CC BY
56
Принципы метрологии информационно-измерительных систем для
аналитических измерений в биомедицине
1 2 2 В.Ю. Наумов , Д.В. Орда-Жигулина , И.С. Соботницкий
волгоградский государственный технический университет
2
Южный федеральный университет, факультет электроники и приборостроения, г. Таганрог
В рамках представлений о биоинструментальной информационноизмерительной системе совокупность преобразований информации в процессе измерения может быть отражена на следующей диаграмме (рис. 1). Измерительная процедура в этом случае имеет вид:
К = ЯяЯврЯ5ЯлвсЯівЯЕоямЯи5ЯРяЯккЯиЯ'сЯкЯіЯьЯр2ЯРіГ} (')
где (ї) - анализируемая проба, і - номер анализа, яр1 - оператор разбавления, яр2- оператор дополнительного разбавления, яь- оператор лизации раствора и обработки раствором Драбкина, к - оператор регистрации импульсов, як - оператор регистрации количества импульсов, Я’с - операция подсчета, где /=1,...,6 - порядковый номер счетной камеры, якк - оператор калибровки, яря - оператор фильтрации, яи8 - оператор усреднения, яроям - оператор формирования выходного сигнала, я1В - оператор обработки интерфейсным блоком, ялос - оператор аналого-цифрового преобразования, я5 - оператор коммутации, яор - оператор заключительной обработки, яя - оператор отображения.
Рис. 1.Структура биоинструментальной информационно-измерительной
системы
Так как для живого организма нет необходимости строгого достижения определенного состояния, а важно, чтобы состояние динамической системы не вышло из некоторой области, определяющей многообразие допустимых
значений существования, то можно записать уравнение реализуемой адаптации для гемопоэтической системы в следующем виде:
АО1 =W
и5
V V V
АП
п
АП
III
V (хХ (к (б* )))^ +AW + Д^ + Д8 + ДУ
+ Дх2 + Дй +до о} V 8 (V ( Я (Ок )Щ П (хз ( АО1)) +ДW + Д^ + Д8 + ДY + Дх1 + ДЯ + ДО
и V8 (V (к(°к Щ| П х (А°л ))+Д'^ + Ди
W
V V V
+ Д8 + ДY + Дх5 + Дй + ДО
здесь были использованы следующие обозначения: (^)
измеряемая
ОК -
величина, состав форменных элементов периферической крови входное воздействие, определяемое множеством входных воздействий W,
8, V и Я- операторы измерительных преобразований в функторном
представлении;
• ц\ х45 -
операторы измерительного преобразования в
категорном представлении.
Эти функторы и категории определены в [1-6], поэтому представим только основные функторные операторы измерительных преобразований: Я - преобразование, переводящее многопараметрическое входное воздействие в информацию, воспринимаемую уровнями управления гемопоэзом; V - преобразование управляющего воздействия влияющее на множество состояний периферической крови; 8 - обратное преобразование измеряемой величины на внутреннюю среду организма; W - преобразование рецепторных откликов внутренней среды организма в информацию для уровней управления.
С учетом указанных выше зависимостей и структурной оценкой погрешности инструментальной части биоинструментальнойИИС, был
разработан программный комплекс, позволяющий учесть погрешность при анализе результатов клинико-диагностических измерений в гематологических исследованиях. Он позволяет анализировать результат гематологических измерений с учетом погрешности измерения и выдавать на экран сообщение, характеризующее попал результат в пределы нормы, оказался выше или ниже нормы, или является недостоверным так как попал на границу между нормальным и патологическим состоянием, а точное значение нельзя определить, так как учитывается погрешность.
В работах [7] для решения диагностических задач предлагается использовать метод проточной цитометрииinvivo, который основывается на принципах фототепловой и фотоакустической спектроскопии с использованием наноразмерных контрастных агентов.
Углеродныенанотрубки сильно поглощают лазерное излучение и, вследствие оптоакустического эффекта, звук обнаруживается ультразвуковым преобразователем. Так как углеродныенанотрубки имеют сильную адгезию к бактериальным клеткам, а не к собственным клеткам живого организма, то наличие сигнала на приемном ультразвуковом преобразователе говорит о присутствии бактерий в кровотоке.
Эту методику можно называть «mvivo оптоакустической цитометрией потока крови», потому что она подсчитывает и классифицирует клетки в кровеносных сосудах, подобно обычной цитометрии, основанной на флуоресцентном изучении потока крови, в которой клетки направленно протекают через стеклянные капилляры.
На рис. 1 показана схема диагностики потоков при помощи лазерного излучения. Излучение от лазера 1 проходит через оптическую систему формирования пучка 2 и направляется в исследуемый поток 3, заключенный в прозрачном канале. Прошедший через исследуемую среду лазерный пучок направляется в измерительный блок 4, где регистрируются его параметры. По изменению параметров прошедшего излучения по сравнению с
параметрами зондирующего излучения определяются параметры исследуемого потока.
