Содержание к диссертации
Введение
Глава 1. Анализ методов изучения переферического кровообращения биологических объектов .. 9
1.1.. Специфические особенности исследований биологических объектов 9
1.2. Методы и приборы для исследования периферического кровообращения в тканях человека 10
1 2.1. Биомикроскопический метод 11
1.2.2. Метод микрокинематографии.. 12
1.2.3. Метод фотоэлектрической микроплетизмографии. 13
1.2.4. Плетизмографический метод 15
1.2.4.1. Географический метод 15
1.2.4.1. Фотоплетизмографический метод... 16
1.3. Выводы 21
Глава 2 Исследование оптических характеристик тканей человека 22
2.1. Основные оптические характеристики тканей человека 22
2.1.1. Влияние состава крови на оптические характеристики тканей человека 22
2.2. Обоснование выбора длины волны света для проведения исследования кровенаполнения сосудов... .26
2.3. Методы для измерений спектральных коэффициентов попускання и отражения оптического излучения тканями человека 27
2.3.1. Определениея коэффициента пропускания 27
2.3.2. Определение индикатрисы рассеяния биологической ткани 29
2.4. Выводы 36
Глава 3. Исследование принципов построения оптико-электронных систем для анализа параметров периферического кровообращения 38
3.1. Принципы построения оптико-электронных систем для исследования биологических тканей 38
3.1.1. Оптическая система фотоплетизмографа 43
3.1.2. Определение мощности лучистого потока и тип излучателя 53
3.1.2. Требования к приемнику оптической энергии 55
3.1.3. Требования к излучателю оптической энергии 57
3.1.4. Модуляция 60
3.2. Калибровка фотоплетизмограмм... 62
3.3. Выводы 64
Глава 4. Исследование параметров периферического кровообращения с применением оксиметра 65
4.1, Принцип действия ОЭП- оксиметра 65
4.2. Описание структурной схемы... 68
4.3 О возможности использования оксиметра в качестве фотоплетизмографа 71
Глава 5. Экспериментальные исследования 77
5.1. Методика экспериментальных исследований ФПУ 77
5.2. Результаты клинических исследований макетного образца фотоплетизмографической установки 78
5.3. Выводы 83
Заключение 84
Список литературы 85
- Методы и приборы для исследования периферического кровообращения в тканях человека
- Обоснование выбора длины волны света для проведения исследования кровенаполнения сосудов...
- Определение мощности лучистого потока и тип излучателя
- О возможности использования оксиметра в качестве фотоплетизмографа
Введение к работе
В последнее десятилетие в развитых странах наблюдается повышенный интерес к инструментальным методам бескровного (неинвазивного) измерения параметров систем организма.
На новом направлении прогресс в основном связан с теми методами, которые позволяют неивазивно оценивать степень жизнеспособности тканей, органов и систем организма, К ним относятся методы измерения параметров сердечно-сосудистой системы организма - именно параметров, а не соответствующих сигналов, которые потенциально несут в себе нужную информацию, но не прошли программно-алгоритмической обработки.
В настоящее время в арсенале медицины имеются разнообразные методы и аппаратура с помощью которых проводятся исследования состояния периферического кровообращения в тканях. Фотоплетизмографический метод (ФМ) наиболее полно отвечает указанным выше целям.
Данный метод позволяет разработать и применять бесконтактные датчики, что исключает сдавливание сосудов и таким образом направленно на предотвращение нарушения кровообращения в исследуемом участке тканей. Кроме того, фотоплетизмографический метод позволяет проводить исследования бесконтактным методом как в проходящем, так и в отраженном свете, поэтому применение его в практике весьма перспективно.
Результаты обширных исследований биофизических основ
Фотоплетизмографического метода, убедительно показывают возможность проведения оценки ряда основных параметров гемодинамики в биологических тканях с помощью данного метода. Однако широкое использование его сдерживается не оперативностью обработки получаемой информации, а также отсутствием метрологического обеспечения, гарантирующего единство и достоверность фотоплетизмографических измерений.
