Методы и системы неинвазивной оценки состояния сосудистого русла тема диссертации и автореферата по ВАК РФ 00.00.00, доктор наук Хизбуллин Роберт Накибович

• Хизбуллин Роберт Накибович
• доктор наук
• 2022

Оглавление диссертации доктор наук Хизбуллин Роберт Накибович

ВВЕДЕНИЕ

ГЛАВА 1. ОБЗОР И КРИТИЧЕСКИЙ АНАЛИЗ СОВРЕМЕННЫХ ФОТОПЛЕТИЗМОГРАФИЧЕСКИХ, ПУЛЬСОКСИМЕТРИЧЕСКИХ И ТЕРМОМЕТРИЧЕСКИХ СИСТЕМ ОЦЕНКИ СОСТОЯНИЯ СОСУДИСТОГО РУСЛА И ФОРМИРОВАНИЕ ЗАДАЧ ИССЛЕДОВАНИЯ

1.1. Систематизация современных фотоплетизмографических и термометрических систем оценки состояния сосудистого русла

1.1.1. Фотоплетизмографы

1.1.2. Пульсоксиметры

1.1.3. Термометрические системы

1.2. Применение в зондах ФПГ-систем и ПСО-систем ЛД

1.2.1. Преимущества ЛД. Основные свойства ЛД

1.2.2. Недостатки СД

1.2.3. Обоснование вида ФД для ФПУ

ГЛАВА 2. ФОРМИРОВАНИЕ АППАРАТНО-ПРОГРАММНОЙ ФПГ-СИСТЕМЫ ПОВЫШЕННОГО РАЗРЕШЕНИЯ ДЛЯ ОЦЕНКИ СОСТОЯНИЯ СОСУДИСТОГО РУСЛА

2.1. Физические основы фотоплетизмографии

2.2. Анализ контура фотоплетизмограммы

2.2.1. Использование второй производной при анализе ФПГ

2.2.2. Индекс увеличения фотоплетизмограммы используя сигнал четвертой производной

2.2.3. Основные параметры ФПГ-сигнала

2.2.4. Индекс эффективности сердца HEI

2.3. Эластичность сосудистой стенки

2.4. Определение пульса и ЧСС из фотоплетизмограммы

2.5. Мониторинг артериального давления на основе метода определения времени прохождения пульсовой волны

2.5.1. Анализ методов измерения АД и их ограничения

2.5.2. Анализ перспективного метода состояния сердечно-сосудистой системы и мониторинга АД по определению времени прохождения пульсовой волны

2.5.3. Построение физической и математической модели артериальной стенки сосудистого русла

2.5.4. Построение модели распространения артериальных волн

2.7. Формирование аппаратно-программный ФПГ-системы

2.8. Разработка лазерной фотоплетизмографической

информационно-дозиметрической системы

ГЛАВА 3. ТЕОРЕТИЧЕСКОЕ ОБОСНОВАНИЕ ХАРАКТЕРИСТИК ФПГ СИСТЕМЫ ПОВЫШЕННОГО РАЗРЕШЕНИЯ. ПОСТРОЕНИЕ МАТЕМАТИЧЕСКОЙ МОДЕЛИ И ТОЧНОСТНОЙ РАСЧЕТ ФОТОПРИЕМНОГО УСТРОЙСТВА ФПГ-СИСТЕМЫ

3.1. Метрологические характеристики системы лазерной плетизмографии

повышенного разрешения

3.2. Принципы построения и проектирования систем лазерной плетизмографии

3.3. Принципы построения ФПГ-системы повышенного разрешения

3.4. Метрологическое обеспечение ФПГ - системы повышенного разрешения

3.5. Реализации ФПГ системы повышенного разрешения

3.6. Фотоприёмное устройство ФПГ системы

3.7. Функциональная схема фотоприемного устройства

3.8. Разработка схемы электрической принципиальной ФПУ

3.9. Расчёт номиналов элементов ФПУ

3.10. Математическое моделирование фотоприемного устройства

3.11. Результаты расчета ФПУ

3.12. Цифровая обработка сигнала

3.13. Регулятор лазерного излучения

ГЛАВА 4. РАЗРАБОТКА АППАРАТНО-ПРОГРАММНОЙ ЛАЗЕРНОЙ ТРЁХВОЛНОВОЙ ДВУХКАНАЛЬНОЙ ПУЛЬСОКСИМЕТРИЧЕСКОЙ СИСТЕМЫ ОЦЕНКИ СОСТОЯНИЯ СОСУДИСТОГО РУСЛА ПСО3-2КЛ

4.1. Проектирование пульсоксиметрической системы

4.1.1. Основы пульсоксиметрии

4.1.2. Формирование биологической подсистемы

4.1.3. Формирование технической подсистемы

4.2. Формирование структуры оксиметра

4.2.1. Структурная схема оксиметра

4.2.2. Обоснование выбора оптических датчиков (ДЛ)

4.2.3. Недостатки погрешности при измерениях

4.3. Формирование блок-схемы ПСО

4.3.1. Обоснование выбора излучателя для ДЛ

4.3.2. Выбор длины волны и типов ЛД. «Изобестическая» точка». «Физиологические помехи»

4.3.3. Фотоприёмное устройство

4.3.4. Зонды

4.4. Физическое моделирование и расчет конструкции оптической части пульсоксиметра

4.4.1. Технологические подходы к проектированию

фотоплетизмографической измерительной системы повышенной точности

4.4.2. Засветка ФПУ и пути её устранения

4.4.2. Медико-технические исследования и оптимизация конструкции датчиков

4.5. Электрическая часть пульсоксиметра

4.5.1. Датчик лазерный (ДЛ)

4.5.2. Температурный первичный преобразователь

4.5.3. Снятие ФПГ-сигнала

4.5.4. Последовательность регистрации фотоплетизмограммы

4.6. Функциональная схема ПСО

4.6.1. Функциональная схема ФПУ

4.6.2. Функциональная схема ПСО3-2КЛ

4.7. Исследование необходимости применения температурного сенсора (ТС) и акселерометрав ДЛ для снижения артефактов

4.7.1. Снижение «температурных» артефактов

4.7.2. Снижение артефактов движения

4.8. Выходные блоки ПСО

4.8.1. Блок регистрации сигнала лазерных датчиков

4.8.2. Блок обработки данных

4.8.3. Блок индикации

ГЛАВА 5. РАЗРАБОТКА АППАРАТНО-ПРОГРАММНОЙ ТЕРМОМЕТРИЧЕСКОЙ СИСТЕМЫ ОЦЕНКИ СОСТОЯНИЯ СОСУДИСТОГО РУСЛА

5.1. Физические основы термометрии

5.1.1. Производство тепла

5.1.2. Перенос тепла

5.2. Медико-техническая задача

5.3. Разработка аппаратно-программной термометрической лазерной медицинской цифровой прецизионной системы

5.3.1 Измерительная часть системы

5.3.2 Точностной расчет электрической части системы

5.4. Формирование математической модели и оценка погрешности измерения

5.5. Результаты схемотехнического моделирования

5.6. Разработка термометрической информационно - дозиметрической системы

5.6.1. Задача исследования

5.6.2. Реализация иинформационно - дозиметрической термометрической системы

5.6.3. Методика применения ИДТМЦП

ЗАКЛЮЧЕНИЕ

Основные результаты и выводы, полученные в диссертации

СПИСОК СОКРАЩЕННЫХ СЛОВ

СЛОВАРЬ УПОТРЕБЛЯЕМЫХ ТЕРМИНОВ

СПИСОК ЛИТЕРАТУРЫ

Полнота изложения результатов диссертации в работах, опубликованных

автором

ПРИЛОЖЕНИЯ

Приложение А. Расчеты показателей надежности оптического

пульсоксиметра

А.1. Расчёты показателей надежности ПСО3- 2КЛ

А.1.1. Расчёт ФПУ

А.1.2. Расчёт первичного температурного преобразователя

А.1.3. Проверочный расчет источников тока ЛД

А.2. Расчёты, подтверждающие надёжность ПСО3-2КЛ

А.2.1. Синтез структурной (логической) схемы надёжности

А.2.2. Определение интенсивности отказов ДЛ

А.2.4. Определение интенсивности отказов БРС

А.2.5. Определение интенсивности отказов БОД

А.2.6. Определение интенсивности отказов БИ

А.2.7. Определение интенсивности отказов БП

А.2.8. Определение суммарной интенсивности отказа ПСО3-2КЛ

А.2.9. Среднее время наработки на отказ ПСО3-2КЛ

Приложение Б. Измерение температурной реакции органов человека на

электро-лазерное воздействие

Б.1. Результаты использования ТМЦП-2 в урологии

Б.1.2. Результаты использовани ТМЦП-2 в гинекологии

Б.2. Результаты применения ФПГ1-2КЛ

Б.2.1. Результаты использования ФПГ1-2КЛ в андрологии (свето-вакуумная

терапия)

Б.2.2. Результаты использования в урологии (электро- терапия) ФПГ1-2КЛ329 Б.2.3. Результаты использования ФПГ1-2КЛ в гинекологии. Сканирующая

лазерная терапия (Тюменский областной «Перинатальный центр»)

Б.3. Контроль лечения обширных патологий матричными системами на СД

Б.3.1. Информационно-дозиметрический контроль на основе ТМЦП-2 в

онкологии

Б.3.2. Контроль ТМЦП-2 и ФПГ1-2КЛ использования лекарственного

светофореза для повышения качества лечения. Результаты

Б.3.3. Информационно-дозиметрический контроль на основе ФПГ1-2КЛ.

