Система и способ определения гемолиза Российский патент 2019 года по МПК G01N33/49 G01N27/327 G01N27/06 G01R27/00 

ОСНОВА ИЗОБРЕТЕНИЯ

1. Область Изобретения

[0001] Данное изобретение, в общем, относится к гемолизу. В частности, данное изобретение относится к измерению разложенной крови в образце крови.

2. Описание Предшествующей Области

[0002] Анализаторы, которые измеряют газ крови и параметры электролита целых образцов крови были разработаны некоторое время тому назад. Эти анализаторы могут испытывать интерференции различных факторов в измерении этих аналитов. Один из факторов, который может влиять на значение измерения, это разложение некоторых клеток крови. Когда клетка разлагается, внутреннее содержимое клетки выливается в плазму. Разложение происходит в клинических условиях, например, где клетки крови подвергнуты чрезмерной механической травме, которая могла бы встречаться во взятой крови. Хрупкость кровяных клеток, может также варьироваться между людьми, вызывая случайные высокие уровни разложения клеток, для тех у кого, слабые кровяные клетки.

[0003] Примером более серьезной проблемой интерференции является измерение концентрация калия в сыворотке. Если в измеряемом образце, всего лишь несколько процентов разложенных клеток, калий в сыворотке может быть ложно увеличен по отношению к допустимо-ошибочному уровню нормы Поправки к Улучшению Клинической Лаборатории инструкций 1988 года ("CLIA '88"). Это описывается в статье М. Козеоглу и др., "Влияние интерференции гемолиза на стандартные биохимические параметры" Biochemica Medica, (2011), 21 (1), стр 79-85, которая включена здесь в качестве ссылки. Интерференция гемолиза может также оказать влияние, в дополнение к другим, на аналитов аммония в крови, щелочную фосфатазу, креатинин, триглицериды, лактатдегидрогеназы, фосфор, гематокрит и мочевую кислоту.

[0004] Оптические способы обнаружения наличие гемоглобина в сыворотке могут быть использоваться для обнаружения разложенных клеток. Это так, поскольку обычно нет значительного гемоглобина в сыворотке, пока клетки крови не разложены. Оптическая поглощаемость гемоглобина в сыворотке и оптическая поглощаемость гемоглобина внутри целой клетке крови одинаковая. Таким образом, вышеописанная техника определения наличия гемоглобина в сыворотке не является однозначной, пока сыворотка не отделена от клеток крови, с центрифугой, фильтром (как описано в Патенте 5416026 США выданный Грэму Дэвису от 16 мая 1995 и присвоенный на I-Stat Corporation), или гематологическим анализатором (как описано в Патенте 6623972 США выданный Малину и др., от 23 сентября 2003 и присвоенный на Bayer Corporation).

[0005] Патент 8478546 США (Катсумото и др., 2013 г.) раскрывает метод для измерения значений физических свойств клетки, основанный на диэлектрической спектроскопии и основанный на моделировании электрических особенностей, таких как электропроводимость, электрическая проницаемость, изменение диэлектрической постоянной и выражения диэлектрической релаксации, для получения мембранной емкости и значение цитоплазматической проводимости клетки. Специфично, Катсумото и др. раскрывают метод использования диэлектрической спектроскопии для клеток, имеющих не изотропные формы, так как стандартные способы диэлектрической спектроскопии не могут быть применены ни к каким клеткам, имеющим формы кроме как сферической формы или эллипсоидальной формы. В действительности значения физических свойств, показывающие электрические особенности, такие как электропроводимость цитоплазмы клетки Ki и мембранная емкость Cm не были определены для разложенных клеток в этом методе.

[0006] В некоторых анализаторах, электрический иммиттанс (то есть импеданс или адмиттанс) измерения образцов крови используется для определения гематокрита. Гематокрит - это пропорция крови, по объему, которая состоит из интактных эритроцитов. В этих анализаторах, небольшой образец крови (например, несколько микролитров) помещенный между электродами и приводом тока или напряжения, применяется в одной или двух частотах. Измеряется ответный ток или напряжение, и иммиттанс может быть определен по отношению привода тока или напряжения к ответному току или напряжению. Так как, интактная клеточная мембрана является изолятором, проводимость в низких частотах является только то, что в плазме. Эта проводимость обратно пропорционально к значению процента гематокрита. Из этих измерений может быть вычислено значение гематокрита. Более точное измерение гематокрита может быть получено, компенсируя концентрацию электролитов в плазме, путем включения сигнала датчика электролита, как учит Патент 4686479 США (Йонг и др. выданный 1987). Одним примером этого метода измерения в использовании уровня гематокрита (Hct) является датчик Hct, используемый в анализаторе, продаваемого под торговой маркой рНОх® Ultra компанией Nova Biomedical Corporation, Уолтем, Массачусетс (США). Этот датчик Hct, в настоящее время использует измерение одной проводимости при 1 кГц, между двумя цилиндрическими электродами по пути жидкости датчиком с величиной компенсации концентрации электролита, снабженный датчиком Na +.

