УСТРОЙСТВО ДЛЯ ИЗМЕРЕНИЯ ПАРАМЕТРОВ ГЕМОСТАЗА
DEVICE FOR MEASUREMENT OF HEMOSTASIS PARAMETERS

Изобретение относится к области медицинской техники и может использоваться при исследованиях системы гемостаза.
Система гемостаза предназначена для обеспечения жидко-текучего состояния крови, остановки кровотечений при повреждении стенок сосудов и растворения образовавшихся тромбов. Важно динамическое равновесие между свертывающей и антисвертывающей составляющими гемостаза. При этом свертывающая составляющая отвечает за формирование тромбов, основу которых составляет фибриновое образование (сгусток). Антисвертывающая составляющая отвечает за фибринолиз, т.е. за разрушение фибриновых образований. Дисбаланс этих составляющих является ключевым фактором в патогенезе инфарктов и инсультов. Для профилактики и лечения этих болезней требуется точное измерение параметров гемостаза.
К традиционным методам определения этих параметров относится тромбоэластография с использованием тромбоэластографа и развитие этого метода - ротационная тромбоэластография (например, Ярец Ю.И. Тромбоэластография: основные показатели, интерпретация результатов. Практические пособие для врачей. ГУ «Республиканский научно-практический центр радиационной медицины и экологии человека», Гомель, 2018, 26 с.). Основой тромбоэластографии является анализ вязко-упругих свойств тромба. Реализующее этот метод устройство содержит два коаксиально расположенных цилиндра, между которыми размещена порция исследуемой крови. Внешний цилиндр выполнен с возможностью колебательно-вращательного движения вокруг своей оси на угол около 4° с образованием вязких волн. Фибриновый сгусток обладает вязко-упругими свойствами, поэтому в нем возможно возникновение сдвиговых (поперечных) волн, способствующих передаче крутящего момента от внешнего цилиндра к внутреннему. Колебательные движения внутреннего цилиндра преобразуются в электрический сигнал. Кинетика изменения амплитуды этого сигнала является основой тромбоэластограммы. Однако это устройство требует значительного объема порции исследуемой крови. Крое того, недостатками такого устройства являются низкая точность фиксации начальной стадии фибринолиза и невозможность определения начальной скорости формирования фибринового сгустка.
Использование в устройствах для измерения параметров гемостаза направленного свертывания крови посредством иммобилизованного активатора свертывания позволяет устранить указанные недостатки.
Известно устройство для исследования пространственного свертывания крови и ее компонентов, содержащее термостатируемую, заполненную жидкостью камеру с окном, внутри которой расположена кювета с исследуемым образцом плазмы крови и вставкой с иммобилизованным активатором свертывания, светодиоды, освещающие образующийся у активатора сгусток, цифровую камеру, расположенную напротив окна в камере и фиксирующую рост сгустка, и компьютер для обработки полученных данных, при этом устройство снабжено держателем кюветы, который расположен под углом 20-40° к вертикали, кювета выполнена продольной с вертикальным каналом внутри, а окно размещено в боковой стенке камеры (RU 2395812 С2, 2010). Это устройство обеспечивает возможность более детального исследования фазы процесса свертывания крови. Видеокамера фиксирует растущий фибриновый слой, что позволяет непосредственно измерить толщину фибринового образования в разные моменты времени. По параметрам получаемой кинетической кривой оценивают состояние системы гемостаза. Однако это устройство громоздко и сложно по конструкции и в эксплуатации. Использование объема исследуемой пробы в этом устройстве малоэффективно, поскольку отношение площади активированной поверхности к объему пробы очень низкое и поэтому посторонние частицы из окружающей среды, осевшие на такой поверхности, могут стать новым центром фибринообразования, что искажает результаты измерений. Поскольку устройство предназначено для работы с плазмой крови, что недостаточно физиологично, достоверность получаемых результатов измерений невысока. Кроме того, устройству присуще явление флотирующих пузырьков воздуха в термостатируемой камере, что создает помехи видеонаблюдению и снижает точность измерений.