Результаты

Б.3.4. Контроль лечения миофасциальных нарушений (мышечный спазм) у

спортсменов методом фототерапии аппаратом «Терафот»

Приложение В. Для ПСО3-2КЛ, определение оптимального расстояния «ЛД-

ФД»

Приложение Г. Описание организации работ с применением разработанного

ПСО3-2КЛ

Приложение Д. Ожидаемые технико-экономические показатели ПСО3-2КЛ

Приложение Е. Вопросы метрологии и методик измерений

Приложение Ж. Акты внедрения

Приложение З. Акт испытаний

Введение диссертации (часть автореферата) на тему «Методы и системы неинвазивной оценки состояния сосудистого русла»

ВВЕДЕНИЕ

Актуальность и степень разработанности темы исследования

Медицина и здравоохранение в развитых зарубежных странах и в Российской Федерации за последние десятилетия поднялись на недосягаемый ранее уровень. Значительно улучшилась техническая оснащённость медучреждений, появилась возможность диагностировать заболевание на самой ранней стадии, обеспечить быстрейшее выздоровление заболевшего человека.

Однако, следует отметить, наличие в системе здравоохранения РФ множества проблем, связанных с качественным лечением больных с различными патологиями сердечно-сосудистой системы (в дальнейшем ССС). По данным ВОЗ самая высокая заболеваемость и смертность происходит именно от сердечно-сосудистых заболеваний (в дальнейшем ССЗ).

В России ССЗ занимают первое место из среди всех причин смертности населения - 56,7% (1 млн. человек ежегодно). Высокая смертность лиц трудоспособного возраста отражается на демографических показателях страны и на ее медико-социальном и экономическом развитии.

ССС является ключевой системой жизнеобеспечения организма, поскольку она обеспечивает непрерывную циркуляцию крови по замкнутому сосудистому руслу, включая артериальные и венозные сосуды малого и большого кругов, насыщения крови кислородом.

Одной из наиболее значимых проблем ССС являются сохранение эластичности артериальных сосудов, отражающих основные показатели гемодинамики, за-висящих от сопротивления (эластичности) стенок сосудов току крови и вязкости самой крови, обеспечивая минутный объём кровообращения.

В клинической практике определить эластичность артериальных сосудов посредством выполнения ряда механических испытаний (на растяжение, кручение и пр.) неинвазивным методом не представляется возможным, поэтому эластичность сосудистой стенки определяется в основном косвенными способами, посредством определения интенсивности и периодичности пульсового кровенаполнения, а так-же скорости распространения пульсовой волны или средней по сечению сосуда скорости течения крови.

Несмотря на значительные успехи развития плетизмографических, окси-метрических и термометрических методов, существует проблема их эффективной реализации в части точностных характеристик и достоверности, связанных с нелинейностью и не стационарностью исследуемых сигналов, что не позволяет описать их четкой аналитической функцией в различных временных, частотных и энергетических представлениях.

Разработка теоретических основ создания современных прецизионных аппаратно-программных фотоплетизмографических, оксиметрических и термометрических систем регистрации, хранения и передачи информации повышенного разрешения для оценки состояния эластичности артериальных сосудов и регистрации обратных биологических связей (ответной реакции сосудистого русла) при лечении различных заболеваний с использованием параметрической информационной дозиметрии, представляет собой актуальную научно-техническую задачу, решение которой вносит значительный вклад в развитие медицинского приборостроения России.

В диссертационной работе для оценки неинвазивного состояния сосудистого русла, как одной из важной составляющей части ССС организма человека рассмотрено использование двух видов «неинвазивной» диагностической и экспресс-диагностической аппаратуры. При использовании «неинвазивных» методов можно достичь меньшей степени влияния на сосудистое русло по сравнению с «инвазивными».

Первый вид «неинвазивной» диагностической аппаратуры.

Используется для глубокой диагностики биообъекта (в частности, сосудистое русло также попадает под общее понятие «биобъекта»). В этом случае аппаратура оценивает его уже как критическое состояние, часто с большим опозданием, а назначенное необходимое лечение, не даёт результата.

Второй вид «неинвазивной» диагностической аппаратуры.

Используется для оперативной информационной экспресс-диагностики, международное наименование «Quick test» («квик тест»), т.е. быстрая проверка или тест-диагностика. Аппаратура для тест-диагностики выявляет заболевания

на ранней стадии его развития с целью своевременного эффективного лечебного вмешательства.

К первому виду диагностики относится:

1) ультразвуковая (УЗ) аппаратура, в частности УЗИ, работающая на основе эффекта Доплера, использующая особенности распространения высокочастотных звуковых волн, с целью получения изображения внутренних органов. Отражение звукового сигнала возможно только от акустической неоднородности, то есть от границы раздела двух сред, имеющих различные значения скорости распространения звука. Так как звуковые волны отражаются от всех элементов исследуемого биообъекта, то ультразвуковой аппарат показывает усреднённую неизвестным образом величину, которая не является достоверной;

2) рентгеновские ангиографы и компьютерные томографы (КТ), которые требуют введения в сосудистое русло контрастирующее вещество, являются «инвазивными» методами, со всеми присущими «инвазивному» методу недостатками, и кроме того, применение рентгеновских ангиографов не даёт врачу информации о частоте пульсового кровенаполнения и обратном течении крови в сосуде после систолы;

3) магнитно-резонансные томографы (МРТ) с использованием ядерного магнитного резонанса, основанного на измерении электромагнитного отклика ядер, находящихся в сильном постоянном магнитном поле, и имеющих, как недостаток, физические ограничения из-за низкого разрешения по времени, и поэтому с их помощью трудно оценить динамические параметры движения крови.

Ко второму виду экспресс диагностики относятся:

1) широко применяемые серийно выпускаемые фотоплетизмографы для оценки состояния сосудистого русла путём регистрации пульсового изменения объёма артериол фаланги пальца или мочки уха оптическим способом, как наименее влияющим на сосудистое русло по сравнению с электрическими способами регистрации плетизмограммы, например, реографами. Однако, получаемые таким образом данные не обладают необходимой для врача информативностью о процессе движения крови в артериолах эластического типа и не имеют функции по изменению параметров фотоплетизмограммы;

2) пульсоксиметры, оценивающие состояние артериального сосудистого русла эмпирическими показателями артериального насыщения крови кислородом. Пульсирующий характер артериальной крови в результате поглощения светового сигнала позволяет абсорбировать последствия артериальной крови, венозной крови и других тканей организма, т.к. недостаток кислорода может быстро привести к необратимому повреждению клеточной ткани, имеющие высокую скорость метаболизма, сердце и центральную нервную систему. Пуль-соксиметры имеют функции фотоплетизмографа. Сигнал для фотоплетизмографа происходит от тех же сигналов, используемых для расчета насыщения крови кислородом ^Р02). Пульсоксиметр может быть использован в клинических условиях в том же порядке, как плетизмограф. Тем не менее, точность фотоплетизмографа страдает от артефактов, а пациент должен иметь адекватную перфузию крови возле размещения зонда пульсоксиметра. Так же, как с обычными плетизмограммами, обработав сигналы можно, получить частоту сердечных сокращений от сигнала фотоплетизмограммы;

3) медицинские термометры цифровые, предназначенные для контроля кожного (поверхностного) состояния биообъекта, не предназначены для измерения температуры органа, кровотока организма, проводимости и других факторов в зоне физиотерапевтического воздействия, и не имеют функции по изменению температуры. Имеющиеся другие неинвазивные измерительные системы работающие на других принципах измерения температуры (радиотермометрические, тепловизионные) не подходят к задачам диссертации, поскольку не обеспечивают необходимую точность измерения. В диссертационной работе выполнены исследования фотоплетизмографических, пульсоксиметрических и термометрических аппаратно- программных систем не только для неинвазивной оценки состояния сосудистого русла, но и количественной оценки лечебных доз (энергетической и временной экспозиций). Исследования проводились на применение в кардиологии, неврологии, урологии, андрологии и гинекологии, актуальность и необходимость которых подтверждается Приказом Минздрава РФ об утверждении научных платформ медицинской науки №281 от 30.04.2013г. (с изменениями на 23.07.2019 г.):

В этой связи автором была поставлена задача обосновать и предложить к использованию в качестве регистраторов аппаратно-программные системы, позволяющие получать, хранить и передавать информацию для лечебных целей, согласно оценке состояния сосудистого русла и других биологических объектов, в виде фотоплетизмографических, пульсоксиметрических и термометрических систем повышенного разрешения. Это - актуальная научно-исследовательская задача. В основе этой задачи предлагается разработка для научных платформ медицинской науки:

1) лазерной плетизмографии, лазерной оксиметрии повышенного разрешения как систем оценки состояния биообъектов в плоскости практического применения оценки эластичности стенок кровеносных сосудов и сатурации крови в них;

2) термометрии повышенного разрешения как основы системы теплофизиче-ских измерений, с повышенной точностью и разрешением в виде физиологического переменного значения, которое изменяется во времени в связи с происходящими физиологическими процессами в биообъекте - косвенной оценки состояния сосудистого русла.

