Способ определения физико-биологических параметров кожи и концентраций производных гемоглобина в крови



Способ определения физико-биологических параметров кожи и концентраций производных гемоглобина в крови
Способ определения физико-биологических параметров кожи и концентраций производных гемоглобина в крови
Способ определения физико-биологических параметров кожи и концентраций производных гемоглобина в крови
Способ определения физико-биологических параметров кожи и концентраций производных гемоглобина в крови
Способ определения физико-биологических параметров кожи и концентраций производных гемоглобина в крови
Способ определения физико-биологических параметров кожи и концентраций производных гемоглобина в крови
Способ определения физико-биологических параметров кожи и концентраций производных гемоглобина в крови
Способ определения физико-биологических параметров кожи и концентраций производных гемоглобина в крови
Способ определения физико-биологических параметров кожи и концентраций производных гемоглобина в крови
Способ определения физико-биологических параметров кожи и концентраций производных гемоглобина в крови
Способ определения физико-биологических параметров кожи и концентраций производных гемоглобина в крови
Способ определения физико-биологических параметров кожи и концентраций производных гемоглобина в крови
Способ определения физико-биологических параметров кожи и концентраций производных гемоглобина в крови
Способ определения физико-биологических параметров кожи и концентраций производных гемоглобина в крови
Способ определения физико-биологических параметров кожи и концентраций производных гемоглобина в крови
Способ определения физико-биологических параметров кожи и концентраций производных гемоглобина в крови
Способ определения физико-биологических параметров кожи и концентраций производных гемоглобина в крови

 


Владельцы патента RU 2545814:

Белорусский государственный университет (БГУ) (BY)

Изобретение относится к области медицины и может быть использовано в медицинской диагностике и терапии. Способ определения физико-биологических параметров кожи и концентраций производных гемоглобина в крови путем посылки на кожу поляризованного оптического излучения с известным спектром, регистрации сигналов диффузно-отраженного кожей света с поляризацией, ортогональной поляризации посылаемого на кожу излучения. Оптическое излучение фокусируют на поверхность кожи в пятно облучения, регистрируют сигналы диффузно-отраженного кожей света P(ρ, λ) в спектральном диапазоне λ=450-800 нм не менее чем от двух кольцевых областей на поверхности кожи, расположенных на различных расстояниях ρ от пятна облучения. Далее определяют разностные сигналы r(ρ, λ)=ln(P(ρ0, λ)/P(ρ, λ)), где ρ0 - расстояние до ближайшего к пятну облучения кольца регистрации, а также физико-биологические параметры кожи и концентрации производных гемоглобина в крови определяют путем решения обратной задачи с использованием аналитических выражений, аппроксимирующих зависимость r(ρ, λ) от определяемых параметров. Изобретение обеспечивает точное определение параметров без необходимости проведения калибровочных изменений и увеличение количества определяемых параметров. 6 ил.,1 табл.

 

Изобретение относится к области медицинского приборостроения.

Известен способ определения содержания производных гемоглобина в крови [1], основанный на измерении оптической плотности гемолизированного однопроцентного раствора крови на длинах волн в диапазоне 450-650 нм и определении концентраций оксигемоглобина, деоксигемоглобина, карбоксигемоглобина и метгемоглобина, из решения системы уравнений

где D(λi) - оптическая плотность раствора крови на i-й длине волны; l - толщина слоя крови; εji) - молярные коэффициенты поглощения j-й производной гемоглобина на i-й длине волны; Сj - концентрация j-й производной; n - число анализируемых производных гемоглобина; m - число используемых длин волн; i=1, 2, …, m. Данный способ не обладает оперативностью и требует высокой квалификации медперсонала, поскольку предполагает взятие пробы крови и ее обработку в трансформирующем растворе. Кроме того, взятие пробы крови шприцом сопряжено с травмированием пациента и риском его инфицирования.

Известен ряд способов неинвазивного анализа содержаний гемоглобинов в крови, использующих принципы светодиодной пульсоксиметрии [2-4]. Данные способы включают измерение зависимости светового потока, прошедшего через слой ткани с пульсирующей артериальной кровью, от времени; исключение постоянной составляющей потока, обусловленной капиллярами, венами и другими непульсирующими элементами ткани; определение оптической плотности D(λi) артериальной крови на характеристических длинах волн λi (i=1, …, m) анализируемых производных гемоглобина и вычисление концентраций Cj (j=1, …, n) производных гемоглобина в артериальной крови из решения системы уравнений вида (1), где l - длина пути фотона в ткани. К недостаткам данных способов следует отнести их привязку к кардиоколебаниям кровотока в ткани, что существенно ограничивает область их применения, а также влияние на результат измерений ширины линий излучения светодиодов и рассеивающих свойств ткани, определяющих величину l и ее спектральную зависимость. Кроме того, вследствие существенного перекрытия спектров поглощения производных гемоглобина система из m уравнений (1) с n неизвестными при m~n является плохо обусловленной, а ее решение - неустойчивым к погрешностям измерения оптической плотности. В результате данные методы не позволяют достичь необходимую для медицинской практики точность анализа гемоглобинного состава.

