способ оценки кровоснабжения структур глазного дна и устройство для его осуществления

Формула изобретения

СПОСОБ ОЦЕНКИ КРОВОСНАБЖЕНИЯ СТРУКТУР ГЛАЗНОГО ДНА И УСТРОЙСТВО ДЛЯ ЕГО ОСУЩЕСТВЛЕНИЯ.

1. Способ оценки кровоснабжения структур глазного дна, предусматривающий освещение глазного дна световым потоком в двух спектральных диапазонах, один из которых соответствует минимальному, а другой максимальному поглощению света гемоглобином крови, преобразование отраженных от глазного дна световых потоков в электрические сигналы и определение соотношения этих сигналов, отличающийся тем, что, с целью повышения точности оценки в процессе лечения, соотношение электрических сигналов определяют как отношение усиленной величины разности электрических сигналов, соответствующих отраженным световым потокам с минимальным и максимальным поглощением света гемоглобином крови, к электрическому сигналу, соответствующему отраженному световому потоку с максимальным поглощением света гемоглобином крови, при этом устанавливают нулевое значение разности электрических сигналов до лечения изменением коэффициентов преобразования отраженных световых потоков в электрические сигналы, а определение разности электрических сигналов после лечения осуществляют при установленных до лечения значениях коэффициентов преобразования отраженных световых потоков, после чего усиливают величину разности сигналов и определяют отношение этой разности к электрическому сигналу, соответствующему отраженному световому потоку с максимальным поглощением света гемоглобином крови при первоначальном коэффициенте преобразования, и по значению полученного отношения оценивают изменение кровоснабжения.

2. Устройство оценки кровоснабжения структур глазного дна, содержащее осветительно-проекционный блок, офтальмоскоп, оптический делитель, установленный на выходе офтальмоскопа, последовательно соединенные установленный у первого выхода оптического делителя светофильтр с полосой пропускания, соответствующей минимальному поглощению света гемоглобином крови, первый фотоприемник и первый регистратор изменения сигналов, последовательно соединенные установленный у второго выхода оптического делителя светофильтр с полосой пропускания, соответствующей максимальному поглощению света гемоглобином крови, второй фотоприемник и второй регистратор изменения сигналов, первый и второй блоки выборки-хранения, вход второго из которых соединен с выходом второго регистратора изменений, а выходы блоков через измеритель отношения соединены с регистратором выходного сигнала, и формирователь управляющих сигналов, соединенный с осветительно-проекционным блоком, регистраторами изменения сигналов, блоками выборки-хранения, измерителем отношения и регистратором выходного сигнала, отличающееся тем, что, с целью повышения точности оценки, в него введены модель сравнения, усилитель с регулируемым коэффициентом передачи и дифференциальный усилитель, выход которого подключен к первому блоку выборки-хранения, при этом входы дифференциального усилителя подключены соответственно к выходу первого регистратора изменения сигналов и выходу усилителя с регулируемым коэффициентом передачи, вход которого соединен с вторым регистратором изменения сигналов.

Описание изобретения к патенту

Изобретение относится к медицинской технике, в частности, к офтальмологии.

Известен способ оценки изменений кровоснабжения структур глазного дна путем освещения глазного дна и модели сравнения светом с длинами волн, которые соответствуют максимальному коэффициенту отражения структур глазного дна с последующим анализом, сопоставляя световой сигнал, отраженный от глазного дна, с сигналом, отраженным от стандартной модели сравнения и далее определяют степень кровоснабжения структур глазного дна по коэффициенту спектрального отражения.

Однако указанный способ обладает низкой чувствительностью оценки изменений кровоснабжения структур глазного дна и низкой точностью из-за сложности обеспечения идентичных условий освещения исследуемого участка глазного дна и модели сравнения, а также требует значительного времени измерения, а следовательно, значительного времени воздействия потоком на глаз.

Повышение чувствительности оценки изменений кровоснабжения структур глазного дна достигнуто в известном способе оценки кровоснабжения структур глазного дна путем освещения глазного дна светом двух спектральных диапазонов (красный и синезеленый) поочередно, преобразования отраженного от глазного дна оптического сигнала в электрический, определения разности электрических сигналов, соответствующих двум спектральным диапазонам, и вычисления отношения этой величины к разности отраженных потоков в норме при идентичных условиях освещения.

