови, имеющая монотонную связь со степенью оксигенации. Следовательно, существенным для способа является именно это свойство измеряемых оптических характеристик.

Об оптических свойствах любой среды (отражательной способности. поглощательной способности, вращении плоскости поляризации и др.) судят по интенсивности световых пучков,полученных в тех или иных условиях. Количественно эти свойства харатеризуются коэффициентами поглощения и преломления, удельным коэффициентом вращения плоскости поляризации и др. Причем эти величины обнаруживают дисперсию, т.е. зависят от длины волны света. Однако, как правило, непосредственно на опыте они не измеряются. Сигналы Φ являются функциями указанных выше величин и естественной мерой оптических свойств крови. Сигналы Φ отождествляются с оптическими характеристиками среды. Оптические характеристики Φ, являясь функциями перечисленных выше величин (коэффициентов поглощения, преломления и др.), также проявляют дисперсию зависимость от длины волны. При поглощении или отдаче кровью кислорода (т.е. изменении степени оксигенации α) оптические свойства крови меняются, соответственно меняются оптические характеристики Φ.

В процессе измерения используется такой спектральный диапазон излучения, при котором Φ однозначно связан со степенью оксигенации α. Например, в диапазоне 950±10 нм поглощение кровью света при оксигенации растет и, следоватльно, регитсрируемый оптический сигнал монотонно уменьшается, а в диапазоне 650±10 нм поглощение падает и соответственно монотонно растет регистрируемый сигнал.

Это свойство используется при предлагаемом способе, при реализации которого под оптическими характеристиками крови понимается именно величина Φ, которая монотонно и однозначно связана с абсолютной степенью оксигенации крови α.

На фиг. 1 приведена принципиальная схема устройства для контроля кислородно-транспортной функции крови, которое может быть использовано для осуществления способа контроля кислородно-транспортной функции крови; на фиг. 2 структурная схема регистратора; на фиг. 3 возможный вариант выполнения блока сравнения; на фиг. 4 (а, б, в) возможные варианты выполнения средства для формирования газовых потоков над поверхностью крови в сосуде; на фиг. 5 (а, б, в) возможные варианты выполнения активатора; на фиг. 6 (а, б, в, г) возможные варианты размещения активатора и средства для формирования потоков крови в сосуде. на фиг. 7 (а, б, в) возможные варианты выполнения и установки в сосуде средства для изменения площади поверхности контакта крови с газовой смесью средства для изменения объема, занимаемого исследуемой кровью в сосуде; на фиг. 8 приведен возможный вариант выполнения сосуда для размещения пробы крови и компоновки узлов и элементов устройства; на фиг. 9а изображены зависимости монотонно связанной с α одной из пригодных для осуществления предложенного способа оптической характеристики Φ₁ от lgt, полученные при оксигенации крови двух здоровых доноров, имеющих разное количество действующего гемоглобина. В качестве оптической характеристики Φ₁ используется интенсивность отраженного света с длиной волны 650±10 нм, преобразованного в электрический сигнал; на фиг. 9б представлены зависимости регистрируемой с помощью проградуированного в единицах α(%) оксиметра степени оксигенации α от lgt, полученные при оксигенации крови тех же доноров, что и на фиг. 9а; на фиг. 10 изображена монотонная зависимость степени оксигенации крови α от оптической характеристики Φ₁, использованной при построении кривых на фиг. 9а; на фиг. 11 а результат совмещения кривых на фиг.9а и определение величины взаимного параллельного переноса δ вдоль оси lgt; на фиг. 11б результат совмещения кривых на фиг. 9б и определение величины взаимного параллельного переноса δ вдоль оси lgt; на фиг. 12 обозначены (•) кровь здорового донора, (х) кровь больного донора, страдающего одним из видов анемий, связанных с нестандартным набором гемоглобинов крови; на фиг. 13 показан результат попытки совмещения кривых на фиг. 12; на фиг. 14 а изображены зависимости монотонно связанной с α одной из пригодных для осуществления предложенного способа оптической характеристики Φ₂ от lgt, полученные при деоксигенации крови двух здоровых доноров, имеющих разное количество действующего гемоглобина; на фиг. 14 б зависимости степени оксигенации α от lgt, полученные при деоксигенации крови тех же доноров, что и на фиг. 14 а; на фиг. 15 в изображена монотонная зависимость степени оксигенации крови α от оптической характеристики Φ₂, использованной при построении кривых фиг. 14 а; на фиг. 16 а представлен результат совмещения кривых на фиг. 14 а путем взаимного параллельного переноса вдоль оси lgt и определение величины δ; на фиг. 16 б результат совмещения кривых на фиг. 13б путем взаимного параллельного переноса вдоль оси lgt и определение величины δ.

Устройство для контроля кислородно-транспортной функции крови (см. фиг. 1) включает следующие элементы.

Герметичная термо-влагостабилизируемая камера 1 предназначена для проведения в ней процессов оксигенации или деоксигенации крови. Сосуд 2 с размещенной в ней исследуемой пробой крови устанавливается в камере 1, выполняя функции газоомбенника в процессе оксигенации или деоксигенации крови.

Для осуществления газообмена камера 1 заполняется газовой смесью из сообщающейся с ней системы 3 для подготовки и подачи газовой смеси.

Регулятор 4 давления газа обеспечивает поддержание необходимого давления в камере 1 и стабильность парциального давления кислорода в газовой смеси.

Системы управления температурой, давлением и влажностью газовой смеси в камере включают соответствующие регуляторы 5-7, каждый из которых подключен к установленным в камере 1 датчикам этих параметров и исполнительным механизмам (на черетже не показаны).

Для обеспечения равномерного насыщения исследуемой крови кислородом в процессе газообмена и обновления крови в зоне ее контакта с газовой смесью в сосуде 2 размещен активатор 8 для перемешивания крови, связанный с приводом 9.

Исключение застойных зон при перемешивании крови обеспечивается выбором определенной формы сосуда, а также размещением в нем средства 10 для формирования потоков крови, использование которого способствует также ускорению процесса газообмена.

Интенсификации газообмена способствует также использование средства 11 для формирования газовых потоков, ориентирующего их в направлении поверхности газообмена.