Известны способ и устройство для определения физико-биологических характеристик кожи и слизистых оболочек in vivo [5], основанные на измерении сигналов (Р) диффузного отражения ткани в спектральных участках 460-490 нм, 520-590 нм, 650-690 нм и 900-950 нм; определении оптической плотности D=lg(Pref/P), где Pref - опорный сигнал от светорассеивающего эталона; и вычислении концентраций оптически активных компонентов ткани (оксигемоглобин, деоксигемоглобин, меланин, коллаген) из решения системы линейных уравнений (1) для оптической плотности многокомпонентной среды. В [6] описан близкий по сути способ, отличающийся тем, что оптическая плотность D(λ) измеряется на длинах волн λ=560, 578, 620 и 720 нм. Данные методы основаны на принципе аддитивности оптических плотностей, согласно которому оптическая плотность многокомпонентной среды равна сумме оптических плотностей ее отдельных компонентов. В условиях многократного рассеяния света, которое имеет место в биологических тканях, этот принцип, строго говоря, не применим, поскольку поглощение света каждой компонентой зависит от оптического пути, проходимого светом в среде с учетом его многократного рассеяния и поглощения всеми другими компонентами среды. Кроме того, данные способы требуют калибровочных измерений и не позволяют определять содержания в крови дисгемоглобинов (карбокси-, мет- и сульфгемоглобина), что в ряде случаев существенно снижает точность диагностики и делает данные способы неприменимыми при некоторых патологических состояниях организма человека.

Известен также способ определения концентраций оптически-активных компонентов ткани [7], основанный на подведении зондирующего излучения к ткани и сборе рассеянного ею светового потока с использованием оптических волокон, измерении отражательной способности ткани в УФ и видимой областях спектра, и моделировании теоретического спектра отражательной способности ткани по отношению к экспериментальному путем подбора модельных параметров. Данный способ предполагает соприкосновение волоконно-оптического датчика с тканью, что приводит к изменению ее оптических параметров (за счет небольшого нажима) и искажает результат измерений. Кроме того, данный способ требует использования калибровочного диффузного отражателя с известными и неменяющимися со временем оптическими параметрами.

Наиболее близким к заявляемому изобретению является способ определения концентраций общего гемоглобина в коже и степени оксигенации крови [8], включающий освещение кожи поляризованным излучением с известным спектром; регистрацию мультиспектрального изображения кожи с поляризацией, ортогональной поляризации освещающего излучения; конвертацию спектральных слоев изображения кожи в спектральные значения ее коэффициента диффузного отражения путем сравнения изображения кожи с изображением белого диффузного отражателя; и определение параметров кожи из решения системы уравнений для спектральных значений ее коэффициента диффузного отражения.

Данный способ позволяет определять параметры кожи без контакта с ней измерительного устройства. Однако при этом остается необходимость проведения калибровочных измерений. Кроме того, в данном способе диффузно отраженный от кожи свет собирают в пределах области ее освещения. Соответствующие фотоны проходят в коже относительно небольшой оптический путь, что выражается в низкой чувствительности регистрируемых световых потоков к концентрациям компонентов кожи и крови. В связи с этим данный способ не позволяет определять патологические формы гемоглобина, спектры поглощений которых существенно перекрываются с аналогичными спектрами основных форм гемоглобина.

Предлагаемое изобретение направлено на повышение точности определения физико-биологических параметров кожи и концентраций производных гемоглобина в крови, исключение необходимости проведения калибровочных измерений и расширение функциональных возможностей способа, за счет увеличения количества определяемых параметров.

Для решения данных задач в способе определения физико-биологических параметров кожи и концентраций производных гемоглобина в крови путем посылки на кожу поляризованного оптического излучения с известным спектром, регистрации сигналов диффузно отраженного кожей света с поляризацией, ортогональной поляризации посылаемого на кожу излучения, оптическое излучение фокусируют на поверхность кожи в пятно облучения, регистрируют сигналы диффузно отраженного кожей света P(ρ, λ) в спектральном диапазоне λ=450-800 нм не менее чем от двух кольцевых областей на поверхности кожи, расположенных на различных расстояниях ρ от пятна облучения; определяют разностные сигналы r(ρ, λ)=ln(P(ρ0, λ)/P(ρ, λ)), где ρ0 - расстояние до ближайшего к пятну облучения кольца регистрации; а физико-биологические параметры кожи и концентрации производных гемоглобина в крови определяют путем решения обратной задачи с использованием аналитических выражений, аппроксимирующих зависимость r(ρ, λ) от определяемых параметров.

Измерения сигналов диффузно отраженного кожей света при различных расстояниях от области облучения кожи позволяют избавиться от необходимости использования эталонного отражателя и повысить удобство практического использования способа. Чувствительность способа к концентрациям компонентов кожи и крови повышается за счет большего оптического пути, проходимого светом в кожной ткани. Аналитические выражения, связывающие измеряемые сигналы с физико-биологическими параметрами кожи и концентрациями производных гемоглобина в крови, позволяют повысить точность диагностики и увеличить количество определяемых параметров.

Сущность данного изобретения поясняется с помощью фиг.1-6.

На фиг.1 представлен возможный вид устройства для измерения спектрально-пространственных характеристик диффузного отражения кожи.

На фиг.2 изображены разностные сигналы диффузно отраженного кожей света при ρ0=0.4 мм и ρ=0.8 (1), 1.2 (2), 1.6 (3) мм, смоделированные методом Монте-Карло (точки) и рассчитанные аналитически (кривые).

На фиг.3 сопоставлены известные (ось абсцисс) и восстановленные из сигналов r(ρ, λ) (ось ординат) концентрации оксигемоглобина.

На фиг.4 сопоставлены известные (ось абсцисс) и восстановленные из сигналов r(ρ, λ) (ось ординат) концентрации метгемоглобина.

На фиг.5 сопоставлены известные (ось абсцисс) и восстановленные из сигналов r(ρ, λ) (ось ординат) концентрации карбоксигемоглобина.

На фиг.6 сопоставлены известные (ось абсцисс) и восстановленные из сигналов r(ρ, λ) (ось ординат) концентрации сульфгемоглобина.