Использование лазеров в виде полупроводниковых диодов (ЛД), обладающих присущими им свойствами и характеристиками в место светоизлучающих светодиодов (СД) обеспечило: монохромность оптического излучения, повышенную оптическую мощность, оптическое излучение ЛД длиной волны 805 нм.

Совокупность критериев обеспечения «повышенного разрешения» по отношению к прототипам на СД:

1) так как при пульсовом кровенаполнении сосуда суммарный коэффициент поглощения оптического излучения крови изменяется за счёт изменения концентраций оксигемоглобина и дезоксигемоглобина, разных по содержанию кислорода, то для уменьшения их влияния на измеряемую плетизмограмму излучение лазера с длиной волны 805 нм, позволяет эффективно убрать «физиологические помехи», вызванную ими;

2) из временного сдвига двух фотоплетизмограмм обеих каналов ФПГ-системы и расстояния между участками измерения можно определить скорость распространения пульсовой волны объёма сосудистого русла на исследуем участке для оценки эластичности стенок артериальных сосудов, т.е. результаты измерения эластичности сосудистой стенки базируются на измеренных значениях скорости распространения пульсовой волны их объёма;

3) частота дискретизации ФПГ - системы равна 8000 Гц, что в сто раз больше по сравнению с прототипами (800 Гц) на СД;

4) сигнал фотоплетизмограммы регистрируется с повышенным разрешением по амплитуде (24 двоичных разряда) с целью максимального расширения динамического диапазона.

Степень разработанности темы исследований

Современный уровень развития вычислительной техники обеспечил широкое применение методов цифровой обработки фотоплетизмографических, пульсоксиметрических и термометрических сигналов в медико-биологической практике. Значительный вклад в развитие данного направления внесен такими учеными, как Рогаткин Д.А., Дунаев А.В, Малиновский Е.Л., Картелишев А.В., Загускин С.Л., Москвин С.В., Гайдук М.И., Григорьянц В.В., Зайцев В.Н., Пуш-карева А.Е., Фофанов П.Н., Cheang Р., Gaddum К^, Шпо К, Ohshiro Т., Takazawa К. и др.

Решением вопросов цифровой обработки плетизмографических, оксимет-рических и термометрических сигналов занимаются отечественные научные школы: МОНИКИ им. М.Ф. Владимирского (г. Москва), МГТУ им. Н.Э. Баумана (г. Москва), МГУ им. М.В. Ломоносова (г. Москва), Пензенский государственный университет (г. Пенза), Уральский государственный медицинский университет (г. Екатеринбург), Казанский национальный исследовательский технический университет им. А.Н. Туполева-КАИ. (г. Казань), Ижевский государственный университет им. М.Т. Калашникова (г. Ижевск), Инженерно-технологическая академия Южного федерального университета (г. Таганрог), Тамбовский государственный технический университет (г. Тамбов), Тульский государственный

университет (г. Тула), СПбГУ ИТМО (г. Санкт-Петербург), МФТИ (г. Долгопрудный), РГРТУ (г. Рязань), СПбГЭТУ «ЛЭТИ» (г. Санкт-Петербург), и др.

По достоинству оценивая высокую значимость трудов перечисленных ученых и научных школ, отмечая наличие разработанных подходов к раскрытию отдельных проблемных вопросов в области использования методов цифровой обработки фотоплетизмографических, пульсоксиметрических и термометрических сигналов в медико-биологической практике, следует отметить, что до настоящего времени не решен ряд фундаментальных научных проблем: 1) механизмы передачи гидростатического давления на различных участках сосудистого русла недостаточно изучены; 2) глубина проникновения оптического излучения и его отклика на воспринимающую техническую систему с адекватным восприятием и сравнением отсутствует, поскольку на сегодняшний день эталона не существует; 3) низкая точность и достоверность неинвазивной оценки состояния сосудистого русла.

Выявленные нерешённые проблемы должны решаться в рамках научного направления - неинвазивной оценки состояния сосудистого русла, зависящей от качественного изменения упругоэластических свойств и резистентности стенок сосудов.

Недостаточная научная проработанность обозначенных проблем и значимость исследования определения системных связей и закономерностей взаимодействия между техническими системами (фотометрическими на основе лазерных датчиков и термометрическими на основе термисторов с отрицательным температурным коэффициентом, со сложной биологической системой сосудистого русла в процессе неинвазивной оценки его состояния предопределили выбор темы диссертационной работы, постановку цели и задач исследования.

Необходимо отметить, что качественное лечение зависит не только от достоверной информационной диагностики заболеваний, но и от адекватного контроля параметров лечебных доз (энергетической и временной экспозиций).

В большинстве случаев остается открытым вопрос состояния пациента в процессе проведения лечения.

Необходимая непрерывная регистрация сигнала в функции «воздействие - ответная реакция биообъекта» может быть представлена в виде информационно-дозиметрической оценки лечебных доз (энергетической и временной экспозиций). В этой связи аппаратно-программные лазерные плетизмографиче-ские, лазерные пульсоксиметрические и термометрические системы должны быть выполнены не только в виде оценивающих систем, но и информационно-дозиметрических (биоуправляемых) систем.

Под названием «информационно - дозиметрическая система» следует понимать:

1.а) регистрацию не только параметров кровотока в гемодинамике, но и в использование ФПГ-сигналов для корректировки энергетической и временной экспозиций лечебных доз;

б) формирование системы «фотоплетизмограф - лазерный аппарат» для ограничения временной экспозиции фактора в виде интегральной фотоплетизмографи-ческой дозы, которая вычисляется через амплитуду фотоплетизмограммы;

2.а) регистрацию реакции сосудистого русла на температурное воздействие;

б) формирование замкнутой «термометрическая система-лазерный аппарат», предназначенной для вычисления интегрального значения температуры для использования ее в качестве параметра энергетической экспозиции.

Под термином «лазерный аппарат» следует понимать - аппарат лазерного низкоинтенсивного излучения.

Проведение терапевтических процедур всегда связаны с понятиями обязательного восприятия воздействия их на биообъект согласно фотохимическим законам Эйнштейна и Гротгуса-Дрейпера и достаточности воздействия согласно закону Арндта-Шульца.

Однако несмотря на множество выполненных работ и созданной терапевтической аппаратуры в целом проблемы терапевтического воздействия и параметрической информационной дозиметрии [30, 110] остаются весьма актуальными.

В этой связи, предлагаемые в работе: лазерная плетизмография, лазерная пульсоксиметрия и термометрия являются универсальными системами оценки состояния сосудистого русла и контроля лечебных доз в физиотерапии.

Противоречия.

Каждая из систем неинвазивной оценки состояния сосудистого русла, которая является биологическим объектом (лазерная плетизмография, лазерная пульсоксиметрия и термометрия) состоит из двух противоречивых подсистем -биологической и технической. Биологическая подсистема сложна, неоднородна, не стационарна, не линейна и прочее. Техническая подсистема, наоборот, должна быть полностью определена и предназначена для взаимодействия с биологической подсистемой. Количественной границей между этими подсистемами является некоторый показатель.

1) Для ФПГ-системы. Оптопара - ДЛ (ЛД-ФД), работает на прохождение света через фалангу пальца. С одной стороны коэффициенты поглощения, рассеяния и отражения определяют модуляцию оптического излучения пульсирующим изменением объёма биологического объекта с другой стороны - коэффициент пропускания. Коэффициент пропускания - это величина, которую должен измерять плетизмограф как средство измерения медицинского назначения.

Коэффициент пропускания можно связать с величиной изменения пульсирующего объёма. При этом коэффициент пропускания измеряется технической подсистемой, поэтому является с метрологической точки зрения измеряемой физической величиной, а уровень пульсаций оценивается биологической подсистемой посредством применения той или иной математической модели. Следовательно, коэффициент пропускания, можно принять как количественную границу между этими противоречивыми подсистемами.

2) Для ПСО-системы. Датчик обратно-рассеянного света располагается на участках руки, где проходят артерии, при этом в ней возникают три основных эффекта, способные помешать свободному распространению света: отражение, поглощение, рассеяние.

Свет от кожи отражается диффузно, в упрощенном варианте можно принять данное отражение согласно закону Ламберта.

При прохождении света в коже, он будет ослабляться за счет рассеяния и поглощения, кроме того, его распространение будет диффузным. Ослабление лучистого потока в биологической ткани будет идти согласно закону Буге-ра-Бера.

Поскольку биологическая ткань включает в себя и большое количество кровеносных сосудов, как мелких, так и достаточно крупных, то ее можно считать сложной структурой наполненной кровью. Однако кровь имеет свои оптические характеристики. Из всевозможных взаимодействий излучения с кровью нас будет интересовать лишь «обратное рассеяние». Оно наблюдается при попадании света на эритроциты, в составе каждого содержатся молекулы НЬ и НЬ02. В зависимости от их количества будет меняться и интенсивность отраженного света, то есть будет происходить модуляция сигнала на приемном устройстве (фотодиоде)-в технической подсистеме. Однако, изменение кровенаполнения сосудов будет идти за счет пульсовой волны в биологической подсистеме. Следовательно, количественной границей между этими противоречивыми подсистемами является коэффициент «обратного рассеяния». 3) Для термометрической системы. Лечебная доза, например, лазерного воздействия на сосудистое русло - это только первая часть, определяемая технической подсистемой, двойственного противоречивого по своей сути временно-энергетического характера воздействия. Второй частью является уровень достаточности биостимуляции, определяемой биологической подсистемой в зависимости от анизотропности, вариации коэффициента отражения, неопределенности коэффициента пропускания, теплопроводность и прочее. Для снятия этих противоречий количественной границей между этими подсистемами является показатель в виде фактора - интегральная температура.