Измерение оптических характеристик газообмена, происходящего в камере 1 в процессе оксигенации или деоксигенации крови, осуществляется с помощью оптического оксиметра 12, чувствительный элеемнт 13 которого может быть снабжен световодами (на чертеже не показаны) для оптической связи с исследуемой кровью.

Выход оксиметра 12 подключен к регистратору 14, обеспечивающему преобразование, формирование измеренных сигналов и сравнение полученных в результате зависимостей с эталоной, а также при необходимости отображение полученной информации.

Возможный вариант выполнения регистратора 14 приведен на фиг. 2.

Регистратор 14 включает преобразователь 15, вход которого связан с выходом оксиметра 12, а выход подключен к первому входу блока сравнения 16, второй вход которого подключен к задатчику 17.

Измеритель времени 18 через блок логарифмирования 19 подключен к установочному входу блока сравнения 16, выход которого связан с блоком 20 отображения информации.

Возможный вариант выполнения блока сравнения 16 показан на фиг. 3.

Блок сравнения включает блок управления 21, выходы которого подключены к управляющим входам блока нормировки 22, блока памяти 23 и элемента сравнения 24.

Средство 11 для формирования газовых потоков над поверхностью крови, варианты выполнения которого показаны на фиг. 4, может представлять собой один или несколько размещенных в камере 1 вентиляторов 25 для направления потоков газовоздушной смеси к поверхности крови в сосуде 2 (см. фиг. 4 а, б).

На фиг. 4 показан возможный вариант выполнения активатора 8 в виде пропеллера 26.

Средство 11 для формирования газовых потоков может быть выполнено в виде одного или нескольких отрезков 27 трубопровода, соединенных непосредственно с системой 3 подготовки и подачи газовой смеси, открытые концы 28 которых расположены над поверхностью крови.

Средство 11 для формирования газовых потоков может быть снабжено системой поверхностей 29 для направления газовой смеси к поверхности крови (см. фиг. 4 б, в).

Вентилятор 25 и пропеллер 26 активатора 8 могут быть размещены на одном валу и приводиться во вращение от одного привода 9.

Для реализации своих функций активатор 8 может иметь различные варианты исполнения.

При выполнении активатора 8 в виде пропеллера 26 его вал может быть кинематически связан с валом привода 9.

Для исключения отрицательного воздействия на химический состав крови пропеллер 26 выполняется из материала, не травмирующего кровь, или покрывается слоем такго материала.

Одним из возможных вариантов конструкции активатора 8 является выполнение пропеллера 26 в виде постоянного магнита, полюса которого расположены на периферийных концах лопастей (см. фиг. 5, а).

Для обеспечения его вращения на свободном конце вала привода 9 размещается постоянный магнит 30, при этом валы пропеллера 26 и привода 9 размещаются соосно.

Другим вариантом выполнения активатора 8 является также его выполнение, при котором лопасти пропеллера 26 представляют собой короткозамкнутый виток из электропроводного материала, покрытый слоем диэлектрика, а привод 9 выполнен в виде статорной обмотки 31 возбуждения.

При любой модификации выполнения устройства для обеспечения более эффективного газообмена в сосуде 2 для пробы крови может быть размещен наполнитель из химически нейтрального по отношению к крови материала в дисперсной форме 32 или в виде отдельных фрагментов (см. фиг. 5, в).

На фиг. 6 (а, б, в) приведены возможные варианты выполнения устройства с использованием средства 10 для формирования потоков крови при различной форме выполнения сосуда 2.

Средство 10 для формирования потоков крови может быть выполнено в виде одного или нескольких полых цилиндров или колец 33, размещаемых внутри сосуда 2 по его оси с зазорами относительно дна и боковой поверхности сосуда.

На фиг. 6 (а, б, в) показана возможность выполнения сосуда 2 для размещения исследуемой пробы крови различной формы цилиндрической, расширяющейся или сужающейся кверху.

Цилиндры и кольца 33 могут быть выполнены с криволинейной наружной боковой поверхностью, соответствующей геометрической форме внутренней боковой поверхности сосуда 2.

Активатор 8 (см. фиг. 6, г) может быть выполнен в виде вала с винтовой поверхностью 34 в нижней его части, размещенной в полости цилиндра 33 средства для формирования потоков крови, установленного в сосуде 2 по его оси.

На фиг. 7 (а, б, в) представлены частные случаи выполнения устройства, при котором оно снабжено средством для изменения площади поверхности контакта крови с газовой средой и средством для изменения объема, занимаемого исследуемой кровью.

Средство для изменения площади поверхности контакта выполнено в виде набора сменных колец с различными внутренними диаметрами и постоянным применительно к какому-либо одному сосуду наружным диаметром.

Сменное кольцо 35 (см. фиг. 7, а) устанавливается в сосуде 2 так, чтобы его нижнее основание не превышало уровня исследуемой крови в сосуде 2, а верхнее основание располагалось выше уровня крови.

Сосуд для размещения исследуемой пробы крови (см. фиг. 7, б) образован полым цилиндром 36 и размещенным в его полости поршнем 37, служащим дном сосуда.

Указанные средства в их сочетании образуют средство для изменения объема, занимаемого исследуемой кровью.

Средство для изменения площади поверхности контакта и средство для изменения объема могут быть использованы как по отдельности, так и совместно.

Пример совместного их использования приведен на фиг. 7, в.

В любом из случаев реализации устройства исследуемая проба крови может быть отделена от газовой смеси перегородкой, проницаемой для газовой смеси и непроницаемой для крови, устанавливаемой в месте осуществления кислородного обмена.

Сосуд 2 для размещения исследуемой пробы крови может быть выполнен из светопрозрачного материала, например стекла; в этом случае чувствительный элемент 13 оксиметра 12 может быть установлен вне сосуда 2 (см. фиг. 8).

В случаях выполнения сосуда 2 непрозрачным чувствительный элемент 13 может быть размещен внутри сосуда 2 или вне его. В последнем случае чувствительный элемент 13 имеет световоды (на чертеже не показаны) для оптической связи с исследуемой пробой крови в сосуде 2.

Для исключения застойных зон в процессе перемешивания крови сосуд, имеющий правильную геометрическую форму, может снабжаться вставками из материала, не травмирующего кровь, например тефлона, размещаемых в сосуде 2 в застойных зонах и имеющих форму, не создающую гидравлического сопротивления потокам крови.