РЕЗЮМЕ ИЗОБРЕТЕНИЯ

[0007] Изобретение, которое будет описано здесь, использует датчик иммиттанс, измеряющий иммиттанс во множестве частот, для получения значения уровня разложения крови в образце без потребности отделять плазму, чтобы использовать это значение для исправления аналитов, которые были поражены разложением клетки крови, и для получения значения гематокрита без потребности в отдельном датчике, для измерения концентрации электролита, компенсируя его. Это очень ценные особенности для анализатора крови в пункте оказания медицинской помощи, который находится в условиях, где нет никакого доступного способа эффективного проведения процедуры, для отделения плазмы от крови, где аналиты, пораженные разложением клеток крови, могут вызвать ошибочный диагноз пациента, и где отдельный датчик концентрации электролита не доступен, для компенсации значения гематокрита.

[0008] Используется датчик гемолиза, который является этим изобретением, и относится к типу аналогичного датчика гематокрита, описанному здесь, за исключением, измерения иммиттанса во множестве частот, и подвергая эти иммиттансы в математический процесс, позволяющий вычислять уровень гемолиза в образцах крови.

[0009] Дальнейшей особенностью этого изобретения является то, что уровень гемолиза, измеренный изобретением, также может быть использован для исправления ошибок в других значениях аналита в крови, которые вызываются гемолизом, путем применения поправочного коэффициента, соответствующего уровню гемолиза и конкретного, пострадавшего таким образом, анализируемого вещества.

[0010] Дополнительной особенностью этого изобретения является то, что иммиттанс, измеренный во множестве частотах для гемолиза, может также использоваться, для вычисления гематокрита, применяя второй математический процесс. Способы измерения иммиттанса гематокрита, которые используют только одну частоту, нуждаются в корректировки для концентрации электролита в крови с использованием отдельного датчика или датчиков. Комбинируя иммиттансы нескольких различных частот, выполняются дополнительные независимые измерения образца, и исключается использования отдельного датчика или датчиков.

[0011] Объектом настоящего изобретения является обеспечение системы и метода для измерения гемолиз образца крови.

[0012] Настоящее изобретение использует датчик проводимости для измерения импеданса многочастотных переменных токов, для ощущения изменения импеданса, которые используются для измерения процента разложения крови в качестве аналита. Эти измерения импеданса затем обрабатываются, для получения числового количества разложения крови и/или процентное значение разлагаемой крови.

[0013] Значение гемолиза определенное таким образом, может быть в впоследствии использован в процессе, для коррекции значения аналитов, пострадавших от гемолиза. Известно, что, в дополнение к другим, будут затронуты вызванный гемолизом аналиты, такие как калий, аммиак, щелочная фосфатаза, креатинин, триглицериды, лактатдегидрогеназа, фосфор, гематокрит и мочевая кислота. Поправочные коэффициенты или функции, соответствующие как уровню гемолиза так и пораженному аналиту могут быть сохранены заранее в блоке обработки анализатора и использоваться для изменения значения пораженного аналита обратно с непораженным значением. Кроме того, анализатор покажет предупреждение гемолиза пользователю, и сообщит пользователю численное значение гемолиза.

[0014] Измерение импеданса, используемое для измерения значения разложенной крови может быть дополнительно использовано в вычислении для определения уровня гематокрита. Использование множества измерений импеданса компенсирует эффекты интерференции, где концентрации электролита влияет на значение гематокрита. Отдельные дополнительные датчики входа (такие как, натрий, в качестве конкретного примера), необходимые для выполнения компенсации электролита тем самым исключаются. Таким образом, необходимость в отдельном датчике гематокрита в анализаторе также исключается.

[0015] Здесь обеспечивается общее описание метода по настоящему изобретению. Математическая зависимость между множеством измеренных значений иммиттанса (которые могут включать одну амплитуду или фазу, или обе и амплитуду и фазу каждого иммиттанса) и значением количества разложенной крови, определяется аналитически или эмпирически с использованием калибровочных наборов данных разложенной крови известного количество. Традиционная частичная наименьших квадратов, линейная регрессия, линейная алгебра, нейронные сети, многомерные адаптивные регрессионные сплайны, или другая математика машинного изучения используется с результатами, полученными из калибровочного набора данных для определения эмпирической зависимости (или функции отображения) между значениями иммиттанса и количеством разложенной крови. Установленная зависимость, затем, используется на будущих измерениях иммиттанса неизвестных образцов, для измерения их количество разложенной крови.

[0016] Измеренное количество разложенной крови, имеет дальнейшее использование в данном изобретении в качестве входных данных для дополнительных математических функций, которые производят результаты, и те в последствии будут использоваться для предупреждения пользователя о потенциальных интерференциях, устранении интерференции гемолиза, присутствующих в значениях аналитов крови таких как калий, аммиак, щелочная фосфатаза, креатинин, триглицериды, лактатдегидрогеназы, фосфор, гематокрит и мочевая кислота, в дополнение к другим. Количество гемолиза также будет сообщено пользователю в качестве значения аналита гемолиза.