Известный способ также обладает низкой чувствительностью и низкой точностью из-за сложности обеспечения идентичных условий освещения эталонного и исследуемого участка глазного дна и также требует значительного времени для измерения.

Наиболее близким по технической сущности к предлагаемому и выбранный в качестве прототипа является способ исследования глазного дна по величине его кровоснабжения (3), предусматривающий освещение глазного дна световым потоков в двух спектральных диапазонах (красном и зеленом), соответствующих минимальному и максимальному поглощению света гемоглобином крови, преобразование отраженных от глазного дна световых сигналов в электрические и далее определение характеристики кровоснабжения в виде отношения электрических сигналов отраженных световых потоков в указанных диапазонах, а затем сравнение получаемых в процессе исследования (лечения) характеристик кровоснабжения определением их разности.

Точность определения величины изменения кровоснабжения в процессе лечения определяется точностью измерения электрических сигналов и чувствительностью измерения отраженных световых потоков, которая ограничена величиной коэффициентов преобразования (усиления) световых сигналов в электрические.

Таким образом, известный способ обеспечивает недостаточную точность оценки изменения кровоснабжения структур глазного дна, обусловленную низкой чувствительностью измерения.

Целью настоящего изобретения является повышение точности оценки изменений кровоснабжения структур глазного дна в процессе лечения.

Поставленная цель достигается тем, что в способе оценки кровоснабжения структур глазного дна, предусматривающем освещение глазного дна световым потоком в двух спектральных диапазонах, один из которых соответствует минимальному, а другой максимальному поглощению света гемоглобином крови, преобразование отраженных от глазного дна световых потоков в электрические сигналы и определение соотношения этих сигналов, соотношение электрических сигналов определяют как отношение усиленной величины разности электрических сигналов, соответствующих отраженным световым потоком с минимальным и максимальным поглощением света гемоглобином крови к электрическому сигналу, соответствующему отраженному световому потоку с максимальным поглощением света гемоглобином крови, при этом устанавливают нулевое значение разности электрических сигналов до лечения изменением коэффициентов преобразования отраженных световых потоков в электрические сигналы, а определение разности электрических сигналов после лечения осуществляют при установленных до лечения значениях коэффициентов преобразования отраженных световых потоков, после чего усиливают величину разности сигналов и определяют отношение этой разности к электрическому сигналу, соответствующему отраженному световому потоку с максимальным поглощением света гемоглобином крови при первоначальном коэффициенте преобразования и по значению полученного соотношения оценивают изменение кровоснабжения.

Поставленная цель достигается также тем, что в устройство оценки кровоснабжения структур глазного дна, содержащее осветительно-проекционный блок, офтальмоскоп, оптический делитель, установленный на выходе офтальмоскопа, последовательно соединенные установленный у первого выхода оптического делителя светофильтр с полосой пропускания, соответствующей минимальному поглощению света гемоглобином крови, первый фотоприемник и первый регистратор изменения сигналов, последовательно соединенные установленный у второго выхода оптического делителя светофильтр с полосой пропускания, соответствующей максимальному поглощению света гемоглобином крови, второй фотоприемник и второй регистратор изменения сигналов, первый и второй блоки выборки-хранения, из которых вход второго соединен с выходом второго регистратора изменения сигналов, а выходы блоков через измеритель отношения соединены с регистратором выходного сигнала, и формирователь управляющих сигналов, соединенный с осветительно-проекционным блоком, регистраторами изменения сигналов, блоками выборки-хранения, измерителем отношения и регистратором выходного сигнала, дополнительно введены модель сравнения, усилитель с регулируемым коэффициентом передачи и дифференциальный усилитель, выход которого подключен к первому блоку выборки-хранения, при этом входы дифференциального усилителя подключены соответственно к выходу первого регистратора изменения сигналов и выходу усилителя с регулируемым коэффициентом передачи, вход которого соединен со вторым регистратором изменения сигналов.

Способ осуществляется следующим образом.

