СПОСОБ ОПРЕДЕЛЕНИЯ ПАРАМЕТРИЧЕСКИХ ХАРАКТЕРИСТИК БИОЛОГИЧЕСКИХ ЖИДКОСТЕЙ Российский патент 2003 года по МПК G01N33/49 

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

Изобретение позволяет измерить упруго-вязкостные характеристики биологических жидкостей, например крови, в частности эритроцитов.

Известен способ определения параметрических характеристик биологических жидкостей, раскрытый в RU 2039978, 1995, в котором исследуемую пробу крови размещают в камере между преобразователями ультразвуковых колебаний и при воздействии ультразвуком замеряют резонансный пик частоты и полосу уширения резонансной кривой, снимаемых с приемника-преобразователя в базовом режиме и режиме исследования биожидкости. Характеристики биологической жидкости определяют по разности резонансных пиков частоты в исследуемом образце и дистиллированной воде. Недостатком данного способа является то, что искомая разность значений искажается в зависимости от величины резонансного пика, что приводит к появлению погрешности измерений. Кроме того, известный способ недостаточно информативен и с его помощью невозможно определить упруго-вязкие характеристики биологической жидкости.

Техническим результатом изобретения является повышение точности измерений и информативности за счет расширения набора измеряемых характеристик биологических жидкостей, а также упрощения процедуры исследования.

Сущность изобретения заключается в том, что при определении параметрических характеристик биологических жидкостей на определенный объем биологической жидкости воздействуют ультразвуком, измеряют резонансный пик частоты и полосу уширения резонансной кривой, снимаемых с приемника-преобразователя ультразвуковых колебаний в базовом режиме и режиме исследования биологической жидкости, по разности которых оценивают характеристики биологической жидкости, при этом объем исследуемой жидкости размещают в зазоре между горизонтально установленными пластинками, нижняя из которых является приемником-преобразователем ультразвуковых колебаний. В качестве базового принимают режим ненагруженного приемника-преобразователя, величину зазора между пластинами, характеризующую толщину слоя биожидкости, изменяют дискретно, фиксируя при каждом шаге резонансный пик частоты и полосу уширения резонансной кривой. При этом по толщине слоя биожидкости, при минимальном значении сдвига пика частоты
df=f_н-f₀,
где f_н - резонансный пик частоты каждого шага в режиме исследования,
f₀ - резонансный пик частоты в базовом режиме,
определяют диаметр эритроцитов и динамический модуль сдвига эритроцитарной мембраны, а для каждой дискретной толщины слоя биожидкости Н с учетом полос уширения резонансных кривых в базовом режиме и режиме исследования определяют величину диссипативных потерь в слое биожидкости и его динамическую вязкость.

В качестве биожидаости может быть исследована кровь.

Полосу уширения резонансной кривой преимущественно определяют на уровне 0,707 от величины максимального напряжения резонансного пика частоты.

Комплекс, позволяющий измерить параметрические характеристики (фиг.1), содержит основной блок, включающий корпус (1), внутри которого установлены с возможностью перемещения друг относительно друга нижний и верхний элементы (2, 3), на одном из которых, например нижнем элементе (2), размещен исследуемый объект (4). Изменение зазора между элементами (2) и (3) осуществляют механизмами грубого и точного перемещения, выполненными соответственно в виде червячной и резьбовой пар (5,6). Зазор между элементами (2) и (3) измеряют оптическим оптиметром (7). Комплекс снабжен системами задания (возбуждения), регистрации и обработки параметров (8, 9, 10). Нижний элемент (2), являющийся приемником-излучателем, выполнен из пьезокварца, а верхний элемент (3) - из пьезокварца или кварца, высота неровностей всех поверхностей граней пьезокварца не должна превышать 0,03 мм. Нижний элемент (2) размещен с зазором не менее 0,2 мм между двумя парами пластин (11, 12 и 13, 14) конденсаторов и закреплен в корпусе (1) при помощи игл (15, 16), одна из которых подпружинена и установлена с возможностью фиксированного вертикального перемещения. Верхний элемент (3) установлен с возможностью вертикального перемещения и соединен штоком (17) с оптическим оптиметром (7). Пластины (13, 14) конденсатора предназначены для снятия параметров напряжения с пьезокварца (2), при прямом пьезоэффекте, и соединены с системой регистрации параметров (9). Блок-схема системы регистрации (9) напряжений с пластин (13, 14) содержит соединенные с пластинами (13,14) конденсатора через усилитель напряжения (18), частотометр (21) и осциллограф (19). Кроме того, пластины (13 и 14) конденсатора соединены с цифровым вольтметром (20). Измерение величины амплитуды относительных смещений пьезокварца (2) осуществлялось с помощью оптической системы (22), работающей на основе интерференции лучей. Система обработки параметров (10) выполнена в виде компьютерной системы.

При осуществлении способа комплекс работает следующим образом.