[0017] Величина импеданса, измеренная для получения количества разложенной крови имеет дальнейшее использования в данном изобретении в качестве входных данных для дополнительных математических функций, которые производят измерение гематокрита. Математическая зависимость между множеством измеренных значении иммиттанса (которые могут включать одну амплитуду или фазу, или обе и амплитуду и фазу каждого иммиттанса) и значением гематокрита в образце крови, определяется аналитически или эмпирически с использованием калибровочных наборов данных гематокрита крови с известным значением. Традиционная частичная наименьших квадратов, линейная регрессия, линейная алгебра, нейронные сети, многомерные адаптивные регрессионные сплайны, или другая математика машинного изучения используется с результатами, полученными из калибровочного набора данных для определения эмпирической зависимости (или функции отображения) между значениями иммиттанса и значением гематокрита крови. Затем, установленная зависимость используется на будущих измерениях иммиттанса неизвестных образцов крови, для измерения их уровня гематокрита.

[0018] Настоящее изобретение, как описано выше, использует электрический иммиттанс для расчета процента клеток в образце крови, которые были разложены и раскрыты. Сломанная клеточная мембрана больше не является изолятором, экранировавшая содержимое клетки от электрической проводимости на низких частотах, но становится своего рода плавающим конденсатором, который может заряжаться и разряжаться с помощью тока, проходящего через разбитую клеточную мембрану. Путем измерения электрического иммиттанса на нескольких частотах (по крайней мере на трех), настоящее изобретение измеряет иммиттанс образца крови, и измеренные значения используются для количественного определения процента клеток крови, которые нарушили мембраны.

[0019] Ни один другой известный способ не достиг этого, где электрическое измерение иммиттанса на нескольких частотах используются для определения степени гемолиза образца крови. Кроме того, использование определения гемолиза образца крови, с использованием иммиттанса спектроскопии, также никогда не использовалось, для предупреждения потенциальных проблем интерференции с измерениями, выполненными с помощью анализатора крови при определении уровня различных видов крови пользователю анализатора крови. Например, измерения уровней калия в крови серьезно пострадает от разложения эритроцитов, поскольку концентрация калия в эритроците значительно выше, чем концентрация калия в плазме. Это также может быть использовано для различных аналитов в крови, таких как аммиака, щелочной фосфатазы, креатинина, триглицеридов, лактатдегидрогеназы, фосфора, гематокрита и мочевой кислоты, в дополнение к другим.

[0020] В дополнение, может произвольно включать в себя заранее определенный или установленный предел измерения гемолиза, который будет предупреждать пользователя анализатора крови потенциальных неточных показаний аналитов в образце крови. Далее, измеренное значение количества разложенных клеток крови (то есть измерение гемолиза), может также использоваться для корректировки значения пораженного аналита и уменьшить ошибки из-за интерференции, вызванных разложением клеток крови. В конфигурации, анализатор должен иметь возможность включать предопределенный поправочный коэффициент в своем алгоритме измерения, основанный на измерении гемолиза, для исправления показания анализируемого вещества.

[0021] Настоящее изобретение достигает этих и других целей, путем обеспечения в одном варианте воплощения данного изобретения метод измерения гемолиза в образце крови. Способ включает измерение проводимости образца крови на множестве многочастотный входов переменного тока, вычисляя значения иммиттанса для каждого из множества многочастотных входов переменного тока, и подвергая каждое значение иммиттанса рассчитанное на функции которая отображает иммиттанс к разложенному уровню в крови, чтобы произвести процентно-разложенное значение образца крови.

[0022] В другом варианте воплощения способа, способ включает вычисления функции, которая отображает иммиттанс к разложенному уровню крови, используя данные иммиттанса из множества образцов крови, содержащие известные, но различные проценты разложения разложенных клеток крови, и известное количество общего гемоглобина.

[0023] В дальнейшем варианте воплощения способа, способ включает вычисление функции отображения иммиттанса-к-разложенному уровню крови, измеряя множества значений иммиттанса для предопределенного датчика проводимости во множестве предопределенных частот переменного тока, используя множество образцов крови, содержащих известные, но различные проценты разложения разложенных клеток крови, а также создающих набор калибровочных данных, используя линейную или нелинейную функцию, чтобы установить связь между первой матрицей Y известных характеристик образцов, включая процентно-разложенные клетки крови и второй X матрицы, измеренной значений иммиттанса на множестве предопределенных частот переменного тока, где набор калибровочных данных и матричные связи используются для определения функции отображения.

[0024] В еще одном варианте воплощения способа, способ включает подчинение каждое значение иммиттанса к линейной или нелинейной функции отображения, выбранного из группы, состоящей из частичных наименьших квадратов, линейного регресса, линейной алгебры, нейронных сетей, многомерных адаптивных регрессионных сплайнов, или другой математики машинного изучения

[0025] В другом варианте воплощения настоящего изобретения, раскрыта система обнаружения, которая включает тестируемый модуль образца крови, имеющий пару электродов, размещенных друг от друга и расположенных в камере, измеряющий образец, многоканальный модуль аналого-цифрового преобразователя, электрически соединенный к тестируемому модулю образца крови, токочувствительный компонент, имеющий первую точку соединения, электрически соединенный с модулем преобразователя и одной из пар электродов тестируемого модуля, модуль синусоидального генератора, электрически соединенный между второй точкой модульного преобразователя и другой парой электродов, где модуль генератора приспосабливается, чтобы обеспечить множественность частот переменного тока, и обрабатывающий модуль компьютера, имеющий модуль процессора, модуль памяти, и функцию, которая отображает значения иммиттанса уровня разложенной крови в модуле памяти, который обрабатывается модулем процессора и преобразовывает цифровой сигнал, принятый от модуля преобразователя в измеренное значение, где измеренное значение пропорционально уровню гемолиза образца, расположенного в, и измеренный в тестируемом модуле.