Одна из возможных схем бесконтактного оптического измерителя параметров кожи приведена на фиг.1. Измеритель содержит широкополосный источник излучения 1, передающие оптические волокна 2 и 4, монохроматор 3, взаимно ортогональные поляризаторы 5 и 8, фокусирующее линзовое устройство 6, монохромную (черно-белую) ПЗС-камеру 9, блок управления источником излучения, регистрации и обработки сигналов 10. С помощью линзового устройства 6 можно обеспечить любой диаметр пятна облучения, а с помощью ПЗС-камеры 9 получить двумерное распределение потока рассеянного кожей излучения. Таким образом, измерения могут производиться дистанционно, т.е. без контакта измерителя с телом пациента. Угол падения излучения на кожу должен выбираться с учетом того, чтобы отраженное от поверхности 7 излучение не попадало в объектив камеры, а регистрировалось только диффузное излучение, отраженное внутренними слоями кожи. Устранить влияние отраженного от поверхности излучения на регистрируемые оптические сигналы можно также путем использования в каналах посылки и регистрации излучения взаимно-ортогональных поляризаторов 5 и 8. Поскольку излучение, отражаемое поверхностью, сохраняет исходную поляризацию, то использование скрещенных поляризаторов позволяет блокировать эту помеховую составляющую сигналов.

На основе рассматриваемой схемы можно проводить измерение азимутально-усредненных потоков рассеянного излучения F(ρ, λ) на различных расстояниях ρ от центра пятна облучения. Для исключения необходимости изготовления и использования калибровочного образца с оптическими параметрами, известными в широком спектральном диапазоне и не меняющимися со временем, будем оперировать только с разностными сигналами диффузного отражения (ДО)

где - мощность излучения, попадающего в объектив камеры с участка кожи, ограниченной кольцом радиусом ρ и толщиной Δρ; ρ0 - радиус ближайшего к области облучения приемного кольца.

На сегодняшний день наилучшим методом, позволяющим рассчитывать характеристики светорассеяния многослойной среды без ограничений по ее ОП и геометрии эксперимента, является метод Монте-Карло (МК). Данный метод основан на многократном повторении численного эксперимента по расчету случайной траектории фотона в исследуемой среде с последующим обобщением полученных результатов. Каждый фотон характеризуется собственным "весом", декартовыми координатами, задающими его положение в среде, и направляющими косинусами, задающими направление его движения. Первоначальный "вес" каждого фотона равен единице. При "блуждании" фотона в среде его "вес" уменьшается за счет френелевского отражения от поверхности среды, а также процессов поглощения и рассеяния в среде. Траектория фотона прослеживается до тех пор, пока его "вес" не станет меньше заранее заданной величины (в наших расчетах использовалась величина 10-4), либо фотон не выйдет за пределы рассматриваемых границ. Определение начальных условий ввода фотонов в среду и условия их детектирования при заданных геометрических параметрах эксперимента основываются на подходе лучевой оптики.

Для расчета сигналов r(ρ, λ) важным является радиальное распределение обратно-рассеянных средой фотонов. Метод МК позволяет получить его в виде массива H[i], каждый элемент которого равен суммарному "весу" фотонов, вылетевших из среды на расстояниях ρi от центра пятна облучения в пределах телесного угла, под которым из точки вылета фотона виден объектив камеры. Длина волны света в методе МК неявно задается через оптические параметры среды. Для этого используется оптическая модель кожи.

Кожа моделируется как среда, состоящая из двух слоев (эпидермис и дерма) с одинаковыми параметрами светорассеяния (β, g) и различными коэффициентами поглощения. Роговой слой, в силу малой оптической толщины, играет крайне незначительную роль в диффузном отражении света, поэтому он условно включен в состав эпидермиса. Анатомические области дермы (сосковидная, ретикулярная, поверхностное и глубинное сплетение сосудов) не имеют ни четких физических границ, ни принципиальных морфологических различий, поэтому все они заменены одним однородным слоем. Более глубокие слои кожи (жировой слой и мышечная ткань) практически не участвуют в процессе отражения света с λ=450-800 нм по причине его сильного ослабления вышележащими слоями. Модельными параметрами являются: n - показатель преломления кожи; β′(λ0) - транспортный коэффициент рассеяния соединительной ткани на λ0=600 нм; ρMie - доля рассеяния Ми в общем рассеянии ткани на λ=400 нм; x - параметр спектральной зависимости транспортного коэффициента рассеяния Ми; Le - толщина эпидермиса; fm - объемная концентрации меланина в эпидермисе; Cbil - концентрация билирубина в дерме; fbl - объемная концентрация капилляров в дерме; dv - средний диаметр капилляров; CtHb - концентрация общего гемоглобина в крови; S - степень оксигенации крови. Оптические параметры кожи рассчитываются по формулам

где β′ и g - транспортный коэффициент рассеяния и фактор анизотропии рассеяния эпидермиса и дермы [9]; ke и kd - коэффициенты поглощения эпидермиса и дермы; kt - коэффициент поглощения соединительной ткани (обескровленной); kbl - коэффициент поглощения крови; ε H b O 2 , εHb и εbil - молярные коэффициенты поглощения оксигемоглобина, деоксигемоглобина и билирубина в мм-1/(моль/л); µtHb=64500 г/моль - молярная масса гемоглобина; µbil=585 г/моль - молярная масса билирубина; tdif=5 - отношение концентраций билирубина в крови и в окружающей ткани, в общем случае, зависящее от коэффициента диффузии билирубина через стенки кровеносных сосудов; α - поправочный коэффициент, учитывающий эффект локализованного поглощения света кровеносными сосудами [10]

