Устройство для измерения кожного кровотока

Изобретение относится к медицинской технике и предназначено для измерения кожного кровотока на основе метода лазерной доплеровской флоуметрии. Устройство содержит источник первичного лазерного излучения, систему транспортировки первичного излучения, систему приема вторичного излучения и два канала электронной обработки сигнала. Система транспортировки первичного излучения содержит два оптических волокна и модель, имитирующую оптические свойства живой биологической ткани без крови. Система приема вторичного излучения содержит два оптических волокна. Схема каждого канала содержит последовательно соединенные фотоприемное устройство, фильтр высоких частот, усилитель и аналоговый делитель. Схема обработки сигнала каждого канала дополнительно включает в себя фильтр низких частот с частотой среза 2 Гц, параллельно соединенный с фотоприемным устройством и со вторым входом аналогового делителя. Устройство также включает в себя дифференциальный усилитель, входы которого соединены с выходами аналоговых делителей двух каналов, а выход - со схемой вычисления показателя перфузии. Достигается повышение точности получаемых частотных ритмов микроциркуляции за счет очистки сигнала от ложных спектров в дифференциальном каскаде и исключения вычитания синфазных коррелированных полезных сигналов на дифференциальном усилителе. 7 ил.

 

Изобретение относится к медицине и медицинской технике, а именно к устройствам для измерения кожного кровотока на основе метода лазерной доплеровской флоуметрии.

Лазерная доплеровская флоуметрия (ЛДФ) является методом неинвазивной (in vivo, in situ), неразрушающей, прижизненной диагностики, контроля и/или мониторинга функционального состояния тканей организма. Принцип метода ЛДФ в целом и действия изобретения, в частности, основан на зондировании лазерным излучением биологической ткани и регистрации обратно-рассеянного и/или отраженного излучения, содержащего компоненты доплеровского сигнала. ЛДФ предназначена для оценки уровня микроциркуляции кожного кровотока, определяемого по величине перфузии тканей кровью, которая пропорциональна концентрации и скорости эритроцитов в зоне обследования, и, в свою очередь, определяется по доплеровскому спектру частот (Лазерная доплеровская флоуметрия микроциркуляции крови // Под ред. А.И. Крупаткина и В.В. Сидорова. - М.: Медицина, 2005).

Известно несколько аналогичных способов и устройств для определения скорости капиллярного кровотока с использованием эффекта Доплера (Патент США 4596254, 1986 г.; Патент США 4109647, 1978 г. и др.). Однако перечисленные способы и устройства имеют недостатки. Основной и существенный недостаток всех этих устройств заключается в том, что в их схемах не предусмотрено средств по подавлению шумовых помех, источником которых может быть целый ряд причин: нестабильность лазерного источника, внешний световой фон, сетевые электромагнитные наводки, интерференция мод лазера, движения пациента во время обследования и т.д. Данные помехи сильно влияют на полезный сигнал, искажают его, что существенно снижает эффективность, достоверность и информативность проводимой диагностики с точки зрения практической медицины.

Наиболее близким к предлагаемому изобретению является устройство для измерения движения потока в жидкости, в том числе и для кожного кровотока (Патент США 4476875, 1984 г.), в котором, по мнению авторов описываемого устройства, устранены некоторые из этих недостатков за счет использования двухканальной схемы обработки сигнала (фиг. 1). Устройство содержит источник первичного лазерного излучения, систему транспортировки первичного излучения, включающую в себя оптическое волокно, систему приема вторичного излучения, включающую в себя два оптических волокна, два канала электронной обработки сигнала, вход каждого из которых выполнен с возможностью соединения с одним из оптических волокон системы приема вторичного излучения, при этом схема каждого канала содержит фотоприемное устройство, фильтр высоких частот, усилитель и аналоговый делитель, включающий в себя первый вход и второй вход, фотоприемное устройство выполнено с возможностью параллельного соединения с фильтром высоких частот и со вторым входом аналогового делителя, фильтр высоких частот выполнен с возможностью соединения с усилителем, а усилитель выполнен с возможностью соединения с первым входом аналогового делителя; а также дифференциальный усилитель, входы которого выполнены с возможностью соединения с выходами аналоговых делителей двух каналов, и схему вычисления показателя перфузии, вход которой выполнен с возможностью соединения с выходом дифференциального усилителя. Монохроматический свет от лазерного источника 1 передается через оптическое волокно системы транспортировки первичного излучения 2 на область исследования кровотока (поверхность кожи) 3. Часть светового потока с доплеровским смещением, рассеянная от отдельных, прилегающих друг к другу объемов освещаемой ткани 3.1 и 3.2, собирается и передается через оптические волокна системы приема вторичного излучения 4 и 4′ на два отдельных фотоприемных устройства (ФПУ) 5 и 5′ в каналах электронной обработки сигнала I и II соответственно.