[0026] В дальнейшем варианте воплощения настоящего изобретения, функция, которая отображает значения иммиттанса к разложенной крови определяется из множества значений иммиттанса образцов, имеющих известный процент разложения для предопределенной конфигурации пары электродов и измерительной образца камеры.

[0027] В еще одном варианте воплощения настоящего изобретения, функция, отображающая значения иммиттанса к уровню разложенной крови основана на линейной функции.

[0028] В еще одном варианте воплощения настоящего изобретения, функция, отображающая значения иммиттанса к уровню разложенной крови основана на нелинейной функции.

[0029] В дальнейшем варианте воплощения настоящего изобретения, кровь непрерывно протекает через камеру для образца, тогда как измерение разложенной крови производится по требованию в конфигурации в режиме реального времени.

[0030] В еще одном варианте воплощение настоящего изобретения, тестируемый модуль образца крови включает в себя два цилиндрических, электропроводящих электродов на пути жидкости, имеющие предопределенное расстояние между цилиндрическими электродами. Электропроводящие электроды могут быть выполнены из любого электропроводящего материала, в том числе, золота, платины, палладия, вольфрама, нержавеющая стали, электропроводящих сплавов, углерода и т.д, но не ограничиваясь только этими материалами. Привод напряжение подаваемый на измерительную клетку и многоканальную A/D систему, измеряет напряжение и ток образца крови в измерительной клетки. Затем на основании этой информации вычисляется импеданс или адмиттанс образца. Измерение производится на нескольких частотах, чтобы сканировать дисперсионный эффект клеток крови и разорванных клеточных мембран.

КРАТКОЕ ОПИСАНИЕ РИСУНКОВ

[0031] ФИГУРА 1 - упрощенное иллюстрированное представление плана одного варианта воплощения данного изобретения, изображающий путь потока, содержащий два цилиндрических электрода с предопределенным пространством между электродами.

[0032] ФИГУРА 2 - схематическая иллюстрация одного варианта воплощения данного изобретения, включающего два цилиндрических электрода Фигуры 1.

[0033] ФИГУРА 3 - графическая иллюстрация, изображающая сравнение измерения гемолиза по сравнению с известным процентом разложения.

[0034] ФИГУРА 4 - графическая иллюстрация, изображающая измерения иона калия в сыворотке (K +) по сравнению со свободной сывороткой гемоглобина (Hb).

[0035] ФИГУРА 5 - графическая иллюстрация, изображающая сравнение измерения гематокрита с известным гематокритом.

ПОДРОБНОЕ ОПИСАНИЕ

[0036] Данное изобретение иллюстрируется в Фигурах 1-5. На Фигуре 1 показан один вариант воплощения измерительного элемента 10. Измерительная клетка 10 образует путь потока, которой снабжен с образцом крови для измерения. Измерительная клетка 10 имеет два трубовидных электрода 12, 14 и трубовидный канал 16, имеющий предопределенное расстояние D между трубовидными электродами 12, 14. Внутренний диаметр и длина каждого трубовидного электрода 12, 14 определяется на основании предельного размера образца крови, которого каждый желает потребовать для измерения. Например, как внутренний диаметр становится меньше, тем меньше общий объем образца требуется для заполнения объема, образованного двумя трубовидными электродами 12, 14 и трубовидным каналом 16 между трубовидными электродами 12, 14. Измерение иммиттанса использует, по крайней мере два электрода, которые являются трубовидным в данном предпочитаемом варианте воплощения, но которые могут иметь множество различных форм, таких как кольца, провода, столбы, литографически определенные пальцы, штыревые электроды и т.д., не выходя за рамки это изобретение.

[0037] Обратимся теперь к рассмотрению фиг. 2, на ней проиллюстрирована схематическая диаграмма одного варианта воплощения системы определения гемолиза 100, согласно настоящему изобретению. Системы определения гемолиза 100 включает в себя модуль образца крови 10, который включает пару цилиндрических, электропроводящих электродов 12, 14 и предопределенное трубовидное пространство 16 между электродами 12, 14, многоканальный аналого-цифровой преобразователь 20, генератор синусоидальной волны 30, токочувствительный резистор 40, и компьютерный модуль обработки 60. Компьютерный модуль обработки 60 включает модуль процессора 64, модуль памяти 68, и функцию, которая отображает значения иммиттанса разложенной крови и гематокрита (заодно исправляя уровень электролита) находящегося в модуле памяти 68 или модуле процессора 64.

[0038] Измерение иммиттанса в этом варианте воплощения использует генератор синусоидальной волны для ввода, который производит сигналы на отдельных дискретных частотах, но другие средства измерения частотно-зависимого иммиттанса могут быть использованы, такие как применение входа, состоящего из множества сигналов различных частот или широкополосных сигналов, переводя в цифровую форму ответные и входные сигналы, и используя Фурье-преобразования сигналов или другой обработки, для получения частотно-зависимого спектра иммиттанса.