Застойные зоны могут быть исключены приданием специальной конфигурации внутренней поверхности сосуда 2.

На фиг. 8 приведен частный случай реализации устройства, в котором сосуд для размещения пробы крови образован из двух полых цилиндров 38 и 39.

Цилиндр 38, имеющий больший диаметр, расположен соосно над цилиндром 39 и сопряжен с ним с образованием осесимметричного участка в средней части сосуда. Нижнее основание цилиндра 39 закрыто.

Внутри сосуда, образованного цилиндрами 38 и 39, по его оси установлено тело вращения 40 с криволинейной боковой и верхней торцевой поверхностями. Тело вращения 41 размещено в сосуде с образованием зазора между боковой поверхностью тела вращения 40 и поверхностью сосуда. Тело вращения 40 имеет сквозной осевой цилиндрический канал.

Активатор 8 выполнен в виде вала 41 с винтовой нижней частью 42.

В надвинтовом участке вала имеются полость 43 и отверстия 44 в верхней и нижней частях для вывода продуктов газообмена.

Вал 41 установлен в цилиндрическом осевом канале тела вращения 40 своей нижней винтовой частью 42 с возможностью вращения.

Согласно изобретению контроль кислородно-транспортной функции крови может осуществляться путем проведения необходимых исследований как в процессе оксигенации крови, так и в процессе ее деоксигенации.

Для осуществления предложенного способа кровь должна быть предварительно подготовлена. Для наблюдения за процессом деоксигенации пробу крови насыщают кислородом, а перед оксигенацией его удаляют из крови. Насыщение пробы крови кислородом проводится в сосуде пропусканием над поверхностью крови или через ее объем газовой смеси, насыщенной кислородом, а удаление кислорода из крови воздействием на кровь газовой смесью, обедненной кислородом или не содержащей его. Для ускорения подготовки кровь при этом следует перемешивать.

Подготовку крови к исследованию можно осуществлять непосредственно в предлагаемом устройстве.

Сосуд 2 с исследуемой пробой крови, взятой у пациента, размещают в камере 1, которую с помощью системы 3 для подготовки и подачи газовой смеси заполняют газом с заведомо высоким парциальным давлением кислорода (больше 100 мм рт. ст. ) для насыщения кислородом крови или бескислородной газовой смесью для удаления кислорода из крови.

Кислородный обмен между кровью и газовой средой, заполняющей камеру 1 представляет собой диффузионный процесс на границе раздела сред кровь-газовая смесь.

Кислородный обмен осуществляют в режиме постоянного обновления газовой смеси и крови в околоповерхностных зонах каждой из этих сред. Обновление газовой смеси, происходящее естественным образом, протекает более интенсивно при условии формирования, например, с помощью вентилятора 25 газовых потоков над поверхностью крови в сосуде 2.

Обновление крови в плоскости эффективного газообмена осуществляется с помощью активатора 8, перемешивающего кровь в сосуде 2, приводящегося в действие от привода 9.

Процесс отдачи (или поглощения) кислорода кровью производится до полной отдачи (или насыщения) и контролируется с помощью оптического оксиметра 12, чувствительный элемент которого оптически связан с исследуемой кровью.

При достижении кровью требуемого содержания кислорода процесс газообмена при подготовке исследуемой пробы крови прекращается.

Объективность результатов контроля обеспечивается созданием в камере 1 условий, по своим параметрам (температуре, давлению, влажности) адекватных реальным условиям человеческого организма. Эти условия обеспечиваются с помощью систем управления температурой, давлением и влажностью газовой смеси в камере 1.

Эти системы могут быть выполнены любым известным способом.

Регулятор температуры, получая информацию о температуре газовой смеси в камере 1 от установленного в ней датчика температуры, вырабатывает управляющее воздействие на исполнительный механизм (например, нагреватель), установленный на линии подачи газовой смеси в камеру 1.

Регулятор давления, получая информацию о давлении газовой смеси в камере 1 от установленного в ней датчика давления, изменяет расход газовой смеси, подаваемой в камеру 1 посредством соответствующего исполнительного механизма, установленного на линии подачи газовой смеси в камеру 1.

Регулятор влажности, получая информацию о влажности в камере 1 от установленного в ней датчика, изменяет влагосодержание газовой смеси при ее приготовлении в системе 3.

Использование указанных систем позволяет стабилизировать указанные параметры газовой среды в камере 1 или изменять их, моделируя условия высокогорья, например, или подводного плавания.

После подготовки крови приступают непосредственно к определению ее кислородно-транспортной функции путем исследования кинетики газообмена в предложенном устройстве, получения временных зависимостей оптических характеристик крови, их преобразования и сравнения.

Если кровь была подготовлена непосредственно в предложенном устройстве, пробу крови оставляют в сосуде 2. С помощью системы 3 и регуляторов 5-7 в камере 1 обеспечивают необходимые условия, параметры и характеристики газовой смеси, при необходимости изменяют ее состав (например, путем переключения баллонов и прокачкой камеры 1 смесью требуемого состава). При этом газовая смесь выбирается с тем расчетом, чтобы осуществлять деоксигенацию крови, предварительно насыщенной кислородом, и оксигенацию лишенной его. После установления параметров среды, необходимых для осуществления способа (влажности, температуры и давления газов), включают одновременно измеритель времени 18 регистратора 14, привод 9 активатора 8 и приводят в действие средство формирования газовых потоков над поверхностью крови в сосуде 2. Таким образом запускают процесс кислородного обмена крови с газовой средой, осуществляя во времени в течение всего процесса одновременную регистрацию сигналов, поступающих с оптического оксиметра 12, которые являются количественной мерой оптических характеристик крови.

Если проба крови была подготовлена вне предложенного устройства, то процессы формирования необходимых для проведения исследований условий, оксигенация или деоксигенация крови, получение оптических характеристик, их сравнение и анализ осуществляют после помещения сосуда 2 с исследуемой пробой крови в камеру 1.

После завершения газообмена сравнивают полученную зависимость оптических характеристик от логарифма времени наблюдения окси- или деоксигенации исследуемой крови с соответствующей зависимостью для эталонной крови.

