Содержание к диссертации
Введение
ГЛАВА 1. Предпосылки к разработке аппаратно программного комплекса биотехнической системы контроля венепункции на основе измерений электрического импеданса 10
1.1 Анатомические особенности периферических венозных сосудов 12
1.2 Инструментальные методы контроля качества венепункции 16
1.3 Основные принципы построения биотехнических систем контроля качества венепункции 28
1.4 Выводы к главе 1 33
ГЛАВА 2. Теоретические и экспериментальные исследования, позволяющие обосновать схему электроимпедансных измерений и параметры электродных систем 34
2.1 Разработка численной модели фантома биологической ткани 35
2.2 Верификация численной модели на лабораторном стенде 39
2.3 Обоснование расположения электродной системы 41
2.4 Определение чувствительности электродной системы к анатомическим особенностям расположения периферических поверхностных вен 56
2.5 Исследование влияния скоса иглы на измерения электрического импеданса при вертикальном введении и введении под углом 61
2.6 Выводы к главе 2 63
ГЛАВА 3. Исследование характеристик процесса при проведении контроля качества венепункции электроимпедансным методом 64
3.1. Разработка опытного образца электродных систем для проведения экспериментальных исследований 65
3.2. Тестирование электродной системы на лабораторном стенде 68
3.3. Серия экспериментальных исследований на добровольцах 72
3.4. Исследование процессов влияющих на изменение электрического импеданса при введении иглы-электрода 77
3.5. Выводы к главе 3 80
ГЛАВА 4. Разработка алгоритмического обеспечения для контроля качества венепункции электроимпедансым методом 82
4.1. Контурный анализ экспериментальных сигналов 82
4.2. Снижение пространства значимых параметров 86
4.3. Выбор решающего правила, идентификации первого прокола стенки вены 89
4.4. Анализ ложно идентифицированных событий тестовой выборки 92
4.5. Верификация логистической регрессионной модели на экзаменующей выборке 96
4.6. Рекомендуемые требования к аппаратному обеспечению БТС контроля качества венепункции 101
4.7. Выводы к главе 4 102
Общие выводы 103
Список литературы
- Инструментальные методы контроля качества венепункции
- Обоснование расположения электродной системы
- Серия экспериментальных исследований на добровольцах
- Анализ ложно идентифицированных событий тестовой выборки
Введение к работе
Актуальность темы
Пункция венозных сосудов является распространенной процедурой в медицинской практике, как для забора проб крови пациента для лабораторной диагностики, так и для инфузионной терапии с использованием игл и катетеров в просвете вены.
Для эффективного выполнения венепункции необходимо иметь информацию о расположении иглы относительно кровеносного сосуда. В противном случае высока вероятность возникновения постинъекционных осложнений. Основными причинами осложнений являются двойной прокол стенки кровеносного сосуда, касание скоса иглы стенки сосуда, частичное введение иглы в просвет вены.
Сегодня эффективность венепункции зависит от уровня
профессионализма медицинского персонала. Автоматизация процесса, основанная на объективной информации о расположении инъекционной иглы, получаемой инструментальными методами, позволит снизить риск осложнений и повысить качество проведения манипуляции путем снижения влияния человеческого фактора. При разработке методов инструментального контроля пункции венозных сосудов, определение момента и самого факта прокола иглой стенки венозного сосуда, а также информирование медицинского персонала об этом, являются актуальной задачей, позволяющей минимизировать постинъекционные осложнения.
Существующие методы контроля качества венепункции являются: ультразвуковой метод, основанный на отражение ультразвуковой волны на границе раздела сред с различными акустическими импедансами. Метод применяется для контроля пункции, или инъекции, с плохим венозным доступом, и при пункции глубоких вен. Основные недостатки связаны с привлечением сложной и дорогостоящей аппаратуры и специалиста по ультразвуковой диагностике.
Оптический метод, основан на различие коэффициентов отражения излучения на длинах волн в диапазоне от 600 до 800 нм для крови и мягких биотканей. Метод применяется для визуализации периферических вен, но, как правило, не позволяет контролировать проникновение инъекционной иглы в просвет венозного сосуда.
Наиболее распространенным является тактильный метод. При
наличии квалифицированного специалиста позволяет определить
проникновение иглы в просвет сосуда. Метод крайне субъективен и чувствителен к уровню квалификации медицинского персонала.
