Содержание к диссертации
Введение
ГЛАВА 1. Исходные положения к разработке аппаратно-программного комплекса окклюзионной многоканальной электроимпедансной локализации периферических венозных сосудов 11
1.1 Анатомические особенности периферических венозных сосудов 12
1.2 Инструментальные методы локализации периферических венозных сосудов 17
1.3 Основные принципы построения биотехнической системы окклюзионной многоканальной электроимпедансной локализации периферических венозных сосудов 31
1.4 Выводы к главе 1 33
ГЛАВА 2. Разработка математической модели многоканального электроимпедансного метода локализации перферических вен (МЭМЛПВ) 34
2.1 Математическое моделирование распределения электроимпеданса в однородной среде с цилиндрическим включением 34
2.2 Вывод аналитического выражения зависимости импеданса от параметров используемой математической модели 40
2.3 Применение метода кажущегося удельного сопротивления для определения локализации периферических венозных сосудов 46
2.4 Верификация разработанной математической модели 48
2.5 Разработка экспериментального стенда 51
2.6 Выводы к главе 2 55
ГЛАВА 3. Разработка электродной системы МЭМЛПВ 56
3.1. Обоснование выбора геометрических размеров электродной системы для окклюзионного МЭМЛПВ 57
3.2. Исследование различных электродных систем для окклюзионного МЭМЛПВ 60
3.3. Разработка макета электродных систем измерения электрического импеданса 71
3.4. Влияние точности задания геометрических параметров электродных систем на измеренное значение импеданса 74
3.5 Тестирование электродных систем на лабораторном стенде 78
3.6. Выводы к главе 3 80
ГЛАВА 4. Разработка метода локализации периферических венозных сосудов 81
4.1. Исследование процессов влияющих на изменение электрического импеданса при локализации вен 84
4.2. Влияние прижатия электродов на изменение электрического импеданса 88
4.3. Применение первой производной для анализа экспериментальных сигналов 90
4.4. Серия экспериментальных исследований на добровольцах 92
4.5. Рекомендуемые требования к аппаратному обеспечению БТС окклюзионной многоканальной локализации периферических венозных сосудов 98
4.6. Выводы к главе 4 101
Общие выводы 101
Список литературы
- Основные принципы построения биотехнической системы окклюзионной многоканальной электроимпедансной локализации периферических венозных сосудов
- Вывод аналитического выражения зависимости импеданса от параметров используемой математической модели
- Влияние точности задания геометрических параметров электродных систем на измеренное значение импеданса
- Серия экспериментальных исследований на добровольцах
Введение к работе
Актуальность темы
За последние годы в развитых странах проявляется интерес к визуализации периферических кровеносных сосудов, особенно вен, поскольку пункции и катетеризации периферических вен относится к числу наиболее распространенных манипуляций в медицинской практике. Это обусловлено тем, что большинство случаев диагностики и лечения заболеваний требуют забор крови из вен или введение лекарственного вещества и при не неотложных ситуациях появляется потребность в сосудистом доступе, поэтому обеспечение адекватного сосудистого доступа имеет важное значение. Для обеспечения сосудистого доступа обычно используют хорошо видимые и пальпируемые вены, для улучшения визуализации венозных сосудов традиционно используют венозную окклюзию, чтобы затруднить отток крови и сделать вены более контрастными на поверхности кожных покровов. Однако, у многих пациентов из-за ряда причин, таких как: ожирение, снижение тонуса вены, малого диаметра вены, изгиб, повреждение кожи, слабо контурированная или скользящая вена, и недостаточная квалификация медицинского персонала есть вероятность неуспешных пункций и возникновения травм.
Для минимизации количества осложнений и количества неудачных пункций ведутся разработки различных технических средств визуализации периферических венозных сосудов. При этом, основные задачи перед пункцией и катетеризацией вен являются измерение глубины расположения вены от поверхности кожи, диаметр вены, протяженность венозного сосуда, а также взаимное расположение вены и артерии. Разработка таких средств и методов, с помощью которых можно повысить уровень оказания медицинской помощи, а также уменьшить время на проведение медицинской манипуляции, является актуальной задачей биомедицинской инженерии.