В этих каналах широкополосные выходные сигналы с ФПУ 5 и 5′ поступают на фильтры высоких частот (ФВЧ) 6 и 6′, в которых удаляется постоянная составляющая сигналов. Оставшиеся переменные составляющие сигналов усиливаются в малошумящих линейных усилителях 7 и 7′, и впоследствии нормируются в делителях 8 и 8′. Нормировка сигналов осуществляется путем деления выходных сигналов X1 и X2 с усилителей 7 и Т на суммарные выходные сигналы Y1 и Y2 с ФПУ 5 и 5', в результате чего выходные сигналы Z1 и Z2 с делителей 8 и 8′ становятся независимыми (по крайней мере, в некоторой степени) от изменений мощности лазерного источника.

Связанные с кровотоком выходные нормированные сигналы Z1 и Z2 с делителей 8 и 8′ в каналах I и II, соответственно, поступают на дифференциальный усилитель 9 и далее, с выхода дифференциального усилителя 9 на схему вычисления показателя перфузии 10, где происходит окончательная обработка сигнала. Схема вычисления показателя перфузии 10 включает в себя полосовой фильтр, усилитель, выпрямитель, дифференциатор, делитель и два усреднителя, последовательно соединенные между собой.

Поскольку высокоамплитудные помехи, вызванные интерференцией мод в лазерном пучке, в выходных сигналах с делителей 8 и 8′ синфазны, то они эффективно подавляются в дифференциальном усилителе 9. По этой же причине, широкополосный шум и помехи, вызванные изменениями интенсивности лазерного излучения и внешнего светового фона, также должны отсутствовать в выходном сигнале с дифференциального усилителя 9. Но связанные с кровотоком переменные составляющие выходных сигналов с каналов I и II, наоборот, в основном, усиливаются в дифференциальном усилителе 9, поскольку считается, что они возникают от различных эритроцитов в кровотоке в объемах 3.1 и 3.2 и являются взаимно статистически независимыми реализациями одного и того же стохастического процесса.

Однако такая схема обработки сигнала обладает своим собственным существенным недостатком. Во-первых, предположение о статистической независимости переменных сигналов в каналах I и II верно лишь отчасти. Определенная доля сигнала, образующегося в перекрывающемся объеме 3.3, является коррелированной в обоих каналах, синфазна, поэтому она гасится в дифференциальном усилителе 9, что уменьшает чувствительность прибора. Во-вторых, в выходных сигналах Y1 и Y2 с ФПУ 5 и 5′, которые поступают сразу на делители 8 и 8′, помимо постоянной составляющей сигнала, пропорциональной мощности лазерного излучения, присутствует и переменная составляющая, обусловленная движением крови в ткани, а также ритмическими процессами в системе микроциркуляции крови. Наличие данной переменной составляющей сигнала приводит в рассматриваемой дифференциальной схеме к образованию ложных компонент в спектре полезного сигнала (Лапитан Д.Г., Рогаткин Д.А., Милищинский Э.М., Образование ложного спектра в схеме обработки сигнала приборов лазерной допплеровской флоуметрии серии «ЛАКК», VI Троицкая конференция «Медицинская физика и инновации в медицине» (ТКМФ-6). Сборник материалов. - 2014. - Секция "Биомедицинская фотоника" - С. 2-4). Наглядным подтверждением, иллюстрирующим этот недостаток, является простой расчет. Сигналы, поступающие на делители 8 и 8′, представляют собой гармонические колебания, частоты которых в каналах I и II немного различаются:

Где А1, А2 - амплитуды необработанных переменных сигналов в каналах

I и II; - амплитуды обработанных переменных сигналов в каналах I и

II; А01, А02 - амплитуды постоянных сигналов в каналах I и II, соответственно; ω1 и ω2 - круговые частоты сигналов в I и II каналах. На выходе делителей 8 и 8′ имеем:

где Z1, Z2 - выходные нормированные сигналы с делителей 8 и 8′ в каналах I и II.

