Устройство для метрологического контроля состояния приборов оптической флоуметрии
DEVICE FOR METROLOGICAL MONITORING OF THE STATE OF OPTICAL FLOWMETRY DEVICES

Изобретение относится к медицинской технике, а именно к устройствам для метрологического контроля состояния приборов оптической флоуметрии, имитирующим низкочастотные колебательные процессы микрогемодинамики регистрируемые приборами фотоплетизмографического типа.
Оптические неинвазивные методы флоуметрии, такие как лазерная доплеровская флоуметрия (ЛДФ), лазерная спекл-контрастная визуализация (ЛСКВ), лазерная доплеровская визуализация (ЛДВ) и т.д., для оценки кровотока (перфузии) в биологических тканях широко известны сегодня. Данные методы основаны на зондировании ткани когерентным оптическим излучением, регистрации и обработке обратно рассеянного от ткани излучения. Одним из наиболее используемых методов является ЛДФ, в котором когерентное излучение лазера рассеивается на движущихся форменных элементах крови (эритроцитах), претерпевает доплеровский сдвиг частоты и регистрируется гетеродинным (квадратичным) фотоприемником с последующим вычислением показателя перфузии (измеряется в условных перфузионных единицах - пф.ед. или усл.ед.), который пропорционален произведению количества эритроцитов на среднюю скорость их движения по сосудам (Rajan V. et al., Review of methodological developments in laser Doppler flowmetry, Lasers in medical science, 2009, V. 24, №. 2, p. 269-283). Этот интегральный параметр - перфузия - является сегодня наиболее информативным в медицине для функциональной диагностики системы микроциркуляции крови. Он отражает, в том числе, и различные частотные составляющие физиологических колебаний кровотока - пульсовые волны, дыхательные, эндотелиальные и т.д.
Поскольку в ЛДФ показатель перфузии измеряется в условных перфузионных единицах, то для корректного сравнения сигналов перфузии, полученных на разных приборах, требуется стандартизация измерений (Rajan V. et al, Review of methodological developments in laser Doppler flowmetry, Lasers in medical science, 2009, V. 24, №. 2, p. 269-283). При этом до сих пор не существует золотого стандарта для калибровки приборов ЛДФ. Поскольку распределение кровеносных сосудов в ткани и ее оптические свойства гетерогенны, то трудно калибровать прибор для измерения абсолютных значений кровотока на единицу объема ткани. Наиболее используемым на сегодня средством калибровки ЛДФ приборов является водный раствор микросфер полистирола, называемый также эталоном подвижности (motility standard) (Fredriksson I. et al., Improved calibration procedure for laser Doppler perfusion monitors, Proc. SPIE 7906, 790602, 2011). Он позволяет моделировать движение эритроцитов и, соответственно, перфузию за счет броуновского движения частиц в растворе. При этом уровень воспроизводимой величины перфузии зависит от концентрации, скорости оседания, размера и формы частиц, температуры раствора и т.д. Таким образом, точность воспроизведения показателя перфузии определяется точностью задания целого ряда параметров соответствующей коллоидной системы. Это является существенным недостатком данного типа устройств. Кроме того, благодаря своим специфическим динамическим свойствам такие суспензии вызывают доплеровские сдвиги, приводящие к чистому гомодинному измерению, тогда как в реальной биологической ткани большинство фотонов не имеют доплеровского смещения, что в совокупности и дает совершенно другие гетеродинные спектры. Также, по опыту работы, такие меры нестабильны во времени, поскольку частицы медленно оседают, раствор постепенно высыхает и движение частиц прекращается.
Известны фантомы, имитирующие поток жидкости (перфузию) в теле человека, изготовленные в виде сети мелких трубок, имитирующей микрососудистое русло, а также системы подвода и отвода жидкости к ним (патент № US 2016/0027340 А1, 2016; патент № US 8188416 В2, 2012). Такие фантомы предназначены для калибровки систем мониторинга и визуализации перфузии, в том числе приборов магнитно-резонансной и компьютерной томографии. Однако, такие устройства сложны в изготовлении. Сеть мелких трубок, детерминированно заданная в конструкции, часто не соответствует случайному характеру расположения сосудов в реальных тканях и органах. К тому же они используют жидкость, что является дополнительным неудобством. Требуется система прокачки жидкости, на стыке соединения трубок могут возникать протечки и пр.
