Устройство для реологического анализа крови

Изобретение относится к диагностической медицинской технике и может быть использовано при оценке вязкости крови. Устройство включает ротор, средство приведения ротора во вращение, средство регистрирующее параметры вращения ротора, измерительную ячейку, причем ротор размещен внутри измерительной ячейки с зазором, при этом ротор и измерительная ячейка выполнены таким образом чтобы соблюдалось условие: 1,0<δ<1,03 или 1,03<δ≤1,1, где δ отношение радиуса измерительной ячейки к радиусу ротора. Достигается упрощение конструкции и повышение точности измерений за счет комплексного анализа различных составляющих вязкости крови. 13 з.п. ф-лы, 10 ил.

 

Изобретение относится к диагностической медицинской технике и может быть использовано при оценке вязкости крови.

Оценка вязкости крови имеет высокую диагностическую и клиническую значимость. К настоящему времени накоплен огромный клинический материал, свидетельствующий об участии нарушенных реологических свойств крови в патогенезе сердечно-сосудистых заболеваний. При наличии клинически значимого стеноза, синдром высокой вязкости может во многом определять тяжесть и прогноз заболевания.

Увеличение содержания в крови белков и липопротеидов с большим молекулярным весом (>500 kDa) сопровождается ростом плазмы и микрореологическими нарушениями эритроцитов. Подобные белки довольно часто называют ″реологически активными макромолекулами″. Гиперфибриногенемия, возникающая вследствие нарушений системы гемостаза, приводит к выраженным нарушениям вязкости крови. Наиболее неблагоприятное действие на реологические свойства крови оказывают растворимые комплексы фибрин - мономера (продукты полимеризации молекул фибриногена при действии тромбина), молекулярный вес которых достигает нескольких миллионов дальтон. Фибриноген и его продукты метаболизма являются тем звеном в системе гемостаза, которые патогенетически реализуются в виде нарушений реологических свойств крови, что делает очень тесной взаимосвязь нарушений в системе гемостаза и реологии крови.

Успешное фунционирование фибринолитической системы крови препятствует развитию тромбозов, но не предохраняет от реологических нарушений. Одновременное появление в кровотоке ранних продуктов деградации фибрина и растворимых комплексов фибрин - мономеров может приводить к возникновению ″реологической окклюзии″, с соответствующими нарушениями кровотока.

Ряд таких заболеваний, как истинная полицитемия, болезнь Вальденстрема, могут сопровождаются настолько выраженными нарушениями текучести крови, без нормализации которых, возможно развитие шоковых состояний, происхождение которых связано с гемореологическими нарушениями.

Имеются убедительные данные о том, что вязкость плазмы и гематокрит могут рассматриваться как достоверные и независимые факторы риска сердечно-сосудистых заболеваний.

Тангенциальная составляющая напряжения сдвига, текущей по сосудистому руслу крови, является одним из главных факторов, который определяет функционирование эндотелиальных клеток. В свою очередь, состояние эндотелия является ключевым в патогенезе развития атеросклероза и его осложнений. Эндотелий, являясь барьером между текущей по сосудам крови и тканью, получает информацию о состоянии кровотока посредством реологических параметров. Напряжение сдвига напрямую модулирует функционирования эндотелиальных клеток. Более того, начало самого процесса стенозирования, в конкретном месте артериального русла, связано с особенностями величины напряжения сдвига и ангиоархитектоникой (ветвление артерий под определенным углом, определенные места изгиба артерий).

Интегральным показателем реологических свойств крови является вязкость крови. Величина вязкости крови определяется четырьмя главными составляющими: гематокритом, вязкостью плазмы, агрегацией и деформируемостью эритроцитов. При проведении анализа по оценке реологических свойств крови необходимо знание не только интегрального показателя текучести - вязкости, но и ее составляющих. Только при таком подходе имеется возможность проводить целенаправленную терапевтическую коррекцию выявленных нарушений.