В связи со сказанным разработка методики комплексного исследования спектральных характеристик биологических тканей и качественно новых методов измерения основных параметров гемодинамики этих тканей, а также создание на их основе измерительных приборов, сочетающих в себе достаточную точность и достоверность проводимых измерений, представляет собой актуальную задачу и имеет практическую ценность.
Решение указанных вопросов составило цель нашего исследования, а именно: исследование и разработка принципов построения оптико-электронной аппаратуры для излучения состояния периферического кровообращения в биологических тканях; исследование и разработка средств сопряжения фотоплетизмографического оборудования с компьютером для последующей математической обработки сигнала; внедрение результатов исследований по разработке фотоплетизмографического метода и аппаратуры в медицинскую практику с целью повышения оценки эффективности диагностики и лечения заболеваний сердечно-сосудистой системы.
Для достижения этой цели необходимо было решить следующие задачи:
- Провести анализ методов и аппаратуры, применяемых для изучения состояния периферического кровообращения в биологических тканях;
- Провести анализ спектральных характеристик биологических тканей и на этой основе сформулировать требования к спектральным характеристикам источника лучистой энергии (ИЛЭ) и к фотоприемнику;
- На основе теоретико-экспериментальных исследований разработать рекомендации по созданию фотоплетизмографической установки для изучения периферического кровообращения в тканях БО;
- Разработать устройство сопряжения фотоплетизмографической установки с компьютером и разработать алгоритм первичной обработки оцифрованных данных;
- Исследовать эффективность оптико-электронных устройств, предназначенных для исследования периферического кровообращения(ПКО) в тканях биологического объекта (БО), а также провести их клинические испытания.
При выполнении исследования мы осуществили анализ и обобщение литературных сведений, теоретическое обоснование и разработку принципов построения перспективных оптико-электронных устройств для изучения параметров гемодинамики ПКО. Были выполнены также исследования способов калибровки фотоплетизмограмм и фотоплетизмографического устройства (ФПУ), проведена экспериментальная проверка основных научных положений и сделан анализ результатов исследований с использованием математической обработки данных.
Теоретически и экспериментально доказана принципиальная возможность создания высокоэффективных оптико-электронных устройств , позволяющих исследовать основные параметры кровотока в биологических тканях.
Диссертационная работа выполнялась в Московском Государственном Университете геодезии и картографии. Подобные работы на начальном этапе в 1980-90 годах выполнялись также в НЦХ АМН и ЦНИИС.
Основные положения, которые выносятся на защиту:
принципы построения оптико-электронных систем для исследования и анализа основных параметров периферического кровообращения;
- результаты разработки принципов построения и создания фотоплетизмографических датчиков;
- результаты лабораторных исследований и клинической апробации фотоплетизмографического устройства для диагностики состояния периферического кровообращения в биологических тканях ;
- результаты теоретических и экспериментальных исследований по разработке методики первичной микропроцессорной обработки информации;
- результаты экспериментальных исследований по разработке устройств сопряжения фотоплетизмографической установки с персональным компьютером; методика и результаты математической обработки фотоплетизмограмм.
Методы и приборы для исследования периферического кровообращения в тканях человека
В связи с необходимостью точной оценки основных параметром кровотока в норме и при патологии, различными исследователями было предложено большое количество косвенных методов, среди них такие, например, как полярографический, термографический, радиоизотопный и ряд других методов. Однако данные методы не относятся к теме диссертации и поэтому в дальнейшем они нами не рассматриваются.
К основным оптическим методам относятся следующие методы: биомикроскопический, микрокинематографический, фотоэлектрической микроплетизмографии и фотоплетизмографический.