Известен также фотоплетизмографический (ФПГ) метод регистрации низкочастотных колебаний в системе микроциркуляции крови. Метод основан на зондировании ткани некогерентным оптическим излучением и регистрации обратно рассеянного от ткани излучения, которое представляет собой сумму постоянной (dc) и переменной (ас) компонент (Фиг. 1). Постоянная компонента обусловлена поглощением света неподвижными клеточными структурами ткани и неизменным объемом крови, а переменная компонента образуется за счет артериальных пульсаций кровотока, дыхательной активности и т.д.
Основной и наиболее используемой реализацией метода ФПГ является пульсоксиметрия, основанная на вычислении артериальной сатурации крови кислородом. Морфологический анализ формы пульсовой волны (ГШ), выделяемой из переменной компоненты ФПГ сигнала, также дает важную информацию о состоянии сосудов, например, их жесткость, тонус, податливость и т.д. (Elgendi М., On the analysis of fingertip photoplethysmogram signals, Current cardiology reviews, 2012, V. 8, №1, p.14-25). Известно, что ПВ состоит из прямой систолической, отраженной диастолической волн, а также разделяющей их дикротической выемки (Фиг. 2). Одними из наиболее используемых параметров морфологического анализа ГШ являются индекс отражения (RI, %) и индекс жесткости (SI, м/с) (Millasseau S.C. et al., Contour analysis of the photoplethysmographic pulse measured at the finger, Journal of hypertension, 2006, Vol. 24, №8, p.1449-1456). RI определяется как отношение амплитуды диастолического пика к амплитуде систолического пика и характеризует состояние тонуса мелких артерий (артериол). SI определяется как отношение роста испытуемого к временной задержке между диастолическим и систолическим пиками и характеризует жесткость крупных артерий. При этом при разработке ФПГ устройств очень важно использовать правильную обработку сигналов, так как, например, неправильная фильтрация может исказить форму ГШ, что в итоге приведет к неточному вычислению индексов RI и SI (Лапитан Д.Г. и др., Влияние параметров цифровой фильтрации на форму пульсовой волны в фотоплетизмографии на отражение, Биомедицинская радиоэлектроника, 2021, Т. 24, №.3, с. 37-47).
Известны устройства для калибровки пульсоксиметров, которые одновременно с сатурацией крови также позволяют имитировать ПВ (патент US 5278627, 1994; патент US 8720249 B2, 2014; патент US 6400973 B1, 2002). Например, устройство для калибровки (патент US 5278627, 1994) состоит из: 1) имитатора ткани, со светопоглощающими характеристиками, приближенными к характеристикам ткани живого тела, который вставляется в пространство между светоизлучающим элементом и светопринимающим элементом измерительного зонда, подключенного к пульсоксиметру; 2) диска с моделями крови, со светопоглощающими характеристиками, приближенными к характеристике крови, который с помощью привода перемещается внутри имитатора так, чтобы входить или выходить из пространства между светоизлучающей и светопринимающей секциями. Однако такая конструкция устройства калибровки является достаточно сложной и громоздкой, поскольку предполагает наличие электромотора и работающей от его привода механической системы вращения диска с моделями крови, состоящей из соединительной тяги, вращающейся муфты и т.д.