Метод МК при всех его достоинствах не удобен для практического использования, поскольку не позволяет выполнять обработку экспериментальных данных в режиме реального времени. В связи с этим нами получены выражения, позволяющие рассчитывать измеряемый в эксперименте оптические сигналы r(ρ, λ) в простом аналитическом виде, причем с точностью метода МК. Для этого генерировались случайные значения модельных параметров из диапазонов их вариаций для умерено-пигментированной кожи человека: n=1.4-1.5, β′(λ0)=3-11 мм-1, ρMie=0.1-0.6, x=0.5-1.0, Le=50-150 мкм, fmLe=0.5-10 мкм, fbl=0.2-7%, CtHb=120-200 г/л, dv=5-60 мкм, Cbil=0.1-50 мг/л, S=40-98%. При каждой реализации модельных параметров производился расчет коэффициентов поглощения эпидермиса ke(λ) и дермы kd(λ), а также транспортного коэффициента рассеяния ткани β′(λ) на 30 длинах волн из спектрального диапазона λ=450-800 нм. В качестве индикатрисы рассеяния ткани использовалась функция Хеньи-Гринштейна с эмпирическим параметром анизотропии (2).

В соответствии со сгенерированными значениями n и Le, а также рассчитанными значениями ke(λ), kd(λ), β′(λ) и g(λ) методом МК моделировались сигналы r(ρ, λ), соответствующие конкретной геометрии эксперимента. Таким образом был сформирован ансамбль из 103 случайных реализаций r(ρ, λ). Спектральные значения всех оптических параметров кожи и соответствующих им сигналов r(ρ, λ) объединены в один общий набор данных, охватывающий следующие диапазоны: n=1.35-1.50, Le=50-150 мкм, ke=0.09-18 мм-1, kd=0.02-3.0 мм-1, β′=0.5-8 мм-1, β′/ke=0.15-35, β′/kd=0.7-150 (диапазон r(ρ) зависит от геометрии измерений). Такой подход к получению аналитических выражений, аппроксимирующих результаты численных расчетов r(ρ), позволяет учесть физическую обусловленность оптических параметров ткани и соотношения между ними, характерные для рассматриваемого спектрального диапазона, а также исключить не встречающиеся в реальности комбинации оптических параметров.

На основе смоделированных данных проводился поиск аналитического выражения, наилучшим образом аппроксимирующего зависимость r(ρ, n, Le, ke, kd, β′, g). В результате было получено следующее выражение:

где a i,m - коэффициенты аппроксимации, s - вектор геометрических параметров эксперимента, δ d = 1 / 3 k d ( k d + β ' ) - глубина проникновения света в дерму (в диффузионном приближении). В качестве примера рассмотрим аппроксимацию формулой (8) сигналов r(ρ), рассчитанных методом МК для конкретной геометрии эксперимента. Будем полагать, что кожа освещается по нормали пучком света диаметром 0.2 мм, а диффузное излучение регистрируется с четырех концентрических колец толщиной 0.4 мм, расположенных на расстояниях ρ=0.4, 0.8, 1.2 и 1.6 мм от центра пятна облучения. Поскольку рассматриваемые размеры пятна облучения и области регистрации обратно-рассеянного кожей излучения во много раз меньше диаметров типичных объективов, то с каждого из колец камерой захватывается примерно одинаковая доля диффузного потока. В связи с этим разностные сигналы r(ρ)=ln(P(ρ0=0.4 мм)/P(ρ)) практически не зависят от положения объектива относительно исследуемой поверхности кожи. Это обстоятельство позволяет при расчете сигналов r(ρ) учитывать все фотоны, вылетающие с приемных колец на поверхности кожи (во всех направлениях), и тем самым уменьшить число моделируемых траекторий фотонов в методе МК. Коэффициенты формулы (8), отвечающие рассматриваемой геометрии эксперимента, приведены в таблице.

Таблица
Коэффициенты аппроксимационной формулы (8) при размерностях параметров среды [Le]=[мм], [β′]=[мм-1], [ke]=[мм-1], [kd]=[мм-1]
a i,m ρ=0,8 мм ρ=1,2 мм ρ=1,6 мм a i,m ρ=0,8 мм ρ=1,2 мм ρ=1,6 мм
a 0,0 2,2908 4,2329 4,4594 a 7,1 -3,4910 -6,0053 -7,7473
a 1,1 -17,265 -30,815 -30,691 a 7,2 12,364 27,124 42,859
a 1,2 37,495 66,476 65,049 a 7,3 -48,980 -106,982 -169,41
a 1,3 -27,534 -48,489 -46,871 a 8,1 -1,9499 -1,7280 -0,9544
a 2,1 0,7718 3,3395 4,7531 a 8,2 0,8034 -0,2505 -1,7573
a 2,2 0,2150 -0,1003 -0,1574 a 8,3 -0,1845 0,1044 0,5347
a 2,3 -0,0223 -0,0008 0,0013 a 9,1 1,1811 0,7599 -0,7378
a 3,1 2,0686 4,2509 6,3013 a 9,2 6,3160 12,919 21,199
a 3,2 -0,2983 -0,5931 -0,7892 a 9,3 -2,6891 -5,4070 -9,0289
a 3,3 0,0313 0,0593 0,0683 a 10,1 0,8898 2,5010 4,1066
a 4,1 -0,0025 -0,0050 -0,0075 a 10,2 2,3165 2,4289 2,6298
a 4,2 0,0000 0,0000 0,0001 a 10,3 -0,7669 0,4727 1,5329
a 4,3 0,0000 0,0000 0,0000 a 11,1 -0,8712 -0,5328 0,3335
a 5,1 -0,4900 -4,0883 -6,0548 a 11,2 0,3440 0,3311 0,0583
a 5,2 -0,7413 0,0572 0,1783 a 11,3 -0,0448 -0,0661 -0,0414
a 5,3 0,1260 0,0297 0,0258 a 12,1 -0,6436 -1,3295 -1,1761
a 6,1 2,5517 3,7464 4,3218 a 12,2 -3,2607 -4,8008 -7,7719
a 6,2 -3,0923 -6,9977 -10,842 a 12,3 0,6348 -0,1790 0,0452
a 6,3 1,7461 3,8648 6,0903 - - - -