Некоторые устройства, разработанные в последнее время, способны визуализировать периферические вены. Например, ультразвуковые методы основанные на эффекте отражения ультразвука от границ между тканями с различными акустическими свойствами обеспечивают хорошее качество изображения поверхностных и глубоких сосудов, но существует недостаток, связанный с необходимостью привлечением дорогостоящей аппаратуры и специалиста ультразвуковой диагностики. Известны устройства, работающие по принципу освещения кожи пациента оптическим излучением в диапазоне длин волн от 600 до 800 нм.. В результате различия в отражении этих излучений мягкими тканями и кровью формируется изображение подкожных и внутрикожных вен, что
позволяет определить их локализацию. Однако, оптические методы
предназначены для повышения контрастности подкожных вен и имеют
низкую чувствительность к венам, находящим на глубине выше 5 мм..
Венография обеспечивает изображение вен после введения контрастного
вещества, однако данный метод является инвазивным и не позволяет
локализовать вены в реальном времени. Электроимпедансный метод для
локализации сосудов применяется, в основном западными и
отечественными ученными, для инвазивного применения в работах
связанных c определением типа биоткани (Grimnes S., Martinsen О.G.,
2010) а также для малоинвазивного применения в работах связанных с
автоматизированном методом венепункции (С.И.Щукин,
И.А.Кудашов,2016). Известные методы не позволяют определить проекцию вены на поверхность кожных покровов. В связи с перечисленными особенностями известных прототипов было предложено разработать биотехническую систему неинвазивной локализации периферических вен на основе измерения электрического импеданса. Физическая сущность электроимпедансного метода локализации периферических сосудов состоит в том, что на поверхность области исследования устанавливается система токовых и потенциальных электродов. Между токовыми электродами пропускают зондирующий ток, а потенциальные электроды используются для измерения разности электрических потенциалов. Измеряемые значения электрического импеданса несут информацию об электрических свойствах структур на глубинах зондирования тока в тканях организма. Особенно часто областью зондирования электрического тока является предплечье, состоящее из комплекса биологических тканей таких как: мышечная ткань, жировая ткань, соединительная ткань, слой кожи, венозные сосуды. Ткани обладают различными электрофизическими свойствами, разным удельным электрическим сопротивлением. И так как кровь в сосудах имеет наименьшее удельное сопротивление, это потенциально позволяет определить расположение сосудов.
Применение многоканальной системы локализации периферических вен дает потенциальную возможность повысить точность определения проекции вены на поверхность кожных покровов. Кроме того, применение венозной окклюзии может повысить степень их визуализации при использовании электроимпедансных измерений.
Однако, предварительный анализ показывает, что для разработки подобной технологии локализации периферических венозных сосудов необходимо решить ряд научно-технических задач связанных в первую очередь с:
- исследованием механизма влияния геометрических параметров и глубин залегания кровеносных сосудов на величину импеданса;
обоснованием и разработкой метода измерения;
разработкой и исследованием эффективности метода локализации периферических венозных сосудов;
В связи с этим и была сформулирована цель и задачи настоящей диссертации.
Цель диссертационной работы
Целью данной работы является разработка биотехнической системы окклюзионной многоканальной электроимпедансной локализации периферических венозных сосудов.
Задачи диссертационной работы
1. Разработка математической модели, позволяющей оценить
чувствительность электроимпедансного метода локализации вен с учетом
их диаметра и глубины залегания.
2. Разработка и обоснование расположения и размеров
электродных систем, обеспечивающих необходимую чувствительность
многоканальных измерений импеданса для локализации периферических
вен.
-
Разработка метода окклюзионной многоканальной электроимпедансной локализации периферических вен, позволяющего определить проекции вен на поверхность кожных покровов.
-
Медико-биологические исследования эффективности разработанных средств и методов.
Научная новизна
1. На основе теоретических и экспериментальных исследований
показано что, для моделирования распределения электрического
импеданса на поверхности предплечья с целью определения проекции
вены на поверхность кожных покровов допустимо использовать
математическую модель с цилиндрическим включением, учитывающую
геометрические параметры, глубины залегания и проводимость
кровеносных сосудов и мягких тканей.
2. На основе теоретических и экспериментальных исследований
влияния расположения и размеров электродных систем на измеряемый
импеданс определены их значения для эффективной локализации
периферических венозных сосудов предплечья.
-
На основе результатов теоретических и экспериментальных исследований установлены механизмы формирования электрического импеданса при венозной окклюзии.
