способ определения концентраций компонентов пульсирующей мутной среды

Формула изобретения

1. Способ определения концентраций компонентов пульсирующей мутной среды, преимущественно компонентов крови, заключающийся в подаче линейно-поляризованного оптического излучения на исследуемую мутную среду, регистрации в течение времени, при котором происходит не менее одной пульсации среды, оптического сигнала, вышедшего из исследуемой среды, определении динамического изменения углового сдвига плоскости поляризации поляризованной составляющей излучения, вышедшего из исследуемой среды, отличающийся тем, что регистрируют интенсивность поляризованной составляющей излучения, прошедшего исследуемую среду, на разных длинах волн при пульсации исследуемой среды I_{d i} и между пульсациями I_{s i}, а концентрацию C_j j-го компонента среды (кроме глюкозы) определяют как где n - число компонентов, X_j - изменение длины оптического пути излучения, прошедшего исследуемую среду, приходящегося на j-й компонент, в том числе и Х_пл - изменение длины оптического пути излучения, прошедшего исследуемую среду, приходящегося на плазму крови, определяют из решения системы уравнений где - оптическая плотность пульсирующей составляющей среды на длине волны _i, - удельный спектральный показатель поглощения j-го компонента среды на длине волны _i, концентрацию глюкозы определяют как С_гл= /К Х_пл, где К - коэффициент пропорциональности.

2. Способ по п.1, отличающийся тем, что в месте подач излучения на исследуемую мутную среду формируют локальную деформацию этой среды.

3. Способ по п.1, отличающийся тем, что при определении концентраций компонентов крови живого человека в качестве пульсирующей мутной среды используют участок уха.

4. Способ по п.3, отличающийся тем, что в качестве участка уха используют мочку.

5. Способ по п.1, отличающийся тем, что пульсацию среды формируют внешним воздействием на исследуемую среду.

Описание изобретения к патенту

Изобретение относится к области оптических измерений и может быть использовано для определения концентраций компонент мутных сред, в том числе компонент крови в живых организмах.

Известен способ определения концентраций компонент мутной среды, заключающийся в подаче оптического излучения на исследуемую мутную среду, регистрации вышедшего из среды излучения на разных длинах волн, по которым определяют соотношение концентраций компонент (оксигемоглобина и дизоксигемоглобина) [1].

Устройство для осуществления этого способа содержит блок излучения, оптически связанный через исследуемую среду с блоком регистрации излучения, подключенным к блоку обработки сигналов и отображения информации [1].

Этот способ и устройство позволяют со значительной погрешностью определять соотношение концентраций оксигемоглобина и дизоксигемоглобина неинвазивным способом (без повреждения кожных покровов). Низкая точность обусловлена тем, что исследуемая среда - мутная среда, поэтому регистрируемое излучение проходит в этой среде разные оптические пути и в результате этого определяемое соотношение искомых концентраций компонент крови не является линейной функцией от среднего оптического пути. А поэтому для разных участков тела (а тем более для разных пациентов), где проводятся исследования, результаты существенно отличаются.

Наиболее близким к заявляемому изобретению является способ определения концентраций компонент пульсирующей мутной среды, заключающийся в подаче оптического излучения на исследуемую пульсирующую мутную среду, регистрации в течение времени, при котором происходит не менее одной пульсации исследуемой среды, вышедшего из нее оптического сигнала, в спектре которого определяют пары областей, удовлетворяющих определенному критерию, по параметрам спектральных компонент этих пар областей вычисляют концентрации компонент мутной среды [2].

Устройство для реализации способа, содержащее блок излучения, блок регистрации излучения, подключенный к блоку управления и обработки сигналов, связанный с блоком излучения, который оптически связан через исследуемую пульсирующую мутную среду с блоком регистрации излучения [2].

Недостатком известного способа и устройства является сложность в его реализации, так как необходимо создать спектрофотометр с высоким спектральным разрешением в широком спектральном диапазоне (в видимом и ближнем инфракрасном диапазонах спектра), чтобы обеспечить точный подбор спектральных пар. При этом спектрофотометр оказывается достаточно дорогим и габаритным.

Изобретение решает задачу регистрации концентраций компонент мутных сред.

Сущность изобретения заключается в автоматизации технологии определения концентраций компонент мутных сред без внедрения в исследуемую среду.