Диссертация состоит из введения, пяти основных глав и шести приложений.

Основа её структуры: формирование аппаратно-программных систем лазерной фотоплетизмографии, лазерной пульсоксиметрии и термометрии повышенного разрешения с возможностью определения состояния стенок кровеносных сосудов и сатурации крови в них, обеспечивающих оценку состояния сосудистого русла.

В итоге на основании раскрытия актуальности и анализа степени разработанности темы исследований можно сформулировать цель диссертационной работы, объект, предмет и методы исследований.

Цель работы.

Целью диссертационного исследования является решение важной научно-технической проблемы повышения точности и достоверности неинвазивной оценки состояния сосудистого русла и контроля энергетической и временной экспозиций лечебных доз путем построения фотометрических и термометрических систем повышенного разрешения.

Задачи исследования:

1. Систематизация современных фотоплетизмографических, пульсокси-метрических и термометрических систем неинвазивной оценки состояния сосудистого русла.

2. Исследование системных связей и закономерностей при регистрации фотоплетизмограммы:

- при контурном анализе, непосредственно связанных с физиологическими и анатомическими особенностями сосудистого русла;

- при анализе количества максимумов амплитуды и её производных по времени и коэффициентов индекса жёсткости, отражения, возраста сосудов, аугментации.

3. Обоснование новых технологических подходов к проектированию фо-топлетизмографических и пульсоксиметрических систем для повышения их разрешающей способности:

- «изобестической точки» пересечения спектральных характеристик поглощения гемоглобином и оксигемоглобином излучения лазерным диодом с длиной волны излучения 805 нм для устранения «физиологических помех»;

- одноволновых двухканальных фотоплетизмографических систем с лазерными датчиками, работающих «на пропускание» света;

- трёхволновых пульсоксиметрических систем с лазерными датчиками, работающими «на обратном рассеянии» света, имеющих в своём составе аксе-

лерометр и температурный преобразователь, снижающие артефакты для уменьшения погрешности параметрических измерений;

4. Анализ физиологической роли параметрического (энергетической и временной экспозиций) дозирования и регистрации параметров кровотока в гемодинамике:

- при формировании замкнутой системы «фотоплетизмограф - лазерный аппарат» введение интегральной фотоплетизмографической дозы, как фактора для оптимизации временной экспозиции процедуры, позволяет вычислять её через амплитуду фотоплетизмограммы и сформировать информационно - дозиметрическую фотоплетизмографическую систему;

- при формировании замкнутой «информационно-дозиметрической системы - лазерный аппарат», предназначенной для вычисления значения интегральной температуры, необходимой для контроля энергетической и временной экспозиций лечебной дозы.

Объект исследований - неинвазивная оценка состояния сосудистого русла в части пульсового кровенаполнения.

Предмет исследований - фотоплетизмографические, пульсоксиметриче-ские и термометрические системы неинвазивной оценки состояния сосудистого русла.

Методы исследований. При проведении диссертационных исследований использованы теории измерений и автоматизированного управления, оптимизации, геометрической оптики, методы интегрального и дифференциального исчисления, математической физики, аналитической геометрии, имитационного и статистического моделирования на ЭВМ с использованием языка программирования С++ и пакетов математических программ Matlab, Maple, MicroCap, методы визуализации, трансформации и анализа получаемых сведений в реальном масштабе времени на основе компьютерных методов обработки поступающего сигнала в процессе функционирования биологической системы.

Научная новизна результатов диссертационного исследования

1. Разработана математическая модель модуляции интенсивности оптического излучения при отражении и рассеивании его в оптических структурах со-

судистого рус-ла при преобразовании артериального давления в пульсовую волну, получаемую фотоплетизмографическим способом, и вязкоупругая модель сосудистого русла.

2. Разработаны и реализованы метод и структура формирования оптической плетизмографии повышенного разрешения, научная новизна которых состоит в:

- использовании датчиков лазерных (ДЛ);

- реализации количественной оценки фотоплетизмограммы с повышенным разрешением по амплитуде, времени и частоте на различных участках сосудистого русла;

- реализации ДЛ сканирующего способа изменения размеров кровеносного сосуда с применением нескольких лазерных диодов (ЛД) для повышения чувствительности регистрирующей системы.

3. Разработаны новые способы формирования аппаратно-программной одноволновой двухканальной лазерной системы повышенного разрешения, основанные на:

- применении двух лазерных оптопар, лазерный диод (ЛД) - 805 нм и фотодиод (ФД) - 940 нм;

- использовании излучения 805 нм, соответствующее изобестической точке НЬ и НЬ02, для устранения «физиологических помех;

Список литературы диссертационного исследования доктор наук Хизбуллин Роберт Накибович, 2022 год

Г /

1

\ V

]0 25 50 75 100 125 150 175 200 225 250

Т, мкс

Рис. 4.36. Форма выходного дифференциального сигнала при амплитуде импульса фототока 10 нА, полученная программным моделированием

4.6.2. Функциональная схема ПСО3-2КЛ

Пульсоксиметрическая система ПСО3-2КЛ показана на функциональной схеме (рис.4.37).

Фотоприемное устройство

АЦП (£=4 МГц)

Сосудистое ' ..........г4—

русло

к-

Излучатель

|ГГТ| ■; ■ I ■ Iч-

Г. : * ■ ^ : :

■ 4,11 I . I ■ Ч . | . § г ш

Усреднение на 5 мкс

Выделение амплитуды и фона

/тип

Вычисление фотоплетизмограммы

Усреднение по амплитуде и фону

Цифровая фильтрация ФПГ (НЧ)/с~100 Гц

АА

Детектировани е

Вычисление ЧСС иSpO

ЧСС 77 SpO 95

АЛ

Блок индикации

Блок управления

Рис. 4.37. Функциональная схема ПОС3-2КЛ

4.7. Исследование необходимости применения температурного сенсора (ТС) и акселерометрав ДЛ для снижения артефактов 4.7.1. Снижение «температурных» артефактов

Применение температурного сенсора в конструкции ПСО3-2КЛ обусловлено тем, что зависимость показаний датчика от температуры тела пациента и длины волны излучения ЛД имеет значительный характер (рис. 4.37) [109, 110]. Конструкцию ТС на основе термисторов не рассматриваем, т.к. она заимствована из состава термометрической системы, изложенная в главе 5.

Из рис. 4.38 видно, что за счет повышения температуры кожи от 34°С до 45°С, можно получить пятикратное увеличение амплитуды импульсов, в связи с чем даже малое изменение температуры приводит к существенному изменению сигнала на фотоприемнике, что может добавить дополнительные помехи. Нагрев кожи происходит за счет взаимодействия лазерного излучения с тканью, однако, такое воздействие может быть губительно для кожи. Следовательно, необходимо контролировать температуру кожи с высокой точностью, что делает обязательным использование температурного сенсора для датчика ПСО3-2КЛ.

3 7 х

6

§ 8 * И 5

4 с

а

X к

о I 4

3

* £

£ ч 2 § £

О й 1

X

н

О 0

10^

9 § в 8 ® к

п <и 7 2

6 к 5 Ё

<и

4 &

0 К

3

т

1 £ 0

34 35 36 37 38 39 40 41 42 43 44 45

Температура, °С

Рис. 4.38 Влияние температуры кожи на среднюю амплитуду импульсов (+) и соответствующее снижение коэффициента вариации в инфракрасной плетизмограмме [3, 29, 89, 91, 127]

Под действием температуры, термистор изменяет своё сопротивление. Сопротивление термистора однозначно соответствует величине температуры. Зависимость сопротивления термистора от температуры имеет явный нелинейный характер. Эта кривая записана в цифровом коде в памяти микроконтроллера, где осуществляется пересчёт измеренного значения сопротивления в температуру.

Для измерения сопротивления термистора применяется простая измерительная ячейка, представляющая собой дифференциальный делитель напряжения (рис. 5.3, гл. 5).

В соответствии с рисунком напряжение, регистрируемое на входе аналого-цифрового преобразователя, может быть определено по выражению (5.12, гл. 5) и т.д. все требования и математические расчёты подробно изложены в главе 5.

В технических параметрах датчика температуры указано, что прогрев менее чем на 0,01°С происходит при мощности, выделяемой на термисторе, не более чем 60 мкВт. Если в качестве сопротивлений резистивного делителя применить широко распространённые номиналы сопротивлений Я1 и Я2 (см.гл.5) по 10 кОм, то в диапазоне измерения +5...+50°С рассеиваемая на термисторе мощность не будет превышать 60 мкВт, а значит, величина прогрева не будет превышать 0,01°С.

4.7.2. Снижение артефактов движения

Акселерометр - это прибор, измеряющий проекцию кажущегося ускорения, т.е. разность между истинным ускорением объекта и гравитационным ускорением. Как правило, акселерометр представляет собой чувствительную массу, закреплённую в упругом подвесе. Отклонение массы от её первоначального положения при наличии кажущегося ускорения несёт информацию о величине этого ускорения.

