Принципы метрологии информационно-измерительных систем для аналитических измерений в биомедицине

Размещено на http://www.allbest.ru/

Принципы метрологии информационно-измерительных систем для аналитических измерений в биомедицине

В.Ю. Наумов, Д.В. Орда-Жигулина,

И.С. Соботницкий

В рамках представлений о биоинструментальной информационно-измерительной системе совокупность преобразований информации в процессе измерения может быть отражена на следующей диаграмме (рис. 1).

Измерительная процедура в этом случае имеет вид:

где - анализируемая проба, j - номер анализа, - оператор разбавления, - оператор дополнительного разбавления, - оператор лизации раствора и обработки раствором Драбкина, - оператор регистрации импульсов, - оператор регистрации количества импульсов, - операция подсчета, где i=1,…,6 - порядковый номер счетной камеры, - оператор калибровки, - оператор фильтрации, - оператор усреднения, - оператор формирования выходного сигнала, - оператор обработки интерфейсным блоком, - оператор аналого-цифрового преобразования, - оператор коммутации, - оператор заключительной обработки, - 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:

здесь были использованы следующие обозначения: - измеряемая величина, состав форменных элементов периферической крови, - входное воздействие, определяемое множеством входных воздействий Q; W, S, Y и R- операторы измерительных преобразований в функторном представлении; - операторы измерительного преобразования в категорном представлении.

Эти функторы и категории определены в [1-6], поэтому представим только основные функторные операторы измерительных преобразований: R - преобразование, переводящее многопараметрическое входное воздействие в информацию, воспринимаемую уровнями управления гемопоэзом; Y - преобразование управляющего воздействия влияющее на множество состояний периферической крови; S - 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 цитометрии in vivo, который основывается на принципах фототепловой и фотоакустической спектроскопии с использованием наноразмерных контрастных агентов. Углеродные нанотрубки сильно поглощают лазерное излучение и, вследствие оптоакустического эффекта, звук обнаруживается ультразвуковым преобразователем. Так как углеродные нанотрубки 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 «in vivo 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.

информационный биоинструментальный измерительный система

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 рассеянного излучения 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 in vivo 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/см², 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. C. 62-66.

5. Судаков К.В. Нормальная физиология: Курс физиологии функциональных систем / К.В. Судаков и др. М.: Медицинское информационное агентство, 1999. 718 с.

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 межд. науч.-практ. конференции «Научные исследования и их практическое применение. Совр. 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.

Размещено на Allbest.ru