Сравнение этих зависимостей может производиться как в автоматическом режиме, так и непосредственно оператором путем визуально-логического анализа полученных данных.

Визуально-логический анализ данных осуществляется следующим образом.

Если установлена возможность совмещения названных зависимостей путем параллельного переноса вдоль оси логарифма времени с точностью, определяемой пределами ошибок измерения, то констатируют отсутствие нарушений кислородно-транспортной функции, обусловленных отклонениями от нормы молекулярного набора гемоглобинов и/или проницаемости для кислорода мембран эритроцитов исследуемой крови.

В случае невозможности совмещения в пределах ошибки измерения оптической характеристики Φ указанных зависимостей делается вывод об отличии кривой диссоциации оксигемоглобина исследуемой крови от эталонной (и, следовательно, об отклонении от нормы молекулярного набора гемоглобинов) или об отклонении от нормы проницаемости для кислорода мембран эритроцитов исследуемой крови.

При установлении отсутствия нарушений кислородно-транспортной функции крови, обусловленных указанными причинами, судят о качестве ее выполнения по содержанию действующего гемоглобина в исследуемой крови относительно эталонной, определяемому по формуле:
N= A^δ•100, где N содержание действующего гемоглобина в исследуемой крови относительно эталонной,
А основание логарифмов, использованное при построении логарифмической шкалы времени для сравниваемых зависимостей;
δ- величина взаимного параллельного переноса вдоль оси логарифма времени, необходимая для совмещения названных зависимостей с точностью, определяемой пределами ошибок измерений в единицах используемой шкалы (δ<0, если полученная зависимость для исследуемой крови первоначально расположена левее эталонной; в случае ее расположения правее δ>0).

В качестве примеров реализации такого анализа могут быть приведены следующие.

На фиг. 9 (а, б) представлены результаты исследования крови двух здоровых доноров на предлагаемом устройстве предлагаемым способом. Для опыта использовались пробы крови в объеме 2 мл каждая с одинаковым гематокритом Н= 41,5% Для выравнивания Н в пробу крови с большим гематокритом добавлялось необходимое количество изотонического физиологического раствора. Кровь, взятая у доноров, была предварительно обеднена кислородом в пробирке в атмосфере аргона в течение 10 мин.

В предлагаемом устройстве каждую пробу крови оксигенировали при парциальном давлении кислорода 150 мм рт.ст. около 10 мин. При этом поддерживалась температура 27,5^оС и влажность, близкая к 100% На фиг. 9,а показаны зависимости одной из пригодных для осуществления предложенного способа оптической характеристики Φ₁ от десятичного логарифма времени t (в минутах), прошедшего с начала газообмена (точками показаны экспериментальные значения для донора I, крестиками для донора II, кровь которого использовалась в качестве эталонной). Для примера реализации способа использовали оптическую характеристику Φ₁, в качестве количественной меры которой служило регистрируемое с помощью милливольтметра напряжение на выходе усилителя, соединенного с датчиком, который воспринимал через светофильтр отраженный от крови свет с длиной волны 650±10 нм.

Оптическая характеристика Φ₁ является функцией от коэффициентов преломления и поглощения кровью света с длиной волны 650±10 нм, так как регистрируемое милливольтметром напряжение зависит от интенсивности падающего на датчик света в указанном диапазоне длин волн. Величина Φ₁измерялась в аналоговой форме и изменялась от 400 мВ для полностью лишенной кислорода крови (т. е. при α=0%) до 900 мВ для предельно насыщенной кислородом крови (α=100% ).

На фиг. 9б показаны зависимости степени оксигенации крови α от lgt, полученные при оксигенации крови тех же доноров, что и на фиг. 9а (обозначения кривых те же). Степень оксигенации регистрировалась во времени с помощью созданного в ФИАНе оптического оксиметра, проградуированного непосредственно в единицах α(в).

На фиг. 10 показана связь степени оксигенации крови α с использованной при построении кривых на фиг. 9а оптической характеристикой Φ₁ (по оси абсцисс отложено напряжение на выходе усилителя, соединенного с датчиком, воспринимающим отраженный свет с длинами волн 650±10 нм). Величина Φ₁ изменялась в пределах от 400 до 900 мВ. Величина Φ₁ связана с α нелинейно, следствием чего является различие формы кривых, показанных на фиг. 9а и фиг. 9б, но монотонно.

На фиг. 11а представлен результат совмещения кривых, показанных на фиг. 9а, путем взаимного параллельного переноса вдоль оси абсцисс на величину δ= -4,5•10^-2. Величина δ<0, так как кривая для исследуемой крови донора I расположена на фиг. 9а левее кривой для крови донора II, используемой в качестве эталонной. Хорошее совмещение кривых с точностью, определяемой ошибкой измерения Φ, равной 3 мВ во всем диапазоне измерений, свидетельствует о правильности теоретической модели, на которой основывается предложенный способ, так как кровь обоих доноров не имеет отклонений от нормы в молекулярном наборе гемоглобинов и кислородной проницаемости мембран эритроцитов. На фиг. 11б представлен результат совмещения кривых, показанных на фиг. 9б, путем взаимного переноса вдоль оси абсцисс на ту же величину δ=-4,5•10^-2, что и на фиг. 11а. Здесь кривая также хорошо совмещается с точностью, определяемой ошибкой измерения α, равной 0,5% во всем диапазоне измерений. Хорошее совмещение кривых и совпадение δ на фиг. 11а,б свидетельствует о правомерности использования оптической характеристики вместо степени оксигенации крови. На фиг. 11а,б показаны оси координат для обеих кривых и отмечены δ(оси координат размечены для кривой, относящейся к эталонной крови донора II). По величине δ установили, что в крови донора I содержится 10^δ•100=90,2% действующего гемоглобина по отношению к эталонной крови донора II, т.е. на 9,8% меньше (несмотря на одинаковый гематокрит). Из этого следует, что кровь донора I способна переносить на 9,8% меньше кислорода, чем эталонная кровь донора II при одном и том же гематокрите Н.