-
Разработан метод локализации периферических венозных сосудов, включающий:
наложение электродной матрицы из 4-х измерительных каналов на область охватывающую проекцию венозного сосуда на поверхности кожных покровов;
мониторирование величин электрического импеданса каналов матрицы с одновременным проведением венозной окклюзии при уровни давления в манжете 60-70 mm. Hg. в течение 20-30 секунд;
определение проекции вены на поверхность кожных покровов на основе анализа амплитудно-временных параметров изменения электрического импеданса по каждому из каналов измерения и расположения электродных систем.
Практическая ценность
Разработанная биотехническая система позволяет локализовать периферические венозные сосуды. Результаты диссертации внедрены в практику научных исследований научно-исследовательского института биомедицинской техники, а также в учебный процесс факультета биомедицинской техники МГТУ им. Н.Э. Баумана.
Положения, выносимые на защиту
1. Для исследования механизма влияния геометрических параметров,
расположения, размеров и проводимости венозных сосудов и окружающих
тканей предплечья на величину импеданса, допустимо, использовать
модель однородного полупространства с цилиндрическим включением.
-
Венозная окклюзия с давлением в манжете 60-70 mm Hg. и временем экспозиции 30 сек. позволяет повысить точность многоканальной электроимпедансной локализации периферических венозных сосудов.
-
Разработанный метод локализации вен, позволяет обеспечить визуализацию проекции венозных сосудов на поверхность предплечья в диапазоне глубин залегания сосуда не менее 6 и 9 мм. для диаметров вен 2 и 5 мм. соответственно.
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: 16-й научно-технической конференции «Медико-технические технологии на страже здоровья» (Греция, Кефалония, 2014); 18-й научно-технической конференции «Медико-технические технологии на страже здоровья» (Россия, Москва, 2016)«2nd Russia German Conference on Biomedical Engineering» (Russia, St. Petersburg, 2014); «3rd Russia German Conference on Biomedical Engineering» (Germany, Aachen, 2015). «4th Russia German Conference on Biomedical Engineering» (Russia, Suzdule, 2016). «World
Congress on Medical Physics and Biomedical Engineering, Toronto (Canada, Toronto, 2015) ».
Публикации
По материалам работы опубликовано 9 печатных работ, из которых 3 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 и списка литературы. Основное содержание работы изложено на 110 страницах, работа содержит 65 рисунков, 11 таблиц и список литературы из 80 библиографических источников.
Основные принципы построения биотехнической системы окклюзионной многоканальной электроимпедансной локализации периферических венозных сосудов
Хорошо выбранный венозный доступ является существенным моментом успешной ВВ терапии. Для улучшения визуализации венозных сосудов применяются различные традиционные методы.
Установка жгута на 10-15 см выше предполагаемого места венепункции приводит к увеличению количество крови в венах за счет остановки оттока крови, в результате вены становятся более видимыми.
Вместо обычного жгута можно ещё использовать манжету тонометра и накачивать её до 40-60 mm. Hg.
Максимальное время нахождения жгута на конечности не должно превышать двух минут. Наложение к соответствующему участку кожи теплого компресса на 10-20 минут или смазывание кожи 2% нитроглицерином способствуют венозной дилатации.
Однако существует множество факторов, затрудняющих налаживание сосудистого доступа особенно у больных в тяжелом состоянии.
Наличие существенных отложений подкожной жировой клетчатки у тучных пациентов делает вены недоступными на ощупь и не видны сквозь кожу пациента.
У пожилых людей, кожа теряет эластичность, и становиться более хрупкой. Старение затрагивает кожу, стенки вен, и кровоток. Кроме того, потеря подкожного жира у пожилых делает вены подвижными, поэтому обеспечение сосудистого доступа у пожилых людей является трудной задачей даже для опытного специалиста. Вены у педиатрических пациентов часто хрупкие и очень малы по размеру. Обнаружение вен у детей тоже является особенно сложным, так как вены у детей часто малы по размеру и расположены глубоко в подкожной ткани. Частые венепункции, проводимые для получения проб крови или сосудистого доступа, могут повреждать здоровую кожу и еще более травмировать уже поврежденные сосуды. На венах могут образовываться рубцы, образуются мелкие капилляры-коллатерали, и появляются тонкие, хрупкие вены, которые плохо подходят для пункции.
Многие люди испытывают страх перед уколами, что приводит к сужению вен, и в результате венозный доступ становится затруднительным[1,8].