Технический результат от использования изобретения заключается в неинвазивном определении концентраций компонент крови, например глюкозы и гемоглобина.

Указанный технический результат достигается тем, что в способе определения концентраций компонент исследуемой мутной среды, заключающемся в подаче оптического излучения на исследуемую мутную среду, регистрации в течение времени, при котором происходит не менее одной пульсации среды, оптического сигнала, вышедшего из исследуемой среды, излучение, падающее на пульсирующую мутную среду, формируют линейно-поляризованным, регистрируют поляризованную составляющую излучения, прошедшего исследуемую среду, по изменениям параметров этой составляющей излучения, обусловленными пульсацией исследуемой среды, судят о концентрациях компонент исследуемой среды.

Изменения параметров поляризованной составляющей излучения, прошедшего исследуемую среду, определяют на разных длинах волн излучения в виде

I_{d i}/I_{s i},

где I_{d i} - интенсивность поляризованной составляющей излучения на длине волны i при пульсации исследуемой среды, I_{s i} - интенсивность поляризованной составляющей излучения на длине волны i между пульсациями исследуемой среды.

Изменения параметров поляризованной составляющей излучения, прошедшего исследуемую среду, можно также определять в виде

где - угловой сдвиг плоскости поляризации поляризованной составляющей излучения, вышедшего из исследуемой среды, относительно углового положения плоскости поляризации излучения, падающего на исследуемую среду при пульсации этой среды, - угловой сдвиг плоскости поляризации поляризованной составляющей излучения, вышедшего из исследуемой среды, относительно углового положения плоскости поляризации излучения, падающего на исследуемую среду между пульсациями этой среды.

Целесообразно в месте подачи излучения на исследуемую мутную среду (участок тела пациента) формировать локальную деформацию этой среды.

Пульсацию среды можно формировать внешним воздействием на исследуемую среду.

Целесообразно при определении концентраций компонент крови живого человека в качестве пульсирующей мутной среды использовать участок уха. В качестве участка уха предпочтительно использовать мочку.

Указанный технический результат также достигается тем, что в устройство для определения концентраций компонент мутной среды, содержащее блок излучения, блок регистрации излучения, подключенный к блоку управления и обработки сигналов, связанный с блоком излучения, дополнительно содержит анализатор и блок формирования линейной поляризации с вращением плоскости поляризации, оптически связанный с выходом блока излучения и через анализатор - с входом блока регистрации излучения.

Устройство может дополнительно содержать блок формирования пульсаций, связанный по вибросигналу с исследуемой мутной средой и электрически подключенный к блоку управления и обработки сигналов.

Проведенный анализ уровня техники, включающий поиск по патентным и научно-техническим источникам информации и выявление источников, содержащих сведения об аналогах заявляемого изобретения, позволяет установить, что заявителем не обнаружены технические решения, характеризующиеся признаками, идентичными всем существенным признакам заявляемого изобретения. Определение из перечня выявленных аналогов прототипа позволило выявить совокупность существенных (по отношению к усматриваемому заявителем техническому результату) отличительных признаков в заявляемом объекте, изложенных в формуле изобретения.

Следовательно, заявляемое изобретение соответствует требованию «новизна» по действующему законодательству.

Сведений об известности отличительных признаков в совокупности признаков известных технических решений с достижением такого же как у заявляемого изобретения положительного эффекта не имеется. На основании этого сделан вывод, что, предлагаемое техническое решение соответствует критерию «изобретательский уровень».

Способ и устройство определения концентраций компонент мутной среды, преимущественно крови, поясняются фиг.1, 2.

На фиг.1 представлена структурная схема устройства для определения концентраций компонент пульсирующей мутной среды.

На фиг.2 представлено упрощенное конструктивное исполнение основных узлов устройства.

Способ определения концентраций компонент мутной среды заключается в следующем.

Формируют линейно-поляризованное оптическое излучение и подают его на исследуемую пульсирующую мутную среду (пульсации в сложном живом организме вызваны биением сердца). Следует отметить, что исследуемую среду для поляризованной составляющей излучения, прошедшего эту среду, можно рассматривать как нерассеивающую. Физическую модель среды для этого случая можно представить в виде набора плоскопараллельных пластин, расположенных перпендикулярно к вектору направления распространения излучения. Каждая из пластин соответствует своей компоненте среды и обладает соответствующим спектральным поглощением. Одной из таких «пластин» для крови является плазма, в которой содержится глюкоза. При этом при прохождении через плазму поляризованного излучения происходит поворот плоскости поляризации на угол, пропорциональный концентрации глюкозы (на этом принципе основана работа сахориметров). При пульсации толщина «пластин» изменяется.