Перед работой определяют частотные характеристики ненагруженного пьезокварца (2), т.е. воспроизводят его резонансную кривую и ее уширение. Исходное состояние устройства - нижний и верхний элементы (2,3) установлены с зазором 100 мкм. На нижний элемент (2) помещают исследуемый объект, например цельную кровь, суспензию эритроцитов, объемом 6 микролитров. После этого включают системы задания, регистрации и обработки параметров (8, 9, 10). Дискретно изменяют зазор между элементами (2) и (3), при зазоре от 100 мкм до 60 мкм с шагом 20 мкм, от 60 мкм до 10 мкм - шагом 10 мкм, а при зазоре от 10 мкм до 1 мкм - с шагом 1 мкм. При этом определяют резонансную кривую и ее уширение. Система задания параметров (8) (возбуждения) работает следующим образом. Вырабатывается стабилизированный синусоидальный сигнал опорной частоты f=75 кГц, который модулируется по амплитуде синусоидальным напряжением (3 кГц) и сигнал из системы (8) поступает на пластины (11, 12) конденсатора для возбуждения в пьезокварце (2) механических колебаний. Механические колебания пьезокварца (2) наводят на пластинах (13, 14) конденсатора электрический сигнал, который усиливается усилителем напряжений (18) и фиксируется осциллографом (19). Изменяя частоту модулирующего сигнала и тем самым частоту возбуждающего пьезокварц (2) напряжения на пластинах (11, 12), снимается резонансная кривая пьезокварца (2), частота выходного сигнала измерялась частотомером (21) в режиме времени t_В. Амплитуду наведенного пьезокварцем сигнала с пластин (13, 14) измеряли цифровым вольтметром (20). Напряжение, снимаемое с пластин (13, 14) конденсатора, измеряют для поддержания постоянной амплитуды смещения пьезокварца (2) в процессе работы. Определение амплитуды смещения пьезокварца (2) осуществлялось с помощью интерференционной оптической системы (22).

В качестве биологического объекта капля цельной крови объемом 6 микролитров, которая помещалась на нижний элемент (2), установленный с зазором 100 мкм относительно верхнего элемента (3). Причем предварительно были сняты и зафиксированы пик частоты резонансной кривой и уширение полосы резонансной кривой ненагруженного пьезокварца (2). В качестве биологических объектов, которые сравниваются, могут быть использованы капли живой крови, например:
1. Практически здоровых пациентов, так называемой контрольной пробы, и пациентов, страдающих конкретным заболеванием (различной степени тяжести - стадии).

2. Одного и того же пациента до и после лечебных воздействий.

3. Контрольной пробы или одного и того же пациента (проба которого в данном случае считается контрольной) до и после воздействия на биологический объект вредных факторов, например излучения, даже с малыми фоновыми параметрами.

В данном случае были использованы пробы цельной крови мыши, подвергшейся и не подвергшейся различным дозам облучения от персонального компьютера. Изменение дозы облучения может достигаться как временем воздействия, так и, как в приведенном эксперименте, установкой между пробой крови и персональным компьютером защитного устройства, уменьшающего или практически устраняющего воздействие. Изменяли частоту модулирующего генератора по осциллографу, когда амплитуда электрического напряжения, снимаемого с пластин (13, 14) конденсатора, достигала Uc= 0,707 U_max, определяли по частотомеру боковые частоты f_В и f_н, а по разности F₀=f_В-f_н - величину полосы уширения резонансной кривой ненагруженного пьезокварца. После этого на пьезокварц наносился биологический объект. Дискретно изменяли зазор между опорным и поджимающим элементами (2 и 3) при зазоре от 100 до 60 мкм с шагом 20 мкм, от 60 до 10 мкм с шагом 10 мкм, от 10 до 1 мкм с шагом 1мкм. При этом каждый раз фиксировали резонансную частоту и ее уширение. В качестве исследуемых биологических объектов использовалась кровь 2-х мышей
а) контрольной пробы (CU), не подвергавшейся воздействию излучения от ПК;
б) пробы (VU), подвергавшейся прямому воздействию излучения от ПК,
в) пробы (NV), защищенной от воздействия ПК.

При апробации способа для каждой группы крови проводилось сравнение резонансной частоты f_Н, нагруженного эритроцитами пьезокварца (2) и резонансной частоты f₀ не нагруженного пьезокварца. Определяли разность этих частот df= f_н-f₀, измеренную для фиксированной толщины слоя крови (зазора между элементами (2) и (3)). Характерные зависимости сдвига резонансной частоты df от толщины слоя крови Н приведены на фиг.2.

Значение величины Н, при котором наблюдался минимум сдвига частоты df, определяло диаметр эритроцитов. Средние значения диаметров эритроцитов приведены в таблице 1.

Зависимость угла наклона df как функции от 1/Н в области меньших толщин (Н<5 мкм) позволяет определить величину динамического модуля сдвига эритроцитарной мембраны по следующей формуле:

где М - масса пьезокварца; f₀ - резонансная частота ненагруженного пьезокварца; df - сдвиг резонансной частоты; S - площадь контакта; Н - толщина слоя крови (зазор между элементами (2) и (3)).