Высокие цифры вязкости крови, определяемые при малых скоростях сдвига, связаны с процессом агрегации эритроцитов. При малых скоростях сдвига в образце крови присутствуют эритроцитарные агрегаты, приводящие к более высокой вязкости крови. По мере увеличения скорости сдвига происходит гидродинамическое разрушение эритроцитарных агрегатов, которое сопровождается снижением вязкости крови. При достижении скорости сдвига 200 и более обратных секунд определяется дальнейшее снижение вязкости крови, связанное с процессом деформируемости эритроцитов. При высоких скоростях сдвига движение эритроцитов в потоке упорядочивается, они ориентируются и деформируются. При этом их форма меняется от двояковогнутого тора к ориентированному в потоке эллипсу.

Наиболее мощным предиктором величины вязкости крови является гематокрит (т.е. объемное отношение клеточной массы к объему жидкой части крови-плазмы). В норме величина гематокрита колеблется около 40% (0,4), но при ряде гематологических заболеваниях может достигать 80% и более, а при снижении числа эритроцитов, связанной с анемией или кровопотерей снижаться до 20% и менее.

Вязкость плазмы также может достаточно сильно влиять на величину вязкости крови, но это влияние, преимущественно опосредованное, через воздействие на форменные элементы крови. Вязкость плазмы увеличивается при появлении в кровотоке белков и других ингредиентов плазмы (липопротеиды) с большим молекулярным весом. Из таких белков необходимо указать на фибриноген, иммуноглобулины, α2-макроглобулин и др. Эти белки, сорбируясь на эритроциты, приводят к усилению и увеличению прочности эритроцитарных агрегатов.

Оценка реологических свойств крови важна не только с позиций диагностики выявления реологических нарушений, но и как метод контроля терапии, направленной на ее коррекцию. Имеется ряд фармакологических подходов, направленных на нормализацию реологических свойств крови, а также высокоэффективных нефармакологических методов коррекции. К примерам последних следует отнести процедуры неселективной гемосорбции, изоволюмической гемодилюции, реофереза и плазмофереза.

Многофакторное влияние на величину вязкости крови вызывает необходимость знания тех основных факторов, которые привели к формированию, так называемого, ″синдрома высокой вязкости″. Только при расшифровке тех составляющих, которые привели к нарушению вязкости, возможно правильное проведение медикаментозной коррекции этих нарушений. Терапия при высокой вязкости крови, определяемой высоким гематокритом или усиленной агрегацией эритроцитов принципиально различна и для правильного лечения ″синдрома высокой вязкости″ необходимо знание составляющих вязкости крови.

Приведенные выше данные свидетельствуют о необходимости определения не только вязкости крови, но и ее составляющих (гематокрита, вязкости плазмы, агрегации и деформируемости эритроцитов). Оптимальным для оценки гемореологических свойств является использование измерительного устройства, позволяющего проводить определение вязкости крови и ее составляющих на одном приборе - анализаторе крови реологическом.

Кровь, являясь неньютоновской жидкостью, проявляет псевдопластический характер течения при определенных скоростях сдвига. На рис.1 представлена кривая вязкости образцов крови, где можно видеть снижение вязкости при возрастании скорости сдвига. В настоящее время, установлено, что оценка вязкости крови должна проводиться на «абсолютных вискозиметрах», т.е. таких устройствах, где результат измерения вязкости может быть выражен в «абсолютных физических величинах». Размерность вязкости «паскаль ^· секунда» [Па^·с], для крови используется размерность [мПа^·с]. Одним из важных преимуществ абсолютной вискозиметрии является то, что результаты измерений не зависят от устройства используемого вискозиметра. Это чрезвычайно важно для оценки характеристик течения крови. Абсолютная вискозиметрия позволяет сравнивать результаты, полученные в различных лабораториях. Для представления полученных результатов оценки вязкостных свойств крови используют кривую зависимости вязкости от скорости сдвига (рис.1).

Принцип ротационных вискозиметров с измерительными ячейками типа коаксиальных цилиндров позволяет конструировать разнообразные абсолютные вискозиметры. В абсолютных вискозиметрах с использованием коаксиальных цилиндров применяется два основных варианта, которые позволяют:

1. - задавать напряжение и определять полученную в результате величину скорости сдвига; эти устройства называют «вискозиметрами с контролируемым напряжением сдвига»;

2. - задавать скорость сдвига и определять, полученное в результате этого напряжения сдвига; эти устройства называют «вискозиметрами с контролируемой скоростью сдвига».