В литературе имеются данные о применении электроимпедансного
метода для определения типа биологических тканей и сред: кожная ткань,
соединительная и мышечная ткани, кость, кровь, через которые
перемещается игольчатый электрод (Grimnes S., Martinsen .G., 2015, Saito
H., Togawa T., 2009). Метод основан на различии электрической
проводимости биосред и, обычно, использует специальную иглу-электрод
с проводящим окончанием и изолирующим основанием.
Электроимпедансный метод лишен многих из отмеченных недостатков и позволяет создавать инструментальные и алгоритмические средства, чувствительные к проколу венозного сосуда, однако, для этого необходимо решить ряд связанных научно-технических задач, к которым относятся:
- обоснование методики измерения электрического импеданса с
использованием традиционных для венепункции игл в качестве электрода;
- обоснование таких параметров измерения как: величины зондирующих токов, их частота, схема измерения, расположение и размеры электродных систем;
- разработка алгоритмов определения факта прокола иглой-
электродом венозного сосуда на основе анализа параметров изменения
электрического импеданса при введении иглы-электрода в биологические
ткани.
В связи с этим и были сформулированы цель и задачи настоящей диссертации.
Цель диссертационной работы
Целью данной работы является разработка биотехнической системы контроля венепункции на основе измерений электрического импеданса.
Задачи диссертационной работы
1. Разработка и обоснование схемы и средств измерений
электрического импеданса при венепункции, расположения и размеров электродных систем для обеспечения максимального изменения импеданса в момент прокола стенки сосуда иглой-электродом.
-
Исследование процессов, влияющих на изменение электрического импеданса при введении иглы-электрода.
-
Разработка метода определения прокола стенки сосуда, исследование параметров эффективности алгоритмического обеспечения.
-
Медико-биологические исследования эффективности разработанных средств и методов.
Научная новизна
-
На основании результатов теоретических и экспериментальных исследований установлены механизмы изменения электрического импеданса при движении иглы-электрода в мягких тканях, контакте и проколе кровеносного сосуда.
-
На основе теоретических и экспериментальных исследований определены размеры и расположение электродной системы, обеспечивающие идентификацию прокола стенки кровеносного сосуда.
-
Разработан метод определения прокола кровеносного сосуда иглой-электродом, включающий:
анализ значимых амплитудно-временных параметров электрического импеданса иглы-электрода в процессе проникновения;
оценку вероятности прокола по результатам расчета логистической регрессионной функции от контурных параметров электроимпедансных сигналов.
Практическая ценность
Результаты диссертации внедрены в практику научных исследований научно-исследовательского института биомедицинской техники и учебный процесс факультета биомедицинской техники, а также в медицинскую практику научного образовательного медико-технологического центра МГТУ им. Н.Э. Баумана.
Положения, выносимые на защиту
1. Максимальное относительное изменение электрического
импеданса в момент прокола венозного сосуда иглой-электродом
достигается при использовании биполярного метода измерений.
,dZ^ d0
2. Применение функции {—)ZT повышает вероятность
dt Z
детектирования комплексов - кандидатов на прокол и соотношение сигнал/шум.
3. Определено пять амплитудно-временных параметров комплексов-
кандидатов на прокол, установлено, что рассчитанные на их основе
численные значения логистической регрессионной функции обеспечивают
определение прокола с вероятностью не менее 90 %.
Апробация работы
Апробация работы проведена на объединенном научном семинаре кафедр факультета биомедицинской техники МГТУ им. Н.Э. Баумана. Основные положения диссертации докладывались и обсуждались на: 15-й научно-технической конференции «Медико-технические технологии на страже здоровья» (Португалия, Мадейра, 2013); 16-й научно-технической конференции «Медико-технические технологии на страже здоровья» (Греция, Кефалония, 2014); 17-й научно-технической конференции «Медико-технические технологии на страже здоровья» (Россия, Крым, пос. Партенит, 2015); «1st Russia German Conference on Biomedical Engineering» (Germany, Hannover, 2013); «2st Russia German Conference on Biomedical Engineering» (Russia, St. Petersburg, 2014); «3st Russia German Conference on Biomedical Engineering» (Germany, Aachen, 2015).
Публикации
По материалам работы опубликовано 12 печатных работ, из которых 4 статьи в рецензируемых журналах и изданиях из перечня ВАК РФ.