Результаты расчета r(ρ) методом МК и по формуле (8) (с найденными коэффициентами) для ρ=0.8, 1.2 и 1,6 мм, различаются в среднем на 1.0, 1.6 и 2.5% соответственно. Увеличение погрешности аппроксимации r(ρ) с увеличением ρ связано с присущим методу МК статистическим "шумом", возрастающим с увеличением расстояния от точки входа фотонов в среду.

Таким образом, выражения (2)-(8) позволяют быстро и с высокой точностью рассчитывать измеряемые в эксперименте сигналы в приближении двухслойной среды, моделирующей кожную ткань. В качестве примера таких вычислений на фиг.2 представлены зависимости r(ρ, λ), рассчитанные численно и аналитически следующих значениях модельных параметров: n=1.45, β′(λ0)=6.3 мм-1, ρMie=0.4, x=0.6, Le=100 мкм, fm=3%, Cbil=4 мг/л, fbl=1%, dv=15 мкм, CtHb=150 г/л, S=75%. Видно, что различие между ними находится в пределах погрешностей метода МК.

Решение обратной задачи осуществляется путем минимизации невязки между экспериментальным и предсказанным с использованием теоретической модели спектрально-пространственным профилем r(ρ,λ)

где r(ρi, λk) и r ˜ ( x , ρ i , λ k ) - экспериментальные и расчетные сигналы ДО кожи, x=(xm) - вектор подлежащих определению модельных параметров, Nλ - количество длин волн оптического зондирования, Nρ - количество пространственных колец регистрации рассеянного излучения, ωk и νik - весовые коэффициенты, обратно пропорциональные среднеквадратичным погрешностям измерений.

На этапе получения аппроксимирующей формулы (8) нами был смоделирован ансамбль из 103 случайных реализаций r(ρ, λ). Расчет выполнялся для 30 значений λ из диапазона 450-800 нм. Геометрические параметры схемы измерений, при которых рассчитывались сигналы r(ρ, λ), указаны выше. Диапазоны вариаций модельных параметров, соответствующие смоделированному ансамблю реализаций r(ρ, λ), полностью охватывают реально возможные значения параметров умеренно пигментированной кожи. В связи с этим данный ансамбль можно использовать и для оценки точности решения обратной задачи. Для этого перебирались все реализации r(ρ, λ) и для каждой выполнялась минимизация невязки (9). Коэффициенты νik принимались равными 0.5 при λk<600 нм и 1.0 при λk≥600 нм. Рассматривались наиболее важные параметры дермы: концентрация общего гемоглобина в тканях дермы FtHb=fblCtHb (г/л); насыщение гемоглобина кислородом S(%); концентрация билирубина Cbil (мг/л); параметры Cs (мм-1) и ν спектральной зависимости транспортного коэффициента рассеяния ткани β′(λ)=Cs·(632/λ)ν в диапазоне 600-700 нм. Средние погрешности восстановления данных параметров - δFtHb=6.2%, δS=2.0, δCbil=6.4%, δCs=4.0% и δν=4.3%.

Рассмотрим возможность экспресс-анализа концентраций гемоглобинов в крови предлагаемым методом. Рассмотрение проведем на базе описанной выше модели кожи, в которой, помимо окси- (HbO2) и деоксигемоглобина (Hb), дополнительно учтем присутствие в крови карбокси- (COHb), мет- (MetHb) и сульфгемоглобина (SHb). С учетом этих производных гемоглобина спектральная зависимость коэффициента поглощения крови описывается следующим выражением:

где CtHb - концентрация общего гемоглобина в крови (г/л); µtHb=64500 г/моль - молярная масса гемоглобина; S, CMetHb, CCOHb, CSHb - относительные концентрации HbO2, MetHb, COHb и SHb; ε H b O 2 , εHb, εMetHb, εCOHb, εSHb - молярные коэффициенты поглощения производных гемоглобина в мм-1 (моль/л). В остальном модель оставим без изменений. На основе данной модели методом МК рассчитаны 350 реализаций потоков диффузно отраженного кожей излучения в спектральном диапазоне 450-800 нм с шагом 5 нм. Расчет r(ρ, λ) выполнялся для геометрических параметров эксперимента, соответствующих ρ0=0.4 мм и ρ=0.8, 1.2, 1.6 мм. Диапазоны вариаций модельных параметров, соответствующие полученному ансамблю реализаций r(ρ, λ) указаны выше, с тем отличием, что концентрация билирубина в тканях дермы Cbil варьируется в диапазоне 0-5 мг/л (нормальный уровень билирубина), а концентрация кровеносных сосудов fbl в типичном для нормальной (не опухолевой) кожи в диапазоне 1-3%. Для концентраций MetHb, COHb и SHb выбраны следующие диапазоны: CMetHb=1-20%, CCOHb=1-20%, CSHb=0.2-10%.