[0039] Клетка образца крови 10 удерживает образец крови для измерения. В примере, описанном здесь, клетка образца крови 10 предпочтительно включает в себя две золотые трубы на 14К как цилиндрические электроды 12, 14, имеющей внутренний диаметр (ID) приблизительно 0,71 мм, наружный диаметр (OD) около 1,02 мм и длину около 2,21 мм. Трубовидное пространство 16 имеет длину между электродами 12, 14 приблизительно 2,54 мм с ID примерно равный ID электродов 12, 14. Электроды 12, 14 установлены внутри акрилового блока, имеющего описанное трубовидное пространство 16. Жидкости были введены в, и удалены из клетки 10 через трубовидные электроды 12, 14. Солевой промывочный раствор и воздух использовались, для очистки клетки 10 между образцами для уменьшения интерференции между образцами.

[0040] Многоканальный аналого-цифровой преобразователь 20 был осциллографом Tektronix модель TPS2024, в то время как генератор синусоидальной волны 30 был моделью AFG3102 Tektronix установленным на 1 V Р-Р на выходе. Токочувствительный резистор 40 был резистором, имеющий значение сопротивления 12,41 K Ом. Осциллограф переводил в цифровую форму измеренные формы сигнала (напряжения синусоиды) и компьютер использовался для вычисления среднеквадратическую информацию об амплитуде следующих сигналов: 1) напряжение на клетке образца (V_sense), и 2) напряжение на токочувствительном резисторе (I_sense) (который пропорционален току через клетку образца). Осциллограф также вычислили среднее значение постоянного тока сигнала временной области напряжения умноженной на ток (MV_senseI_sense). Данные были получены на частотах 100 кГц, 500 кГц, 1 МГц, и 2 МГц.

[0041] Вычисления:

[0042] Полученные данные использовались для определения значений адмиттанса для образцов крови, измеренных на множестве частот переменного тока. Адмиттанс Y был рассчитан от измерений осциллографа на каждой частоте (f) с использованием следующих уравнений.

где Y(ƒ) - комплексное значение адмиттанса, рассчитанная на данной частоте

Mag(ƒ) - величина импеданса образца

Pha(ƒ) - фаза импеданса образца

R₁ - значение токочувствительного резистора

V_sense(ƒ) - напряжение на клетке в данной частоте

I_sense(ƒ) - напряжение на токочувствительном резисторе R₁ в данной частоте

MV_senseI_sense(ƒ) - рассчитанное среднее значение постоянного тока сигнала напряжения умноженного на ток в данной частоте

i - положительный корень квадратного корня -1

[0043] Предварительная Модель:

[0044] Следующим шагом в расчете является создание предварительной модели. Используя начальный набор калибровочных данных, калибровочная последовательность алгоритма машинного изучения устанавливает связь между матрицей характеристик известного образца (Н матрицы) и матрицей измеренных значений адмиттанса на различных частотах и потенциально других измеренных значениях (X матрицы). Реальные и воображаемые части адмиттанса в каждой частоте могут быть рассмотрены как независимые значений и использовать отдельно, а также и вместе. Как только эта связь устанавливается, она используются анализаторами для прогнозирования неизвестные Н значений из новых X измерений на образцах. Матрица калибровочного набор Н создается следующим образом из известных значений калибровочного набора образцов n образцов крови:

где %Lysed - процент разложенных клеток, и

%Hct - процент объема гематокрита.

[0045] Хотя %Hct может быть не учтен, не оказывая негативное влияние на полноценность настоящего изобретения, следует отметить, что в дополнение к извлечению значения %Lysed, также, набор калибровки будет структурирован для извлечения %Hct из измеренных данных. Измерения иммиттанса может произвольно использоваться для определения %Hct, в то же время, обеспечивая дополнительный полезный результат.

[0046] Матрица X структурируются следующим образом:

где: ƒ₁, ƒ₂, ƒ₃, ƒ₄ - это 100 кГц, 500 кГц, 1 МГц, и 2 МГц, соответственно.

Imag представляет принятие воображаемой части комплекса иммиттанса.

Re представляет принятие реального части комплекса иммиттанса.

[0047] Матрица X включает вклады от реальных и воображаемых частей адмиттанса в различных частотах. Опционально, другие измеренные значения, помимо адмиттанса могут быть включены, чтобы уменьшить эффекты интерференции и увеличить точность измерения. Так как общий уровень гемоглобина (tHb) является потенциальной помехой для измерения, она включена в матрицу, в единицы g/dL. В анализаторе, это значение определяется отдельным датчиком или датчиками, таким как, оксиметр, и могут быть доступны во время измерения. Область изобретения включает произвольное добавление других измерений в вычисление для уменьшения эти эффекты интерференции. Добавления значения tHb, также позволяет математически вычислить уровень разложения крови в процентном выражении.

[0048] Как только формируются эти матрицы, они используются в качестве калибровочного набора и функция отображения вычисляется в соответствии с процедурами, в частности, к выбранному алгоритму машинного изучения.