Объем и структура диссертации
Содержание диссертации соответствует специальности 05.11.17.
Диссертационная работа состоит из введения, четырех глав, общих выводов, списка литературы и приложения. Основное содержание работы изложено на 123 страницах, работа содержит 55 рисунков, 25 таблицу и список литературы из 92 библиографических источников.
Инструментальные методы контроля качества венепункции
Оптический метод применяют для визуализации периферических вен на небольшой глубине. При взаимодействие оптического излучения с биологическим объектом (БО) может происходить множество процессов. В основном возникает три процесса: отражение и преломление, поглощение, рассеяние. Отражением является процесс возвращения оптического излучения поверхностью, на которую оно падает. Преломление света, является изменение направления распространения оптического излучения при его прохождении через границу раздела двух сред. Поглощение интенсивности света возникает вследствие прохождения его через среду. Способность вещества поглощать оптическое излучение зависит от: состава вещества, длины волны излучения, толщины поглощающего слоя и внутренних параметров, таких как температура. В БО поглощение в основном вызвано молекулами воды или макромолекулами [16]. Так как ни макромолекулы, ни вода не поглощают сильно в ближнем инфракрасном диапазоне, то излучение проникает в БО с наименьшими затруднениями, что увеличивает диагностическую ценность оптического излучения. Рассеяние – удаление фотонов от оси светового пучка, но с сохранением его направления. При распространение фотонов, формируется ореол. Размер ореола и доля энергии, которая в нем содержится, зависит от оптических свойств БО и от поперечного диаметра пучка света. Чем меньше диаметр светового пучка, тем большая доля фотонов будет в ореоле [16-21].
В медицинской технике существуют изделия принцип действия, которых основан на процессах описанных выше. Например, устройство «AccuVein AV300», показано на Рисунке Предназначено для визуализации периферических поверхностных вен на глубине менее 10мм. Устройство основано на отражение оптического излучения на границе разделов сред с разной плотностью, например, мягкая ткань и кровь. «AV300» излучает оптическое излучение в диапазоне длин волн от 600 до 800нм. Красный и ближний инфракрасный спектры выбраны, поскольку в данном диапазоне длин волн, возникает наибольшая разница между форменными элементами крови, такими как оксигемоглобин и гемоглобин, что дает возможность дифференцировать ткани [16]. Данное устройство позволяет: визуализировать периферические вены на поверхности кожи пациента и, следовательно, сократить время поиска вен, позволяет добиться однократного прокола кожи, тем самым, снижая травмоопасность. Однако устройство не позволяет контролировать проникновение инъекционной иглы в мягкие ткани. При этом у врача все равно остается возможность совершить двойной прокол.
Существует несколько способов забора венозной крови: традиционный способ – когда кровь самотеком поступает в подставленную пробирку, шприцем, вакуумной системой. При традиционном способе высока вероятность попадания крови пациента на руки медицинского персонала, что в свою очередь может послужить фактором передачи инфекции другому пациенту или медицинскому работнику. При использование шприца также высока вероятность инфекции медицинского персонала и возможного возникновения гемолиза при переносе крови под давлением в пробирку. Использование вакуумных систем для забора крови наиболее предпочтительно. Способ обладает рядом преимуществ по сравнению с описанными ранее способами, основным из которых забор крови в закрытую пробирку, что обеспечивает минимальный контакт медицинского работника с кровью пациента [5].
Однако все способы корректного забора крови основаны на тактильных ощущениях медицинского сотрудника, что в свою очередь зависит от квалификации медицинского персонала. Поэтому остается высокая вероятность возникновения послепункционных осложнений. Для минимизации осложнений предложено решение, связанное с установкой в канюлю инъекционной иглы специальной прозрачной камеры, для визуализации момента прокола стенки вены. Инъекционная игла с навигационной камерой показана на Рисунке 1.5.
Основное преимущество иглы с визуальной камерой заключается в визуализации тока крови в момент прокола стенки вены. Однако кровь в момент прокола сосуда, попадает в камеру под собственным давлением в вене. Давление в венозных сосудах меняется в зависимости от расположения относительно сердца. Величина венозного давления колеблется от 150 мм вод. ст. в венулах к практически нулевому или даже отрицательному при вдохе, в полых венах возле предсердия. У взрослого человека, размещенного в горизонтальном положении, в периферических венах давление колеблется от 45 до 120 мм вод. ст. На величину венозного давления влияет: объем крови который поступает в венозную систему, например при физической нагрузке, от давления в правом предсердии, от емкости венозного русла [22,23].