Для вискозиметрии крови наиболее распространены вискозиметры в которых задается величина скорости сдвига и измеряется момент, который передается на неподвижный цилиндр, подвешенный на торсионе. Примером подобного технического решения является вискозиметр, разработанный фирмой Contraves AG (Швейцария) и описан в патенте США №4,726,220 опубликованный 23.02.1988 года ″Method of and apparatus for measuring rheological characteristics of substance″. Данное устройство позволяет создавать широкий диапазон скоростей сдвига и работать с малыми объемами исследуемой жидкости. В вискозиметрах серии Rotovisco RV фирмы Haake (Германия) для регистрации момента используется ротор, установленный на воздушном подшипнике, и датчик деформации с разрешением более 10⁶ импульсов за один оборот. Однако, сложность работы с подобными устройствами и их обслуживание, а также высокая стоимость, резко ограничивают применение подобных вискозиметров в клинико-диагностических лабораториях.

Большой интерес представляют вискозиметры с свободноплавающим ротором. В подобных вискозиметрах, образец крови находиться в неподвижном вискозиметрическом статоре, а ротору свободно плавает в объеме жидкости. В подобных конструкциях вискозиметров, как правило, используется магнитный привод, позволяющий создать заданное напряжение сдвига. Примером такого типа вискозиметров является устройство, описанное в патенте США ″Free rotor viscometer″ №6691560 опубликованный 17 февраля 2001. В данном устройстве используется электромагнитный привод, позволяющий создать заданную величину напряжения сдвига. Необходимо отметить, что этот вискозиметр создавался не для измерения вязкости крови, поэтому объемы измеряемой жидкости достаточно велики (десятки мл), что не позволяет применить данную разработку в лабораториях лечебно-профилактических учреждений. В вискозиметре Захарченко В.Н. также используется, принцип свободноплавающего ротора, но для его вращения используется передаточная жидкость. Использование передаточной жидкости резко ухудшает процедуру термостабилизации измерительной ячейки и уменьшает динамический диапазон, создаваемых напряжений сдвига.

В авторском свидетельстве СССР №1821129, опубликованном 15.06.1993 ″Ротационный вискозиметр крови″, описано устройство вискозиметра с свободноплавающем ротором и электромагнитным управлением. Данная конструкция вискозиметра имеет ограниченную область измерений, охватывая диапазон скоростей сдвига от 20 до 200 с^-1. Ограниченный диапазон задаваемых скоростей сдвига, особенно в области малых значений значительно ограничивает клинико-диагностическую ценность устройства. К недостаткам данной разработки следует отнести невозможность получения достоверной информации о процессах агрегации - дезагрегации эритроцитов, что является результатом невозможности работы в области малых скоростей сдвига, а также отсутствием возможности получения информации о других составляющих вязкости.

Принцип измерения вязкости крови с использованием свободноплавающего ротора с электромагнитным приводом описан в патенте США №5798454, опубликованном 25.01.1998 ″Magnetically suspended device with function of measuring viscosity″. Данное устройство предназначено для измерения вязкости крови во время операции на открытом сердце и использовании насоса для перфузии крови. Для регистрации величины вязкости крови в устройстве задается заданная величина напряжения сдвига с регистрацией скорости сдвига. Данная конструкция вискозиметра имеет достаточно узкое и высокоспециализированное применение - кардиохирургия, так как она установлена последовательно на магистрали аппарата искусственного кровообращения.

Для регистрации составляющих вязкости крови (гематокрит, агрегация и деформируемость эритроцитов) используются самостоятельные устройства. Так для регистрации агрегации эритроцитов производятся отдельные приборы, основанные на регистрации рассеяния света. Примерами таких приборов являются Erythroaggregometer (Франция), Myrenne aggregometer (Германия) и LORCA (Голландия). Оценку деформирумости эритроцитов проводят по измерению времени фильтрации крови, через поры с диаметром меньше размера единичного эритроцита (<5 мкм) или с использованием оптического метода. Оптический метод оценки деформируемости основан на регистрации перехода формы эритроцита из двояковогнутого тора в эллипс. Пример данного метода описан в патенте США №3955890, опубликованном 11.05.1976 ″Method of measuring the deformation capacity of microscopic objects, more particularly red blood corpuscles and a device for implementing the method″.