Для минимизации количества осложнений и количества неудачных пункций ведутся разработки различных средств локализации и визуализации периферических венозных сосудов. При этом основными задачами перед пункцией и катетеризацией вен являются измерение глубины расположения вены от поверхности кожи, диаметр вены, протяженность венозного сосуда, а также взаимное расположение вены и артерии [9]. Разработка средств, с помощью которых можно определить проекцию сосуда на поверхность кожных покровов до осуществления прокола и получить информации о строении вен, такие как размер, расположение, и глубина позволит повысить уровень оказания медицинской помощи, а также уменьшить время на проведение медицинской манипуляции. В связи с вышеупомянутыми особенностями разрабатываются инструментальные методы локализации периферических венозных сосудов.
Ультразвуковые (УЗ) методы основаны на эффекте отражения УЗ от границ между тканями с различными акустическими свойствами. Эти методы позволяют получить информации о строении внутренних органов, таких как размер, расположение, и глубина структур внутри человеческого тела. При прохождении УЗ на границе между тканями с различными акустическими свойствами возникают явления отражения, преломления, рассеивания и поглощения [10].
УЗ методы работает по принципу передачи УЗ волн в виде коротких импульсов в ткани тела человека с помощью УЗ датчика и приема отраженного сигнала от внутренних структур и органов для дальнейшей его обработки и получения изображения исследуемых органов или тканей. Для медицинских диагностических целей используют УЗ с частотой в диапазоне от 2 до 15MHz. Чем больше рабочая частота датчика, тем лучше пространственное разрешение изображения и меньше глубина исследование и наоборот[11].
УЗ-сканеры высокого разрешения с линейным датчиком 7,5 МГц обеспечивают хорошее качество изображения поверхностных и глубоких сосудов. При этом локализация сосуда определяется путём установки датчика на коже пациента в соответствии с предполагаемым положением сосуда. Затем в режиме реального времени под УЗ-наблюдением оператор может видеть, как игла входит в просвет сосуда (Рисунок 1.3)[12].
Поверхностные вены по своим свойствам легко спадаются при их надавливании, поэтому при УЗ-визуализации сосудов не рекомендуется сильное прижатие датчика, так как спавшиеся поверхностные вены можно вообще не увидеть. Свойство вен спадаться при надавливании датчиком на кожу позволяет отличить их от артерий. Также рекомендуется наложение жгута на конечность для максимального расширения вен.
При УЗ-визуализации периферических сосудов в зависимости от расположения УЗ датчика сосуд обычно отображается либо по длинной оси (long axis (LAX)), либо по короткой оси (short axis (SAX)) как представлено на Рисунок 1.4.[13]
Вывод аналитического выражения зависимости импеданса от параметров используемой математической модели
Измеряемый импеданс между электродами зависит от геометрии расположения и характеристик биоткани. И так как кровь в сосудах имеет наименьшее удельное сопротивление, это потенциально позволяет определить расположение сосудов.
Для исследования механизма влияния геометрии, расположения, размеров и проводимости кровеносных сосудов на величину измеряемого импеданса следует решить задачу электроимпедансометрии. Она формулируется как нахождение значения потенциала электрического тока, протекающего через биоткани с соответствующими электрическими характеристиками. При этом существуют два подхода решения такого типа задач, аналитический подход и численный подход.
Преимущество применения аналитических подходов заключается в том, что на их основе можно получить математическое выражение зависимости измеряемого импеданса от всех геометрических и электрических параметров сред, характеризующих данную модель
В модели в качестве области зондирования рассматривалось предплечье (Рисунок 1.1), поскольку периферические сосуды предплечья широко применяются для венепункции. Предплечье представляет собой неоднородную среду, состоящую из таких биологических тканей как: мышечная ткань, жировая, соединительная ткань, слой кожи, и венозные сосуды (Рисунок 2.1).
Анализ зависимостей электрофизических свойств биологических тканей конечности и крови от частоты зондирующего тока позволит обосновать диапазон частот измерения импеданса и амплитуду зондирующих токов. При этом необходимо отметить, что различие между кровью и мышечной тканью возрастает по мере уменьшения частоты (Рисунок. 2.2). В работах [3] было показано, что указанный диапазон составляет 50-100 кГц., а учитывая отечественный опыт создания электроимпедансных систем для диагностики сердечно-сосудистых заболеваний [40-45], а также из соображений снижения риска травмирования нейромышечных структур целесообразно использовать частоту 100 кГц.. Рисунок. 2.2. Зависимость электрического удельного сопротивления от частоты зондирующего тока для различных типов биологических тканей[3]
В Таблице 3 приведены удельные сопротивления биотканей на частоте 100 кГц.. На данной частоте зондирующего тока тангенс диэлектрических потерь в среде составляет менее 10%[26].