Таким образом, нормировка в делителях 8 и 8′ осуществляется на сигнал, в котором присутствуют и постоянная составляющая, и связанная с кровотоком переменная составляющая сигнала.

В дифференциальном усилителе 9 происходит вычитание сигналов и умножение полученного результата на соответствующий коэффициент усиления К. Таким образом, на выходе 9, после всех преобразований, получается разностный сигнал:

где W - итоговый выходной сигнал после всех преобразований.

Как видно из формулы (3), итоговый выходной сигнал W содержит, помимо компонент полезного сигнала, биения с частотами, равными сумме и разности частот полезного сигнала в обоих каналах. Для того чтобы проверить этот теоретически полученный результат, были проведены экспериментальные измерения сигналов Z1, Z2 и W. На вход схемы был подан сигнал с частотой 39,4 Гц. На фиг. 2 представлены осциллограммы, снятые в точках схемы до (фиг. 2а) и после (фиг. 2б) дифференциального усилителя 9. Как видно, в сигнале после дифференциального усилителя (фиг. 2б), помимо основной частоты сигнала 39,4 Гц, присутствуют также биения с низкой 1 и высокой 2 частотой, что согласуется с формулой (3).

Также было проведено теоретическое моделирование данной схемы обработки сигнала в программе Simulink. На входы двух каналов схемы были поданы гармонические сигналы с частотами f1=60 Гц и f2=50 Гц, соответственно. Был получен спектр сигнала на выходе дифференциального усилителя 9, который представлен на фиг. 3. Как видно из фиг. 3, данный спектр, помимо компонент полезных сигналов 1, а также их вторых гармоник 2, содержит компоненты с частотами, равными сумме 3 и разности 4 частот полезного сигнала в обоих каналах: f1+f2=110 Гц и f1-f2=10 Гц, что также согласуется с формулой (3).

Данные биения образуют ложные компоненты в спектре полезного сигнала, передаются дальше по схеме обработки сигнала и приводят к ошибкам вычисляемых прибором частотных параметров показателя перфузии крови (частотных ритмов микроциркуляции). Таким образом, дифференциальная схема прототипа содержит еще один существенный недостаток в виде отсутствия каскадов подавления ложного спектра полезного сигнала, что приводит к возникновению дополнительных приборных ошибок диагностики, за счет чего снижается точность и эффективность диагностики в практическом здравоохранении.

Полученные результаты являются актуальными для всех приборов ЛДФ, реализующих двухканальную схему обработки сигнала. Как указано выше, такие приборы обладают двумя главными недостатками, заключающимися в снижении чувствительности за счет наличия определенной доли синфазного сигнала и в образовании ложных спектров в дифференциальном каскаде.

Для устранения указанных недостатков двухканальной схемы-прототипа авторами предлагается устройство для измерения кожного кровотока, содержащее источник первичного лазерного излучения, систему транспортировки первичного излучения, включающую в себя оптическое волокно, систему приема вторичного излучения, включающую в себя два оптических волокна, при этом волокна обеих систем представляют собой единый жгут оптических волокон, два канала электронной обработки сигнала, вход каждого из которых выполнен с возможностью соединения с одним из оптических волокон системы приема вторичного излучения, при этом схема каждого канала содержит фотоприемное устройство, фильтр высоких частот, усилитель и аналоговый делитель, включающий в себя первый вход и второй вход, фотоприемное устройство выполнено с возможностью параллельного соединения с фильтром высоких частот и со вторым входом аналогового делителя, фильтр высоких частот выполнен с возможностью соединения с усилителем, а усилитель выполнен с возможностью соединения с первым входом аналогового делителя; а также дифференциальный усилитель, входы которого выполнены с возможностью соединения с выходами аналоговых делителей двух каналов; и схему вычисления показателя перфузии, вход которой выполнен с возможностью соединения с выходом дифференциального усилителя. Отличие устройства от прототипа заключается в том, что схема обработки сигнала каждого канала дополнительно включает в себя фильтр низких частот с частотой среза 2 Гц, при этом выход фотоприемного устройства выполнен с возможностью параллельного соединения со входом фильтра низких частот, выход фильтра низких частот выполнен с возможностью соединения со вторым входом аналогового делителя, а система транспортировки первичного излучения дополнительно включает в себя второе оптическое волокно и модель, имитирующую оптические свойства живой биологической ткани без крови.