Для каждой реализации r(ρ, λ) проведено восстановление модельных параметров путем минимизации функционала (9). На фиг.3-6 сопоставлены точные и восстановленные из сигналов r(ρ, λ) значения концентраций HbO2, MetHb, COHb и SHb при рассматриваемой вариативности параметров кожи, а также указаны коэффициенты корреляции ρ между точными и восстановленными значениями концентраций. Видно, рассматриваемые измерения обладают высокой чувствительностью к присутствию в крови всех производных гемоглобина. При этом использование разностных сигналов r(ρ, λ) для определения гемоглобинного состава, позволяет устранить необходимость калибровки измерительного устройства, что повышает удобство эксплуатации устройства и исключает дополнительные затраты на его периодическую калибровку. Разработанные методы расчета r(ρ, λ) позволяют осуществлять интерпретацию экспериментальных данных в реальном масштабе времени. При этом чувствительность сигналов r(ρ, λ,) к малым вариациям гемоглобинного состава можно легко повысить путем увеличения измерительной базы, т.е. расстояния между областью облучения ткани и областью регистрации рассеянного света.

Таким образом, предлагаемый способ определения параметров кожи и крови является основой высокоточных и удобных в использовании оптических измерителей, обладающих такими важными достоинствами, как неинвазивность, бесконтактность, бескалибровочность и оперативность измерений. В связи с этим разработанный способ может найти широкое применение в медицинской диагностике и терапии.

Литература

1. Патент РФ №2140083, G01N 33/52, G01N 33/72; 20.10.1999.

2. Pulse Oximetry / R. Ortega [et. al.] // New Engl. J. Med. 2011. V.364, №16: e33.

3. Buinevicius R.P., Webster J.G. A three-wavelength pulse oximeter for carboxyhemoglobin determination // J. Iranian Association of Electrical and Electronics Engineers. 2008. V.5, №2. P.1-7.

4. S.J. Barker, J.J. Badal. The measurement of dyshemoglobins and total hemoglobin by pulse oximetry // Current Opinion in Anaesthesiology. 2008. V.21, №6. P.805-810.

5. Пат. РФ №2234853, A61B 005/05; 26.12.2002.

6. Pat. № US 2005/0049467 A1, 03.03.2005.

7. Patents № US 7,570,988 B2, A61B 6/00; Aug. 4, 2009.

8. Non-invasive skin oxygenation imaging using a multi-spectral camera system: effectiveness of various concentration algorithms applied on human skin /J. H. G. M. Klaessens [et. al.] // IFMBE Proceedings. 2009. V.25, №2. P.725-728.

9. Jacques S.L. Origins of tissue optical properties in the UVA, visible, and NIR // Advances in Optical Imaging and Photon Migration. 1996. V.2. P.364-369.

10. Барун В.В., Иванов А.П. Оценка вклада локализованного поглощения света кровеносными сосудами в оптические свойства биологической ткани // Оптика и спектр. 2004. V.96, №6. Р.1019-1024.

Способ определения физико-биологических параметров кожи и концентраций производных гемоглобина в крови путем посылки на кожу поляризованного оптического излучения с известным спектром, регистрации сигналов диффузно отраженного кожей света с поляризацией, ортогональной поляризации посылаемого на кожу излучения, отличающийся тем, что оптическое излучение фокусируют на поверхность кожи в пятно облучения, регистрируют сигналы диффузно-отраженного кожей света P(ρ, λ) в спектральном диапазоне λ=450-800 нм не менее чем от двух кольцевых областей на поверхности кожи, расположенных на различных расстояниях ρ от пятна облучения; определяют разностные сигналы r(ρ, λ)=ln(P(ρ0, λ)/P(ρ, λ)), где ρ0 - расстояние до ближайшего к пятну облучения кольца регистрации; а физико-биологические параметры кожи и концентрации производных гемоглобина в крови определяют путем решения обратной задачи с использованием аналитических выражений, аппроксимирующих зависимость r(ρ, λ) от определяемых параметров.



 

Похожие патенты:

Изобретение относится к медицине и может быть применено в практическом здравоохранении для повышения точности диагностики и снижения риска тромботических, геморрагических и тромбоэмболических осложнений.
Изобретение относится к медицине, а именно к акушерству и гинекологии, и позволяет осуществить прогнозирование преэклампсии у беременных с плацентарной недостаточностью.

Группа изобретений относится к медицине, а именно к лабораторной диагностике, и может быть использована для тестирования функции тромбоцитов. Для этого предоставляют возможность антикоагулированной крови проходить через капилляр, имеющий склеивающую тромбоциты поверхность, и наблюдают или измеряют поведение крови в капилляре для оценки функции тромбоцитов.

Изобретение относится к области медицины, а именно к клинической лабораторной диагностике, и описывает способ оценки функционального состояния лимфоцита человека.

Изобретение относится к медицине, а именно к лабораторной диагностике, и может быть использовано для in vitro оценки прогнозирования иммунного ответа пациента на действие внешних факторов.

Изобретение относится к области лабораторной диагностики и может быть использовано в клинической практике для оценки эффективности антибактериальной терапии у больных с бактериальной инфекцией, в том числе с бактериальным сепсисом.

Изобретение относится к области медицины, а именно к медицинской диагностике и описывает способ прогнозирования эффективности химиотерапии у больных со злокачественными новообразованиями эпителиальных тканей с помощью исследования свойств биологических жидкостей химическими и физическими методами.

Изобретение относится к области медицины. Изобретение представляет кристалломорфологический способ диагностики опухолевого заболевания почек, включающий отбор у пациента мочи, введение в пробу мочи кристаллообразующего вещества, в качестве которого используют спиртовой раствор нингидрина с добавлением тинктуры спиртовой вытяжки из растения, борщевика Сосновского с примесью трутовика гапалопилуса в соотношении 3:1, с последующим высушиванием смеси методом испарения, получение изображения, визуальное определение морфологии кристаллов, выделение фрактальных объектов и расчет по ним среднего фрактального масштаба F, и при значении фрактального масштаба в интервале F = 4,0 - 5,9 диагностируют доброкачественную опухоль, а в интервале F = более 6,0 диагностируют злокачественную опухоль.