На фиг. 12 представлены зависимости α от lgt, снятые при оксигенации (при парциальном давлении 150 мм рт.ст.) крови здорового донора (показана точками) и крови пациента, страдающего одним из видов анемий (отмечена крестиками). Эта болезнь крови характеризуется наличием в ней патологических форм гемоглобина, что было установлено с помощью электрофореза и диэлектрофореза гемолизанта крови. Процедура подготовки крови и условия опыта соответствовали приведенным выше за исключением того, что гематокрит составлял 42% для обеих проб.

На фиг. 13 представлен результат попытки совмещения кривых, показанных на фиг. 12, путем параллельного сдвига вдоль оси абсцисс. В пределах ошибки измерения α удалось совместить только три первые экспериментальные точки. Это свидетельствует о нарушении кислородно-транспортной функции крови больного анемией, связанном с отклонением от нормы молекулярного набора гемоглобинов.

На фиг. 14а представлены зависимости одной из пригодных для реализации предложенного способа оптической характеристики Φ₂ от lgt, полученные при деоксигенации крови двух здоровых доноров. Точками отмечены экспериментальные данные для крови донора I, крестиками для донора II. Кровь с одинаковым гематокритом Н=39% объемом 2 мл, взятая у доноров, предварительно насыщалась кислородом в пробирке на воздухе в течение 5 мин. В предлагаемом устройстве каждую пробу крови деоксигенировали в атмосфере аргона (при отсутствии кислорода) в течение примерно 40 мин. Условия проведения опыта соответствуют описанным.

В данном случае для примера использовалась оптическая характеристика Φ₂, отличная от Φ₁ (применявшейся при построении кривых на фиг. 9а), но также связанная со степенью оксигенации α монотонно и однозначно. В качестве количественной меры оптической характеристики Φ₂служило отношение регистрируемых с помощью милливольтметров напряжений на выходе усилителей, соединенных с датчиками, первый из которых воспринимал через светофильтр отраженный от крови свет с длиной волны 650±10 нм, а второй также через светофильтр, отраженный свет с длиной волны 950±10 нм.

На фиг. 14б представлены зависимости степени оксигенации α от lgt, полученные при деоксигенации крови тех же доноров, что и на фиг. 14а. Степень оксигенации регистрировалась с помощью проградуированного в единицах α(в) оксиметра.

На фиг. 15 представлена связь степени оксигенации крови α с использованной при построении кривых, изображенных на фиг. 14а, оптической характеристикой Φ₂, количественной мерой которой является отношение регистрируемых с помощью милливольтметров напряжений на выходе усилителей, соединенных с датчиками, один из которых воспринимает через светофильтр отраженный от крови свет в диапазоне длин волн 650±10 нм, а другой свет с длинами волн 950±10 нм. По оси абсцисс на фиг. 15 отложена количественная мера оптической характеристики Φ₂, которая является безразмерной величиной и изменяется от 20 (при α=0%) до 60 ( α=100%) при насыщении крови кислородом.

На фиг. 16а представлены результаты совмещения кривых, показанных на фиг. 14а, б соответственно, путем сдвига кривой для донора I вдоль оси lgt на величину δ=5x x10^-2, одинаковую для кривых, изображенных на фиг. 14а,б. Величина δ>0, так как кривая для исследуемой крови донора I на фиг. 14 (а и б) расположена правее кривой для эталонной крови донора II. На фиг. 16а, б показаны оси координат для обеих кривых (размечены для крови донора II) и указаны величины δ. Видно, что кривые хорошо совмещаются с точностью, определяемой ошибкой измерения Φ₂ (0,2) и α(0,5%), поскольку кровь здоровых доноров не имеет отклонений в молекулярном наборе гемоглобина и в кислородной проницаемости эритроцитарных мембран. Хорошее совмещение кривых и одинаковая величина δ для них свидетельствует о правомерности использования оптической характеристики Φ₂ (вместоα) при осуществлении предложенного способа. Определили по величине δ, что в крови донора I содержится 10^δ x100=112% действующего гемоглобина по отношению к крови донора II, используемой в качестве эталонной, т.е. на 12% больше (при одинаковом гематокрите).

На практике для проведения оксигенации предложенным способом не обязательно предварительно обеднять кислородом взятую у пациента венозную кровь и изменять ее гематокрит Н. В этом случае достаточно начинать отсчет времени после достижения определенной степени оксигенации гемоглобина α_о или оптической характеристики Φ_o (больших, чем у венозной крови) и сравнивать с кинетикой оксигенации для здоровой крови с такой же начальной степенью оксигенации α_o или оптической характеристикой Φ_o. Если кривая зависимости α(lgt) или Φ(lgt) для исследуемой крови совмещается с эталонной путем сдвига вдоль оси lgt, то по его величине δ судят о содержании действующего гемоглобина в единице объема исследуемой крови (при данном гематокрите) по сравнению с эталонной (при эталонном гематокрите), используя формулу
N= A^δ·100, где N содержание действующего гемоглобина в исследуемой крови относительно эталонной,
А основание логарифмов, использованное при построении логарифмической шкалы времени для сравниваемых зависимостей;
δ- величина взаимного параллельного переноса вдоль оси логарифма времени, необходимая для совмещения названных зависимостей с точностью, определяемой пределами ошибок измерений, в единицах используемой шкалы δ<0, если полученная зависимость для исследуемой крови первоначально расположена левее эталонной; в случае ее расположения правее δ>0).

При необходимости N можно пересчитать на единицу гематокрита путем деления N/H.

Сравнение полученной и эталонной зависимостей оптических характеристик в автоматическом режиме осуществляется, в частности, выполнением регистратора 14 в варианте, представленном на фиг. 2 и 3.

В каждый текущий момент времени процесса газообмена в ходе оксигенации (или деоксигенации) крови с выхода оксиметра 12 через преобразователь 15 на первый вход блока сравнения 16 поступают полученные значения оптического сигнала (Φ). Одновременно на второй вход блока сравнения 16 с задатчика 17 подаются значения эталонного оптического сигнала.

На установочный вход блока сравнения 16 поступают текущие значения логарифма времени с выхода блока логарифмирования 19, который преобразует измеренное посредством измерителя 18 времени текущее значение времени процесса оксигенации (или деоксигенации) в соответствующий логарифмический сигнал.

Таким образом, в блок сравнения 16 в каждый текущий отрезок времени t поступает информация о значениях величин полученного и заданного оптических сигналов и логарифма времени. В блоке сравнения 16 сравниваются логарифмы времени одинаковых по величине сигналов, полученных с выхода оксиметра 12, и эталонного с задатчика 17.