БО проводят электрический ток благодаря свободным и связанным зарядам. Свободные заряды – электроны и ионы. Под действием внешнего электрического поля могут передвигаться от одного электрода к другому, создавая ток проводимости. Однако строение БО ограничивает область перемещения зарядов. Связанные заряды перемещаются в ограниченных пределах, создавая токи смещения, электродвижущая сила которых направлена против внешнего поля. Это явление называется поляризация. Поляризация бывает: электронная, ионная, дипольная, макроструктурная и поляризация, возникающая при контакте электрода и биологической ткани.
Биологические ткани являются композиционными средами, поскольку одни структурные элементы обладают свойствами проводников, а другие – диэлектриков. При анализе действия электромагнитного поля (ЭМП) на живой организм его ткани принято рассматривать, как среду, образованную проводниками и диэлектриками [25-28].
При прохождение переменного тока через биологические ткани, электрические свойства БО описывается не только активным, но и реактивным (емкостным) сопротивлением. Для расчета электрических характеристик БО возможно представить в виде электрической эквивалентной схемы, показанной на Рисунке 1.6. [29,30].
Обоснование расположения электродной системы
Для обоснования размеров и расположения электродных систем разработана численная модель. Модель позволяет количественно оценить распределение электромагнитных полей. Модель состоит из двух сред. Первая среда гомогенная. Удельное электрическое сопротивление задано близким к удельному сопротивлению мышечной ткани и равно 5 Омм [55, 56]. Вторая среда задана, как цилиндрическое включение в первую среду (венозный сосуд), удельное электрическое сопротивление которой задано близким к удельному сопротивлению крови и равно 1 Омм. Размер исследуемой области модели (фантома) составляет 200х150х50 мм (Рисунок 2.1). Венозный сосуд, углублен в модель на 5 мм. Диаметр сосуда 5 мм. Геометрия моделируемого фантома
Моделирование фантома биологической ткани 1) Габаритные параметры фантома; 2) Расчетная модель задана исходя из анатомических размеров предплечья. Для моделирования электромагнитных полей, в фантом добавлена электродная система, состоящая из двух аппликационных электродов, установленных на поверхность модели над венозным сосудом. Расстояние между аппликационными электродами задано 55 мм, для уменьшения влияния краевых эффектов. Для создания разности потенциалов на одном аппликационном электроде задан потенциал равный 1 В, активный токовый электрод (АТЭ). На другом аппликационном электроде задан нулевой потенциал, заземленный токовый электрод (ЗТЭ). Игольчатый электрод подключен к ЗТЭ (Рисунок 2.2), данное расположение показывает, что в момент установки токовых электродов в моделируемом фантоме формируется распределение силовых линий. При введение игольчатого электрода, расположенного между поверхностными электродами, траектория силовых линий меняется, потому что сокращается расстояние между токовыми электродами.
Габаритные параметры поверхностных электродов были выбраны исходя из размеров существующих электродов, используемых в физиотерапевтических исследованиях. Размер электродов составляет 20х30 мм, а габаритные параметры игольчатого электрода соответствуют размеру стандартной инъекционной иглы калибра G21: длина 40 мм, диаметр 0,8 мм.
Игольчатый электрод в моделируемом фантоме задан, как цилиндр. Напряжение между поверхностными электродами задано переменным частотой 100 кГц и амплитудой 1 В.
Область интересов для расчета расположена под АТЭ, потому что изменение значения плотности тока под АТЭ, является ключевым показателем для определения проникновения игольчатого электрода в вену.
Для корректной интерпретации численных значений плотность тока пересчитана в силу тока. Для этого АТЭ был разделен на девять равных частей. Расчет плотности тока проводился на краях электрода и в центре, поскольку в этих областях значения плотности тока имеют свои экстремумы. Сила тока рассчитывалась по формуле (2.6) где / - сила тока [А]; j - плотность тока [А/м 2]; S - площадь электрода [м 2] Из расчета в программно-алгоритмическом комплексе (ПАК) SEMCAD X 14, получено напряжение под АТЭ, которое составило 0,7 В. Далее был проведен расчет силы тока при погружении игольчатого электрода в численную модель. Расчет проводился для пяти погружений иглы-электрода: игольчатый электрод над поверхностью модели, углублен на 3; 5; 7,5 (модель прокола стенки сосуда) и 13 мм (двойной прокол вены). Игольчатый электрод вводился в модель по центру, между аппликационных токовых электродов, под углом 90 к поверхности модели.