Сущность метода биомикроскопии заключается в том, что с помощью светового микроскопа определяется объемное наполнение капилляров и проницаемость сосудистой стенки. Более редко, для решения специальных задач, применяются ультрафиолетовая, люминесцентная, фазово-контрастная, интерференционная и поляризационная микроскопия [41]. Существующие в настоящее время методики биомикроскопии для указанных выше целей подразделяются на четыре группы.
В первую группу методик входит все исследования, выполненные по принципу подсвечивания исследуемого объекта, т.е. в проходящем свете. Сюда относятся многочисленные работы по исследованию микрососудов, выполненные на животных.
Вторая группа методик включает исследования микроциркуляции, выполненные в отраженном свете. Сюда относятся работы на таких объектах, как микрососуды кожи, слизистых оболочек полости рта и носа, внутренних полостей тела и органов.
Третья группа методик подразумевает применение специальных прозрачных камер, которые вживляют животным и человеку для изучения микроциркуляции в хронических опытах. Четвертая группа методик предусматривает использование различного типа световодов, которые используются как для подведения оптического излучения к труднодоступным участкам исследуемых тканей и органов БО, так и для наблюдения за ними. С помощью данной методики были изучены особенности микроциркуляции живой селезенки, мозга, печени, почки, кожи, брыжейки, мочевого пузыря, нервов, пульпы зуба, слизистых оболочек у самых различных животных (амфибий, мышей, крыс, морских свинок, хомячков, кошек, собак и обезьян). Для исследования микроциркуляции в микрососудах в проходящем свете на прозрачных тонких образованьях используют микроскопы.
К недостаткам данного способа следует отнести то, что метод биомикроскопии не обеспечивает измерение таких параметров гемодинамики как степень кровенаполнения сосудов, скорость кровотока. Это не позволяет судить об эффективности лечения, выявить необходимые признаки заболевания. Метод не позволяет исследовать состояние кровотока без хирургического вмешательства непосредственно в ряде органов человека и животного, таких как печень, почки, пульпа зуба и др., в силу специфичности их анатомического расположения. К тому же метод трудоемок, занимает много времени. Поэтому биомикроскопический метод может служить одним из дополнительных способов исследования кровообращения в биологических тканях.
Метод микрокинематографии предусматривает проведение замедленной съемки, съемку с обычной скоростью и сверхскоростную микрокиносъемку. Микрокиноустановка для биомикроскопии состоит из микроскопа, киносъемочного аппарата, штатива, осветителя, видоискателя и специального программного устройства, предназначенного для осуществления киносъемки через определенный промежуток времени.
Использование данного метода позволило определить скорость кровотока в капиллярах, явление пульсаторного тока крови в мельчайших сосудах мягкой мозговой оболочки у мышей, изменения микроциркуляции при исследовании влияния постоянных магнитных полей, в условиях воздействия стрессов и т.д. [41] Однако данному методу присущи те же недостатки, что и биомикроскопическому методу. Кроме того, для проведения высокоскоростной киносъемки требуются мощные высокоинтенсивные источники света, выделяющие большое количество тепла, что может вызвать нежелательный нагрев исследуемых тканей, приводящий к нарушению кровотока.
Обоснование выбора длины волны света для проведения исследования кровенаполнения сосудов...