Блок сравнения 16 имеет три режима работы: режим измерения, режим нормировки данных и режим отображения информации. Выбор режима происходит по управляющим сигналам блока управления 21.

В режиме измерения на первый вход блока памяти 23 поступают сигналы с преобразователя 15, на второй вход блока памяти поступают сигналы, пропорциональные логарифму времени, прошедшего от начала измерений, на третий вход блока 23 поступают управляющие сигналы с блока управления 21. Управляющие сигналы разрешают или запрещают запись в блок памяти входных сигналов от преобразователя 15 и блока логарифмирования 19. Таким образом, по окончании измерений блок памяти хранит множество данных, содержащих информацию о функциональной зависимости сигналов датчиков оксиметра от логарифма времени.

В режиме нормировки полученные оптические сигналы из блока памяти 23 поступают в блок нормировки 22; на вход блока 22 поступают также управляющие сигналы с выхода блока управления 21. Блок нормировки выполняет поиск максимального х_max и минимального х_min значений данных, преобразование текущего значения х_i в нормированную безразмерную величину Φ_i по формуле
Φ_i= (x_i-x_min)/(x_max-x_min) и передачу множества нормированных данных в блок памяти 23. Совместная работа блока нормировки 22 и блока памяти 23 обеспечивается сигналами блока управления 21.

В режиме отображения информации нормированные данные из блока памяти 23 поступают на элемент сравнения 24; на его вход поступают также данные об эталонной кривой оксигенации (деоксигенации); на управляющий вход элемента сравнения 24 поступают управляющие сигналы с блока управления 21; результирующие данные с выхода элемента сравнения поступают на вход блока 20 отображения информации (например, дисплей).

Результирующими данными могут быть совмещенная с эталонной кривой на основании заданного критерия измеренная кривая оксигенации (деоксигенации); относительное количество действующего гемоглобина в исследуемом образце крови при возможности совмещения указанных кривых; эталонная кривая оксигенации (деоксигенации) при проведении газообмена с нормальной кровью.

Наличие в устройстве средства 11 для формирования газовых потоков повышает эффективность газообмена в процессе оксигенации (или деоксигенации).

Независимо от варианта выполнения этого средства оно реализует функции подачи газовой смеси к поверхности крови в сосуде 2.

В частном случае выполнения вентилятор 25 независимо от его расположения относительно сосуда 2 формирует потоки газовой смеси в камере 1, направляя их к поверхности крови (см. фиг. 4а,б).

Пропеллер 26 активатора 8 перемешивает кровь в сосуде 2, обновляя ее у поверхности в плоскости газообмена.

Вентилятор 25 (см. фиг. 4,а) может приводиться во вращение от автономного привода (на чертеже не показан) или от привода пропеллера 26, (см. фиг. 4,б) будучи смонтированным на одном валу с ним.

Система поверхностей 29 способствует более точному направлению потоков газовой смеси к поверхности крови (см. фиг. 4б,в).

Формирование потоков газовой смеси к поверхности крови может производиться и с помощью отрезков 27 трубопровода, соединенных с системой 3 подготовки и подачи газовой смеси. В этом варианте выполнения (см. фиг. 4,в) устройства регулятор 6 давления газовой смеси в камере обеспечивает отбор газовой смеси из камеры 1.

Приведение во вращение пропеллера 26 активатора 8 может осуществляться различными способами.

При выполнении пропеллера 26 в виде магнита (см. фиг. 5,а), полюса которого расположены по периферии лопастей, его вращение в сосуде 2 осуществляется приданием вращения постоянному магниту 30, создающему переменное магнитное поле.

При выполнении лопастей пропеллера 26 в виде короткозамкнутого витка из электропроводного материала (см. фиг. 5,б) его вращение осуществляется подачей напряжения на статорные обмотки 31 возбуждения.

Наличие в устройстве средства 10 для формирования потоков крови (см. фиг. 6) обеспечивает повышение интенсивности газообмена, ускоряет движение крови в сосуде 2.

Пропеллер 26, установленный в полости цилиндров (или колец) 33, при вращении обеспечивает движение крови по замкнутому контуру вдоль образующей поверхности цилиндров (колец) 33.

Движение крови в сосуде 2 может обеспечиваться вращением вала активатора 8, нижняя часть которого имеет винтовую поверхность 34, при вращении вала захватывающую кровь и перемещающую ее вдоль внутренней полости цилиндра (кольца) 33.

Перестановка в сосуде 2 сменных колец 35 позволяет изменить площадь ΔS поверхности газообмена и тем самым корректировать его интенсивность (см. фиг. 7,а).

Устройство может эффективно функционировать при различных по объему пробах крови, что обеспечивается наличием в нем средства для изменения объема, занимаемого кровью.

Наличие такого средства позволяет осуществлять процесс оксигенации (или деоксигенации) и проводить необходимые измерения оптических характеристик при малых объемах крови.

В частном случае реализации изобретения (см. фиг. 7б,в) изменение объема, занимаемого кровью, осуществляется перемещением поршня 37 в цилиндре 36, боковая поверхность которого и основание поршня 37 образуют сосуд 2 для размещения пробы крови.

При выполнении стенок сосуда 2 из светопрозрачного материала измерение оптических характеристик крови в процессе газообмена осуществляется чувствительным элементом 13, размещенным вне сосуда 2 (см. фиг. 8). Согласно этому варианту, отвод продуктов газообмена от поверхности газообмена осуществляется через отверстия 44 и полость 43, выполненные в надвинтовой части вала 41. Перемещение крови в процессе газообмена производится с помощью винтовой части 42 вала 41 при его вращении. При этом кровь обтекает поверхность тела вращения 40, в результате чего происходит ее обновление у поверхности газообмена.

Результаты проведенных испытаний, описание работы устройства свидетельствуют о реализуемости предложенного способа контроля кислородно-транспортной функции крови и работоспособности предлагаемого устройства, используемого для его осуществления.