В ходе расчетов получены результаты, отраженные в Таблице 1. Полученные значения силы тока были пересчитаны в электрический импеданс для возможности сопоставления полученных данных с реальными измерениями.
В настоящее время в импедансометрии биологических тканей принято рассматривать только две составляющие электрического импеданса (полного сопротивления переменному току) ткани: активное сопротивление R и ёмкостное сопротивление XС. В проведенных исследованиях полное электрическое сопротивление эквивалентно активному сопротивлению, поскольку изменение активного сопротивления вносит более существенный вклад по сравнению с емкостным сопротивлением. Поэтому в дальнейшем численном анализе в качестве полного сопротивления будет рассматриваться активное сопротивление. 2.2. Верификация численной модели на лабораторном стенде
Теоретические исследования были верифицированы на тканеэквивалентных жидкостях. Для верификации численного эксперимента был разработан лабораторный стенд. Его габаритные параметры соответствуют численной модели и составляют 200х150х50 мм. Лабораторный стенд состоит из двух сред. Первая среда представлена, как однородная, с удельным электрическим сопротивлением 5 ± 0,2 Омм. Вторая среда представлена в виде цилиндрического включения в первую среду, с удельным электрическим сопротивлением 1 ± 0,2 Омм.
Удельное электрическое сопротивление сред измерялось с использованием реографической системы «РеоКардиоМонитор». Электрофизические параметры сред получены путем подбора концентрации раствора хлорида натрия.
Глубина, залегания цилиндрического включения (венозного сосуда), составляла 5 мм, диаметром 5 мм. Геометрия лабораторного стенда задана идентично численной модели. Среды стенда были подвержены желированию для повышения точности расположения электродной системы.
Токовые электроды устанавливались на поверхность стенда над имитационным сосудом. Площадь контакта аппликационных токовых электродов составила 20х30 мм, а расстояние между ними 55мм. Игольчатый электрод вводился по центру между аппликационными электродами. Длина игольчатого электрода составляла 40 мм, диаметр 0,8 мм, что соответствует габаритам стандартной инъекционной иглы калибра G21, используемой при проведении венепункции в области предплечья, во время амбулаторных обследований,
Серия экспериментальных исследований на добровольцах
Электродная система с двумя аппликационными электродами была рассмотрена, потому что при проведении теоретических исследований на численных моделях, результаты расчетов показали, что электродная сборка с одним токовым электродом будет регистрировать измерения в диапазоне до 8 кОм, а это вне динамического диапазона, используемого в исследованиях, измерительного преобразователя. Поэтому возникла необходимость в дополнительных исследованиях с добавлением ЗТЭ в моделируемую электродную систему.
Первоначально выявлено оптимальное расположение ЗТЭ. Электродная система, показанная на Рисунке 2.10, была расположена над имитационным сосудом. Заземленный токовый электрод подключен к игольчатому электроду.
Поперечное расположение рассматривалось для максимального приближения ЗТЭ к АКЭ при этом, не закрывая область пунктирования от врача (Рисунок 2.11). Расстояние между токовыми электродами в продольном расположении составило в первом случае 60 мм, во втором 80 мм, выбранное расстояние позволит установить электроды, не закрывая от врача рабочую поверхность.
При поперечном расположение АТЭ не перемещался и оставался над венозным сосудом, а ЗТЭ был установлен на расстояние 10 мм, вдоль вены. Игольчатый электрод вводился в модель на глубины 3 мм и 7,5 мм, что соответствует расположению иглы-электрода над венозным сосудом и первому проколу стенки сосуда. Игла-электрод вводилась под углом 90 к поверхности модели. Введение игольчатого электрода осуществлялось при удалении от АТЭ на расстояние 20 мм. Для каждого случая введения иглы-электрода рассчитана чувствительность. Варианты расположения заземленного токового электрода на численной модели представлены на Рисунке 2.11.