Осветителем с помощью осветительно-проекционного блока освещают сначала модель сравнения (эталонную модель глазного дна), характеристика которой соответствует норме или состоянию глазного дна до начала проведения лечения, принимаемому за начальный отсчет, относительно которого определяется изменение кровоснабжения при исследовании структуры глазного дна. Затем преобразуют отраженные от модели сравнения световые сигналы (Ф_1отр, Ф_2отр) двух спектральных диапазонов, соответствующих минимальному и максимальному поглощению света гемоглобином крови в электрические сигналы U_1отр, U_2отр.

Разность электрических сигналов ( U) определяется при этом выражением

U = U_1отр - U_2отр =

= Ф_{1отр 1} - Ф_{2отр 2} , (1) где ₁,₂ - коэффициенты преобразования (передачи) световых потоков в электрические сигналы, причем

_1отр=₀₁(₁),

(2)

_2отр= ₀₂(₂), где ₀₁,₀₂ - коэффициенты отражения модели сравнения световых потоков (₁), (₂) в спектральных диапазонах с длинами волн ₁, ₂соответствующими минимальному и максимальному поглощению света гемоглобином крови.

Таким образом, подставляя выражения (2) в (1) получаем

U=₀₁(₁)₁-

-₀₂(₂)₂=

=₀₁U₁-₀₂U₂, (3) где U₁=(₁)₁,

U₂=(₂)₂

В выражении (3) предполагается равенство электрических сигналов, т.е. U₁ = U₂ = =U. Обеспечение равенства напряжений U₁ и U₂ достигается выбором соответствующих значений коэффициентов передачи ₁ и ₂ (т.е. масштабированием) при юстировке. Масштабирование можно обеспечить выравниванием электрических сигналов U_1отр, U_2отр отраженных световых потоков при коэффициентах отражения ₁ = ₂ или ₁=₂ = 1 известным способом.

Следовательно, учитывая масштабирование, имеем

U=₀₁U-₀₂U.

При освещении модели сравнения устанавливают нулевое значение разности U электрических сигналов изменением соотношения коэффициентов передачи ₁, ₂. Изменение соотношения коэффициентов в данном случае обеспечивается, например, изменением одного коэффициента (например, ₂на величину ₂) при постоянстве другого (₁), т.е.

U=₀₁(₁)₁-

-₀₂(₂)(₂+₂)=

=₀₁U-₀₂U"=0, (4)

= = K_o , (5) где в данном случае

U₂"=(₂)(₂+₂).

Далее освещают осветительно-проекционным устройством исследуемую структуру глазного дна.

Затем при первоначально установленном (в норме) соотношении коэффициентов преобразования ₁, ₂+₂ определяют разность электрических сигналов световых потоков, отраженных от исследуемой структуры глазного дна, усиливают ее в В раз и далее производят оценку изменения величины кровообpащения K" по величине отношения усиленной в В раз величины разности электрических сигналов к величине электрического сигнала светового потока в спектральном диапазоне, соответствующем максимальному поглощению света гемоглобином крови, измеренного при первоначальном, установленном при юстировке, коэффициенте передачи ₂. Так как диапазон изменения величины разности сигналов в данном случае меньше диапазона изменения самих сигналов, следовательно целесообразно усиление разности сигналов. Причем, диапазон изменения усиленной разности сигналов целесообразно обеспечить равным диапазону изменения самих вычитаемых сигналов.

Таким образом, оценку K", характеристики изменения величины кровоснабжения К можно представить следующим образом:

K= = - B , (6) где ₁₁,₁₂ - коэффициенты отражения световых потоков от участка глазного дна в спектральных диапазонах, соответствующих минимальному и максимальному поглощению света гемоглобином крови;

В - коэффициент усиления.

Учитывая выражение (5), получим:

K"=(K₁-K_o)B=KB, (7)

где K_o= , K₁= - характеристики кровоснабжения соответственно в начальный и конечный моменты времени;

K=K₁-K_o- характеристика изменения величины кровоснабжения.

Следовательно, показано, что величина K" является оценкой изменения К кровоснабжения глазного дна, а из выражения (7) видно, что в предложенном способе оценки изменения кровоснабжения глазного дна повышается чувствительность измерения величины изменения кровоснабжения в В-раз по сравнению с прототипом.