Техническое решение заключается в модификации схемы прототипа, в первую очередь, путем установки фильтров низких частот (ФНЧ) 11 и 11′ между ФПУ 5 и 5′ и делителями 8 и 8′ (фиг. 4). Это позволит убрать образование ложных спектров. Данные фильтры не пропускают переменные составляющие сигналов Y1 и Y2 в каналах I и II, в результате чего в спектре выходного сигнала с дифференциального усилителя 9 не образуется ложных компонент за счет биений переменных сигналов между двумя каналами. Это можно наглядно проиллюстрировать следующим. Перепишем формулы (1)-(3) в соответствии с предлагаемым изменением:

Где - модифицированные за счет добавления фильтров сигналы, на которые осуществляется нормировка в делителях 8 и 8′.

где - выходные нормированные сигналы с делителей 8 и 8′ в каналах I и II.

Теперь сигнал на выходе дифференциального усилителя 9 выглядит следующим образом:

где - итоговый выходной сигнал после всех преобразований.

Как видно из формулы (6), сигнал содержит только компоненты полезного сигнала. В результате проведенного теоретического моделирования модифицированной схемы предлагаемого устройства был получен "чистый" спектр сигнала на выходе дифференциального усилителя 9 при подаче на входные каналы схемы сигналов с частотами 60 Гц и 50 Гц, соответственно (фиг. 5). Как видно из фиг. 5, данный спектр содержит только компоненты полезных сигналов 1 и не содержит низко- и высокочастотных биений по сравнению со спектром на фиг. 3, что согласуется с формулой (6). Таким образом, использование фильтра, отсекающего переменный сигнал в цепях нормировки доплеровского сигнала Yi, позволяет избавиться от биений в выходном полезном сигнале.

В качестве такого фильтра, как пример реализации, предлагается использовать фильтр низких частот (ФНЧ) Баттерворта 4-го порядка с частотой среза 2 Гц. Принципиальная схема такого ФНЧ представлена на фиг. 6. Данный фильтр представляет собой каскад из двух последовательно соединенных фильтров второго порядка, построенных по топологии Саллена-Кея (Марше Ж., Операционные усилители и их применение, Пер. с франц., Л.: Энергия, 1974. - 216 с.). На фиг. 7 представлена логарифмическая амплитудно-частотная характеристика этого ФНЧ.

Дополнительно для повышения чувствительности устройства предлагается исключить вычитание синфазных коррелированных полезных сигналов на дифференциальном усилителе 9. Для этого предлагается добавить в систему транспортировки первичного излучения второе оптическое волокно 2′, освещающее входящую в эту систему дополнительную светорассеивающую модель 3′, имитирующую оптические свойства живой биологической ткани без крови (например, модель, представленную в патенте RU 2398232, 2010 г.), и сигнал в канал I направить с этой модели (фиг. 4). В этом случае нестабильность мощности источника излучения будет одинаково влиять на оба канала и будет компенсирована на дифференциальном усилителе 9. Внешнее помеховое освещение, если при измерениях модель 3′ располагать рядом с областью исследования кровотока 3 в тех же условиях освещения, также будет компенсировано дифференциальным усилителем 9, однако весь полезный сигнал с области исследования кровотока 3 будет поступать далее на схему вычисления показателя перфузии 10, без вычитания, что существенно увеличивает чувствительность устройства.

Таким образом, использование заявляемого устройства для измерения кожного кровотока позволяет повысить точность получаемых частотных ритмов микроциркуляции за счет очистки сигнала от ложных спектров в дифференциальном каскаде и исключения вычитания синфазных коррелированных полезных сигналов на дифференциальном усилителе, следовательно, устройство обладает более высокой точностью при диагностике и пригодно для решения практических задач медицины.