Регистрируют во время пульсаций (для систолической волны: при повышенном давлении крови, вызванном биением сердца) интенсивность излучения I _{s i} на разных длинах волн ( i - i-ая длина волны).

где - коэффициент пропускания оболочки исследуемой среды (кожи) на длине волны i, - интенсивность излучения на длине волны) i, падающего на исследуемую среду, - удельный спектральный показатель поглощения j-й компоненты среды на длине волны i, X_sj - толщина эквивалентной пластины, соответствующей j-компоненте среды при пульсации.

Регистрируют между пульсациями среды (для диастолической волны: при пониженном давлении крови) интенсивность излучения на разных длинах волн ( i).

где X_dj - толщина эквивалентной пластины, соответствующей j-компоненте среды между пульсациями.

С учетом выражений (1, 2) получаем уравнение вида

где - оптическая плотность пульсирующей составляющей среды на длине волны i, Х_j=X_sj-Х _dj, - изменение толщины эквивалентной пластины, соответствующей j-компоненте среды, вызванное пульсацией среды.

Из решения системы, составленной из уравнений вида (3), определяем значения X₁, X₂,... X_j,... X_n, соответствующие компонентам 1...j...n исследуемой среды.

Обозначим через

Тогда концентрацию, C_j, j-компоненты среды можно определить как

В данном случае концентрации компонент среды рассматриваются как безразмерные величины (доля в объеме среды).

Концентрацию глюкозы таким образом сложно определить из-за ее малой величины (чувствительность современных приборов не позволяет). Для определения концентрации глюкозы регистрируют во время пульсаций угловой сдвиг плоскости поляризации составляющей излучения (на одной из длин волн, например, на длине волны 619 нМ), вышедшего из исследуемой среды, относительно углового положения плоскости поляризации излучения, падающего на исследуемую среду

где К - коэффициент пропорциональности, X _ПЛS - толщина эквивалентной пластины, соответствующей плазме крови при пульсации среды, С_ГЛ - концентрация глюкозы.

Регистрируют между пульсациями (для диастолической волны: при пониженном давлении крови) угловой сдвиг плоскости поляризации составляющей излучения (на той же длине волны, на которой определяли ), вышедшего из исследуемой среды, относительно углового положения плоскости поляризации излучения, падающего на исследуемую среду.

где Х_ПЛD - толщина эквивалентной пластины, соответствующей плазме крови между пульсациями среды.

С учетом выражений (6, 7) концентрацию глюкозы С _гл определяем по формуле

где X_ПЛ - изменение толщины эквивалентной пластины, соответствующей плазме крови, определяемой из решения системы уравнений (3).

Для увеличения уровня пульсации среды (это приводит к повышению точности определения компонент среды) в месте подаче излучения для исследуемой мутной среды формируют локальную постоянную деформацию на время проведения измерения. Это можно сделать нажатием на среду (на участок тела). При этом часть крови и межклеточной жидкости выдавливается из исследуемой области тела. Доля пульсирующей составляющей крови в этом месте становится больше и, как следствие, амплитуда пульсации оптического сигнала возрастает.

Для увеличения пульсации среды ее можно формировать внешним воздействием на исследуемую среду, например путем подачи на среду внешнего вибросигнала.

Проведенные экспериментальные исследования показали, что при определении концентраций компонент крови живого человека в качестве пульсирующей мутной среды целесообразно использовать участок уха (внешняя часть уха). Доля поляризованной составляющей излучения, прошедшего через участок уха, оказывается наибольшей по сравнению с другими участками тела. Наиболее удобный участок - мочка уха.

Способ определения концентраций компонент пульсирующей мутной среды реализуется с помощью устройства, блок-схема которого показана на фиг.1 (блок питания не показан). Устройство содержит блок излучения 1, блок регистрации излучения 2, подключенный к блоку 3 управления, обработки сигналов и отображения результатов, связанный с блоком излучения 1. Блок излучения 1 оптически связан с блоком 2 регистрации излучения через исследуемую мутную среду 4. Устройство также содержит анализатор излучения 5 и блок 6 формирования линейной поляризации с вращением плоскости поляризации, оптически связанный с выходом блока 1 излучения через исследуемую мутную среду 4, анализатор 5 - с входом блока 2 регистрации излучения.