Для объяснения отмеченных в предыдущих разделах особенностей спектральных характеристик тканей БО необходимо сопоставить кривые пропускания уха и щеки человека с инфракрасными спектрами пропускания крови и воды, так как оптические свойства последних должны сказываться на пропускании лучистой энергии этими субстанциями. Экспериментально установлено , что поглощение биологическими тканями в диапазоне длин волн от 600 до 1200 нм обусловлено только поглощением содержащихся в них крови и воды. Анализ рассмотренных спектральных характеристик биологических тканей позволяет определить следующее: - резкое возрастание поглощения в тканях с длиной волны 600 нм обусловлено спектральной характеристикой крови; - наличие полосы пропускания при Я = 1100 нм и резкий спад кривой при к = 1200 нм связано со спектральной характеристикой воды, содержащейся в биологических тканях [20]. Сопоставление спектральных характеристик гемоглобина, оксигемоглобина, воды и биологических тканей позволяет сделать вывод о том, что диапазон длин волн в пределах от 805 нм до 1000 нм является наиболее приемлемым для проведения исследований кровообращения исследуемого участка тела фотоплетизмографическим методом. Именно в этом диапазоне влияние содержания оксигемоглобина на форму регистрируемой фотоплетизмограммы сведено до минимума. Определение коэффициента пропускания лучистой энергии можно провести методом сравнения падающего потока излучения на исследуемый участок и прошедшего через него по формуле: где F0 - падающий поток; F - прошедший поток. На рис. 5 приведена функциональная схема установки для прижизненного измерения коэффициента пропускания лучистой энергии биологическими тканями в зависимости от длины волны. Лучистая энергия, испускаемая лампой 1 или другим источником, с помощью конденсора 2 формируется в параллельный пучок, что необходимо для нормальной работы со сменными интерференционными светофильтрами 3 и с помощью согласующей оптики 4 и ВОС 5 подводится к тканям исследуемого объекта 6. прошедший через эти ткани лучистый поток фокусируется с помощью линзы 7 на фотоприемник 8.
Сигнал, снимаемый с фотоприемника, усиливается усилителем 9 и измеряется измерительным прибором 10. В качестве измерительного прибора использовался микроамперметр типа М-95, а в качестве источника лучистой энергии - малогабаритная лампа КИМ-12-100, питаемая стабилизированным напряжением. С помощью данной установки Зайцевым В.П. были измерены коэффициенты пропускания лучистой энергии тканями пародонта у 10-ти человек, в области фронтальных зубов. На каждом испытуемом проводилась серия из трех измерений. Спектральные характеристики пропускания тканей пародонта представлены на рис. 6. Из рисунка видно, что наибольшее значение пропускания лучистой энергии находится в области 700 и 1100 нм, а форма спектральной кривой хорошо согласуется с другими тканями БО, например, щеки и уха Во многих фотометрических задачах, связанных с определением величин оптических параметров светорассеивающих сред или при проведении энергетического расчета, широко применяется понятие индикатрисы, выражающей зависимость распределения энергии от направления, относительно значения фотометрической величины, связанной с направлением. Для того, чтобы определить коэффициент Ки использования фотоприемником лучистой энергии, прошедшей через исследуемые ткани, нужно определить характер индикатрисы относительно коэффициента пропускания, воспользовавшись следующим соотношением: где dl0 падающий световой поток; dl сам световой поток, прошедший через объект; 0 - текущая угловая координата. Зайцевым В.П была создана установка для экспериментального определения индикатрисы относительного коэффициента пропускания твердыми тканями зуба in vitro. Функциональная схема установки показана на рис.7. [9] Измерения индикатрисы определяются следующим образом. Лучистая энергия от источника 2 с помощью оптической системы 3 и 5, ВОС 6 в коллимирующей линзы 8 подводиться к исследуемому участку 10, который закрепляется в специальной оправке 7. Лучистая энергия, прошедшая через исследуемый объект с помощью объектива 11 регистрируется фотоприемником 13. Электрический сигнал, снимаемый с фото приемника, усиливается усилителем 15 и подается на регистрирующий прибор 16. Оправка 7 может поворачиваться вокруг оси, перпендикулярной оси объектива 11 вместе с установленным в нем образцом 10, ВОС 6, коллимирующей линзой 8 и диафрагмой 9 в пределах ±90. Угол поворота отсчитывается по шкале 18 с помощью окуляра 17 с точностью до 10 минут.