Известны также устройства, в которых используется ультразвук для исследования динамики процесса свертывания крови, в том числе посредством измерения сдвига фазы ультразвукового зондирующего сигнала как функции времени в процессе свертывания плазмы крови. Известно, например, реализующее этот принцип устройство для исследования процесса свертывания крови, содержащее термостатируемую ячейку, внутри которой размещена снабженная гомогенным активатором свертывания кювета под порцию плазмы крови, излучающий зондирующие ультразвуковые колебания и принимающий прошедшие ультразвуковые колебания пьезокерамические преобразователи, расположенные на одной оси с противоположных боковых сторон кюветы, цифровой двухканальный генератор для генерации синусоидального сигнала с частотой 600 кГц, двухканальный цифровой осциллограф для измерения фазы ультразвукового сигнала и персональный компьютер (Ушакова А.А., Бондарик В.М. Использование ультразвука для исследования динамики процесса свертывания крови. «Доклады БГУИР», 2016, №8, с. 29-33). В этом устройстве активатор свертывания добавляется в виде раствора в кювету и равномерно распределяется по всему объему плазмы крови. Излучающий пьезокерамический преобразователь возбуждает в этой смеси продольные ультразвуковые волны. При запуске механизма тромбообразования под действием активатора свертывания в разных областях кюветы в этой смеси зарождаются микроскопические фибриновые сгустки, которые не взаимодействуют с продольной ультразвуковой волной, которая огибает их, из-за явления дифракции. Поэтому начальная скорость роста фибриновых сгустков в этом устройстве не может быть измерена. По мере их роста они начинают рассеивать ультразвуковые волны. В устройстве осуществляется одновременная запись изменения фазы зондирующего сигнала и сигнала, прошедшего через кювету с пробой исследуемой плазмы крови, во времени на протяжении всего процесса образования фибринового сгустка. Форма кривой изменения сдвига фазы является диагностическим показателем патологии в системе гемостаза. Однако, поскольку устройство предназначено для работы с плазмой крови, не обеспечивается высокая достоверность окончательного диагноза по результатам измерений. Использование распределенного по объему кюветы активатора свертывания не позволяет достичь высокой точности измерений. Устройство не позволяет точно регистрировать начало фибринолиза.
Из известных устройств наиболее близким к предложенному является устройство для измерения параметров гемостаза, содержащее термостатируемую камеру с узлом термостабилизации, внутри которой размещена емкость под порцию исследуемой крови, выполненная в виде расположенного вертикально в имеющем направляющий канал установочном узле тонкого цилиндрического капилляра, на внутреннюю боковую поверхность которого нанесен активатор свертывания, модуль зондирования, выполненный с обеспечением возможности воздействия на образуемую при тромбообразовании фибриновую пленку, и связанный с модулем зондирования блок управления (RU 2722825 С1,2020). Модуль зондирования в этом устройстве включает узел освещения, выполненный с обеспечением возможности формирования входящего в торец тонкого цилиндрического капилляра светового потока в форме конуса. В направляющем канале выполнена расположенная на одной продольной осевой линии с тонким цилиндрическим капилляром светоинтегрирующая полость в виде сферы с зеркальной отражающей поверхностью. Устройство содержит связанный с блоком управления узел регистрации, выполненный в виде аналогового фотодатчика рассеянного света, соединенного с узлом линеаризации. В процессе работы устройства активатор свертывания запускает реакцию тромбообразования с образованием фибриновой пленки, при этом фибриновая пленка растет от периферии тонкого цилиндрического капилляра к его центру. Образующаяся фибриновая пленка частично отражает световой поток. При этом чем она толще, тем выше интенсивность рассеянного светового потока. Устройство обеспечивает измерение интегральной интенсивности рассеянного светового потока и по его величине - радиальной толщины фибриновой пленки, что позволяет определить основной параметр гемостаза - гипер- или гипокоагуляционное состояние исследуемой крови. Устройство позволяет количественно определять начальную скорость роста фибриновой пленки непосредственно в цельной крови. Однако точность измерения при этом недостаточно высока. Первые моменты проявления фибринолиза, заключающиеся в отслаивании фибриновой пленки от стенки тонкого цилиндрического капилляра и образовании расширяющегося промежутка между иммобилизованным активатором свертывания и фибриновым образованием, в устройстве регистрируются недостаточно четко. В то же время момент первых проявлений фибринолиза имеет исключительно важное диагностическое значение. Таким образом, устройство не обеспечивает необходимую высокую точность измерения таких основных параметров гемостаза, как начальная скорость роста фибриновой пленки и момент ее отслаивания. Механические свойства фибринового образования (тромбов) устройство позволяет оценивать только качественно, а точность измерения геометрических характеристик в произвольный момент времени, обеспечиваемая устройством, недостаточно высока.
Техническая проблема, решаемая изобретением, заключается в создании устройства для измерения параметров гемостаза, лишенного недостатков прототипа. Технический результат, обеспечиваемый изобретением, состоит в повышении точности измерения параметров гемостаза.