При ультразвуковых исследованиях в В-режиме было показано, что вена в биологической ткани имеет форму кругового цилиндра (Рисунок 2.3). Это дало основание для выбора модели с круговым цилиндрическим включением для определения влияния геометрии и размеров кровеносных сосудов на величину импеданса. В качестве параметров модели сосуда использовались глубина залегания, диаметр, и удельное сопротивление.
В ходе теоретических исследований удельных сопротивлений и геометрических параметров окружающих сосуды тканей показано, что их можно объединить в один относительно однородный слой с единым удельным сопротивлением. При этом необходимо отметить, что удельное электрическое сопротивление мягких тканей области предплечья в 2-3 раза выше от удельного сопротивления крови[46].
Для моделирования электроимпедансного метода локализации периферических венозных сосудов разработана математическая модель, состоящая из однородного полупространства мягких тканей с удельным сопротивлением 1 и цилиндрического включения с удельным сопротивлением 2, радиусом r0, и глубиной залегания h, имитирующего кровеносный сосуд (Рисунок 2.4). Математическая модель учитывает геометрические параметры и проводимость кровеносных сосудов и мягких тканей и позволяет рассчитать распределение электрического импеданса на поверхностных электродах (M и N), в зависимости от расположения электродной системы и имитационного сосуда.
Схема симметричной тетраполярной электродной установки для вертикального электрического зондирования однородной среды с цилиндрическим включением: A и B – токовые электроды, M и N – измерительные электроды, Выбор модели с цилиндрическим включением для определения влияния кровеносных сосудов на величину измеряемого импеданса был обоснован следующими положениями: 1. Область зондирования электрического тока в месте расположения периферических кровеносных сосудов можно рассматривать как однородное полупространство. 2. В результате анализа литературных данных и при ультразвуковых исследованиях было показано, что форму вены можно представить как круговой бесконечной цилиндр. 3. Наличие аналитического выражения для распределения потенциала точечного заряда в полупространстве с цилиндрическим включением, применяемого в электроразведке.
Для получения распределения измеряемого импеданса на поверхности области исследования необходимо решить задачу распределения потенциала для однородной полубесконечной среды с цилиндрическим включением. При этом токовые и потенциальные электроды находится на прямой, перпендикулярной общей оси цилиндра (Рисунок 2.4). Распределение потенциала в однородной среде описывается уравнением Лапласа, с соответствующими граничными условиями [47]. При построении математической модели МЭМЛПВ принимаются следующие допущения: 1. Электроды являются точечными и расположены на поверхности. 2. Функция распределения потенциала, создаваемого токовыми электродами, удовлетворяет уравнению Лапласа кроме источников и поверхности цилиндра. 3. На поверхности цилиндра должно быть выполнено условие непрерывности потенциала и нормальных компонент плотности тока
Влияние точности задания геометрических параметров электродных систем на измеренное значение импеданса
Вторая электродная система представляет собой систему из нескольких измерительных и токовых электродов. На Рисунке.3.9 представлена схема расположения токовых и потенциальных электродов одного канала. Электроды каждого канала расположены на одной линии по тетраполярной симметричной методике. При этом потенциальные электроды располагаются симметрично относительно центра электродной системы между токовыми электродами.
Схема электродной системы одного канала измерения значения импеданса 1 – токовые электроды, 2 – потенциальные электроды Расстояние между токовыми электродами составляет 2a=21 мм, а между потенциальными электродами – 2b=7 мм.
Для определения места расположения сосуда и оценки его протяженности, необходимо проводить измерения, как минимум, по трём каналам. В результате была разработана многоканальная электродная система, представленная на Рисунке. 3.10. Все каналы сдвинуты друг относительно друга на расстояние, равное шагу измерения, который составляет половину расстояния между потенциальными электродами Точка измерения расположена в центре электродной системы.
Для определения необходимого диапазона эффективной работы разработанной электродной системы была произведена оценка чувствительности импеданса к изменению глубины залегания сосуда, изменению диаметра и изменению удельного сопротивления мягкой ткани.