Устройство для измерения кожного кровотока, содержащее источник первичного лазерного излучения, систему транспортировки первичного излучения, включающую в себя оптическое волокно, систему приема вторичного излучения, включающую в себя два оптических волокна, два канала электронной обработки сигнала, вход каждого из которых выполнен с возможностью соединения с одним из оптических волокон системы приема вторичного излучения, при этом схема каждого канала содержит фотоприемное устройство, фильтр высоких частот, усилитель и аналоговый делитель, включающий в себя первый вход и второй вход, фотоприемное устройство выполнено с возможностью соединения с фильтром высоких частот, фильтр высоких частот выполнен с возможностью соединения с усилителем, а усилитель выполнен с возможностью соединения с первым входом аналогового делителя; а также дифференциальный усилитель, входы которого выполнены с возможностью соединения с выходами аналоговых делителей двух каналов, и схему вычисления показателя перфузии, вход которой выполнен с возможностью соединения с выходом дифференциального усилителя, отличающееся тем, что схема обработки сигнала каждого канала дополнительно включает в себя фильтр низких частот с частотой среза 2 Гц, при этом выход фотоприемного устройства выполнен с возможностью параллельного соединения со входом фильтра низких частот, выход фильтра низких частот выполнен с возможностью соединения со вторым входом аналогового делителя, а система транспортировки первичного излучения дополнительно включает в себя второе оптическое волокно и модель, имитирующую оптические свойства живой биологической ткани без крови.



 

Похожие патенты:
Изобретение относится к медицине, а именно к сердечно-сосудистой хирургии. До начала искусственного кровообращения выделяют магистральные артерии тех органов, селективная антеградная перфузия которых потребуется в процессе операции.

Изобретение относится к медицине, а именно к функциональной диагностике, и может быть использовано для диагностики склонности к ангиоспазму периферического сосудистого русла.

Группа изобретений касается определения или измерения биологического, физического или физиологического параметра объекта (10) с помощью датчика (2). Может оказаться полезным постоянно контролировать или определять биологический, физический или физиологический параметр объекта (10) с помощью датчика (2), при этом предусматривая предпочтительное удаление датчика (2) с объекта (10), когда контроль более не требуется.

Изобретение относится к медицине, а именно способу диагностики сердечнососудистой системы. Выполняют непрерывную регистрацию электрокардиосигнала и центральной реограммы при проведении функциональной нагрузочной пробы.

Изобретение относится к медицинской технике. Способ измерения сопротивления участка тела человека по двум каналам реализуют с помощью реографа, содержащего два четырехконтактных датчика (1, 2), генератор высокочастотных сигналов (4) и блок обработки и отображения (5).
Изобретение относится к медицине, а именно к сердечно-сосудистой хирургии. Пациента с тандем-стенозом внутренней сонной артерии укладывают горизонтально.

Изобретение относится к медицине и может быть использовано для прогнозирования течения диффузных заболеваний печени. Методом лазерной доплерографии оценивают микроциркуляторное русло до и после расширенной холодовой пробы.

Изобретение относится к области медицины, а именно к функциональной диагностике. Проводят пробы с локальной ишемией одной из рук.

Изобретение относится к области экспериментальной и клинической медицины и может быть использовано для прижизненной оценки микрогемолимфодинамики в экспериментальных исследованиях и клинической практике.

Изобретение относится к медицине, а именно к эндокринологии, и может быть использовано для диагностики ранних стадий микроангиопатии у больных сахарным диабетом. Для этого проводят капилляроскопию в покое с последующей оценкой структурных изменений состояния капилляров.

Изобретение относится к медицине, а именно к стоматологии. Методом лазерной доплеровской флоуметрии (ЛДФ) измеряют показатели микроциркуляции до и после введения назубной силиконовой капы на 20 минут. Регистрируют ЛДФ-грамму и сравнивают полученные показатели нейрогенного и миогенного тонуса. При соответствии результатов повторного исследования физиологической норме диагностируют сохранный реабилитационный потенциал, при частичной нормализации показателей диагностируют сниженный реабилитационный потенциал, а в случае отсутствия положительной динамики диагностируют резко сниженный реабилитационный потенциал. Способ позволяет повысить достоверность диагностики, что достигается за счет регистрации и анализа показателей миогенного и нейрогенного тонуса, позволяющих выявить функциональный резерв мышц. 1 з.п. ф-лы, 6 ил.

Группа изобретений относится к медицинской технике, а именно к средствам определения характеристик потока крови. Устройство содержит светоизлучающий блок, выполненный с возможностью излучения света в направлении элемента, блок регистрации света, выполненный с возможностью регистрации света, рассеянного обратно на элементе, оптический блок, выполненный с возможностью пространственного разделения участка элемента падения света элемента и участка элемента регистрации света элемента друг от друга, при этом оптический блок содержит элемент разделения светового пути, выполненный с возможностью разделения пути излучаемого света и пути обратно рассеянного света, и блок определения, выполненный с возможностью определения характеристики потока объекта на основе света, указывающего на излучаемый свет, и регистрируемого обратно рассеянного света. Способ осуществляется посредством работы устройства. Использование изобретений позволяет повысить чувствительность при измерении за счет улучшения отношения сигнал/шум. 2 н. и 11 з.п. ф-лы, 4 ил.