[0049] Как описано ранее, традиционная частичная наименьших квадратов, линейная регрессия, линейная алгебра, нейронные сети, многомерные адаптивные регрессионные сплайны, основанное на ядре ортогональное проектирование на латентные структуры или другая математика машинного изучения используется с результатами, полученными из калибровочного набора данных для определения эмпирической зависимости (или функции отображения) между значениями иммиттанса и количеством разложенной крови. Как правило, математический пакет используется для генерации результатов, где обычно пакет имеет варианты для выбора одного из математики машинного изучения, известных специалистам в данной области. Различные математические пакеты существуют и включают, назовем нескольких, такие как Matlab от компании MatWorks из Натик, штат Массачусетс, "R" от проекта R для статистических вычислений, доступны через Интернет по адресу www.r-project.org, Python от Python Software Foundation и доступны через Интернет по адресу www.python.org в сочетании с Orange data mining software от Orange Bioinformatics доступны через Интернет по адресу orange.biolab.si, но не ограничиваются ими.

[0050] Будет показано, что Способ Основанного на Ядре Ортогонального Проектирования к Латентным Структурам (KOPLS) может быть использован в качестве одного из типов алгоритма машинного изучения для генерации функции отображения. Объяснение и описание KOPLS лучше всего иллюстрируется следующими ссылками: Йохан Тригг и Сванте Уолд. "Ортогональные проектирования к латентным структурам (O-PLS)." J. Chemometrics, г. 2002; 16: 119-128; Маттиас Ранталайнен и др. "Основанные на ядре ортогональные проектирования к латентным структурам (K-OPLS)." J. Chemometrics г. 2007; 21: 376-385; и Макс Билесдже и др. "K-OPLS пакет: Основанные на ядре ортогональные проектирования к латентным структурам для прогноза и интерпретации в особенности пространства." ВМС Bioinformatics, г. 2008, 9: 106, которые включаются здесь ссылкой в качестве справочника. Основанная на ядре математика полезна при обработке с нелинейным поведением в системах с использованием функции ядра для сопоставления исходных данных к более высокому порядку пространства. Хотя, любая ранее описанная математика машинного изучения может использоваться, для того, чтобы позволить практиковать данное изобретение одному из среднеквалифицированных специалистов в данной области, KOPLS имеет дополнительное преимущество по сравнению с другими вычислениями, такими как, например, традиционная частичная наименьших квадратов, так как он может не только установить связь между количественными вариациями и значениями анализируемых веществ, которые будут определены, но также может удалить еще неколичественные, последовательно представляя вариация в исходных данных. Эти неколичественно вариации могли бы произойти из-за типовых особенностей, анализатора базовых вариантов, отклонений, и т.д.

[0051] Используя набор данных начальной подготовки, модель KOPLS устанавливает связь (функцию отображения) между матрицей характеристик известного образца (Н матрицы) и матрицей измеренных значений адмиттанса на различных частотах и потенциально других измеренных значениях (X матрицы) как обработанный с помощью функции ядра, как определено Способом KOPLS. Реальные и воображаемые части адмиттанса в каждой частоте можно рассмотреть как независимые значений и использовать отдельно, так же как вместе. Как только коэффициенты KOPLS этой связи установятся, они используются с функцией ядра анализаторами, чтобы спрогнозировать неизвестные значения Н от новых измерений X на образцах.

[0052] Функция ядра, используемая в этом примере, является простой линейной функцией ядра, описанной в Маттиас Ранталайнен и др. ссылкой, упомянутой выше и представленная следующим уравнением:

κ(Х,Х)=〈Х,Х〉

где матрица измеренных значений X вводится в функции ядра и подвергается дальнейшей обработке, как указано в ссылках, приведенных выше KOPLS (включен в качестве ссылки) для создания подготовительных коэффициентов KOPLS.

[0053] Как только устанавливается набор подготовительных коэффициентов, или отображающая функция, они используется для прогнозирования %Lysed значения образца крови из будущих измерений. Однорядная X матриц создается из новых измерений, затем значение из этой однорядной X матрицы пропускается через функции ядра и отображения для получения значении %Lysed, в соответствии с процедурами, необходимыми для функции отображения, используемого согласно процедуры KOPLS, описанным подробно в ссылках KOPLS, раскрытых ранее.

[0054] Данные, полученные из образцов крови, описанных выше, были пропущены через Способ KOPLS, в процессе перекрестной проверки. Перекрестная проверка представляет собой процесс использования набор данных, для проверки Способ. Несколько рядов данных отложены, а остальные используются для создания функции отображения. Отложенное значения затем используются в качестве «новых» измерений и их значение матрицы Н вычисляются. Этот процесс повторяется путем отложения других измеренных значений и вычисления другой функции отображения. Вычерчивая известные значения данных крови по отношению к вычисленным, эффективность способ может быть установлена путем осмотра графика.