В таблице 2 приведены значения среднего динамического модуля упругости крови 2-х мышей (G₁, G₂) сразу после проведения исследования, а также по истечении 17 часов после воздействия.

Для каждой фиксированной толщины слоя крови Н рассчитывали относительную величину уширения резонансной кривой ddF= dF_H-dF₀, определяющую величину диссипативных потерь, возникающих в слое крови.

Зависимость относительного уширения резонансной кривой от толщины слоя крови приведена на фиг.3.

По углу наклона кривых зависимости ddF от 1/Н, при толщинах слоя 3-20 мкм определяли величину динамической вязкости слоя согласно уравнению

где М - масса пьезокварца; S - площадь контакта; ddF - относительная полоса уширения резонансной кривой; Н - толщина слоя крови (зазор между элементами (2) и (3)).

Средние значения динамической вязкости для каждой контрольной пробы крови из 2-х мышей сразу после воздействия и через 17 часов приведены в таблице 3. Производилось 3-кратное измерение параметров для каждой группы биологического объекта, после чего эти данные усреднялись.

Анализ полученных данных показывает идентичность тенденций структурно-параметрических изменений биологического объекта, выявленных при МДМ-исследованиях, а именно:
1. Изменение субпопуляции эритроцитов (увеличение дискоцитарности) определялось по величине Н, при которой наблюдался минимум сдвига частоты df, т. е. определялось по изменению диаметра эритроцитов.

2. Воздействие высокочастотного электромагнитного излучения на эритроцитарную мембрану характеризуются сдвигом резонансных кривых и изменением их уширений относительно аналогичных кривых контрольной группы.

3. Характер изменения (нарастания и убывания) резонансных кривых и их уширений показывает значительные отличия упруго-вязкостных параметров (например, модуль упругости мембран) различных проб биологических объектов, что в свою очередь объясняется изменением профиля эритроцитов (уменьшением ее эластичности).

Изобретение относится к области медико-биологических измерений и может быть использовано для биологических исследований и в диагностических целях. Способ определения параметрических характеристик биологических жидкостей, например крови, заключается в том, что определенный объем биожидкости размещают в зазоре между горизонтально установленными пластинками, нижняя из которых является приемником-преобразователем ультразвуковых колебаний, и воздействуют на него ультразвуком. При этом измеряют резонансный пик частоты и полосу уширения резонансной кривой для ненагруженного приемника-преобразователя и в режиме исследования биожидкости. Величину зазора, определяющую толщину слоя жидкости, измеряют дискретно, фиксируя пик частоты и полосу уширения на каждом шаге. По минимальному значению сдвига пика частоты определяют диаметр эритроцитов и динамический модуль упругости крови, а по полосам уширения определяют величину диссипативных потерь в слое биожидкости и его динамическую вязкость. Изобретение позволяет повышать точность и информативность измерений, а также упростить процедуру исследования. 5 з.п. ф-лы, 3 ил., 3 табл.

1. Способ определения параметрических характеристик биологических жидкостей путем воздействия ультразвуком на определенный объем исследуемой жидкости, например крови, измерения резонансного пика частоты и полосы уширения резонансной кривой, снимаемых с приемника-преобразователя ультразвуковых колебаний в базовом режиме и режиме исследования биожидкости, по разности которых оценивают характеристики биологической жидкости, отличающийся тем, что объем исследуемой биожидкости размещают в зазоре между горизонтально установленными пластинками, нижняя из которых является приемником-преобразователем ультразвуковых колебаний, в качестве базового принимают режим ненагруженного приемника-преобразователя, величину зазора между пластинками, характеризующую толщину слоя биожидкости, изменяют дискретно, фиксируя при каждом шаге резонансный пик частоты и полосу уширения резонансной кривой, при этом по толщине слоя крови, при минимальном значении сдвига пика частоты df= f_н-f₀, где f_н - резонансный пик частоты каждого шага исследования, f₀ - резонансный пик частоты в базовом режиме, определяют диаметр эритроцитов и динамический модуль сдвига эритроцитарной мембраны, а для каждой дискретной толщины слоя биожидкости Н с учетом полос уширения резонансных кривых в базовом режиме и режиме исследования определяют величину диссипативных потерь в слое биожидкости и его динамическую вязкость. 2. Способ по п.1, отличающийся тем, что в качестве биожидкости исследуют цельную кровь. 3. Способ по пп.1 и 2, отличающийся тем, что полосу уширения резонансной кривой определяют на уровне 0,707 от величины максимального напряжения резонансного пика частоты. 4. Способ по пп.1-3, отличающийся тем, что динамический модуль сдвига эритроцитарной мембраны определяют в области толщин слоя Н, меньших 5 мкм, по формуле

где M - масса приемника-преобразователя;
S - площадь контакта цитоплазматической мембраны с подложкой. 5. Способ по любому из предыдущих пунктов, отличающийся тем, что величину диссипативных потерь определяют в области толщин слоя крови Н до 20 мкм. 6. Способ по п.5, отличающийся тем, что динамическую вязкость крови определяют по формуле

где ddF - относительная полоса уширения резонансной кривой.