Изобретение относится к медицине и может быть использовано для комплексного анализа реологических свойств крови in vivo. В зоне интереса зондируют импульсами ультразвуковых колебаний в режиме энергетического цветового допплеровского кодирования протекающий по сосуду поток крови. Определяют диаметр d сосуда, толщину пограничного слоя потока крови, площадь пограничного слоя потока крови, площадь осевого потока крови, частоту сокращений сердца и рассчитывают на основе полученных данных параметры, характеризующие реологические свойства крови: кинематическую вязкость крови ν, число Уомерсли α, параметр α2, коэффициент ε структуры потока. Определяют пиковую систолическую скорость Vps осевого потока крови и среднюю максимальную скорость Vm осевого потока крови, межинтимальный диаметр сосуда и рассчитывают на основе этих параметров число Re Рейнольдса, скорость V сдвига и напряжение τ сдвига. Зондирование проводят с картой распределения интенсивности движения по сечению потока и дополнительно определяют с использованием измерений площадь Sos осевого потока в систолу, площадь Sns потока в систолу, площадь Sod осевого потока в диастолу, площадь Snd потока в диастолу, площадь Sδs в систолу, площадь Sδd в диастолу, время ts систолы, время td диастолы, время t сердечного цикла и рассчитывают на основе полученных данных: усредненную толщину δxs пограничного слоя в систолу (см) по формуле: δxs=Sδs/[√π*(√Sns+√Sos)], где Sδs - площадь пограничного слоя в систолу, Sns - площадь потока в систолу, Sos - площадь осевого потока в систолу; усредненную толщину δxd пограничного слоя в диастолу (см) по формуле: δxd=Sδd/[√π*(√Snd+√Sod)], где Sδd - площадь пограничного слоя в диастолу, Snd - площадь потока в диастолу, Sod-ω - угловая скорость (с-1); νs - кинематическую вязкость крови в систолу (cSt) по формуле: νs=ωδxs2; νd - кинематическую вязкость крови в диастолу (cSt) по формуле: νd=ωδxd2; νh - гемодинамическую вязкость крови (cSt) по формуле: νh=[(νs х ts)+(νd x td)]/t; Σhs - коэффициент реологической эффективности кровотока в систолу по формуле: Σhs=Sos/Sns, где Sos - площадь осевого потока в систолу; Sns - площадь потока в систолу; Σhd - коэффициент реологической эффективности кровотока в диастолу по формуле: Σhd=Sod/Snd, где Sod - площадь осевого потока в диастолу; Snd - площадь потока в диастолу; Σh - коэффициент реологической эффективности кровотока за сердечный цикл по формуле: Σh=[(Σhs х ts)+(Σhd х td)]/t. Определяют характеристики движения эритроцитов в осевом потоке, такие как интенсивность движения, оценивая ее по уровню интенсивности окрашивания цветовой картограммы осевого потока, сравнивая его с уровнем интенсивности цветовой шкалы, расположенной на экране монитора; степень дезорганизации потока по структуре и степени гетерохромности цветовой картограммы осевого потока, для чего определяют структурный коэффициент осевого потока СКОП как отношение площади участков осевого потока с максимальной интенсивностью окрашивания Sm к площади осевого потока So и при СКОП=1 считают структуру потока организованной нормально, а при СКОП<1 – дезорганизованной; градиент интенсивности движения эритроцитов по направлению от стенки сосуда к осевому потоку, оценивая степень локальной устойчивости потока по характеру контуров осевого потока и полос пограничного слоя, степени центрации осевого потока и равномерности толщины пограничного слоя по сечению сосуда. Способ обеспечивает повышение эффективности анализа реологических свойств крови за счет расчета большого числа количественных реологических характеристик кровотока и визуального выявления, что дает возможность локализовать участки сосуда с нарушением гемореологических параметров. 13 ил., 1 пр.