Это достигается тем, что в устройстве для измерения параметров гемостаза, содержащем термостатируемую камеру с узлом термостабилизации, внутри которой размещена емкость под порцию исследуемой крови, выполненная в виде расположенного вертикально в имеющем направляющий канал установочном узле тонкого цилиндрического капилляра, на внутреннюю боковую поверхность которого нанесен активатор свертывания, модуль зондирования, выполненный с обеспечением возможности воздействия на образуемую при тромбообразовании фибриновую пленку, и связанный с модулем зондирования блок управления, тонкий цилиндрический капилляр снабжен расположенным на его внутренней поверхности в области его нижнего торца гидрофобным покрытием, а модуль зондирования выполнен в виде связанного с генератором радиоимпульсов и контактирующего с нижним торцом тонкого цилиндрического капилляра ультразвукового преобразователя с обеспечением возможности излучения и приема им ультразвуковых колебаний в направлении продольной оси тонкого цилиндрического капилляра, при этом в устройство введен связанный с ультразвуковым преобразователем, генератором радиоимпульсов и блоком управления анализатор спектра. Гидрофобное покрытие может быть выполнено на основе фторполимера. Активатор свертывания может быть выполнен в виде мономолекулярного слоя, химически привитого к гидроксильным группам стекла. Тонкий цилиндрический капилляр может быть выполнен с обеспечением возможности капиллярного самовсасывания крови в количестве от 25 до 50 мкл. Установочный узел может включать капилляродержатель, установленный на ультразвуковом преобразователе соосно с направляющим каналом и выполненный с обеспечением возможности плотного размещения в капилляродержателе нижней части тонкого цилиндрического капилляра. Ультразвуковой преобразователь может быть выполнен в виде пьезоэлемента, частота резонанса которого может быть выбрана в диапазоне от 20 кГц до 1 МГц.
Достижение указанного технического результата обеспечивается всей совокупностью существенных признаков, представленной в независимом пункте формулы изобретения, каждый признак которой необходим, а вместе они достаточны для решения указанной технической проблемы и достижения указанного технического результата.
На чертеже показана структурная схема устройства для измерения параметров гемостаза.
Оно содержит термостатируемую камеру 1 с узлом термостабилизации 2, который включает, например, тепловой насос, термодатчик и сигнализатор (на чертеже не показаны). Термостатируемая камера 1 преимущественно снабжена откидной крышкой 3. Внутри термостатируемой камеры 1 размещена емкость под порцию 4 исследуемой крови, выполненная в виде тонкого цилиндрического капилляра 5, преимущественно из стекла, выполненного, например, с внутренним диаметром 0,5-1,2 мм, с обеспечением возможности капиллярного самовсасывания крови в количестве от 25 до 50 мкл. Тонкий цилиндрический капилляр 5 расположен вертикально в направляющем канале 6, являющимся конструктивным элементом установочного узла, который может включать также капилляродержатель 7, выполненный, например, в виде пружинящей разрезной втулки с фланцем, с обеспечением возможности плотного размещения в нем нижней части тонкого цилиндрического капилляра 5. Пружинящая разрезная втулка выполнена, например, из тонкой бронзовой фольги. На внутреннюю боковую поверхность тонкого цилиндрического капилляра 5 нанесен активатор 8 свертывания, например, тромбопластин, который может быть выполнен преимущественно в виде мономолекулярного слоя, химически привитого к гидроксильным группам стекла. Тонкий цилиндрический капилляр 5 снабжен расположенным на его внутренней поверхности в области его нижнего торца гидрофобным покрытием 9, выполненным, например, на основе фторполимера. Устройство содержит модуль зондирования, выполненный в виде связанного с генератором 10 радиоимпульсов и контактирующего с нижним торцом тонкого цилиндрического капилляра 5 ультразвукового преобразователя 11 с обеспечением возможности излучения и приема им ультразвуковых колебаний в направлении продольной оси тонкого цилиндрического капилляра 5. Ультразвуковой преобразователь 11 может быть выполнен преимущественно в виде пьезоэлемента, например, из пьезокерамики, с частотой резонанса, например, от 20 кГц до 1 МГц. Капилляродержатель 7, который может входить в состав установочного узла, преимущественно установлен на ультразвуковом преобразователе 11, например, своим фланцем приклеен к нему неорганическим клеем. Устройство содержит также связанный с модулем зондирования блок управления 12 и анализатор 13 спектра. Анализатор 13 спектра связан с ультразвуковым преобразователем 11, с генератором 10 радиоимпульсов и блоком управления 12, который может включать микропроцессор. Блок управления 12 может быть связан с узлом 2 термостабилизации и иметь выход для подключения внешнего компьютера. Устройство может быть выполнено в одном корпусе 14.