Рис. 1. Схема лазерной диагностики микропотоков [8]: 1 - лазер,
2 - оптическая система, 3 - исследуемый микропоток, 4 - схема обработки прямого сигнала, 5 - схема обработки рассеянного сигнала, 6 - ПК
Таким образом, прямая задача лазерной диагностики потоков состоит в том, чтобы при известных параметрах зондирующего изучения и известных оптических параметрах потока найти параметры прошедшего или рассеянногоизлучения или излучения, генерирующегося в среде под воздействием лазера. Очевидно, что это возможно сделать при условии, что известны связи между физическими параметрами потока (температурой, скоростью, концентрацией и размером частиц, плотностью, давлением, соленостью и т.д.) и его оптическими характеристиками (комплексным показателем преломления, градиентом показателя преломления, матрицей рассеяния и т.д.).
Лазеры с длиной волны более 950 нм не имеют широкого применения для invivo оптоакустической визуализации и оптоакустической проточной цитометрии или используются на низкой частоте следования импульсов. Однако если сравнивать лазер ближнего инфракрасного диапазона, имеющий высокую частоту следования импульсов, малую длительность импульса, уровень энергии до 50-100 мкДж и подходящую стоимость, выбор лазеров,
работающих в диапазоне, проходящем в биологические ткани (655-930 нм) ограничен, по сравнению с выбором хорошо известных лазерных систем, работающих на 1064 нм. Амплитуды оптоакустического сигнала от кровеносного сосуда, получаемые на 1064 нм, идентичны с полученными на 850-950 нм. Это говорит о перспективе выбора сравнительно дешевого и надежного лазерного источника, работающего на 1064 нм для дальнейшего развития оптоакустической методики проточной цитометрии, получения изображений и микроскопии.
Некоторые потенциальные, но несущественные недостатки этого выбора, с точки зрения чувствительности, связаны с ограниченным числом контрастных агентов, поглощающих в этом спектральном диапазоне, например, меланин, золотые наночастицы, золотые наностержни и некоторые другие наночастицы с различными формами и составом. Кроме того, поглощение света для некоторых наночастиц на 1024 нм на 20-30% ниже, чем на 650-900 нм. Принимая во внимание 10-20% возрастание фонового сигнала от крови и кожи, ожидается общее снижение чувствительности на 50% на 1064 нм по сравнению с 850 нм. Эта ситуация, однако, может быть улучшена за счет:
- большей стабильности более эффективных лазерных источников, работающих на 1064 нм, которые могут увеличить точность оптоакустических измерений;
- увеличения частоты следования импульсов, позволяющей увеличить либо коэффициент сигнал-шум в 10-30 раз, либо скорость оптоакустического анализа или получения изображения;
- увеличения энергии лазера для измерений invivo: безопасный уровень лазерного излучения на 1064 нм составляет 100 мДж/см , а в видимом спектральном диапазоне 20 мДж/см2.
Работа выполнена при финансовой поддержке Министерства
образования и науки РФ в рамках реализации ФЦП «Научные и научно-
педагогические кадры инновационной России» на 2009-2013 гг., мероприятие 1.4, соглашение от 14.11.2012 г. № 14.A18.21.2081.
Литература
1. Концепция развития службы клинико-лабораторной диагностики Российской Федерации на 2003-2010 гг.
2. Эмануэль В.Л. Перспективы лицензирования на право заниматься медицинской деятельностью по специальности «Клиническая лабораторная диагностика» / В.Л. Эмануэль,Л.А. Хоровская,Д.В. Чередниченко // Клиническая лабораторная диагностика, 2007 № 9, С 25.
3. Приказ Минздрава РФ от 7 февраля 2000 г. N 45"О системе мер по повышению качества клинических лабораторных исследований в учреждениях здравоохранения Российской Федерации"
4. Наумов В.Ю. Погрешности аналитического этапа гематологических исследований / В.Ю. Наумов // Известия ВолгГТУ. Серия "Электроника, измерительная техника, радиотехника и связь": межвуз. сб. науч. ст. / ВолгГТУ. - Волгоград, 2008. - Вып. 2, № 4. - С. 62-66.
5. Судаков К.В. Нормальная физиология: Курс физиологии
функциональных систем / К.В. Судаков и др. - М.: Медицинское информационное агентство, 1999. - 718с.
6. Наумов В.Ю. Классификация погрешностей гематологических исследований / В.Ю. Наумов, Ю.П. Муха // Биомедицинские технологии, 2007, с 46-52.
7. Джуплина Г.Ю., Старченко И.Б., Орда-Жигулина Д.В. Применение наноразмерных агентов в цитометрии.// Сб. науч. трудов SWorld по материалам международной научно-практической конференции «Научные исследования и их практическое применение. Современное состояние и пути развития ‘2011».Том 27. Медицина, ветеринария и фармацевтика. - Одесса: Черноморье, 2011. С.66-68.
8. Старченко И.Б., Орда-Жигулина Д.В. Лазерная диагностика
движущихся жидкостей в биообъекте // Известия ЮФУ. Технические науки -Таганрог: ТТИ ЮФУ, 2012. - №11. - С. 151-154.