Определение мощности лучистого потока и тип излучателя
Определим мощность лучистого потока и тип излучателя для обеспечения надежной регистрации ФПГ сильно рассеивающих и сильно поглощающих тканей БО. Пороговый световой поток фотодиода определяется выражением [51]: где Sm - световая интегральная чувствительность фотодиода, 12ш - среднеквадратичное значение шумового тока фотодиода, которое при регистрации малых световых сигналов обуславливается, главным образом, дробовым шумом. Если постоянная составляющая фототока мала по сравнению с темновым током 1Т, что справедливо при облучении фотодиода близкими к пороговому световыми потоками, то, учитывая шумы сопротивления нагрузки фотодиода RH, получаем где є - заряд электрона; /г - темновой ток фотодиода, к - постоянная Больцмана, Т -абсолютная температура сопротивления нагрузки. Пусть m - глубина модуляции лучистого потока исследуемым БО под влиянием сердечной деятельности. Тогда величину подлежащего измерению полезного эффекта Іе = тпіф, и отношение р сигнал/шум, определяющую точность намерений, можно представ вить в виде Отсюда можно определить минимальную величину тока фотодиода /фтЬ1, обеспечивающую необходимую величину р отношения сигнал/шум. Можно предположить, что для случая исследования кровообращения в живой ткани глубину модуляции лучистого потока можно принять равным m = 0,01. Величину сопротивления нагрузки с учетом частотных свойств фотодиода, целесообразно выбрать равной RH - ЮкОм . Эффективная шумовая полоса измерительного тракта с учетом наибольшей частоты полезного сигнала (0,2 -г- 30 Гц) равна Af - 30 Гц. Минимальная величина отношения р сигнал/шум определяется погрешностью измерений и при относительной погрешности 5% равна р 20.
Подставляя в выражение (3.18) численные значения входящих в него параметров, получаем величину минимального фототока, который должен обеспечиваться соответствующим значением лучистого потока, падающего на фотоприемник, и который зависит от параметров ИЛЭ оптической системы фотоплетизмографической аппаратуры, а также спектральной характеристики исследуемого БО. В общем виде величину фототока 1Ф , снимаемого с фотоприемника, можно представить следующим образом: где со - телесный угол, в котором оптическая система принимает оптическое излучение от ИЛЭ, S0 - значение спектральной чувствительности фотоприемника, Ф0 - значение лучистого потока в максимуме излучения, тос- коэффициент пропускания оптической системы, тм- коэффициент пропускания волоконного световода, тбо- коэффициент пропускания исследуемого БО, Ки- коэффициент использования лучистой энергии, прошедшей через исследуемый объект или отраженной от него, (рх- относительная спектральная плотность потока источника излучения, Sx - относительная спектральная чувствительность фотоприемника. Подинтегральное выражение в (3.19) определяется методом графического интегрирования. Дальнейший расчет системы зависит от типа выбранного ИЛЭ, метода модуляции лучистого потока и от конкретного построения оптической схемы фотоплетизмографической аппаратуры. Особенности исследования периферического кровообращения фотоплетиз-мографическим методом, предъявляют ряд специфических требований к приемнику лучистой энергии, а именно - фотоприемник должен иметь малые габариты и массу, позволяющие расположить его в труднодоступных участках биологического объекта, а также иметь высокую чувствительность при низком питающем напряжении, что важно с точки зрения техники безопасности; - спектральная характеристика фотоприемника должна быть согласована с выбранной рабочей длиной волны источника оптического излучения. При рабочей длине волны источника излучения 850 мкм могут подойти следующие приемники оптического излучения, выпускаемые серийно российской промышленностью
О возможности использования оксиметра в качестве фотоплетизмографа
Из описания оксиметра, представленного выше видно, что так как он работает на фотоплетизмографическом принципе, основу его составляет фото плетизмограф. Величину оксигенации крови определяют путем математической обработки сигналов, получаемых от фотоплетизмографа. Поэтому аналоговый блок оксиметра мы можем использовать как самостоятельный фотоплетизмограф.