На чертеже изображена функциональная схема предлагаемого устройства для оценки изменений кровоснабжения структур глазного дна.

Устройство содержит осветительно-проекционный блок 1, офтальмоскоп 2, оптический делитель 3, первый и второй светофильтры 4,5 с полосой пропускания у первого соответствующей минимальному, а второго - максимальному поглощению света гемоглобином крови, фотоприемники 6,7, регистраторы изменения сигналов 8,9, первый и второй блоки выборки-хранения 10,11, измеритель отношения 12, регистратор выходного сигнала 13, формирователь управляющих сигналов 14, модель сравнения 15, усилитель с регулируемым коэффициентом передачи 16 и дифференциальный усилитель 17.

Устройство работает следующим образом.

До нажатия кнопки "Пуск" на выходах формирователей управляющих сигналов 14 отсутствуют управляющие импульсы. В этом случае на выходе осветительно-проекционного блока 1 формируется световой поток слабой интенсивности, достаточной для удобного визуального наведения и наблюдения исследуемой структуры глазного дна или модели сравнения 15. При этом выходные напряжения регистраторов изменения сигналов 8,9 равны нулю при любых значениях фоновых напряжений на их входах, т.е. в данных устройствах подавляются паразитные фоновые напряжения, проникающие на их входы с выхода оптической системы офтальмоскопа 2 и проникающие через оптический делитель светового потока 3, светофильтры 4,5 и фотоприемники 6,7. Появление осуществляется компенсационным способом путем вычитания (хранимых и формируемых в этих регистраторах) компенсирующих поправок из их входных сигналов.

При нажатии кнопки "Пуск" формирователя управляющих сигналов 14 на первом, втором, третьем и четвертом выходах последнего появляется управляющий сигнал, причем сигнал на каждом последующем выходе появляется с задержкой относительно сигнала, формируемого на предыдущем выходе.

Коэффициенты передачи регистраторов изменения сигналов 8.9 удовлетворяют условию масштабирования, осуществляемому предварительно перед измерениями. При масштабировании начальный коэффициент передачи усилителя с регулируемым коэффициентом передачи 16 устанавливают равным единице. Свет от осветительно-проекционного блока 1 направляют непосредственно на оптический делитель 3 и нажатием кнопки "Пуск" измеряют выходной результат. Регулировкой коэффициентов передачи регистраторов изменения сигналов 8,9 добиваются равенства нулю результата, записываемого в регистратор выходного сигнала 13, который, в свою очередь, обеспечивается равенством нулю разности входных сигналов дифференциального усилителя 17, т.е. в этом случае

U=[(₁)₁-

-(₂)₂]B=

= U₁-U₂= 0, где U₁ = U₂ = U - входные напряжения дифференциального усилителя 17 при коэффициентах преобразования световых потоков ₁,₂, установленных при проведении масштабирования;

(₁),(₂) - световые потоки на выходах соответственно светофильтров 4 и 5, соответствующие спектральным составляющим светового потока от осветительно-проекционного блока 1 в диапазонах, соответствующих длинам волн ₁ и ₂;

В - коэффициент усиления дифференциального усилителя 17.

Далее предлагаемое устройство работает как в двух режимах, т.е. в режиме начальной установки по модели сравнения и в режиме непосредственного измерения изменения кровоснабжения структуры глазного дна относительно начальной величины кровоснабжения, задаваемой моделью сравнения 15 (эталоном). Модель сравнения в данном случае характеризует степень кровонасыщения (Ко) глазного дна в норме или до проведения курса лечения.

В первом режиме свет от осветительно-проекционного блока 1 направляют в оптическую систему офтальмоскопа 2, а через нее - на модель сравнения. Модель сравнения 15 наблюдают визуально глазом Б и осуществляют наводку на требуемый участок модели сравнения. Затем нажимают кнопку "пуск" формирователя управляющих сигналов 14. Сигналом, появляющимся на первом выходе формирователя управляющих импульсов 14, включаются в режим измерения регистраторы изменения сигналов 8,9. Сигнал на втором выходе запускает осветительно-проекционный блок 1 и на выходе последнего формируется световой сигнал (вспышка), содержащий как минимум две спектральные составляющие в диапазонах длин волн, например ₁ = 570 нм и ₂ = =540 нм, соответствующие минимальному и максимальному поглощению света гемоглобином крови и накладываемый на световой поток слабой интенсивности, используемый для визуального наблюдения.