Кривая, представленная на Рисунке. 3.11, показывает значения зависимости импеданса от расположения электродной системы относительно вены диаметром 2 мм и глубиной залегания от 2 до 6 мм в мягких тканях. Графики соответствуют значениям удельного сопротивления 300 Ом см., 135 Ом см. мягкой ткани и крови соответственно.
Зависимость изменения импеданса dz от взаимного расположения электродной системы при изменении глубины залегания вены, y – смешение электродной системы, h – глубина залегания
Минимальное значение импеданса соответствует расположению вены в точке измерения - в центре расстояния между потенциальными электродами. Этот минимум постепенно уменьшается по мере смещения электродной системы относительно центра вены. Следовательно, чем больше глубина залегания вены, тем меньше чувствительности.
На соответствующих графиках при глубине залегания вены примерно до 3 мм отчетливо проявляется эффект инверсии знака приращения импеданса при расположении вены между смежными токовым и потенциальным электродами.
Суть инверсии заключается в том, что при применении четырехэлектродной системы измеряется не классическое сопротивление среды между двумя точками, а взаимное сопротивление при разнесенных токовых и потенциальных электродах. Естественно, что при применении биполярной системы инверсия не наблюдается. На глубинах залегания вены, превышающих h=6 мм, минимум, обусловленный расположением вены уменьшается, что затрудняет локализацию вены с помощью данной электродной системы.
Аналогичная зависимость, представленная на Рисунке. 3.12., отражает чувствительность измеряемого значения изменения импеданса к изменению удельного электрического сопротивление мягкой ткани. Расчеты выполнены для возможного диапазона изменения удельного электрического сопротивление мягкой ткани, который может варьироваться в интервале 3-6 Ом м..
Зависимость изменения импеданса dz от взаимного расположения электродной системы при изменении удельного сопротивления мягкой ткани. y – смешение электродной системы
На графиках видно, что при увеличении удельного сопротивления мягкой ткани чувствительность измерения элекроимпеданса увеличивается. Это связанно с тем, что увеличение удельного сопротивления приводит к повышению электрического контраста, обусловленного разницей между удельным сопротивлением кровью и удельным сопротивлением мягкой ткани. Зависимость на Рисунке. 3.13 показывает чувствительность изменения импеданса к изменению диаметра сосуда. Увеличение диаметра вены приводит к значительному уменьшению измерения импеданса. Это связано с тем, что увеличение диаметра приводит к увеличению проводимой среды. В свою очередь наличие крови вносит большой вклад в уменьшение импеданса.
Графики, полученные на основе аналитического выражения, показывают зависимость изменения импеданса от расположения электродной системы относительно вены для возможных глубин их залегания в мягких тканях и возможных их диаметров. Графики являются симметричными относительно центра электродной системы и показывают все возможные варианты расположения вены относительно электродной системы. Минимальному значению импеданса на всех графиках соответствует расположение вены между измерительными электродами в центре электродной системы. Основными преимуществами данной электродной системы ЭС являются: 1) ЭС позволяет провести измерение продольно по нескольким каналам, что дает возможность построить картину сосуда относительно всех каналов измерения. 2) Все каналы являются симметричными и обладают таким же коэффициентом электродной системы, то есть расстояния между токовыми и потенциальными электродами. 3) Даная ЭС позволяет напрямую по значению базового импеданса определить место расположения сосуда без необходимости в пересчета значения импеданса в кажущееся сопротивление. 4) Электроды не являются совмещенными, поэтому можно исключить погрешность из- за наличия взаимовлияния каналов в измерительной системе.
Однако нельзя предполагать, что область исследования, охватываемая электродной системой, является однородной. Таким образом, гетерогенность среды, обусловленная вариабельностью удельного сопротивления мягких тканей, будет вносить большой вклад в измерение импеданса, что, в свою очередь, будет уменьшать чувствительность данной электродной системы к венам, находящимся на глубине более 6 мм. в мягкой ткани.
На основе результатов исследований, сделан вывод о режиме измерений в диапазоне глубин до 6 мм. для пациентов с значениями удельного сопротивления мягкой ткани 3 Ом м, и диаметром вены 2 мм. Кроме того установлено, что увеличение диаметра вены до 5 мм, или удельного сопротивления мягкой ткани до 5 Ом м, приводит к увеличению эффективного диапазона глубины измерения импеданса до 9 мм.