В зависимости от конструкции акселерометры подразделяются на одно-компонентные, двухкомпонентные, трёхкомпонентные. Соответственно, это позволяет измерять ускорение вдоль одной, двух и трёх осей.

Существуют акселерометры, имеющие встроенные системы сбора и обработки данных, что позволяет создавать завершённые системы для измерения ускорения и вибрации со всеми необходимыми элементами.

Акселерометры используются в самых разнообразных приборах и имеют разное назначение. Например, в авиационной промышленности они могут использоваться для стабилизации полета и навигации самолетов и других летательных аппаратов. В системах автоматизации акселерометры находят применение как датчики вибрации и других типов колебаний конструкций или узлов оборудования, а в автомобильной промышленности - в качестве сенсоров в подушках безопасности.

Сигнал ФПГ сильно подвержен влиянию артефактов движения пациента (рис. 4.39). В связи с этим в конструкцию лазерного датчика предложено ввести трёхосевой акселерометр, который регистрирует величину механического ускорения по трём взаимно перпендикулярным осям.

-►

время

Рис. 4.39 ФПГ-сигналы субъекта в состоянии покоя периодические (а), во время движения не является периодическими (б) - артефакт движения

В качестве акселерометра выбран чувствительный сенсор LIS3DH производства фирмы ST Microelectronics, созданный по технологии МЭМС (технология микроэлектромеханических систем) размером от одного микрона до нескольких миллиметров. Отличием данного акселерометра является наличие системы накопления значений угловых скоростей относительно осей x, y, z для

во время тренировки

повышения точности определения положения. Дополнительные каналы АЦП осуществляют оцифровку температуры в системах, где требуется мониторинг температуры, позволяя тем самым отказаться от дополнительного внешнего датчика температуры, необходимого для правильной работы акселерометра.

При выборе акселерометра учитывались: динамический диапазон регистрации ускорения, разрешающая способность, частота дискретизации и габаритные размеры (тип корпуса). В сравнении рассматривались только акселерометры со встроенным аналого-цифровым преобразователем, то есть с цифровым интерфейсом передачи зарегистрированных данных.

Из таблицы 4.3: акселерометр LIS3DH имеет наивысшую разрешающую способность при минимальном уровне шума. Габаритные размеры всех акселерометров соизмеримы и отличаются по площади на печатной плате менее чем на 20%.

Таблица 4.3. Параметры акселерометров.

Наименование акселерометра Диапазон регистрации ускорения, g м/сек2 Разрешающая способность, бит Частота дискретизации, Гц Уровень шу- тд ма, -¡= Тип корпуса

1 2 3 4 5 6

LIS3DH ±2, ±4, ±8, ±16 16 1600 0,22 (2 g) LGA16

LIS331H ±6, ±12, ±24 16 1000 0,65 (6 g) LGA16

BMA180 ±1, ±1,5, ±2, ±3, ±4, ±8, ±16 14 1200 0,15 (1 g) LGA12

ADXL345 ±2, ±4, ±8, ±16 10 1600 1,75 (2 g) LGA14

MMA8451Q ±2, ±4, ±8 14 800 0,099 (2 g) QFN16

FXLS8471Q ±2, ±4, ±8 14 800 0,15 (2 g) QFN16

Данные с акселерометра принимаются микроконтроллером. Интерфейс связи между акселерометром и микроконтроллером SPI (Serial Peripheral Interface - последовательный периферийный интерфейс). Применение данного ин-

терфейса увеличивает скорость передачи данных и уменьшает время взаимодействия с акселерометром. Уменьшение времени взаимодействия между акселерометром и микроконтроллером позволяет снизить уровень шумов, наводимых цифровой частью на аналоговую часть в пределах платы печатной ДЛ.

В качестве микроконтроллера применяется миниатюрный 16-разрядный микроконтроллер PIC18F14K22.

4.8. Выходные блоки ПСО 4.8.1. Блок регистрации сигнала лазерных датчиков БРС состоит из аналого-цифрового преобразователя (АЦП), двух источников тока (ИТ), блока синхронизации (БС) (рис. 4.40).

Рис. 4.40. Состав БРС

Аналоговый сигнал с лазерного датчика, а именно фотоприёмного устройства, поступает на вход аналого-цифрового преобразователя. Для управления двумя диодами лазерными полупроводниковыми лазерного датчика применяются два источника тока. На каждый лазерный полупроводниковый диод с источника тока поступают импульсы тока. Синхронизацию между импульсами тока, а также началом преобразования АЦП осуществляет блок синхронизации.

Сигнал от микроконтроллера ДЛ по интерфейсу иА^Г поступает на цифровой вход БОД. Микроконтроллер передаёт в БОД информацию о величине механического ускорения по трём взаимно перпендикулярным осям и температуре.

С БРС цифровой сигнал поступает на БОД, где осуществляется выделение, сохранение и обработка информативного сигнала, соответствующего скорости распространения пульсовой волны изменения объёма. С выхода БОД цифровой сигнал поступает в БИ для отображения информативных данных пользователю.

4.8.2. Блок обработки данных Бод состоит из блока приёма и обработки данных (БПОД), оперативного запоминающего устройства (ОЗУ), постоянного запоминающего устройства (ПЗУ), блока связи (БС) (рис. 4.41).

Рис. 4.41. Состав БОД

Цифровой сигнал с аналого-цифрового преобразователя БРС поступает на вход блока приёма и обработки данных. Поступивший цифровой сигнал разделяется на каналы, каждый из которых соответствует диоду лазерному полупроводниковому, а затем в каждом из каналов, синхронно и идентично подвергается высокочастотной фильтрации и компенсации постоянной составляющей засветки. Для выполнения этих операций необходимо применение оперативного запоминающего устройства, которое входит в состав БОД. Обработанный сигнал каждого из каналов может быть сохранён в энергонезависимой памяти (блок ПЗУ), и/или передан в периферийное устройство (например, компьютер) через блок связи.

В макете ПСО3-2КЛ блок связи предназначен для передачи данных фото-плетизмограммы на компьютер медицинский через гальванически развязанный

в целях электробезопасности интерфейс USB 2.0 (Universal Serial Bus - универсальная последовательная шина).

4.8.3. Блок индикации БИ состоит из дисплея пользователя (ДП), средств ввода-вывода информации (СВВИ) (рис. 4.42).

Рис. 4.42. Состав БИ

В состав средств ввода-вывода информации входят элементы управления (кнопки и энкодер), с помощью которых пользователь может настраивать и управлять изделием.

Блок питания - покупной элемент, так как разработка собственного блока питания медицинского исполнения экономически нецелесообразна.

Выводы по главе 4

1. Спетрофотометри является основой неинвазимного метода оптической пульсоксиметрии, назначение которой — определение пульса, ЧСС из фотоплетизмограмм и процента содержания кислорода в организме, т.е. оксигенации.

2. Аппаратно программная система повышенного разрешения ПСО3 - 2КЛ неинвазивной оценки состояния сосудистого русла по ЧСС и сатурации крови в сосудах позволяет:

- регистрировать ФПГ сигналы с погрешностью до 5% и устранить «физиологические помехи»;

- устранить артефакты от движения пациента и артефакты от температуры поверхности кожи пациента в области расположения датчиков.

3. Пульсоксиметр имеет функции фотоплетизмографа, т.е. он может быть использован в клинических условиях как фотоплетизмограф и как оксигемометр.

4. Использование ЛД в место СД в ДЛ обеспечивает: высокую степень монохроматичности, пространственной когерентности, направленности, поляризованности, интенсивности и яркости, малые габариты и массу, низкие питающие напряжения, широкий диапазон длин волн монохроматического излучения,.

5. Для повышения точности и адекватности параметрического измерения фотоплетизмограммы.

выбор длин волн трёх ЛД в ДЛ и сканирующем ДЛ обоснован: ЛД с X = 805 нм, используется как «калибровочный», две другие длин волн (рабочие), они выбраны, исходя из оптических характеристик максимального поглощения форм гемоглобина, Х1 = 640 нм и оксигемоглобина Х2 = 940 нм.

ГЛАВА 5. РАЗРАБОТКА АППАРАТНО-ПРОГРАММНОЙ

ТЕРМОМЕТРИЧЕСКОЙ СИСТЕМЫ ОЦЕНКИ СОСТОЯНИЯ СОСУДИСТОГО РУСЛА (ТМЦП-2) 5.1. Физические основы термометрии

Термин тепловое взаимодействие описывает большую группу типов взаимодействия, где важным параметром является локальное увеличение температуры. Тепловые эффекты могут быть вызваны, например, как непрерывным, так и импульсным свето-лазерным излучением. Лазерные технологии активно используются для решения широкого класса задач в различных областях науки и техники от физики и химии до биологии и медицины. С помощью лазерного излучения производятся различные технологические операции, исследования, измерения и диагностика. При воздействии лазерного излучения на биологические ткани важную роль играют такие их особенности, как, например, движение крови по сосудам и процессы терморегуляции. Течение крови может оказывать большое влияние на результат воздействия, если он зависит от степени термического повреждения биоткани, поскольку кровоток может оказаться дополнительным, и достаточно эффективным, механизмом отведения тепла от места облучения. Таким образом, данный эффект может повлиять как на эффективность, так и на безопасность процедуры, поскольку нарушается локальность нагрева. Механизмы терморегуляции вносят нелинейность в процесс лазерного нагрева кожи [46, 50, 53, 103].