Для оперативной оценки оценки фотоплетизмограмы и предоставления результатов исследования в графическом или цифровом формате с возможностью дальнейшей обработки или хранения информации предлагается использовать микро-ЭВМ стандартной конфигурации .со встроенным АЦП звукового диапазона. АЦП звукового диапазона персонального компьютера может использоваться в качестве аналого-цифрового преобразователя для ввода, сигнала от аналогового блока фотоплетизмографа.
АЦП звукового диапазона типа Sound Blaster можно использовать как аналого-цифровой и цифро-аналоговый преобразователь с исключительно широкими возможностями обработки данных. [45] Компьютер с таким АЦП звукового диапазона можно использовать в качестве осциллографа, генератора или анализатора сигналов. Дело в том, что его основой является цифровой сигнальный процессор DSP (Digital Signal Processor). Для того чтобы использовать его возможности, необходимо иметь непосредственный доступ к буферам, содержащим звуковые данные и управляющим режимом работы DSP, т.е. использовать интерфейс низкого уровня
Ниже мы рассмотрим устройство АЦП звукового диапазона и форматы файлов данных, в которых в памяти компьютера хранятся данные, полученные в результате оцифровки сигналов, поступающих на вход звуковой карты. Такие же файлы можно синтезировать программно с целью получения сигналов заданной формы.
Как правило, АЦП звукового диапазона (рис.4.2) имеет два сдвоенных (стереофонических) входа и два таких же выхода. Первый (линейный) вход рассчитан на входные сигналы с амплитудой около 1 В, второй — микрофонный, для более слабых сигналов. При использовании АЦП звукового диапазона в качестве аналого-цифрового преобразователя можно использовать любой из этих входов — в зависимости от уровня обрабатываемого сигнала.
Данные, имеющие отношение к мультимедиа, хранятся в файлах в так называемом RIFF-формате (Resource Interchange File Format — формат файла для обмена ресурсами) [45]. Файл в формате RIFF содержит вложенные фрагменты (chunk s). Внешний фрагмент состоит из заголовка и области данных (рис.4.3.).
Первое двойное слово заголовка содержит четырехсимвольный код, который идентифицирует данные, хранящиеся во фрагменте. Второе двойное слово заголовка — размер области данных в байтах (без учета размера самого заголовка). Область данных имеет переменную длину с условием ее выравнивания на границу слова и дополнения в конце нулевым байтом до целого числа слов в случае необходимости.
Формат RIFF не описывает формат данных. Практически файл в формате RIFF может содержать любые данные для мультимедиа, причем формат данных зависит от типа данных Область, обозначенная на рис.4.3 как "Данные", могут содержать внутри себя другие фрагменты. Для файла, в котором хранятся звуковые данные (wav-файл), эта область содержит идентификатор данных "WAVE", фрагмент формата звуковых данных "fmt" (три символа "fmt" и пробел на конце), а также фрагмент звуковых данных (рис 4,3) Файл может дополнительно содержать фрагменты других типов, поэтому заголовок wav-файла не имеет фиксируемый формат. Например в файле может присутствовать фрагмент "LIST" или "INFO", содержащий информацию о правах копирования и другую дополнительную информацию.
Рассмотрим, как происходит запись данных. Вначале требуется открыть устройство ввода, указав ему формат звуковых данных. Затем нужно заказать один или несколько блоков памяти и подготовить их для ввода, вызвав специальную функцию После этого подготовленные блоки нужно по мере необходимости передавать драйверу устройства ввода, который заполняет их записанными звуковыми данными. Для сохранения записанных данных в wav-файле приложение должно сформировать и записать в файл заголовок wav-файла и звуковые данные из подготовленных заполненных драйвером устройств ввода блоков памяти.
Ниже представлен фрагмент программы, позволяющий записать блок данных в файл, что необходимо при использовании АЦП звукового диапазона в качестве аналого-цифрового преобразователя.