В перечисленных выше устройствах для оценки микрореологических свойств крови (агрегации и деформируемости эритроцитов) используются отдельные элементы для создания заданной скорости сдвига, присущие вискозиметрам, система коаксиальных цилиндров в патенте США №3955890, систему конус-плоскость в эритроцитарном агрегометре (Myrenne)). Однако проводить оценку вязкости крови на их основе невозможно.

Представляет определенный интерес для получения информации о составляющих вязкости использование расчетных величин индекса агрегации и деформируемости эритроцитов.

Так для оценки состояния агрегация - дезагрегация эритроцитов было предложено использования индекса агрегации эритроцитов. Для получения этой расчетной величины использовался анализ крутизны падения вязкости крови (рис.2) при увеличении скорости сдвига от 20 до 100 с^-1. Известно, что значимое снижения вязкости крови в этом диапазоне скоростей сдвига определяется процессом гидродинамической дезагрегации эритроцитов (Парфенов А.С. 1992). Индекс агрегации эритроцитов определялся путем измерения вязкости крови при скоростях сдвига 20 и 100 с^-1. Разделив величину вязкости крови, измеренной при 20 с^-1, на величину вязкости крови, измеренной при 100 с^-1, получаем индекс агрегации эритроцитов, который характеризует выраженность процесса агрегации эритроцитов.

Аналогичный подход с использованием расчетных величин использовался и для оценки деформируемости эритроцитов. Индекс деформируемости эритроцитов определяется (рис.3) путем измерения вязкости крови при скоростях сдвига 100 и 200 с^-1. Разделив величину вязкости крови, измеренной при 100 с^-1, на величину вязкости, измеренной при 200 с^-1, получаем индекс деформируемости эритроцитов, свидетельствующий о способности эритроцитов к деформации в потоке.

Не смотря на диагностическую информативность расчетных показателей агрегации и деформируемости эритроцитов, их прямые методы оценки имеют, несомненно, большую диагностическую значимость. Из прямых методов изучения микрореологических характеристик крови (агрегации и деформируемости эритроцитов) наиболее информативны метода непосредственной микроскопии и оптические методы. Наиболее удобны для анализа оптические методы анализа, основанные либо на оценке прохождения света через образец крови подвергнутый сдвигу, либо на светорассеянии. Для корректной оценки этих показателей (агрегации и деформируемости) их анализ должен проводиться при заданных скоростях сдвига. Ротационный вискозиметр со свободноплавающим ротором, изготовленный из прозрачного материала является оптимальным для проведения этого анализа.

Техническим результатом, проявляющимся при использовании предлагаемого изобретения является упрощение конструкции устройства для реологического анализа крови, а также повышении точности измерений за счет комплексного анализа различных составляющих вязкости крови.

Для достижения предполагаемого вышеуказанных недостатков было разработано устройство для реологического анализа крови, включающее ротор, средство приведения ротора во вращение, средство регистрирующее параметры вращения ротора, измерительную ячейку, причем, согласно изобретению ротор размещен внутри измерительной ячейки с зазором, при этом ротор и измерительная ячейка выполнены таким образом чтобы соблюдалось условие: 1,0≤δ≤1,10, где δ отношение радиуса измерительной ячейки к радиусу ротора.

Ротор может быть выполнен с возможностью плавания в анализируемом образце крови, размещенном в зазоре.

Устройство может быть дополнительно снабжено микроконтроллером связанным со средством регистрирующим параметры вращения ротора, а также с устройством ввода вывода информации.

Ротор может быть выполнен из оптически прозрачного материала.

Ротор может быть выполнен из стекла.

Ротор может быть выполнен из полистирола.

Ротор выполнен из металла.

Измерительная ячейка может быть выполнена с возможностью герметичного закрытия.

Средство приведения ротора во вращение может быть выполнено с возможностью ступенчатого изменения скорости вращения ротора.

Средство, регистрирующее параметры вращения ротора может представлять собой оптопару с открытым оптическим каналом.

В оптопаре в качестве источника излучения может быть использован лазерный диод, а в качестве приемника излучения использован кремниевый фотодиод.

Измерительная ячейка может содержать антикоагулянт.