Устройство может также дополнительно содержать блок 7 формирования пульсаций, имеющий механическую связь с исследуемой мутной средой 4 и электрически подключенный к блоку 3 управления, обработки сигналов и отображения результатов.

Блок излучения 1 может быть выполнен в виде набора светодиодов (11, 12, 13), работающих на разных длинах волн (диапазон спектра излучения набора светодиодов может, например, быть от 0,58 до 0,95 мкм, диапазон может и более широким).

В состав блока 2 регистрации излучения может входить фотоприемник 21, выполненный на основе фотодиода, электронные защелки(схемы выборки хранения) 22, 23, 24, усилители сигналов 25, 26, 27. При этом фотоприемник 21 оптически связан через анализатор 5 с исследуемой средой 4. Выход фотоприемника 21 электрически подключен к электронным защелкам 22, 23, 24, управляющие входы которых подключены к соответствующим выходам блока 3. Выходы защелок 22, 23, 24 подключены через усилители 23, 24, 25 к соответствующим входам блока 3.

Блок 3 управления, обработки сигналов и отображения результатов может быть, например, выполнен на микроконтроллере MSP430P325 (имеет в своем составе 12-разрядный аналого-цифровой преобразователь с коммутатором сигналов на входе), подключенный соответствующими входами-выходамии к персональному компьютеру.

Блок 6 формирования линейной поляризации с вращением плоскости поляризации может содержать поляризатор излучения 61 и узел 62 вращения плоскости поляризации, выполненный, например, на жидком кристалле, электроды которого подключены через цифроаналоговый преобразователь 63 к соответствующим выходам блока 3. Поляризатор излучения 61 оптически связан с выходом блока излучения 1 и через узел 62 - с анализатором излучения 5.

Блок 7 формирования пульсаций может иметь разное исполнение. Например, в виде электрического звонка или микродвигателя постоянного тока, на оси которого закреплен грузик, центр тяжести которого смещен относительно оси двигателя. При этом корпус двигателя имеет механическую связь (связь по вибросигналу) с исследуемым участком тела. Клеммы питания двигатели электрически связаны с соответствующими выходами блока 3.

На фиг.2 представлено упрощенное конструктивное исполнение основных узлов устройства. 8, 9 - корпуса устройства (показаны частично). В корпусе 8 установлен блок 1 излучения, оптически связанный через поляризатор излучения 61, узел 62 для вращения плоскости поляризации, выходное окошко 14 (окошко может быть выполнено в виде оптически прозрачного цилиндра диаметром от 1 до 5 мм (может быть и больше), толщиной от 1 до 5 мм), исследуемую пульсирующую мутною среду 4 (мочка уха), входное окошко 15 (может быть выполнено в виде оптически прозрачного цилиндра диаметром от 1 до 5 мм (может быть и больше), толщиной от 1 до 5 мм), анализатор излучения 5 с блоком 2 регистрации излучения. Остальные блоки на фиг.2 не показаны. При установке на исследуемом объекте 4 (мочке уха) корпусов 8, 9 конструкция крепления этих корпусов должна обеспечивать совпадение оптических осей узлов 1, 61, 62 и узлов 5, 9. Конструкция крепления корпусов 8, 9 не показана, поскольку она выполняется известными техническими решениями (например, по принципу бельевой прищепки, когда к одной половине прищепки прикрепляется корпус 8, а к другой - корпус 9, а пружина прищепки обеспечивает формирование локальной деформации исследуемого объекта). В дополнительном корпусе 16 по необходимости может устанавливаться блок формирования пульсаций 7.

Устройство работает следующим образом.