Использование: медицина, медико - биологические измерения, для лабораторной практики, биологических исследований и для диагностических целей. Использование изобретений позволяет обнаруживать отклонения в осуществлении кровью кислородно-транспортной функции и устанавливать причины, их вызывающие. Сущность изобретения: способ контроля кислородно-транспортной функции крови заключается в размещении сосуда с исследуемой пробой крови в герметичной термо- и влагостатируемой камере, заполнении камеры газовой смесью со стабильным парциальным давлением кислорода, оксигенации или деоксигенации крови исследуемой пробы путем обеспечения контакта газовой смеси с локальным участком поверхности крови, имеющим постоянную площадь, и непрерывного обновления поверхности крови на участке ее контакта с газовой смесью и регистрации оптического сигнала, характеризующего степень насыщенности крови кислородом в течение всего времени кислородного обмена крови с газовой смесью, при этом обновление поверхности крови на участке ее контакта с газовой смесью в процессе оксигенации или деоксигенации осуществляют путем ее перемешивания непосредственно в сосуде, а временную зависимость зарегистрированного оптического сигнала преобразуют в зависимость оптического сигнала от логарифма текущего значения времени кислородного обмена, после чего сравнивают последовательные значения оптического сигнала полученной логарифмической зависимости с соответствующими значениями оптического сигнала эталонной логарифмической зависимости, полученной при исследовании эталонной пробы крови. По совпадению этих сигналов констатируют соответствие кислородно-транспортной функции крови эталонной, а при несовпадении - делают вывод о ее несоответствии эталонной. Устройство для контроля кислородно-транспортной функции крови содержит герметичную термо-и влагостатируемую камеру, подсоедиенную к системе подачи газовой смеси с регулятором парциального давления кислорода в газовой смеси, установленный в камере газообменник, оптический оксиметр и регистратор, подключенный к оксиметру, при этом газообменник выполнен в виде сосуда для размещения в нем пробы крови, сообщающегося с полостью камеры, и установленного в нем активатора для перемешивания крови в сосуде, связанного с приводом, а регистратор включает измеритель времени, блок логарифмирования, задатчик, блок сравнения и блок отображения информации, причем рабочие входы блока сравнения подключены к выходу оксиметра и к задатчику, а измеритель времени через блок логарифмирования связан с установочным входом блока сравнения, выход которого подключен к блоку отображения информации. 2 с. и 32 з. п. ф-лы, 16 ил.