Мобильность системы для электроимпедансного метода локализации периферических венозных сосудов зависит от применяемых электродов, обеспечивающих хорошее качество сигнала при самых разнообразных условиях и способность сохранить свои характеристики в течение всей процедуры. С учетом этих требований были разработаны электродные системы на жесткой основе.
На Рисунке. 3.14 представлен макет первой электродной системы с золотыми электродами GRASS F-E6GH48. Токовые электроды с диаметром 6 мм расположены на расстоянии 25 мм. Измерение электроимпеданса проводится через три потенциальных канала, установленных между токовыми электродами и имеющих расстояние между собой 4 мм и диаметр 1,5 мм.
Серия экспериментальных исследований на добровольцах
Экспериментальные сигналы содержат информацию о физиологических событиях, происходящих во время проведения измерения. Обнаружение этих событий является самым важным этапом при анализе этих сигналов. При анализе сигналов часто возникает задача их фильтрации, заключающаяся в подавлении шумов.
Для фильтрации сигнала использовался сглаживающий адаптивный фильтр на основе метода наименьших квадратов по правилу k-ближайших соседей. Применение фильтров позволяет существенно уменьшить влияние шумов в регистрируемом сигнале. На рисунке 4.7 представлен результат обработки сигнала сглаживающим фильтром[74-80]
Для более детального анализа графика изменения импеданса, формирующего при венозной окклюзии, вычисляют первую производную от сигнала. При этом график показывает скорость изменения импеданса, отражающего скорость кровенаполнения сосудов. График первой производной изменения импеданса при локализации периферического венозного сосуда представляет собой отрицательный зубец, формирующийся после венозной окклюзии. Зубец состоит из нисходящей части, вершины, и восходящей части. Отрицательный зубец переходит в горизонтальную линию.
Рисунок 4.8. Анализ первой производной экспериментального сигнала Отрицательный зубец первой производной отображает падение сопротивления при кровенаполнении венозного сосуда. Проекция вершины отрицательного зубца первой производной на соответствующую часть графика изменения электрического импеданса при венозной окклюзии представляет собой точку, при которой скорость кровенаполнения сосуда достигает максимум. Восходящая часть отрицательного зубца первой производной отражает процесс, при котором наполнение сосуда продолжается, но с меньшей скоростью.
Экспериментальные исследования на добровольцах позволяли установить механизмы формирования электрического импеданса при венозной окклюзии с целью локализации периферических венозных сосудов.
На Рисунке 4.9 представлена методика проведения экспериментальных исследований локализации периферических вен. ЭС устанавливается на поверхность области предплечья без прижатия, чтобы исключить возможность сдавления кровеносного сосуда, далее записываются сигналы. Одновременно накачивают воздух в манжету до 60-70 mm.Hg, чтобы обеспечить венозную окклюзию, необходимую для динамического изменения импеданса за счет изменения диаметра вены в результаты её кровенаполнения. Рисунок 4.9. Методика наложения электродной системы на биообъект
Обнаруженная вена имеет диаметр 2,3 мм. и находится на глубине 2 мм. от поверхности кожи. Первая производная от сигналов используется для обнаружения вен по выраженному отрицательному зубцу при венозной окклюзии. Четыре электрических сигнала изменения импеданса, полученных с помощью четырехканальной электродной системы, показывают различные изменения импеданса в зависимости от расположения вены относительно каждого измерительного канала. Более чувствительный канал к высоким изменениям импеданса идентифицирует местоположение вены. Например, сигнал 4 на рисунке 7. Эффект инверсии знака приращения импеданса, отраженного на сигналах увеличением значения импеданса во время окклюзии, например сигнал 2, обусловлен расположением вены между смежными токовым и потенциальным электродами.
Такие вены не доступны на ощупь и не видны сквозь кожу пациента, даже после применения традиционных методов повышения контрастности вены. Подтверждение расположения сосуда у данного пациента осуществлялось с помощью УЗ. В результате было обнаружено, что самая поверхностная вена у данного пациента имеет диаметр 2,8 мм и глубину 5,5 мм. Была построена проекция вены на поверхности кожных покровов и ЭС позиционировалась относительно данной вены, как представлено на Рисунке 4.10. Как показано на Рисунке 4.12 сигнал 1 определяет местоположение вены. На графиках соответствующих глубине залегания вены более 3 мм, не наблюдаются эффекты инверсии знака приращения импеданса