Однако, оптимизация параметров лазерного излучателя для осуществления селективного нагрева биологических объектов является неоднозначной задачей.

Следовательно, для применения лазерного излучения их возникает необходимость: выработки методик и критериев для оптимизации параметров лазерных излучателей; разработки математической модели решения конкретной задачи; выбора лазерного источника и его характеристик на основе спектров поглощения и времени релаксации рассматриваемых объектов (сред).

В зависимости от продолжительности воздействия и максимально достигаемой величины температуры ткани можно выделить различные эффекты, такие как гипертермия, коагуляция, испарение, карбонизация (обугливание) и плавление. При изменении температуры от 37°С до 42°С не происходит никаких особых эффектов.

Первым механизмом термического повреждения ткани является изменение структуры молекул. Этот эффект в совокупности с разрушением химических связей и деформациями мембран называют обобщающим термином гипертермия, которая имеет место при температурах примерно 42°С... 50°С. Если длительность эффекта гипертермии составит несколько минут, то значительная часть ткани будет подвергнута некротическим изменениям.

Так как диссертация направлена на исследования термического влияния низкоинтенсивного свето-лазерного воздействия, то мы рассматриваем эффекты по изменению температуры воздействия 37°С... 42°С. Температура является главным параметром во всех тепловых взаимодействиях лазерного излучения с тканью. И для предсказания термического отклика ткани необходимо построить модель распределения температуры внутри нее. Перед тем как заняться этой проблемой рассмотрим (рис. 5.1), что происходит при тепловом взаимодействии [15, 36, 40, 42, 43, 60].

На микроскопическом уровне тепловые эффекты происходят в основном вследствие поглощения, происходящего на колебательно-вращательных полосах, за которыми следует безызлучательная релаксация. Такая реакция для данной молекулы А может описана этапом: поглощения фотона с энергией ко -торая приводит молекулу в возбужденное состояние А* не допуская ее разрушения.

АЛГОРИТМ РЕАЛИЗАЦИИ ТЕРМОМЕТРИЧЕСКОЙ СИСТЕМЫ

Сосудистое русло

Измерение температуры от лазерного воздействия

Т-

температура после —► Интегри-

1-ой проце- рование

дуры разности

темпера-

Т — п тур

температура Т1ъТ„

после «-ой процедуры —► по времени

> Г

Т3—заданная температура —► Т ж интегриров.

Устройство отключения физиотерапевтического _аппарата_

Обработка данных о терапевтической дозе

Персональная ЭВМ

Медицинская задача

измерения температуры сосудистого русла

Температурный диапазон

погрешность измерения

Обоснование температурного датчика

Точностной расчет измерительной ячейки

Отображение информации о температуре

Оценка погрешности измерительной ячейки

Техническая задача

построения термометри ческой системы

+5°С...50°С

±0,1°С

Термистор с ОТК

Характеристики разработанной термометрической системы

Оценка погрешности термометрической системы

Схемотехническое моделирование

Вычисление «температура-сопротивление»

I

и н и к

о «

§

и м

Он

н м

Он

н

Я"

<

РО <

рц

к

рц

О из К

рц

С

Прикладные математические пакеты

Рис. 5.1. Алгоритм реализации термометрической системы

5.1.1. Производство тепла [46, 50, 53, 103]

Производство тепла внутри биологического объекта во время свето-лазерного воздействия является следствием количества излучения, поглощенного тканью. В нерассеивающей среде локальное накопление тепла в единице

площади за единицу времени измеряется в Вт/см и может быть найдено из следующего выражения:

S(r, z, t) = да/(г, z, t) (5.1)

где z обозначает оптическую ось, г - расстояние от оптической оси, t -время, - коэффициент поглощения, I(r,z,t) - локальная интенсивность.

Таким образом, функция источников тепла S(r,z,t) внутри рассматриваемой ткани является функцией коэффициента поглощения и локальной интенсивности. Так как сильно зависит от длины волны, то эта зависимость распространяется и на S(r,z,t).

Так как не происходит фазовых переходов (испарение, плавление) или изменений в ткани (коагуляция, карбонизация), изменение количества тепла dQ вызывает линейное изменение температуры dT в соответствии с основным законом термодинамики:

dQ = т^ с • dT (5.2)

Дж

где т - масса ткани, с - удельная теплоемкость среды, измеряемая в

5.1.2. Перенос тепла

1_кг-Ю

В биологической, как закрытой физической системе, отношение между температурой и количеством тепла выражается соотношением (5.2). Однако в случае реальных взаимодействий лазерного излучения с биообъектом, необходимо учитывать потери тепла, которые происходят вследствие теплопроводности, конвективной теплопередачи или теплового излучения. Обычно в большинстве случаев лазерного воздействия последними двумя эффектами можно пренебречь. Один типичный пример конвективной теплопередачи в тканях -перенос тепла вследствие кровотока.

Тепловое излучение описывается законом Стефана-Больцмана: мощность излучения пропорциональна четвертой степени температуры. Поскольку в большинстве случаев при взаимодействии свето-лазерного излучения с биотканью достигается достаточно умеренная температура, то тепловым излучением часто можно также пренебречь. В нашем случае нельзя это допустить, т.к. будет неточность в определение лечебной дозы.

Теплопроводность является основным механизмом переноса тепла к тканям, которые не подвергаются непосредственному воздействию.

Температура является основной физической величиной, характеризующей все тепловые взаимодействия света с тканью. Основной задачей аналитической теории теплопроводности является определение и изучение пространственно-временного изменения температуры, Т = /(х, у, 2, I); х, у, 2 - пространственные прямоугольные координаты, ? - время.

Совокупность значений температур для всех точек пространства в данный момент времени ? называется температурным полем. Это скалярная величина. Если температура является функцией только от координат, то поле является стационарным. Если же температура также зависит от времени, поле будет нестационарным.

Дифференциальное уравнение теплопроводности связывает пространственное распределение температуры с изменением ее во времени и записывается следующим образом:

дТ(г £)

р • с = О) + 5(г) (5.3)

Г кг, г Дж -.

где р - плотность, [—], с - удельная теплоемкость среды, [кгк], ^ - время,

г Вт, гм2,

к = аг-р-с - теплопроводность, [—], - температуропроводность, [—],

м-К с

5( г) = ■ ^(г) ■ ^ - объемная плотность источников тепла в среде, [МТ], Иа -

коэффициент поглощения, ф(г) - полная освещенность в точке г = (х,у,г),

Дж

Е0 - плотность энергии излучения, [—].

Данное уравнение показывает изменение энергии вещества в элементарном объеме. Это изменение определяется количеством теплоты, накопленной за счет теплопроводности, и количеством теплоты, выделившейся в элементарном объеме за счет внутренних источников тепла.

Если модель включает в себя несколько слоев с различными теплофизиче-скими характеристиками, то уравнение (5.3) должно решаться для каждого из них в отдельности. В тех областях, дополнительных (не обусловленных лазер-

ным излучением) источников или стоков тепла, тепловой расчет может проводиться на основе (5.3). В областях, где такие источники или стоки тепла присутствуют, необходимо добавлять в уравнение теплопроводности дополнительные члены.

Рассмотрим подобную ситуацию на примере кожи человека, в которой дополнительным стоком тепла является кровоток. Для областей, где анатомически не располагаются сосуды, решается уравнение (5.3). В областях, в которых сосуды присутствуют, добавляются еще источники тепла, обусловленные потоком крови (в случае, если расчет проводится в предположении, что кровь равномерно распределена по всему объему слоев). Тогда уравнение теплопроводности принимает вид:

дТ(г £)

Р • с—^ = V(kVT(r, 0) + С(г) + БЬ1ооа(г, г, Т) (5.4)

Кровь может поглощать или выделять тепло в зависимости от того, как ее температура соотносится с температурой окружающей ткани. Соответствующее слагаемое, 8ыооС(гА,Т), является, соответственно, объемным стоком или источником энергии и может быть записано следующим образом:

Зыооч(гЛТ) = рс[рь^(1,Т) • (ТЫооа-Т(г,Т))], (5.5)

где рь плотность крови, ТЫ100сС ее температура, Т) - плотность потока в

мл

гсм3

крови ткани. Последняя величина измеряется в - или [—] и представ-

1.100 гр-миш с-г

ляет собой объем крови, переносимый в секунду в 1 грамме соответствующей ткани. В стационарных условиях, плотность потока равна /0 и различна в дер-мисе и жире. Кроме того, стационарная плотность потока зависит от температуры, то есть можно написать /0 = /0(Т).

В нестационарных условиях воздействия света на кожу /(I, Т) не равно /0(Т), где Т- текущая температура ткани. Известно, что при изменении температуры поток крови изменяется не мгновенно, а с задержкой 1Се1ау = 60... 90 с. Для учета температурной зависимости плотности потока крови можно записать следующее уравнение:

д fo(T)-f(t,T)

-f(t,T)=JoK J JK' J (5.6)

vt ^delay

Температура крови здесь предполагается постоянной, не изменяющейся со временем, то есть, предполагается, что кровь, проходя через область, на кото -рую производится лазерное воздействие, нагревается незначительно. Уравнение (5.3) описывает явление теплопроводности в самом общем виде. Чтобы выделить конкретно рассматриваемый процесс и дать его описание, необходимо определить краевые условия, которые включают в себя геометрические, физические, начальные и граничные условия. Первые два типа условий включают в себя геометрию задачи и характеристики объекта. Рассмотрим общий вид начальных и граничных условий.