На исследуемом объекте 4 (мочке уха) устанавливают корпусы 8, 9. При этом окошки 10, 11 слегка вдавливаются в исследуемый объект 4, создавая локальную деформацию. С блока 3 управления, обработки сигналов и отображения результатов на элементы излучения 11, 12, 13 (светодиоды) блока излучения 1 поочередно подаются импульсы подсвета. При поступлении импульса подсвета на оптическом выходе соответствующего элемента (11, 12, 13) формируется излучение. Это излучение проходит поляризатор 61 блока 6 формирования линейной поляризации с вращением плоскости поляризации и становится линейно-поляризованным. С блока 3 на цифро-аналоговый преобразователь 63 подаются меняющиеся во времени с постоянным периодом цифровые коды (цифровые эквиваленты текущего значения синусоидального сигнала), по которым на его выходе формируется синусоидальный сигнал с постоянной амплитудой и периодом (этот период значительно меньше (на два три порядка) периода следования импульсов подсвета). При этом плоскость поляризации линейно-поляризованного излучения, поступающего с поляризатора 61, на выходе узла 62 начинает вращаться (поворачиваться) вокруг вектора направления распространения излучения. Излучение проходит исследуемую пульсирующую мутную среду 4, частично деполяризуется, проходит анализатор 5 и поступает на оптический вход фотоприемника 21 блока регистрации излучения 2. Следует отметить, что интенсивность поляризованной составляющей излучения на входе фотоприемника 21 (ее доля во всем излучении составляет не более 0,01%, для случая, когда в качестве исследуемого объекта используется мочка уха), в соответствии с законом Малю оказывается пропорциональным квадрату косинуса угла между главным сечением анализатора 5 и угловым положением плоскости поляризации излучения, поступающего на анализатор 5. При этом на выходе фотоприемника 21 формируется электрический сигнал, соответствующий поляризованной составляющей излучения, в виде суммы последовательностей импульсов (число последовательностей равно числу элементов излучения блока излучения 1), длительность которых соответствует длительности импульса подсвета, а огибающая амплитуды каждой последовательности импульсов повторяет форму синусоидального сигнала, частота которого равна удвоенному значению частоты синусоидального сигнала, управляющего работой узла 62 (в соответствии с законом Малю), а амплитуды синусоид пропорциональны интенсивности излучения соответствующего элемента (11, 12, 13) блока излучения 1 и описываются для моментов пульсаций и промежутков между пульсациями выражениями (1), (2) (частота сигнала, управляющего работой узла 62 выбирается значительно больше частоты пульсации исследуемой среды, т.е. частоты биения сердца). Из блока 3 на защелки 22, 23, 24 поступают управляющие сигналы, по которым в них запоминается уровень выходного сигнала фотоприемника 21. При этом, когда светится элемент 11, сигнал с выхода фотоприемника 21 запоминается в защелке 22, когда светится элемент 12, сигнал с выхода фотоприемника 21 запоминается в защелке 23, а когда светится элемент 13, то сигнал с выхода фотоприемника 21 запоминается в защелке 24. С выходов защелок сигналы проходят через узкополосные усилители 25, 26, 27, максимальный коэффициент усиления которых обеспечивается на частоте, равной удвоенному значению частоты сигнала, управляющего работой узла 62 (т.е. на частоте, соответствующей частоте полезного сигнала). При этом с выхода усилителей 25, 26, 27 на соответствующие входы блока 3 подаются синусоидальные сигналы, амплитуды которых описываются выражениями (пропорциональны интенсивности I) (1), (2). В блоке 3 сигналы преобразуются в эквивалентные цифровые коды, подвергаются дополнительной цифровой фильтрации, выделяются фрагменты, соответствующие моментам пульсации (выражение (1)) и промежуткам между пульсациями (выражение (2)), а затем в соответствии с выражениями (3), (4), (5) определяют концентрации компонент среды (кроме глюкозы).

Для одной длины волны (например, 619 нм, работа, например, элемента 11 блока излучения 1) определяют относительно моментов времени, соответствующих переходу через ноль сигнала, управляющего работой узла 62, фазовые сдвиги сигнала с выхода усилителя 25. Для моментов времени, соответствующих пульсации, это - , а для моментов времени, соответствующих промежутку между пульсациями, это - . В соответствии с выражением (8) определяют концентрацию глюкозы.

Для повышения точности определения концентраций компонент исследуемой среды можно использовать дополнительный блок формирования пульсаций 7.

Экспериментальные исследования подтвердили работоспособность заявляемого способа и устройства.

ИСТОЧНИКИ ИНФОРМАЦИИ

1. Патент TW 453862 В, 11.09.2001.

2. Патент RU 2298396.