Из Таблицы 6 следует, что максимальное относительное изменение электрического импеданса в момент прокола стенки кровеносного сосуда достигается при расположении ЗТЭ на расстоянии 60 мм от АТЭ. Расчеты поперечного расположения ЗТЭ показали заниженные значения относительного изменения импеданса. Это интерпретировалось как некорректность моделирования, поскольку в модели используется гомогенная среда, а при физическом расположении ЗТЭ на БО картина силовых линий может существенно измениться за счет неоднородности среды. Исследование поперечного расположения электродной системы требуют более детальной численной модели.
Для оценки поперечного расположения электродной системы была разработана цилиндрическая гетерогенная модель.
Цилиндрическое включение (венозный сосуд) расположено на глубине 2 мм. Геометрические размеры цилиндрической модели (ЦМ) основаны на анатомическом строении предплечья [23]. На поверхности модели были расположены токовые электроды и игла-электрод. Размер токовых электродов составлял 5х5 мм. Такой размер электродов обусловлен наглядностью показания результатов, при выборе большего размера электродной системы, получаемые параметры становятся неинформативны. Схема подключения электродов идентична схеме используемой на плоской модели. Длина игольчатого электрода 40 мм, диаметр иглы 0,8 мм. Введение иглы осуществлялось под углом 20, в сторону АТЭ, для максимального подобия моделирования процедуре венепункции. Игла удалена от АТЭ на расстояние 20 мм. В ходе исследования были смоделированы различные условия расположения токовых электродов, показано на Рисунке 2.13: - токовые электроды располагались вдоль имитационного сосуда на расстояние 80 мм друг от друга (продольное расположение); - токовые электроды располагались друг под другом, причем АТЭ оставался над сосудом (радиальное расположение, позиция № 1); - АТЭ не перемещался, а ЗТЭ был сдвинут ближе к АТЭ (радиальное расположение, позиция № 2); - смещение ЗТЭ в сторону АТЭ продолжено и расстояние между электродами составляло 10 мм (радиальное расположение, позиция № 3).
Расчет относительного изменения электрического импеданса проводился для погружения иглы-электрода в ЦМ на 1 мм и 1,5 мм, что является имитацией первого прокола стенки венозного сосуда.
В ходе исследования был сделан вывод, что радиальное расположение электродной системы является допустимым. ЗТЭ необходимо располагать в непосредственной близости к АТЭ. Такое расположение позволит позиционировать электродную систему, не закрывая рабочую поверхность от врача, и осуществлять контроль качества венепункции в областях, где продольное расположение электродной системы невозможно. 2.3.2.2. Исследование влияния площади контакта ЗТЭ Для выявления оптимальной площади контакта ЗТЭ была разработана численная модель, показанная на Рисунке 2.14.
Габаритные параметры модели идентичны параметрам моделей рассмотренным ранее. Площадь АТЭ 20х30 мм. АТЭ располагался на поверхности модели над имитационным сосудом. ЗТЭ задан с переменной площадь контакта, а именно: 5х5; 10х10; 20х30 мм. ЗТЭ расположен слева от АТЭ на расстояние 10 мм. При изменение площади ЗТЭ, расстояние между аппликационными электродами не изменялось. Игольчатый электрод располагался над сосудом и был удален от АТЭ на 20 мм. Расчет электрического импеданса осуществлялся в момент погружения игольчатого электрода в модель на 0; 3; 7,5 и 13 мм. При позиции иглы-электрода 0 мм, игольчатый электрод не касался поверхности модели. Распределение силовых линий присутствовало только между аппликационными электродами. При погружение иглы-электрода в модель на 3 мм, игольчатый электрод располагался над венозным сосудом, на 7,5 мм игольчатый электрод располагался внутри венозного сосуда, 13 мм имитация двойного прокола стенки сосуда.
Анализ ложно идентифицированных событий тестовой выборки
Для применения логистической модели ее необходимо адаптировать под анализируемые задачи. Для этого необходимо рассчитать коэффициент регрессии х. Коэффициент регрессии был рассчитан с использованием методов оптимизации, методом градиентного спуска. Однако было предложено реализовать расчет коэффициента регрессии в программно-алгоритмическом комплексе STATISTICA 10. Для этого необходимо предварительно обучить регрессионную модель.
В качестве обучающей выборки использовалась, ранее полученная, экспериментальная выборка, состоящая из пятнадцати экспериментальных сигналов и впоследствии из шестидесяти пяти анализируемых событий.