Начальные условия необходимы при рассмотрении нестационарных процессов и задают распределение температуры внутри объекта в начальный момент времени. В общем случае начальное условие для уравнения теплопроводности аналитически может быть записано следующим образом (при t = 0): T = T(x,y,z). При равномерном распределении температуры в теле начальное условие упрощается (при t=0): Т = Т0 = const.

Граничные условия описывают условия теплового взаимодействия между окружающей средой и поверхностью тела. Они могут быть заданы несколькими способами [60].

Граничные условия первого рода.

На поверхности объекта для каждого момента времени задается распределение температуры: Т = T(x,y,z,t). В частном случае, когда температура на поверхности является постоянной на протяжении всего времени протекания процессов теплообмена данное условие может принимать вид: Т = const. Граничные условия второго рода.

На поверхности объекта для каждого момента времени и каждой точки задаются значения теплового потока: q = q(x,y,z,t), где q - плотность теплового потока на поверхности тела. В простейшем случае плотность теплового потока по поверхности и во времени остается постоянной:

q = q0 = const. Граничные условия третьего рода.

Характеризуют закон теплообмена между поверхностью и окружающей средой в процессе охлаждения и нагревания тела. При этом задаются температура окружающей среды, Т0, и закон теплообмена между поверхностью тела и окружающей средой. Для описания процесса теплообмена между поверхностью и средой используется закон Ньютона-Рихмана.

Согласно данному закону количество теплоты, отдаваемое единицей поверхности тела в единицу времени, пропорционально разности температур поверхности тела, T, и окружающей среды, Т0 (Т > Т0):

где а - коэффициент пропорциональности, называемый коэффициентом Вт

теплопередачи [мг^Ь характеризует интенсивность теплообмена между поверхностью тела и окружающей средой. Численно он равен количеству теплоты, отдаваемому или воспринимаемому единицей поверхности в единице времени при разности температур между поверхностью тела и окружающей средой, равной одному градусу.

Согласно закону сохранения энергии количество теплоты, которое отводится с единицы поверхности в единицу времени вследствие теплоотдачи должно равняться количеству теплоты, подводимому к единице поверхности в единицу времени вследствие теплопроводности из внутренних объемов тела, то есть

где п - нормаль к поверхности тела Б.

Для определения теплового взаимодействия на границе двух сред необходимо выполнение условия равенства температур и тепловых потоков по обе стороны от границы раздела. В общем случае условия сопряженности можно записать:

q = а(Т - Т0),

(5.7)

(5.8)

/дТл (дТ2\

Г1(x,y,z,t) = Г2(x,y,z,t) (5.9)

где ^гр(х, у, 2, £) - источники теплоты на поверхности границы, Ть Т2, кь к2 - соответственно температуры и коэффициенты теплопроводности соприкасающихся сред.

При отсутствии на границе раздела сред процессов, с выделением или поглощением теплоты условия сопряженности (4.9) принимают вид:

К (~ш) = к2 (ж)

Т±(х,у, 2, О = т2(х,у,2,1) (5.10)

Данные уравнения определяют теплообмен соприкасающихся областей. Пространственную протяженность переноса тепла описывает зависящая от времени величина, называемая термическая глубина проникновения, которая может быть найдена при помощи следующего выражения:

= 44аь • Г, (5.11)

то есть это расстояние, на котором температура уменьшится в е раз от ее максимальной величины.

5.2. Медико-техническая задача

В данной главе наряду с общими вопросами измерения температуры рассмотрены особенности ее измерения в биологии и в медицине. Большинство измерений в медицине является измерениями физических или физико-химических величин. Измерение температуры органов и частей организма рассматриваются как теплофизические. Измерение температуры является измерением физиологической переменной, т.е. некоторой величины, значение которой изменяется в течение времени и связанной с физиологическими процессами в организме. Следовательно, температура органа или части тела является физиологическим показателем. Медикам измерение с высокой точностью температуры органов или частей тела необходимо для выделения: энергетики организма; теплообмена биологических систем с окружающей

средой; физических процессов, происходящих в биологических мембранах, окружающих все клетки. Измерение температуры как значения физической величины, полученной при измерении, будет отличаться от истинного, а степень приближения результатов измерения к истинному значению измеряемой температуры характеризуется точностью измерения, которая является качественным показателем измерения [60].

Таким образом, количественная оценка результатов измерения характеризуется не его точностью, а погрешностью - отклонением результатов измерения температуры от истинного значения измеряемой величины. Чем меньше погрешность - тем выше точность измерений [46, 50, 53, 103]..

Следовательно, выполнения задачи диссертационной работы необходима аппаратно- программная термометрическая система для [46, 50, 53, 103]:

- измерения температуры внутри биообъекта с погрешностью ±0,1°С в диапазоне +25...50°C и разрешением ±0,01°С;

- оценки его состояния и корректировки лечебных доз (энергетической и временной экспозиций).

5.3. Разработка аппаратно-программной термометрической лазерной медицинской цифровой прецизионной системы 5.3.1 Измерительная часть системы

Высокоточное измерение температуры, как физиологического показателя органов и частей тела, является важной функцией [46, 50, 53, 103]. Для аппаратурной реализации температурных систем необходимы устройства - тепловые датчики-преобразователи. В этой связи термометрическая система должна быть разделена на три основные части: преобразователь-датчик, аппаратура обработки сигнала и устройство отображения информации (дисплей).

В данном разделе диссертации обоснован для медицинских целей датчик на базе термистора - термочувствительного элемента с отрицательным температурным коэффициентом сопротивления (ОТК), которая имеет чувствительность - 2%К-1 и обеспечивает наименьшее отклонение от заданных параметров [23].

Структурная схема измерительной части системы приведена на рис. 5.2 [46, 50, 53, 103].

Датчик Усилитель АЦП

температуры

к к 1 г

Гальваническая Микроконтроллер Гальваническая

развязка 4 кВ Ч W развязка 4 кВ

к ь ч г

Компьютер Дисплей Селектор питания

Рис. 5.2. Схема структурная измерительная

В системе используется специальный датчик-катетер D-F1345 фирмы EXACON: диаметр активной части 1 мм; длина 450 мм; диаметр головки с тер-мистором 1,3 мм; суммарная длина датчика, включая подводящий кабель и разъём, составляет 1,5 м. Датчик D-F1345 предназначен для измерения температуры во внутренней среде организма с погрешностью ±0,1 °C в диапазоне +25...+50°C. Саморазогрев датчика составляет 0,01°С/ 60 мкВт. Точностные характеристики датчика соответствуют стандарту EN12470-4. По электрической безопасности датчик соответствует стандарту EN60601-1. Датчик можно стерилизовать с помощью всех обычно используемых больничных дезинфицирующих средств, например, этанола, изопропила или соединений хлорита. Мягкость, эластичность и гладкость поверхности датчика при этом не изменяется. Чистка датчика может осуществляться с помощью обычных моющих средств ручным или автоматическим способом при температуре не выше 80°С. Датчик имеет стандартный разъём JACK 6,35 мм для подключения к различным медицинским приборам, включая ТМЦП-2. Так как в качестве чувствительного элемента используется термистор, который имеет нелинейную зависимость сопротивления от температуры, то вместе с датчиком поставляется калибровочная кривая. Данная кривая подходит для всех температурных датчиков фирмы EX-ACON, так как в них всех используются термисторы одного класса. Нелинейная калибровочная кривая записана в память микроконтроллера, который автомати-

чески пересчитывает измеренное сопротивление термистора в температуру и отображает её на экране дисплея [46, 50, 53, 54, 103].

Система состоит из двух основных частей: основного блока регистрации температуры и датчика температуры. Блок обрабатывает сигнал с датчика и отображает его на экране дисплея. В качестве источника питания основного блока может использоваться либо интерфейс USB, либо внешний источник питания медицинского исполнения. При подключении блока по интерфейсу USB данные о температуре датчика могут передаваться в компьютер, в котором с помощью специализированного программного обеспечения они могут отображаться на экране в режиме реального времени и сохраняться в память в виде текстового файла.

5.3.2 Точностной расчет электрической части системы Схема электрическая принципиальная системы состоит из трёх основных частей: аналоговой, цифровой и интерфейсной. Задача аналоговой части - обработать аналоговый сигнал с датчика температуры и преобразовать его в цифровой сигнал. Цифровой блок принимает это сигнал, вычисляет значение температуры через калибровочную кривую, отображает результат измерения на дисплее, управляет аналоговой частью и передаёт информацию об измеренной температуре в интерфейсную часть. Интерфейсная часть преобразует поток цифровых данных в интерфейс USB и передаёт их в компьютер.