Изобретение относится к медицине, а именно к лабораторной диагностике во внутренних болезнях. Изобретение представляет способ дифференциальной диагностики хронического вирусного гепатита и жирового поражения печени у больных с синдромом дислипидемии, заключающийся в том, что у больного в сыворотке крови определяют активность фермента антиоксидантной системы супероксиддисмутазы (СОД), которую оценивают спектрофотометрическим методом, и при значении СОД менее или равно 23 Ед/мг белка диагностируют жировую болезнь печени, при концентрации СОД более 23 Ед/мг белка - хронический вирусный гепатит.
Изобретение относится к медицине. Сущность способа прогнозирования краевых некрозов в области послеоперационной раны при остеосинтезе переломов костей голени осуществляется путем определения в крови патологических эритроцитарных агрегатов.
Изобретение относится к области медицины, а именно к исследованиям нейтрофилов крови при действии факторов различной природы, и может быть использовано для оценки влияния света, генерируемого светодиодными источниками освещения, на клеточные факторы врожденного иммунитета. Для этого на нейтрофильные гранулоциты, выделенные из периферической крови здоровых доноров, воздействуют светом, генерируемым светодиодами с цветовой температурой 4000-4500K в диапазоне длин волн 320-400 нм и интенсивностью светового потока 0,003 Вт/м в течение трех различных временных интервалов. Затем регистрируют повышение или понижение фагоцитарной, лизосомальной, НСТ-редуцирующей активности нейтрофильных гранулоцитов более чем на 15% от референсных значений, по изменению функциональной активности нейтрофильных гранулоцитов делают вывод о биологических эффектах воздействия светодиодного освещения на функциональную активность нейтрофильных гранулоцитов. Использование данного способа позволяет объективно оценивать действия физических факторов на организм человека при использовании моделей клеточных культур нейтрофильных гранулоцитов. 3 табл.
Изобретение относится к медицине, в частности к гематологии, и описывает способ повышения проницаемости мембраны клеток крови для депонирования ими лекарственных средств, включающий добавление к клеточной массе, полученной путем центрифугирования крови, лекарственных препаратов и последующее проведение фотогемотерапии, причем в качестве «контейнеров» для лекарственного вещества используют отмытые в физиологическом растворе эритроциты, выделенные из клеточной массы после удаления тромбоцитарно-лейкоцитарной пленки, образовавшейся в процессе центрифугирования, помещают их в среду с лекарственным веществом и воздействуют на эритроциты ультрафиолетовым облучением (УФО) с длиной волны 360 нм и общей дозой облучения 0,72 Дж/см2. Способ повышает точность и информативность исследования. 3 табл., 1 пр.
Изобретение относится к медицине, а именно к гепатологии, и может быть использовано для определения прогноза эффективности комбинированной противовирусной терапии (ПВТ) хронического вирусного гепатита С (ХГС). Для этого с использованием регрессионного анализа вычисляли значение коэффициента прогнозирования вида вирусологического ответа (КУВО). КУВО=-3,581+эозиноф. *0,073- моноциты *0,012+лимфоциты *0,0772- билирубин *0,098+АЛТ*0,7357+глюкоза *0,1049, где эозиноф. - относительное (%) количество эозинофилов в периферической крови; моноциты - относительное (%) количество моноцитов в периферической крови; лимфоциты - относительное (%) количество лимфоцитов в периферической крови; билирубин - количество билирубина свободного в венозной крови, мкмоль/л; АЛТ - количество аланинаминотрансферазы в венозной крови, в единицах на литр; глюкоза - количество глюкозы в венозной крови, ммоль/л. При значении КУВО 319 и менее прогнозируют отсутствие устойчивого вирусологического ответа. При значении КУВО более 319 прогнозируют формирование устойчивого вирусологического ответа в результате лечения противовирусными препаратами. Использование данного способа позволяет прогнозировать результат противовирусного лечения путем персонифицированного подхода и проводить индивидуализацию выбора схемы терапии. 2 пр.
Изобретение относится к медицине и представляет собой способ прогнозирования развития полипозного риносинусита у больных бронхиальной астмой, который осуществляется путем определения в крови пациентов показателей эндотоксикоза: лейкоцитов, молекул средней массы, креатинина, мочевины и скорости оседания эритроцитов; прогноз осуществляют с помощью дискриминантного уравнения: D=6,900×лейкоциты(×10^9/л)+2,640×скорость оседания эритроцитов (мм/ч)+17,819×молекулы средней массы (ед. оп. пл.)+1,127×креатинин (мкмоль/л)+24,801×мочевина(ммоль/л), где D - дискриминантная функция с граничным значением, равным - 223,12; при D, равном или большим граничного значения, прогнозируют развитие полипозного риносинусита у больных бронхиальной астмой, а при D меньше граничного значения прогнозируют отсутствие полипозного риносинусита у больных бронхиальной астмой. Техническим результатом заявленного изобретения является обеспечение прогнозирования полипозного риносинусита у больных с бронхиальной астмой с повышенной точностью. 2 пр.
Изобретение относится к медицине, а именно к способу оценки устойчивости мембран эритроцитов к ишемии. Сущность способа состоит в том, что определяют: СОЭ, фибриноген, общий билирубин, простациклин, агрегацию эритроцитов, вязкость крови в сосудах микроциркуляции, мочевину, адгезию тромбоцитов, плазминоген и нитриты. Используя полученные данные, оценку устойчивости мембраны эритроцитов проводят по коэффициенту (Кум). При величине Kум меньше или равной -0,1 мембрану эритроцитов оценивают неустойчивой к ишемии, а при величине Кум больше или равной 0,0 - устойчивой. Использование заявленного способа позволяет быстро, точно и объективно оценить индивидуальную устойчивость эритроцитов к ишемии. 2 пр.
Изобретение относится к клинической иммунологии и может быть использовано для экспресс-определения атерогенности иммунных комплексов (ИК) сыворотки крови человека. Сущность изобретения состоит в том, что в предлагаемом способе преципитат ИК из сыворотки крови человека готовят путем обработки буфером, содержащим 10% раствор полиэтиленгликоля с молекулярной массой 3350 (ПЭГ-3350), в соотношении 1:3,5, инкубируют в течение 10 мин при комнатной температуре. Агрегаты ИК осаждают центрифугированием, растворяют в буфере без ПЭГ-3350, определяют содержание холестерина в иммунных комплексах (ХИК) и степень связывания комплемента (ССК) морской свинки преципитированными иммунными комплексами. Рассчитывают атерогенность ИК как отношение ССК к ХИК и при величине менее 4 ЕД констатируют повышенную атерогенность крови. ! табл.
Изобретение относится к клинической иммунологии и может быть использовано для определения атерогенности иммунных комплексов, содержащих множественно модифицированные липопротеины низкой плотности (ИК-ммЛПНП). Для этого преципитат ИК-ммЛПНП из сыворотки крови человека готовят путем обработки буфером, содержащим 10%-ный раствор полиэтиленгликоля с молекулярной массой 3350 (ПЭГ-3350), в соотношении 1:2,5, инкубируют в течение 10 мин при комнатной температуре. Агрегаты ИК-ммЛПНП осаждают центрифугированием, растворяют в буфере без ПЭГ-3350, определяют содержание холестерина в иммунных комплексах (ХИК) и степень связывания комплемента (ССК) морской свинки преципитированными иммунными комплексами. Рассчитывают атерогенность ИК-ммЛПНП как отношение ССК к ХИК. При величине менее 24 ЕД констатируют повышенную атерогенность крови из-за сниженной комплементактивирующей функции IgG в ИК-ммЛПНП. Использование данного способа позволяет проводить оценку атерогенности ИК-ммЛПНП, диагностировать атеросклероз на доклинической стадии, а также прогнозировать как течение атеросклеротического процесса у индивидуумов, так и эффективность проводимой терапии. 1 табл.