1. Способ контроля кислородно-транспортной функции крови, заключающийся в размещении исследуемой пробы крови в герметичной термо- и влагостатируемой камере, заполнении камеры газовой смесью со стабильным нарицательным давлением кислорода, оксигенации или деоксигенации крови исследуемой пробы путем обеспечения контакта газовой смеси с локальным, имеющим постоянную площадь, участком поверхности крови, и непрерывного путем перемешивания крови обновления поверхности крови на участке ее контакта с газовой смесью и регистрации оптического сигнала, характеризующего степень насыщенности крови кислородом в течение всего времени кислородного обмена крови с газовой смесью, отличающийся тем, что перемешивание крови при обновлении поверхности крови на участке ее контакта с газовой смесью осуществляют путем ее перемешивания в процессе оксигенации или деоксигенации непосредственно в сосуде, а временную зависимость зарегистрированного оптического сигнала преобразуют в зависимость оптического сигнала от логарифма текущего значения времени кислородного обмена, после чего сравнивают последовательные значения оптического сигнала полученной логарифмической зависимости с соответствующими значениями оптического сигнала эталонной логарифмической зависимости, полученной при исследовании эталонной пробы крови, и по совпадению этих сигналов констатируют соответствие кислородно-транспортной функции крови эталонной, а при несовпадении делают вывод о ее несоответствии эталонной. 2. Способ по п.1, отличающийся тем, что контакт газовой смеси с поверхностью крови осуществляют через проницаемую для газов и не проницаемую для крови перегородку. 3. Способ по п.1, отличающийся тем, что сравнение оптических сигналов полученной и эталонной логарифмической зависимостей осуществляют графически. 4. Способ по п.3, отличающийся тем, что при несовпадении оптических сигналов полученной и эталонной логарифмической зависимостей осуществляют параллельный перенос одной из этих зависимостей относительно другой или их обеих вдоль оси логарифма времени до их совмещения, по которому судят о причинах несоответствия кислородно-транспортной функции крови эталонной. 5. Способ по п.4, отличающийся тем, что при несовпадении оптических сигналов полученной и эталонной зависимостей после их относительного переноса и совмещения делают вывод о том, что несоответствие кислородно-транспортной функции крови эталонной обусловлено несоответствием эталону либо молекулярного набора гемоглобина, либо проницаемости мембран эритроцитов, либо тем и другим вместе. 6. Способ по п.4, отличающийся тем, что при совпадении оптических сигналов полученной и эталонной зависимостей после их относительного переноса и совмещения делают вывод о том, что несоответствие кислородно-транспортной функции крови эталонной обусловлено отклонением от эталонного значения количества действующего гемоглобина в исследуемой пробе крови, причем при относительном переносе полученной логарифмической зависимости для совмещения с эталонной в отрицательном направлении вдоль оси логарифма времени делают вывод о превышении количества действующего гемоглобина в исследуемой пробе крови его значения в эталонной пробе крови, а при аналогичном переносе в положительном направлении вдоль оси логарифма времени констатируют недостаточное количество действующего гемоглобина в исследуемой пробе крови. 7. Способ по п.6, отличающийся тем, что процентное отношение N количества действующего гемоглобина в исследуемой пробе крови к его количеству в эталонной пробе определяют по формуле
N = A^δ•100 ,
где A основание логарифма, использованное при построении логарифмической шкалы времени для сравниваемых зависимостей;
δ величина относительного переноса полученной и эталонной логарифмической зависимостей вдоль оси логарифма времени (δ < 0 , если полученная зависимость для исследуемой пробы крови до переноса была расположена слева от эталонной; δ > 0- в случае ее расположения справа от эталонной). 8. Устройство для контроля кислородно-транспортной функции крови, содержащее герметичную термо- и влагостатируемую камеру, присоединенную к системе подачи газовой смеси с регулятором парциального давления кислорода в газовой смеси, установленный в камере газообменник, оптический оксиметр и регистратор, подключенный к оксиметру, отличающееся тем, что газообменник выполнен в виде сосуда для размещения в нем пробы крови, сообщающегося с полостью камеры, и установленного в нем активатора для перемешивания крови в сосуде, связанного с приводом. 9. Устройство по п.8, отличающееся тем, что регистратор включает измеритель времени, блок логарифмирования, задатчик, блок сравнения и блок отображения информации, при этом рабочие входы блока сравнения подключены к выходу оксиметра и к задатчику, а измеритель времени через блок логарифмирования связан с установочным входом блока сравнения, выход которого подключен к блоку отображения информации. 10. Устройство по п. 8, отличающееся тем, что оно снабжено системами управления температурой, давлением и влажностью в камере, при этом датчики измерения каждого из указанных параметров размещены в камере и подключены к соответствующим регуляторам, выходы которых связаны с исполнительными механизмами систем. 11. Устройство по п.8, отличающееся тем, что оно снабжено средством для формирования потоков газовой смеси над поверхностью крови в сосуде. 12. Устройство по п.11, отличающееся тем, что средство для формирования потоков газовой смеси выполнено в виде одного или нескольких вентиляторов, установленных в камере. 13. Устройство по п.11, отличающееся тем, что средство для формирования потоков газовой смеси выполнено в виде одного или нескольких отрезков трубопроводов, соединенных с системой подачи газовой смеси в камеру, открытые концы которых расположены над поверхностью крови. 14. Устройство по пп.11 13, отличающееся тем, что средство для формирования потоков газовой смеси снабжено системой направляющих потоки газовой смеси поверхностей. 15. Устройство по п.8, отличающееся тем, что активатор выполнен в виде пропеллера, размещенного в сосуде и связанного с приводом его вращения, размещенным вне сосуда. 16. Устройство по п.15, отличающееся тем, что лопасти пропеллера выполнены из материала, не травмирующего кровь. 17. Устройство по п.15, отличающееся тем, что лопасти пропеллера покрыты слоем материала, не травмирующего кровь. 18. Устройство по п.15, отличающееся тем, что вал пропеллера кинематически связан с валом привода. 19. Устройство по п.15, отличающееся тем, что лопасти пропеллера представляют собой постоянный магнит, разноименные полюсы которого расположены на периферийных концах лопастей, а на свободном конце вала привода установлен постоянный магнит для передачи вращения лопастям пропеллера, при этом вал привода магнита расположен по оси сосуда. 20. Устройство по п.15, отличающееся тем, что лопасти пропеллера представляют собой короткозамкнутый виток из электропроводного материала, покрытый слоем диэлектрика, а привод его вращения выполнен в виде статорной обмотки возбуждения, подключенной к системе электрического питания. 21. Устройство по п.8, отличающееся тем, что в сосуде для пробы крови размещен дисперсный или в виде отдельных фрагментов наполнитель из материала, не травмирующего кровь. 22. Устройство по п.8, отличающееся тем, что чувствительный элемент оксиметра размещен внутри или вне камеры и снабжен световодами для обеспечения его оптической связи с исследуемой пробой крови в сосуде. 23. Устройство по п.8, отличающееся тем, что сосуд для размещения пробы крови выполнен из светопрозрачного материала, а чувствительный элемент оксиметра размещен на наружной поверхности сосуда. 24. Устройство по п.8, отличающееся тем, что оно включает средство для формирования потоков крови при ее перемешивании в сосуде. 25. Устройство по п.24, отличающееся тем, что средство для формирования потоков крови выполнено в виде одного или нескольких полых цилиндров или колец, имеющих неравномерную по толщине боковую поверхность, неподвижно и соосно установленных в сосуде с зазорами, относительно его дна и боковой поверхности. 26. Устройство по п.25, отличающееся тем, что размещенные в сосуде полые цилиндры и кольца имеют пазы, или приливы, или отверстия, или те и другие вместе на внутренней и наружной боковых поверхностях. 27. Устройство по п.24, отличающееся тем, что средство для формирования потоков крови при ее перемешивании представляет собой пазы, или приливы, или те и другие, выполненные на внутренней поверхности сосуда или на ее части. 28. Устройство по п.24, отличающееся тем, что активатор выполнен в виде вала с винтовой поверхностью в нижней его части, а средство для формирования потока крови представляет собой полый цилиндр, установленный в сосуде по его оси с зазорами относительно его дна и боковой поверхности, при этом нижняя часть вала активатора размещена в полости цилиндра с возможностью свободного вращения. 29. Устройство по п.8, отличающееся тем, что оно имеет средство для изменения площади поверхности контакта крови с газовой смесью. 30. Устройство по п. 29, отличающееся тем, что средство для изменения площади поверхности контакта крови с газовой смесью выполнено в виде набора сменных колец с постоянными наружными и различными внутренними диаметрами, при этом сменное кольцо установлено в сосуде таким образом, что его нижнее основание расположено не выше уровня пробы крови в сосуде. 31. Устройство по п.8, отличающееся тем, что оно имеет средство для изменения объема, занимаемого исследуемой кровью в сосуде. 32. Устройство по п.31, отличающееся тем, что сосуд для размещения крови выполнен в виде полого цилиндра, а средство для изменения объема, занимаемого исследуемой кровью в сосуде, выполнено в виде поршня, размещенного в нижней части и служащего дном, при этом поршень посредством штока связан с механизмом перемещения. 33. Устройство по п.8, отличающееся тем, что сосуд выполнен в виде двух полых тонкостенных цилиндров из светопрозрачного материала с различными внутренними диаметрами, расположенных соосно больший над меньшим и сопряженных между собой, средство для формирования потоков крови выполнено в виде тела вращения с осевым сквозным цилиндрическим каналом и различными по диаметру участками наружной боковой поверхности, а активатор выполнен в виде вала с винтовой поверхностью в нижней его части, размещенной в осевом цилиндрическом канале тела вращения, которое расположено в сосуде по его оси с образованием зазора с его боковыми стенками и дном, при этом верхний торцевой участок тела вращения имеет криволинейную развитую поверхность, а надвинтовой участок вала активатора выполнен полым с отверстиями в нижней и верхней частях для вывода продуктов газообмена. 34. Устройство по п.8, отличающееся тем, что сосуд имеет проницаемую для пазов и не проницаемую для крови перегородку для отделения крови от газовой смеси в месте их контакта.