Изобретение относится к медицине, а именно к акушерству и гинекологии, и может быть использовано для прогнозирования развития синдрома задержки развития плода на фоне табакокурения. Методом лазерной допплеровской флоуметрии в сроки беременности 11-14 недель определяют один из показателей кожной микроциркуляции, а именно параметр, характеризующий временную изменчивость перфузии. По формуле, полученной методом бинарной логистической регрессии, рассчитывают коэффициент прогноза развития синдрома задержки развития плода: R=1/(1+e-z), где R - коэффициент прогноза развития синдрома задержки развития плода; е - константа, основание натурального логарифма, равная 2,72; z - степень обратного логарифма, рассчитывают по формуле z=b1⋅x1+а, где b1 - коэффициент регрессии, расчет которого является задачей бинарной логистической регрессии, который при синдроме задержки развития плода равен 5,121; x1 - значение независимой переменной, а именно параметра, характеризующего временную изменчивость перфузии; а - константа, равная при синдроме задержки развития плода -4,477. При R больше 0,5 прогнозируют развитие осложнений беременности, а именно синдром задержки развития плода. Способ обеспечивает упрощение и повышение чувствительности способа прогнозирования развития синдрома задержки развития плода на фоне табакокурения. 2 пр.

Изобретение относится к медицинской технике. Устройство для неинвазивного измерения потока микроциркуляции крови в ткани содержит источник излучения (2) для освещения исследуемой биологической ткани (12), фотоприемник (3) для регистрации обратно рассеянного от ткани излучения, электронный блок фильтрации зарегистрированного сигнала (4), блок вычитания фоновой засветки (7), блок определения и индикации показателя перфузии исследуемой ткани (10) и блок управления и синхронизации (11). Электронный блок фильтрации содержит аналого-цифровой преобразователь (5) и блок усреднения оцифрованного сигнала (6) для усреднения полезного сигнала с сигналом фоновой засветки и усреднения сигнала фоновой засветки по измеренным значениям сигналов соответственно. Блок вычитания фоновой засветки содержит оперативно-запоминающее устройство (8) для хранения вычисленных средних значений соответственно сигнала фоновой засветки и общего сигнала и разностный блок (9) для вычитания усредненного сигнала фоновой засветки из усредненного общего сигнала. Блок определения и индикации показателя перфузии выполнен с возможностью вычисления показателя перфузии на основе нормированного постоянной компонентой полезного сигнала первого момента спектральной плотности мощности полезного сигнала и отображения указанного значения. Блок управления и синхронизации выполнен с возможностью формирования прямоугольных импульсов управления со скважностью 50%. Источник излучения выполнен в виде по меньшей мере трех ИК-диодов, излучающих в диапазоне длин волн 800-820 нм, расположенных на равном расстоянии друг от друга радиально вокруг фотоприемника и установленных заподлицо с рабочей поверхностью фотоприемника. Достигается повышение точности используемого устройства за счет вычитания фоновой засветки, а также повышение его помехозащищенности и безопасности за счет использования светодиодных источников излучения вместо лазеров без использования оптических волокон. 3 з.п. ф-лы, 5 ил.

Изобретение относится к медицинской технике и предназначено для спектрофотометрической оценки уровня кровенаполнения поверхностных слоев внутренних органов и тканей человека in vivo. Устройство содержит источник питания, соединенную с ним оптическую головку, включающую в себя источник излучения, излучающий свет в диапазоне спектра 520-590 нм, и фотоприемник. Оптическая головка выполнена с открытой полостью, стенки которой покрыты светопоглощающим материалом. Источник излучения установлен в открытой полости. Устройство также содержит блок управления работой излучателя, блок обработки данных, блок усилителя аналоговых электрических сигналов с фотоприемника и их преобразования в цифровую форму, индикатор определяемых величин. Устройство содержит единый внешний корпус и датчик давления. Открытая полость расположена в центре фотоприемника кольцеобразной формы. Оптическая головка размещена на поверхности датчика давления. К блоку обработки данных присоединено запоминающее устройство для хранения промежуточных результатов измерений. Источник питания, блок управления работой источника излучения, блок усилителя аналоговых электрических сигналов с фотоприемника и их преобразования в цифровую форму, блок обработки данных, запоминающее устройство и индикатор определяемых величин представлены единым электронным блоком, заключенным в корпусе устройства. Достигается объективное определение уровня кровенаполнения равномерно в освещаемом объеме, исключая влияние на показания прибора других хромофоров, кроме крови, с помощью более точного и компактного устройства. 3 ил.
Изобретение относится к области медицины, а именно к офтальмологии. Для ранней диагностики первичной открытоугольной глаукомы (ПОУГ) определяют реографический индекс (РИ) при транспальпебральной реоофтальмографии и при его величине ниже 21,0 мОм выставляют диагноз начальной стадии ПОУГ. Способ повышает точность диагноза на ранней стадии развития глаукоматозного процесса путем выявления дефицита увеального кровоснабжения, расширяет и углубляет возможности прогнозирования развития и течения ПОУГ на ее начальных стадиях. 3 пр.
Изобретение относится к области медицины, а именно к лучевой диагностике, и может быть использовано для дифференциальной диагностики образований молочной железы. Осуществляют пульсомоторографию с оптометрией объемных образований молочной железы с оценкой показателей кровотока. Определяют амплитуду пульсовых осцилляций и оптическую плотность. При значении амплитуды пульсовых осцилляций от 3,6 до 8,0 мм и оптической плотности меньше 0,05 судят о кисте. При значении амплитуды пульсовых осцилляций больше 17,33 мм и оптической плотности больше 0,5 – о фиброаденоме. При значении оптической плотности от 0,18 до 0,45 судят о злокачественном новообразовании. Способ обеспечивает повышение точности дифференциальной диагностики объемных образований молочной железы за счет объективизации показателей оптической плотности и пульсовых осцилляций. 3 пр.