Устройство работает следующим образом. Предварительно на внутреннюю боковую поверхность тонкого цилиндрического капилляра 5 наносят активатор 8 свертывания, а на его внутреннюю поверхность в области его нижнего торца - гидрофобное покрытие 9. Для нанесения активатора 8 свертывания вначале производят активацию поверхностных гидроксильных групп стекла, например, с использованием глутарового альдегида, после чего погружают активированный тонкий цилиндрический капилляр 5 в раствор активатора 8 свертывания с обеспечением покрытия его внутренней боковой поверхности полностью или за исключением области у его нижнего торца. Гидрофобную зону формируют путем соприкосновения нижнего торца тонкого цилиндрического капилляра 5 с раствором гидрофобного вещества, небольшое количество которого под действием капиллярных сил засасывается в тонкий цилиндрический капилляр 5 в области его нижнего торца. Для идентификации верхнего торца на внешней стороне тонкого цилиндрического капилляра 5 у этого торца ставят цветовую метку. Оператор включает устройство (подается электрическое напряжение питания на электронные блоки устройства) и ожидает полного прогрева термостатируемой камеры 1. Готовность к работе устройства может определяться по звуковому сигналу сигнализатора узла 2 термостабилизации. Верхним торцом тонкого цилиндрического капилляра 5 касаются образца крови, при этом за счет капиллярного эффекта происходит его самозаполнение порцией 4 исследуемой крови до границы гидрофобного покрытия 9. Гидрофобное покрытие 9 обеспечивает дозирование порции 4 исследуемой крови и предотвращает ее вытекание из тонкого цилиндрического капилляра 5. Для проведения измерений достаточно 25-50 мкл крови, что установлено экспериментально. Тонкий цилиндрический капилляр 5 с порцией 4 исследуемой крови вводят его нижним торцом в направляющий канал 6 до соприкосновения с капилляродержателем 7 и продвигают через него далее с определенным усилием до упора в рабочую поверхность ультразвукового преобразователя 11. Наличие гидрофобного покрытия 9 исключает прямой контакт крови с излучающей поверхностью ультразвукового преобразователя 11. После закрытия откидной крышки 3 начинается процесс измерения. Частоту синусоидальных колебаний генератора 10 радиоимпульсов настраивают в резонанс с основной частотой собственных колебаний ультразвукового преобразователя 11. Параметры этих колебаний записываются в электронную память блока 12 управления (или внешнего компьютера) как стартовые значения для расчета кинетической кривой тромбообразования и отражают состояние чистой крови. Нанесенный на внутреннюю поверхность тонкого цилиндрического капилляра 5 активатор 8 свертывания запускает реакцию тромбообразования с образованием фибриновой пленки, при этом цилиндрическая форма тонкого цилиндрического капилляра 5 обеспечивает рост фибриновой пленки от его периферии к его центру. Выполнение активатора 8 свертывания в виде мономолекулярного слоя, химически привитого к гидроксильным группам стекла, позволяет уменьшить влияние нестабильности толщины и степени сцепления этого слоя со стенками тонкого цилиндрического капилляра 5, что повышает воспроизводимость измерений. Изначально образующаяся фибриновая пленка прочно сцеплена с внутренней поверхностью тонкого цилиндрического капилляра 5 и значительно изменяет пристеночную вязкость порции 4 исследуемой крови. Это позволяет точно фиксировать лаг-период и начальную скорость роста фибриновой пленки. Растущая фибриновая пленка, в отличие от плазмы или крови, проявляет вязко-упругие свойства, что способствует возникновению сдвиговых (поперечных) волн в радиальном направлении, позюляющих зондировать все фибриновое образование. Возбуждение этих волн обеспечивается электромеханической колебательной системой, образованной ультразвуковым преобразователем 11 и играющим роль волновода ультразвуковых колебаний тонким цилиндрическим капилляром 5, а также капилляродержателем 7. Использование капилляродержателя, несмотря на то, что он понижает добротность этой колебательной системы, желательно, поскольку он гарантированно обеспечивает устойчивое положение тонкого цилиндрического капилляра 5 и плотный и постоянный контакт его нижнего торца, снабженного гидрофобным покрытием 9, с рабочей поверхностью ультразвукового преобразователя 11. Изменение добротности этой колебательной системы при функционировании устройства вследствие повышения вязкости крови в тонком цилиндрическом капилляре 5 может быть надежно и точно измерено и служит одной из количественных мер формирования фибринового образования. Анализатор 13 спектра, реализующий быстрое преобразование Фурье, обеспечивает спектральный анализ затухающих электрических сигналов, возникающих после завершения каждого радиоимпульса генератора 10 радиоимпульсов. При этом измеряются добротность колебательной системы и декремент затухания на основной частоте резонанса и первых высших гармониках. Эти параметры объективно характеризуют вязко-упругие свойства порции 4 исследуемой крови. Точный расчет значений толщины, объема, упругости и вязкости фибринового образования (пленки, сгустка) обеспечиваются на основе измеренных кинетических данных блоком 12 управления (или подключаемым к устройству внешним компьютером). По результатам измерений может быть построена кинетическая кривая тромбообразования/тромболизиса, характеризующая систему гемостаза.
Устройство для измерения параметров гемостаза, выполненное в соответствии с изобретением, обеспечивает более высокую точность измерения параметров гемостаза по сравнению с аналогичными известными устройствами. Это позволяет более точно оценивать состояние гемостаза.