Суммарный световой поток с выхода осветительно-проекционного блока 1 поступает в оптическую систему офтальмоскопа 2 и далее на модель сравнения 15. Отраженный от модели сравнения 15 световой поток поступает на вход оптического делителя 3, разделяется на две равные части и поступает через светофильтры 4,5 на выходы соответствующих фотоприемников 6,7, расположенных в фокусе изображения глазного дна, электрические сигналы на выходах которых пропорциональны величине попадающего на них светового потока. Далее электрические сигналы поступают на входы регистраторов изменения сигналов 8, 9, в которых подавляются фоновые паразитные составляющие, и далее с выхода первого регистратора 8 сигнала подается на первый (неинвертирующий) вход дифференциального усилителя 17 и с выхода второго регистратора 9 через усилитель с регулируемым коэффициентом передачи 16 подается на второй (инвертирующий) вход дифференциального усилителя 17, в котором осуществляется вычитание входных сигналов и усиление полученной разности, подаваемой на вход первого блока выборки хранения 10.

С появлением управляющего сигнала на третьем выходе формирователя управляющих сигналов 14 осуществляется запоминание усиленной величины разности в первом блоке выборки-хранения 10 и запоминание во втором блоке выборки-хранения 11 электрического сигнала с выхода второго регистратора изменений сигналов 9. В измерителе отношения 12 определяется величина отношения разности сигналов к величине выходного сигнала второго блока выборки-хранения 11.

С помощью управляющего сигнала, формируемого на четвертом выходе формирователя управляющих сигналов 14, осуществляется запись величины отношения в регистратор выходного сигнала 13, где результат индицируется в цифровом виде до начала следующего цикла измерения.

Производя повторные нажатия кнопки "пуск" формирователя управляющих сигналов 14 и контролируя при этом результат с помощью регистратора выходного сигнала 13, регулировкой коэффициента передачи усилителя 16 устанавливают нулевое значение результата записи в регистратор выходного сигнала 13. В данном случае условие равенства нулю числа в регистраторе выходного сигнала 13 обеспечивается равенством нулю разности входных сигналов U дифференциального усилителя 17, при ₁ , ранее установленном, и вновь установленном ₂+₂ коэффициентах передачи. Данное равенство представлено выражением (4).

Во втором режиме свет от осветительно-проекционного блока 1 через оптическую систему офтальмоскопа 2 направляют на глазное дно исследуемого глаза А визуальным наведением. Затем нажимают кнопку "пуск" формирователя управляющих сигналов 14, после чего вышеописанным способом осуществляется преобразование отраженных от глазного дна световых потоков, определяется отношение разности входных сигналов дифференциального усилителя 17 к величине выходного сигнала второго блока выборки-хранения 11. В блоке выборки-хранения 11 запоминается электрический сигнал светового потока (₂) , отраженного от глазного дна, формируемый с коэффициентом передачи ₂ . Таким образом, результат измерения K", хранимый в регистраторе выходного сигнала 13, описываемый выражением (7), и является результатом совместного решения уравнений (4) и (6). Следовательно, величина K" является характеристикой изменения кровоснабжения глазного дна, причем K"= = KB. Таким образом, с помощью предлагаемого устройства повышается в В раз чувствительность измерения изменений кровоснабжения структур глазного дна.

Используя набор моделей сравнения 15 с эталонными (i-ми) характеристиками кровоснабжения (К_oi), можно определять достаточно точно изменения (K_i) коэффициента кровонасыщения в различных точках его динамического диапазона, т.е.

K_i"=(K-K_oi)B

Предлагаемый способ и устройство для оценки изменений кровоснабжения структур глазного дна позволяют значительно повысить чувствительность измерения изменений кровоснабжения и тем самым выявлять начальные признаки патологии и контролировать результаты лечения, облегчают наблюдение болезни в динамике и раннюю диагностику различных заболеваний, связанных с нарушением кровоснабжения глазного дна.