Изобретение относится к медицине и предназначено для прогнозирования умеренного и выраженного гемолиза у больных ишемической болезнью сердца после операции коронарного шунтирования. Проводят оценку состояния здоровья пациента до операции, причем, учитывают наличие/отсутствие заболеваний легких и почек, С-антигена системы Резус на эритроцитах, гиперфибриногенемию величиной более 4 г/л и содержание эритроцитов в крови в количестве 4,81×1012/л и менее, и рассчитывают гемолитический риск перфузии (ГРП) по формуле ГРП=(6,38×Хлег+8,93×ХГФб+3,32×ХЭр)-(4,10×Хпоч+2,95×ХС), где 6,38; 8,93; 3,32; 4,10; 2,95 - числовые значения являются коэффициентами; Хлег - наличие (1)/отсутствие (0) болезней легких; ХГФб - наличие (1)/отсутствие (0) гиперфибриногенемии до операции; ХЭр - наличие (1)/отсутствие (0) концентрации эритроцитов в крови до операции 4,81x1012/л и менее; Хпоч - наличие (1)/отсутствие (0) болезней почек; ХС - наличие (1)/отсутствие (0) на эритроцитах С-антигена системы Резус; и при значении ГРП>6,1 прогнозируется развитие выраженного гемолиза после операции, при ГРП<6,1 - развитие умеренного гемолиза. Способ позволяет повысить точность, информативность и доступность прогнозирования гемолиза. 2 пр., 1ил., 3 табл.

Изобретение относится к области медицины, а именно к неонатологии, реаниматологии и респираторной терапии, и описывает способ прогнозирования эффективности неинвазивной вентиляции легких у недоношенных новорожденных. Способ включает анализ клинико-функциональных показателей здоровья ребенка, а именно параметров вентиляции: фракционной концентрации кислорода во вдыхаемой смеси, среднего давления в дыхательных путях, парциального давления кислорода в артериальной постдуктальной крови, и расчет индекса оксигенации. При значении индекса оксигенации, равного или меньше 3,5, прогнозируют эффективность проводимой неинвазивной вентиляции легких, а при значении индекса оксигенации больше 3,5 - неэффективность. Способ позволяет прогнозировать успешность проведения различных методов неинвазивной вентиляции легких у недоношенных новорожденных с очень низкой и экстремально низкой массой тела при рождении с диагнозом респираторный дистресс-синдром. 2 пр.

Изобретение относится к области медицины, а именно к неонатологии, реаниматологии и респираторной терапии, и описывает способ прогнозирования эффективности неинвазивной вентиляции легких у недоношенных новорожденных. Способ включает анализ клинико-функциональных показателей здоровья ребенка, а именно параметров вентиляции: фракционной концентрации кислорода во вдыхаемой смеси, среднего давления в дыхательных путях, парциального давления кислорода в артериальной постдуктальной крови, и расчет индекса оксигенации. При значении индекса оксигенации, равного или меньше 3,5, прогнозируют эффективность проводимой неинвазивной вентиляции легких, а при значении индекса оксигенации больше 3,5 - неэффективность. Способ позволяет прогнозировать успешность проведения различных методов неинвазивной вентиляции легких у недоношенных новорожденных с очень низкой и экстремально низкой массой тела при рождении с диагнозом респираторный дистресс-синдром. 2 пр.
Наверх