В программно-алгоритмическом комплексе STATISTICA 10 были присвоены значения для проколов (единица) и для артефактов (ноль). В итоге было получено пятнадцать проколов и пятьдесят артефактов. При этом выражение (4.2) В ходе обучения тестовой выборки (ТВ) было корректно обнаружено одиннадцать проколов и сорок девять артефактов (Рисунок 4.3). Обучение логистической регрессионной модели на тестовой выборке На Рисунке 4.3 показана работа логистической модели. Вероятность прокола, полученная более чем пять десятых является истинной. Моделью не корректно определено четыре прокола. Для артефактов предсказанное значение моделью должно быть менее чем пять десятых или равно. Моделью был некорректно обнаружен один артефакт.
Для понимания механизмов формирования возможных причин ложной идентификации событий, было проанализировано в отдельности каждое событие, как проколы, так и артефакты.
Анализ ложно идентифицированных событий показал, что основной особенностью не корректного определения момента прокола является влияние анатомических особенностей расположения венозного сосуда в предплечье пациента. А именно глубина залегания вены в подкожно жировом слое, более чем 5 мм и ее диаметр не менее 1 мм, по результатам, полученных при анализе численных моделей. Таким образом, при проведении контроля качества венепункции у пациентов с пограничными значениями расположения и диаметра вен, возможна не корректная работа алгоритмического обеспечения (Рисунок 4.4). представлены записи электрического импеданса различных пациентов. Запись «в» представляет собой группу последовательностей, полученных при однократном проколе стенки вены. Определить момент прокола не представляется возможным. Данная зависимость появилась из-за глубины залегания венозного сосуда более 5 мм или введения иглы-электрода в мягкие ткани на глубину более 20 мм. Также идентификация прокола была затруднена из-за наличия импульсного шума. Наличие импульсного шума обусловлено движением руки пациента и вследствие этого более интенсивным движением инъекционной иглы в фиксаторе при проведении контроля качества венепункции (Рисунок 4.5). Рисунок 4.5. Влияние импульсного шума на анализ экспериментального сигнала Применение медианной фильтрации для экспериментального сигнала, привело к частичному сглаживанию комплекса кандидата на прокол на электроимпедансном сигнале. Сглаживание повлияло на амплитудные характеристики, поэтому идентификация прокола была проведена не корректно.
Для проведения процедуры контроля качества венепункции необходимо обеспечить условия для данной манипуляции. Основным критерием корректной процедуры контроля качества венепункции является отсутствие движений со стороны пациента.
Анализ ложно идентифицированных событий артефактов показал, что основной особенностью не корректного определения артефакта является, первоначальный момент времени введения иглы-электрода в мягкие ткани пациента. Поскольку площадь контакта игольчатого электрода мала, а чувствительность тока растекания к изменению сопротивления очень высокая, то в момент касания кожи пациента возникают скачки электрического импеданса по своим характеристикам похожие на первый прокол стенки венозного сосуда (Рисунок 4.6).
Для верификации логистической модели была получена экзаменующая выборка (ЭВ). ЭВ состояла из девяти экспериментальных исследований и была получена на пяти здоровых добровольцах. Экспериментальные исследования проводились в медико-технологическом центре МГТУ им. Н.Э. Баумана и ГКБ №1 им. Н.И. Пирогова г. Москвы с помощью медицинского персонала и соблюдением необходимых правил асептики.
В области предплечья был установлен ПЭ. ПЭ, как и в случае набора ТВ, был установлен в манжету для нагнетания давления и обладал подобными габаритными параметрами. ПЭ располагался с учетом расположения места пунктирования вены. Данное условие необходимо для достижения наименьшего расстояния между электродами. При этом ПЭ был смочен электродно-контактным веществом (ЭКВ) для обеспечения оптимального контакта и минимизации влияния движения пациента на показания электрического импеданса. Введение инъекционной иглы осуществлялось в сторону ПЭ. При визуальной идентификации прокола по электрическому импедансу и при согласии с клиницистом, с наступлением события, запись сигнала прекращалась. Отдельное внимание было уделено правилам асептики при установке фиксатора для подключения инъекционной иглы в качестве игольчатого электрода. Было записано девять характеристик электрического импеданса при проведении венепункции. Из девяти экспериментальных сигналов было получено тридцать четыре события, а именно девять проколов и двадцать пять артефактов. Экспериментальные исследования проводились с учетом особенностей корректной идентификации событий, выявленных ранее. Характеристики разброса параметров показаны в таблице 20.