Средство приведения ротора во вращение может быть выполнено в виде электромагнитного статора.

Средство приведения ротора во вращение может быть выполнено в виде статора с переменным магнитным сопротивлением, при этом в ротор содержит в своем составе постоянный магнит.

Предложенное изобретение поясняется следующими чертежами.

Рис.1. Кривые вязкости крови (1 - пациента контрольной группы и 2 - больного ишемической болезнью сердца)

Рис.2 Определение индекса агрегации эритроцитов Рис.3 Определение индекса агрегации эритроцитов

Рис.4. Измерительная ячейка вискозиметра со свободноплавающим ротором

Рис.5. Измерительная ячейка вискозиметра со свободноплавающим ротором для одноразового измерения (картридж).

Рис.6 Схема взаимного расположения измерительной ячейки вискозиметра и электромагнитного статора (вид сверху)

Рис.7. Измерительная ячейка вискозиметра с установленной оптопарой для контроля скорости вращения.

Рис.8. Измерительная ячейка (картридж) реологического анализатора с установленной оптопарой контроля скорости вращения (средняя часть ротора) и оптическим каналом для регистрации агрегации и деформируемости (верхняя часть ротора).

Рис.9. Оптический канал для регистрации микрореологических характеристик в стандартной конструкции вискозиметрического ротора и статора.

Рис.10. Анализатор крови реологический.

Ниже приведено более подробное описание заявляемого изобретения. Как известно величины скоростей сдвига и напряжения сдвига в случае ротационных вискозиметров определяются математически. Скорость сдвига γ на вискозиметрическом роторе (далее роторе) равна угловой скорости Ω, умноженной на константу М, которая зависит от радиусов вискозиметрического статора (далее статора) R_o и ротора R_i.

Для определения углового зазора вместо разности радиусов R_o - R_i обычно используют отношение радиусов:

Это отношение в реальных измерительных системах ротационного вискозиметра всегда больше 1,00. Отношение 1,00 было бы возможным, только если бы оба радиуса были одинаковы, а зазор сократился бы до нуля. Отношение 1,10 при одинаковой частоте вращения ротора n уже приводит к скорости сдвига, почти на порядок меньшей, чем при отношении 1,01, при этом соответствующие значения вязкости различаются на 37%. Ввиду того, что отношение радиусов имеет существенное значение для точности измерений вязкости неньютоновских жидкостей, эта величина должна быть ограничена:

1,0≤δ≤1,10

Несоблюдения этого требования может приводить к большой ошибке измерений вязкости крови.

Другой причиной, возникновения ошибок измерения вязкости крови являются «концевые эффекты», относящиеся к особенностям формы торцов ротора. Проведение абсолютной вискозиметрии образцов крови требует, чтобы измеряемый крутящий момент являлся только результатом сопротивления жидкого образца, подвергаемого сдвигу в точно определенных сдвиговых зазорах. Однако все роторы имеют нижние и верхние торцы, в которых может возникать добавочный крутящий момент при сдвиге в зазоре между этими торцами и поверхностью статора. Этот дополнительный крутящий момент, величина которого неизвестна, добавляется к общему крутящему моменту, оцениваемому измерительной системой вискозиметра. Только при тщательном выборе геометрии измерительной системы коаксиальных цилиндров можно свести к минимуму эти торцевые эффекты. Если размер зазора между цилиндрами достаточно мал, а высота ротора примерно в 100 раз больше, то концевой эффект становится пренебрежимо малым.

Сила вязкого трения, действующая на вращающийся и плавающий в жидкости ротор, может быть определена из закона Ньютона для внутреннего трения:

τ=η∙γ

τ напряжение сдвига; η - вязкость; γ - скорость сдвига.