[0055] Обратимся теперь к рассмотрению фиг. 3, на которой показан график результатов, сравнивающих измерения гемолиза образцов (тест) по сравнению с известным процентом разложения образцов (эталон) с использованием Способ KOPLS. Набор данных крови использовал образцы, где процент разложенного образца составляли 0%, 50% и 100% разложения. Тестирование также включало образцы, имеющие различное количество общего гемоглобина, различный процент гематокрита, а также различные уровни электролита. Были использованы три уровня общего гемоглобина (tHb). Значения гемоглобина были 11,6 g/dL, 15,2 g/dL и 19 g/dL. Горизонтальная ось имеет единицы, представляющие процент разложенных эталонных образцов, и вертикальная ось имеет единицы, представляющие процент разложенных измеренных тестируемых образцов. Как видно из графика, Способ определения образца гемолиза является эффективным.

[0056] Обратимся теперь к рассмотрению фиг. 4, на которой иллюстрирован график результатов, сравнивающих избыточное измерение серологического калия в образцах по сравнению с известным количеством образцов разложенной крови, как представлено в сыворотке крови свободного гемоглобина. Эффект интерференции на аналитов, вызванных гемолизом, пропорциональен количеству гемоглобина освобожденной разложением клеток крови. Как только количество свободного серологического гемоглобина станет известным, измерением процента разложенной крови, умноженным на общий гемоглобин, количество избыточного калия по сравнению с нормальным уровнем (где свободный гемоглобин в сыворотке крови равен нулю), может быть определен из данных на Фигуре 4, в соответствии с тенденцией увеличения по сравнению с нормальным уровнем как функция свободного гемоглобина в сыворотке крови. Этот избыточный уровень вычитается из неисправленного уровня калия, измеренного из образца и скорректированного значение калия, сообщается пользователю.

[0057] Обратимся теперь к рассмотрению фиг. 4, на которой иллюстрирован график результатов, сравнивающих измеренного %Hct (гематокрит) образцов (тестируемых) по сравнению с известным %Hct образцов (справочным). Как видно из графика, Способ определения %Hct образца является эффективным.

[0058] Хотя предпочтительные варианты воплощения данного изобретения были описаны здесь, вышеупомянутое описание является лишь иллюстративным. Дальнейшая модификация изобретения, раскрытого здесь, будут очевидны специалистам в соответствующих областях, и все такие модификации, считаются входящими в рамках изобретения как определено в прилагаемой формуле изобретения.

Настоящее изобретение относится к способу измерения гемолиза или гематокрита в образце крови, включающему: a) измерение проводимости образца крови по меньшей мере на трех многочастотных входах переменного тока; b) вычисление значения иммиттанса за каждый из по меньшей мере трех многочастотных входов переменного тока; и c) подвергание каждого значения иммиттанса, вычисленного на этапе b), одной из (1) функции, которая отображает значения иммиттанса к уровням лизированной крови, и определение уровня лизированной крови в образце, или (2) функции, которая отображает значения иммиттанса к уровням гематокрита, и определение уровня гематокрита в образце, в то же время компенсируя уровень электролита образца. Также заявлена система определения гемолиза и/или гематокрита, включающая модуль образца крови, модуль аналого-цифрового преобразователя, токочувствительный компонент, синусоидальный генератор и обрабатывающий модуль компьютера. Технический результат – обеспечение более точного определения степени гемолиза и гематокрита в образце крови за счет электрического измерения иммиттанса на нескольких частотах, что предупреждает потенциальные проблемы интерференции с измерениями, выполненными с помощью анализатора крови при определении уровня различных видов крови, и приводит к получению значения уровня разложения крови в образце без потребности отделять плазму, чтобы использовать это значение для исправления аналитов, которые были поражены разложением клетки крови, а также к получению значения гематокрита без потребности в отдельном датчике, для измерения концентрации электролита, компенсируя его. 2 н. и 18 з.п. ф-лы, 5 ил.

1. Способ измерения гемолиза или гематокрита в образце крови, способ включает в себя:

a) измерение проводимости образца крови по меньшей мере на трех многочастотных входах переменного тока;

b) вычисление значения иммиттанса за каждый из по меньшей мере трех многочастотных входов переменного тока; и

c) подвергание каждого значения иммиттанса, вычисленного на этапе b), одной из (1) функции, которая отображает значения иммиттанса к уровням лизированной крови, и определение уровня лизированной крови в образце, или (2) функции, которая отображает значения иммиттанса к уровням гематокрита, и определение уровня гематокрита в образце, в то же время компенсируя уровень электролита образца.

2. Способ по п. 1, дополнительно включающий вычисление функции (1), которая отображает значения иммиттанса к уровням лизированной крови с использованием множества образцов крови, содержащих известные, но различные проценты лизирования клеток лизированной крови, или вычисление функции (2), которая отображает значения иммиттанса к уровням гематокрита, в то же время компенсируя уровень электролита образца с использованием множества образцов крови, содержащих известные, но различные проценты гематокрита и различные уровни электролита.