Главным элементом аналоговой части является аналого-цифровой преобразователь (в дальнейшем АЦП) [40,49]. Применен прецизионный 24-разрядный АЦП ADS1243, который имеет следующие основные характеристики:

- разрешение 24 бит;

- интегральная нелинейность 0,0015% от полного входного диапазона;

- уровень шума на входе не более 1,5 ppm от полного входного диапазона;

- АЦП имеет встроенный прецизионный программируемый усилитель с коэффициентами усиления 1, 2, 4, 8, 16, 32, 64, 128 соответственно;

- ошибка коэффициента усиления составляет 0,01%;

- входное сопротивление при отключенном входном буфере составляет 5/PGA Мом;

где PGA - коэффициент усиления встроенного усилителя, а при включенном буфере 5 ГОм.

Измерительная ячейка АЦП (рис. 5.3) [46, 50, 53, 54, 103] построена максимально простым способом - в виде резисторного делителя. Решения простых уравнений показывает, что напряжение делителя не влияет на результат преобразования (5.1), т.е.

Rf

code = (223 - 1) • PGA

(5.12)

Rf + R-^ + R2

где RT - сопротивление термистора; Rt и R2 - сопротивления резистив-ного делителя; PGA - коэффициент усиления встроенного программируемого усилителя АЦП; code - цифровой код на выходе АЦП.

R

Uo

Rt

u

R

т

Рис. 5.3. Измерительная ячейка. иАдС - напряжение, подаваемое на вход АЦП,

иОП - опорное напряжение

Рассмотрим вопрос выбора сопротивлений R1 и R2. Как видно из выражения (5.1), важны не номиналы сопротивлений по отдельности R1 и R2, а их сумма. Так как измеряемый сигнал псевдо дифференциальный, то логично для максимального расширения динамического диапазона взять одинаковые сопротивления, т.е. R1 = R2. Неравность сопротивлений приведёт к увеличению синфазной составля-

ющей и уменьшению дифференциальной. Информативной является дифференциальная составляющая, а она будет максимальной только при равных номиналах. Немаловажным фактором является величина сопротивлений. Чем меньше сопротивления, тем меньше будет шум, но и больше ток через измерительную цепь. Чем больший ток будет протекать по измерительной цепи, тем сильнее будет нагреваться термистор (рис. 5.4).

Температура, °С

Рис. 5.4. Зависимость сопротивления термистора Ят от температуры

Эта зависимость квадратичная, так как выделяемая на нём мощность равна Ит • (/д£^)2. На эту квадратичную зависимость накладывается ещё и нелинейная зависимость тока в измерительной цепи от температуры термистора, кото -рая влияет на сопротивление термистора [46, 50, 53, 54, 103].

Зависимость выделяемой на термисторе мощности от температуры аналитически будет выглядеть следующим образом:

Суммарный график зависимости выделяемой на термисторе мощности от температуры измерения представлен на рис. 5.5.

В технических параметрах датчика температуры указано, что прогрев менее чем 0,01°С будет при мощности не более 60 мкВт. Если взять широко распространённые номиналы сопротивлений Я1 и Я2 по 10 кОм, то в диапазоне измерения +5...+50°С рассеиваемая на термисторе мощность не будет превышать 60 мкВт, а значит, величина прогрева не будет превышать 0,01°С.

Рис. 5.5. Выделяемая на термисторе мощность в зависимости от температуры:

где 1 - установленный уровень мощности

При этом зависимость тока в измерительной цепи от температуры будет иметь вид, показанный на рис. 5.6.

Рис. 5.6. Зависимость тока через измерительную цепь от температуры

Из рис. 5.6 следует, что максимальный ток через измерительную ячейку не превышает 120 мкА. Источники опорного напряжения всегда имеют ограниченную нагрузочную способность. Выбранный ЯЕГ5025Ю может обеспечивать ток до 1 мА. Однако при таком токе будет понижаться напряжение. Поэтому ток 121,3 мкА (120 мкА потребляет измерительная ячейка и 1,3 мкА АЦП) практически не приведет к выходу погрешности выходного напряжения ИОН за 0,05%. Важным аспектом является выбор элементов защиты аналоговых цепей от статики. Для защиты от статических разрядов (ЕЖ) при подключении датчика температуры необходимо использовать ЕЖ-диоды. ЕЖ-защита носит обычно многоуровневый характер. Для защиты от наносекундных импульсов и импульсов небольшой энергии необходимо использовать соответствующие диоды. Для защиты от мощных импульсов, используются более медленные элементы - разрядники. Проще всего разрядник выполнить на печатной плате. В ТМЦП-1 используется двухуровневая защита -

ВБО-диодом ЬС03-3.3 и разрядником на печатной плате (специально близкорасположенных дорожек). Микросхема ЬС03-3.3 представляет собой диодный мост из ВБО-диодов. Ток утечки влияют на величину информационного дифференциального сигнала (рис. 5.7) [46, 50, 53, 54, 103].

I, к,

1Т к

13 к

2 -*■¥ ' НВР -►

Г! 1 1"\ 1 -*~У ' НВР

1-\!

У„

Рис. 5.7 Токи утечек диодов

5.4. Формирование математической модели и оценка погрешности

измерения

Для расчёта выходного напряжения схемы, представленной на рис. 5.7 необходимо задаться направлениями токов и составить систему уравнений по закону Кирхгоффа:

У1-У2

■VI

Я1

у2 + 1

я2

+ 1(111 = 1(112 + й.22 — 1(121 +

У±-У2

(5.14)

Я,

V, - У, — У

оит

У0ит —

Я,

Я-1 + Я2 + Яр

(УкЕР + Я± • (1а11 - 1а12) + Я2 • (1(122 - 1(121)) (5.15)

Если в качестве элемента ЕЖ-защиты использовать микросхему ЬС03-3.3, то токи 1й11 и 1й21 будут равны нулю соответственно. Поэтому выражение для выходного напряжения с учётом токов утечки будет иметь следующий вид:

У°ит = я1 + 1я2 + ят • (УяБР + • (-1а12) + •{1й22)) (5,16)

С учётом формулы (3.1) получим:

Уоит = УоиТ_ЮЕАЬ — • 1<И2 — • ^22) Так как токи утечки внутри одной микросхемы практически равны друг другу, то выражение для выходного напряжения примет следующий вид:

УоиТ = УоиТ_ЮЕАЬ — — • А* (5-17)

Таким образом, чем точнее подобраны резисторы Я1 и Я2, тем меньше влияние токов утечки. В ТМЦП-1 применяются резисторы 0,1% точности. Следовательно, если взять разность входных токов как 1/10 от номинального тока утечки (1/10 мкА), то систематическая дифференциальная погрешность (в худшем случае) при минимальном идеальном сигнале (при 50 градусах по Цельсию сопротивление термистора равно приблизительно 811 Ом, что даёт У0ит_ЮЕА1 ~ 100 мВ) будет равна:

£мах = ---1 • 100%

20000 °м • (1 + 1000) - 20000 °м- (1- 1000)) • 10 •10_6А

100%

97•10-3В = 0,004%

Полученный результат (0,004%) показывает, насколько мала часть от токов утечки при выборе защитных диодов, выполненных в едином интегральном исполнении и применения двух прецизионных резисторов.

5.5. Результаты схемотехнического моделирования

Оценка погрешностей измерительной ячейки с учётом входного сопротивления АЦП с разбросом ±10%, токов утечки и их разбросов в ±10%, резисторов Я1 и Я2 с разбросом ±0,1% осуществлялась в программе схемотехнического моделирования МАТЛАБ-7.0 методом Монте-Карло.

В результате моделирования была получена гистограмма выходного дифференциального напряжения (рис. 5.8).

£ А

« 35^

I & 30

о л

С 25 20 15 101 5

0.......Н . .

Напряжение, мВ о> <г> о> © о> ,<г> о> © о> ,<г> о> ©

.C5<0C5<0<C5<0<C5<0<C5<0<C5<0 /V ос Ое, о^ <С5 <С5 гчу гчу

ОсГ ОеГ ОеГ ОеГ ОеГ ОеГ оГ О)" о^ о^ ОТ О^

Рис. 5.8. Гистограмма выходного дифференциального напряжения с делителя

напряжения

Основные параметры гистограммы:

- среднее значение Меап=118,94 мВ;

- минимальное значение: МтУаЫв = 118,7 мВ;

- максимальное значение: МахУа1ие = 119,12 мВ;

- среднеквадратическое отклонение: StandardDeviation = 0,07 мВ;

- ожидаемое идеальное значение должно было быть равно:

Ят 1000 Ом

УоиТ_ЮЕАЬ = ^ЯБР

= 2,5В

= 119,05мВ

Ях + Я2 + Ят ' (1000 + 10000 + 10000)0м В итоге суммарная электрическая расчетная погрешность ТМЦП-2:

(\MinValue-V0UTIDEAL\ \MaxValue - V0UT IDEAL\ /] £DEVICE = max]------100%;------100%!

С 'OUTJDEAL 'OUTJDEAL i

= max

VoUTJDEAL

|118,936мВ - 119,048мВ| |119,12мВ - 119,05мВ|

--- • 100%- ---

119,05мВ 119,05мВ

100%} = max{0,094%; 0,058%} = 0,094% = 0,1%

Код АЦП 2e+06 Н

1,5e+06

1e+06

500000 ■

0

—I-1-1-1-1-

10 20

-i-1-1-Г"

30

-I-1-1-1-

40

Температура, °С

-i-г-