Согласно этому закону, сила F, приложенная к площади А, находящейся на границе раздела боковой поверхности ротора и крови, вызывает течение в слое жидкости. Индуцируемое напряжение сдвига определяется как

Напряжение сдвига τ взывает характерную картину послойного распределения скоростей в слое жидкости. Максимальная скорость течения v_max наблюдается у границы раздела крови с движущейся поверхностью ротора. По мере удаления от подвижной плоскости скорость течения снижается, и на расстоянии y от нее, на границе с неподвижной стенкой статора, v_мин=0. Ламинарное течение означает, что слои жидкости бесконечно малой величины скользят один по другому подобно отдельным картам в колоде. Один ламинарный слой смещается по отношению к другому на некоторую часть общего сдвига всего слоя жидкости между плоскостями ротора и статора. Градиент скорости поперек зазора называют ″скоростью сдвига″, которая математически выражается в виде дифференциала:

Зная угловую скорость и размеры ротора, можно вычислить величины, входящие в уравнение Ньютона. Скорость слоя крови, прилегающей к статору, примерно равна нулю; для вращающегося ротора - это скорость вращения. В промежуточных слоях крови скорости пропорциональны радиальному расстоянию от статора. Следовательно, градиент сдвига является постоянной величиной и составляет

где R - средний радиус ротора и статора, S - скорость вращения (об/мин) и d - расстояние между цилиндрами. Напряжение сдвига составляет

τ=T/2πR²h,

где h - высота ротора, а T - момент вращения, необходимый для того, чтобы поддерживать скорость вращения ротора S.

С другой стороны, электромагнитный статор, формирующий вращающееся магнитное поле, и ротор образуют асинхронную машину. Величина электромагнитной силы, действующей на ротор определяется: толщиной стенок ротора, удельным сопротивлением материала ротора, шириной магнитопровода статора, током катушек статора, количеством витков катушек статора, а также расстоянием между магнитопроводом статора и ротором.

Учитывая, что при достижении равномерного вращения электромагнитная сила равна силе вязкого трения, можно получить значение вязкости анализируемой жидкости.

Принцип действия устройства для реологического анализа крови основан на поддержании заданной скорости вращения (скорости сдвига) вискозиметрического ротора и определения вязкости по величине напряжения на обмотках электромагнитного статора при заданной скорости вращения (скорости сдвига). При использовании статора шагового двигателя для управления вискозиметрическим ротором, вязкость определяется по величине частоты переключения обмоток статора при заданной скорости вращения ротора.

Для определения деформируемости эритроцитов использован эктацитометрический принцип измерения, в основе которого находится регистрация изменений дифракционной картины ″тор-эллипс″. Эритроциты при малых скоростях сдвига имеют дифракционную картину в виде концентрических окружностей, а при высоких в виде эллипсоида. Деформация эритроцитов оценивается по изменению соотношения вертикальных и горизонтальных размеров дифракционной картины. Оценка изменений дифракции проводится при двух скоростях сдвига 50 и 300 с^-1. Количественная оценка перехода ″тор-эллипс″ осуществляется с использованием специальной маски, установленной на фотодиод. Индекс деформируемости эритроцитов определяется по отношению величин фотовольтажа, полученных при скоростях сдвига 50 и 300 с^-1.

Диапазон задаваемых скоростей сдвига анализатора может варьировать от 0,1 до 1000 с^-1. Мы выбрали диапазон измерений от 1 до 300 с^-1. Минимальное значение 1 с^-1 выбрано из соображений исключения феномена седиментации эритроцитов за время измерения. Максимальное значение 300 с^-1 выбрано с целью исключения гидродинамического повреждения эритроцитов во время проведения измерения. Для построения кривой вязкости достаточно проведение измерений вязкости в 5-8 точках диапазона скоростей сдвига. Наибольший интерес представляют замеры вязкости в начальном (наиболее нелинейном) участке кривой вязкости. Такими точками измерений может явиться перечень 1, 5, 10, 50, 100, 200 и 300 с^-1.

Разработанное для реализации данного принципа устройство (рис.10) включает ротор (1), средство приведения ротора во вращение (2), средство регистрирующее параметры вращения ротора (3), измерительную ячейку (4), причем ротор размещен внутри измерительной ячейки с зазором (5), при этом ротор и измерительная ячейка выполнены таким образом чтобы соблюдалось условие: 1,0≤δ≤1,10, где δ отношение радиуса измерительной ячейки к радиусу ротора. Ротор может быть изготовлен из оптически прозрачного материала (стекло, полистирол и т.д.). Ротор представляет собой комбинацию оптически прозрачного материала с цилиндрической вставкой (6) из немагнитного металла, взаимодействующего с электромагнитным полем статора. В качестве металла, используемого для вставки можно использовать немагнитную нержавеющую сталь, сплавы алюминия и др. Масса ротора подобрана таким образом, что, будучи помещенным, в заполненный образцом крови статор он оставался на плаву. В ряде случаев (работа только в режиме вискозиметра без оптического канала) ротор может быть выполнен целиком из металла. Для регистрации скорости вращения ротора в верхней части последнего нанесены штрихи (7) с различной отражающей способностью.