3. Способ по п. 2, в котором этап определения функции, которая отображает значения иммиттанса к лизированной крови или к гематокриту, дополнительно включает в себя:

измерение множества значений иммиттанса для предопределенного датчика проводимости по меньшей мере на трех частотах переменного тока, используя множество образцов крови, содержащих (1) известные, но различные проценты лизирования клеток лизированной крови, или (2) известные, но различные проценты гематокрита и различные уровни электролита; и

создание набора калибровочных данных (1), где образец крови содержит клетки лизированной крови, используя функцию, которая отображает значения иммиттанса к уровням лизированной крови, для установления взаимосвязи между первой матрицей Н известных характеристик образца, включающей процент клеток лизированной крови, и второй матрицы X измеренных значений иммиттанса по меньшей мере на трех предопределенных частотах переменного тока, причем набор калибровочных данных и взаимосвязь матриц используются при вычислении функции, отображающей значения иммиттанса к уровням лизированной крови, или (2), где образец крови имеет различные проценты гематокрита и различные уровни электролита, используя функцию, которая отображает значения иммиттанса к уровням гематокрита, в то же время компенсируя уровень электролита, для установления взаимосвязи между первой матрицей Н известных характеристик образца, включающей процент гематокрита, и второй матрицей X измеренных значений иммиттанса по меньшей мере на трех предопределенных частотах переменного тока, причем набор калибровочных данных и взаимосвязь матриц используются при вычислении функции, отображающей значения иммиттанса к уровням гематокрита, в то же время компенсируя уровень электролита.

4. Способ по п. 1, где этап с) включает подвергание каждого значения иммиттанса одной функции отображения, созданной из предопределенной математики машинного изучения.

5. Способ по п. 1, где этап с) включает подвергание каждого значения иммиттанса одной функции отображения, выбранной из группы, состоящей из частичных наименьших квадратов, линейной регрессии, линейной алгебры, нейронных сетей, многомерных адаптивных регрессионных сплайнов, и основанной на ядре ортогональной проекции на латентные структуры.

6. Способ по п. 1, дополнительно включающий использование уровня лизированной крови для коррекции эффекта интерференции гемолиза на другие аналиты крови.

7. Способ по п. 1, дополнительно включающий использование уровня лизированной крови для коррекции эффекта интерференции гемолиза на калий.

8. Способ по п. 1, дополнительно включающий использование множества значений иммиттанса при вычислении для получения уровня гематокрита образца крови.

9. Способ по п. 1, дополнительно включающий протекание крови через модуль образца крови (10) в продольной конфигурации.

10. Система определения гемолиза и/или гематокрита, включающая:

модуль образца крови, имеющий множество электродов, разнесенных друг от друга каналом, множество электродов и канал образуют путь потока;

модуль аналого-цифрового преобразователя, электрически соединенный с модулем образца крови;

токочувствительный компонент, имеющий первую точку соединения и вторую точку соединения, в котором первая точка соединения электрически соединена с модулем преобразователя и одним из множества электродов модуля образца крови;

синусоидальный генератор, электрически соединенный между второй точкой модуля преобразователя и другим из множества электродов, где модуль синусоидального генератора приспособлен для обеспечения по меньшей мере трех частот переменного тока; и

обрабатывающий модуль компьютера, имеющий модуль процессора, модуль памяти, и функцию (1), которая отображает значения иммиттанса к уровню лизированной крови в модуле памяти, который обрабатывается модулем процессора и преобразовывает цифровой сигнал, принятый от модуля преобразователя, в измеренное значение, где измеренное значение пропорционально проценту гемолиза образца, расположенного в и измеренного в модуле образца крови, или функцию (2), которая отображает значения иммиттанса к уровню гематокрита, в то же время компенсируя уровень электролита в модуле памяти, который обрабатывается модулем процессора и преобразовывает цифровой сигнал, принятый от модуля преобразователя, в измеренное значение, где измеренное значение пропорционально проценту образца гематокрита, расположенного в и измеренного в модуле образца крови.

11. Система по п. 10, где функция (1), отображающая значения иммиттанса к уровню лизированной крови, производится из множества значений иммиттанса из образцов, имеющих известный процент лизирования для предопределенной конфигурации по меньшей мере пары из множества электродов и канала, и где функция (2), отображающая значения иммиттанса к уровню гематокрита, в то же время компенсируя уровень электролита, производится из множества значений иммиттанса из образцов, имеющих известный, но различный процент гематокрита и различные уровни электролита для предопределенной конфигурации пары из множества электродов и канала.

12. Система по п. 10, где функция (1), отображающая значения иммиттанса к уровню лизированной крови, основана на одной из линейной функции или нелинейной функции и где функция (2), отображающая значения иммиттанса к уровню гематокрита, в то же время компенсируя уровень электролита, основана на одной из линейной функции или нелинейной функции.

13. Система по п. 11, где пара из множества электродов (12, 14) является трубчатыми электродами, определяющими часть пути потока.

14. Система по п. 10, где каждый из множества электродов сделан из материала, выбранного из группы, состоящей из золота, платины, палладия, вольфрама, нержавеющей стали, электропроводящих сплавов и углерода.

15. Система по п. 10, где токочувствительным компонентом является резистор.

16. Система по п. 10, где электроды являются встречно-штыревыми.

17. Система по п. 10, где уровень лизированной крови используется при вычислении для удаления эффекта интерференции гемолиза на другие аналиты крови.

18. Система по п. 10, где уровень лизированной крови используется при вычислении для удаления эффекта интерференции гемолиза на калий.

19. Способ по п. 10, где множество иммиттансов дополнительно используется при вычислении, чтобы произвести уровень гематокрита образца крови.

20. Система по п. 10, где кровь протекает через множество электродов и канал в продольной конфигурации.