Изобретение относится к области медицины, а именно к эндокринологии и онкологии, и может быть использовано для дифференциальной диагностики новообразований в щитовидной железе. Проводят ультразвуковое исследование объемных новообразований в щитовидной железе и после этого – пульсооптометрию с оценкой показателей кровотока посредством определения амплитуды пульсовых осцилляций и оптической плотности. При значениях оптической плотности 40 и более и амплитуды пульсовых осцилляций 43 мм и менее судят о доброкачественных новообразованиях. При значениях оптической плотности 19 и менее и амплитуды пульсовых осцилляций 44 мм и более судят о злокачественных новообразованиях в щитовидной железе. Способ обеспечивает повышение точности дифференциальной диагностики доброкачественных и злокачественных новообразований в щитовидной железе за счет исследования их оптической плотности. 2 пр.

Группа изобретений относится к медицине. Способ измерения кровяного давления осуществляют с помощью устройства измерения кровяного давления. При этом облучают целевой участок тела излучением с помощью источника излучения. Принимают отраженное излучение посредством приемника излучения. Обрабатывают принятое излучение посредством метода анализа контраста спекл-структур. Применяют алгоритм обработки спеклов с использованием гауссова окна для усреднения по трехмерному блоку с двумя пространственными размерами и одним временным размером с помощью блока обработки и получают тем самым пространственное и временное распределение спеклов. Определяют скорость кровотока, диаметр артерии из пространственного и временного распределения спеклов с помощью блока обработки. Определяют кровяное давление по определенным скорости кровотока, диаметру артерии и предварительно полученным калибровочным значениям давления. Достигается повышение точности безманжетного измерения кровяного давления посредством облучения светом участка тела в режиме реального времени без использования надуваемой манжеты с помощью компактного носимого на руке устройства. 2 н. и 11 з.п. ф-лы, 7 ил.

Изобретение относится к медицинской технике и предназначено для измерения кожного кровотока на основе метода лазерной доплеровской флоуметрии. Устройство содержит источник первичного лазерного излучения, систему транспортировки первичного излучения, систему приема вторичного излучения и два канала электронной обработки сигнала. Система транспортировки первичного излучения содержит два оптических волокна и модель, имитирующую оптические свойства живой биологической ткани без крови. Система приема вторичного излучения содержит два оптических волокна. Схема каждого канала содержит последовательно соединенные фотоприемное устройство, фильтр высоких частот, усилитель и аналоговый делитель. Схема обработки сигнала каждого канала дополнительно включает в себя фильтр низких частот с частотой среза 2 Гц, параллельно соединенный с фотоприемным устройством и со вторым входом аналогового делителя. Устройство также включает в себя дифференциальный усилитель, входы которого соединены с выходами аналоговых делителей двух каналов, а выход - со схемой вычисления показателя перфузии. Достигается повышение точности получаемых частотных ритмов микроциркуляции за счет очистки сигнала от ложных спектров в дифференциальном каскаде и исключения вычитания синфазных коррелированных полезных сигналов на дифференциальном усилителе. 7 ил.

Наверх