Конструкция измерительной ячейки (4) может быть выполнена в виде одноразового картриджа (рис.5). Такая конструкция исключает необходимость процедуры промывки ротора и статора от предыдущего образца крови. Верхний торец одноразовой системы закрыт резиновой пробкой (8), которая позволяет сохранить отрицательное давление в измерительной ячейке. Внутри ячейки находится антикоагулянт, препятствующий процессу свертывания крови (ЭДТА, цитрат или гепарин). При прокалывании резиновой пробки иглой измерительная ячейка автоматически заполняется заданным объемом венозной крови. При использовании измерительной системы вискозиметра, выполненной в виде однократно используемого картриджа, штриховка (9) нанесена на поверхность ротора (1) в его средней части (рис.5). Поскольку величина вязкости крови сильно зависит от температуры, при которой проводится измерение. Для исключения влияния температуры на результат измерения проводится термостатирование измерительной ячейки при температуре 37°C.

Конструкция ротора (1) в одноразовой системе модифицирована (рис.5) по сравнению со стандартной измерительной ячейкой (рис.7). Подобная модификация ротора позволяет заполнять измерительную ячейку необходимым объемом крови автоматически. После установки измерительной ячейки в анализатор, ротор приводится во вращение, тем самым объем крови активно взаимодействует с антикоагулянтом, находящимся в статоре. После перемешивания образца крови с антикоагулянтом запускается процесс измерения.

Для регистрации параметров вращения ротора устройство снабжено фотоэлектрическим таходатчиком (10), вырабатывающим импульсный сигнал, частота которого пропорциональна скорости вращения ротора. Формирователь сигнала (11) нормализует импульсы по длительности и амплитуде, так что на его выходе формируется последовательность равной длительности, частота следования которых пропорциональна скорости вращения ротора.

Оценка агрегационных свойств эритроцитов проводится при помощи фотометрического блока (12). С его помощью проводится определение скорости агрегации и прочности образующихся эритроцитарных агрегатов. Фотометрический блок (12) управляет работой лазерного диода (650 нм, 1,5 мВт) и стабилизирует его мощность. В качестве приемника сигнала светорассеяния используется кремневый фотодиод, сигнал от которого поступает на операционный усилитель.

Для создания электромагнитного поля взаимодействующего с ротором можно применять конструкцию электромагнитного статора аналогично используемого в двухфазных асинхронных двигателях или однофазный статор с расщепленным полюсом. В зависимости от используемого электромагнитного статора драйвер (13) создает соответствующий алгоритм его работы (одно- или двухфазное управление). Возможно также использование статора с переменным магнитным сопротивлением, применяемого в шаговых двигателях. В этом случае, в вискозиметрический ротор устанавливается постоянный магнит.

Основой устройства управления электромагнитным статором является AVR микроконтроллер (14). Сигналы управления обмотками статора формируются программно. Драйвер электромагнитного статора (13) усиливает и увеличивает мощность управляющего сигнала, обеспечивающего вращение ротора с заданной скоростью сдвига и соответствующего вязкости образца крови. Микроконтроллер получает информацию о скорости движения ротора и рассчитывает величину вязкости анализируемой пробы. Информация о величине вязкости выдается на жидкокристаллический дисплей, а также через интерфейс RS-232 подается к компьютеру. Задатчик скорости сдвига (15) позволяет в режиме ручного управления задавать необходимую скорость сдвига при проведении фотометрических оценок агрегации и деформируемости эритроцитов.

Предложенное устройство работает следующим образом: Исследуемый образец помещают в измерительную ячейку

- создается вращение вискозиметрического ротора, соответствующее скорости сдвига 300 с^-1 в течение 10 секунд;

- регистрируется сигнал светорассеяния от полностью дезагрегированных эритроцитов;

- задатчиком скорости сдвига задается скорость сдвига, равная 5 с^-1, которая не препятствует процессу агрегации эритроцитов, но предохраняет их от седиментации;

- регистрируется зависимость интенсивности светорассеяния от времени;

- рассчитывается время t_1/2, за которое начальный сигнал светорассеяния уменьшился в 2 раза.

- Для определения прочности образующихся эритроцитарных агрегатов в зазоре вискозиметра создают скорость сдвига 1 с^-1 в течение 30 секунд. За это время образуются эритроцитарные агрегаты. После чего, ступенчато увеличивая скорость сдвига, регистрируют светорассеяния. Величина скорости сдвига, при которой определяется максимальный сигнал светорассеяния, соответствует прочности эритроцитарных агрегатов.

Изобретение было раскрыто выше со ссылкой на конкретные варианты его осуществления. Для специалистов могут быть очевидны и иные варианты осуществления изобретения, не меняющие его сущности, как она раскрыта в настоящем описании. Соответственно, изобретение следует считать ограниченным по объему только нижеследующей формулой изобретения.

Источники информации:

1. Парфенов А.С. Оценка реологических свойств крови с использованием ротационного вискозиметра. Клин. лаб. диагн. - 1992, №3, С.45-47.

2. Парфенов А.С. Гемореология атеросклероза. Механизмы формирования гемореологических нарушений, лабораторные методы диагностики, контроль терапии. Диссертация на соискание ученой степени доктора медицинских наук. Москва 1998.

3. Hardeman M.R., Dobbe J.G., Ince C. The laser-assisted optical rotational cell analyzer (LORCA) as red bllod cell aggregometer. Clinical Hemorheology 2001, vol.25, pp.1-11.

4. Dobbe, J.G., Streekstra, G.J., Grimbergen C.A. Syllectometry: the effect of aggregometer geometry in the assessment of red blood cell shape recovery and aggregation. Biomedical Engineering 2003, vol.50, pp.97-106.

1. Устройство для реологического анализа крови, включающее ротор, средство приведения ротора во вращение, средство, регистрирующее параметры вращения ротора, размещенного внутри измерительной ячейки с зазором, измерительную ячейку, отличающееся тем, что ротор и измерительная ячейка выполнены таким образом чтобы соблюдалось условие: 1,0<δ<1,03 или 1,03<δ≤1,1, где δ отношение радиуса измерительной ячейки к радиусу ротора.

2. Устройство по п. 1, отличающееся тем, что ротор выполнен с возможностью плавания в анализируемом образце крови, размещенном в зазоре.

3. Устройство по п. 1, отличающееся тем, что дополнительно снабжено микроконтроллером, связанным со средством, регистрирующим параметры вращения ротора, а также с устройством ввода вывода информации.

4. Устройство по п. 1, отличающееся тем, что ротор выполнен из оптически прозрачного материала.

5. Устройство по п. 4, отличающееся тем, что ротор выполнен из стекла.

6. Устройство по п. 4, отличающееся тем, что ротор выполнен из полистирола.

7. Устройство по п. 1, отличающееся тем, что ротор выполнен из металла.

8. Устройство по п. 1, отличающееся тем, что измерительная ячейка выполнена с возможностью герметичного закрытия.

9. Устройство по п. 1, отличающееся тем, что средство приведения ротора во вращение выполнено с возможностью ступенчатого изменения скорости вращения ротора.

10. Устройство по п. 1, отличающееся тем, что средство, регистрирующее параметры вращения ротора, представляет собой оптопару с открытым оптическим каналом.

11. Устройство по п. 10, отличающееся тем, что в оптопаре в качестве источника излучения использован лазерный диод, а в качестве приемника излучения использован кремниевый фотодиод.

12. Устройство по п. 11, отличающееся тем, что измерительная ячейка содержит антикоагулянт.

13. Устройство по п. 1, отличающееся тем, что средство приведения ротора во вращение выполнено в виде электромагнитного статора.

14. Устройство по п. 1, отличающееся тем, что средство приведения ротора во вращение выполнено в виде статора с переменным магнитным сопротивлением, при этом ротор содержит в своем составе постоянный магнит.