В способе калибровки аналогичных оптических неинвазивных физиологических датчиков (патент US 8720249 B2, 2014), пульсовой сигнал моделируется за счет изменения объема крови, проходящего через оптический сенсор. Датчик пульсоксиметра крепится на вращающийся диск. При вращении диска датчик перемещается над каналом, который представляет собой углубление, сформированное на диске, которое может содержать образец или модель крови, кровь или кровезаменитель. Глубина канала варьируется от мелкой части до глубокой части, которая содержит большее количество крови. Изменение глубины вызывает изменение объема крови, проходящей мимо детектора, изменение объема крови имитирует пульс пациента. Однако такое устройство позволяет имитировать форму ПВ определенной строго заданной формы, что является существенным ограничением такого способа калибровки. Для имитации ПВ другой формы необходимо делать другую конфигурацию диска с нанесенными на нем образцами крови.
В симуляторе артериального кровотока (патент US 6400973 B1, 2002) пульс имитируется за счет изменения оптических свойств жидкокристаллической (ЖК) полимерной пленки. Устройство представляет собой корпус, имитирующий по форме и светопоглощающим свойствам палец человека, между двумя частями которого расположен световой клапан в виде ЖК пленки, прозрачность которой управляется генератором электрических сигналов, для генерации пульсирующего электронного сигнала, соответствующего заданному кровотоку. Данная мера содержит фильтр из четырех граничащих слоев целлофана, расположенных параллельно пленке и способствующих рассеянию красного света. Когда ЖК пленка имеет минимальную прозрачность, примерно 30 процентов красного света отражается обратно в фильтр. Это обратно рассеянное излучение красного света имитирует световой поток во время пульсового импульса артериальной крови. Когда ЖК пленка имеет максимальную прозрачность, минимальное количество красного света отражается обратно, что имитирует светопоглощающие характеристики пальца между импульсами крови. Однако такое устройство является достаточно сложным за счет наличия в нем многослойного реабсорбирующего фильтра. Особенность размещения светового клапана внутри корпуса существенно снижает технологичность устройства, сложность обеспечения точного расположения составных частей сборки приведет к возникновению воздушных зазоров, влияющих на оптические характеристики устройства. Устройство обладает малым диапазоном, в котором изменяется количество обратно рассеянного красного света (0-30%), и существует сложность метрологического обеспечения из-за стохастических эффектов на границах светорассеивающего фильтра. Данное устройство также не позволяет имитировать ПВ разной формы для настройки схемы обработки и фильтрации ФПГ сигнала.
Существенным недостатком описанных устройств для калибровки пульсоксиметров и приборов фотоплетизмографического типа является то, что они не позволяет имитировать низкочастотные колебания кровотока разной амплитуды и частоты, а также произвольной формы. Между тем, недавно появился новый метод оценки кровотока, основанный на спектральном анализе сырого ФПГ сигнала, - некогерентная оптическая флуктуационная флоуметрия (НОФФ) (Lapitan D. et al., Optical incoherent technique for noninvasive assessment of blood flow in tissues: Theoretical model and experimental study. J. Biophotonics. 2021; 14:e202000459). Суть метода заключается в спектральном анализе обратно рассеянного от ткани сигнала в диапазоне частот 0-10 Гц и вычислении кровотока как первого момента амплитудного спектра ФПГ сигнала, нормированного на постоянную компоненту:
ac
k
k
dc
где K - калибровочный (приборный) коэффициент, n - число низкочастотных флуктуаций регистрируемого фототока, i, - амплитуда k-ой флуктуации фототока, f - частота k-ой флуктуации фототока, i - амплитуда постоянной компоненты фототока.
Таким образом, при разработке оптических приборов, комплексно реализующих методы ФПГ и НОФФ, необходимо подбирать параметры обработки регистрируемого сигнала, такие как тип фильтра, его порядок и полоса пропускания таким образом, чтобы без искажений воспроизводить форму ПВ для ее дальнейшего анализа. Также необходимо настраивать коэффициент K в (1) для обеспечения единой шкалы измерения параметра кровотока разными оптическими флоуметрами в процессе их эксплуатации.
Наиболее близким к заявляемому устройству является устройство для метрологического контроля состояния приборов ЛДФ (патент № RU 2489963 С2, 2013). Устройство представляет собой слоистую конструкцию из различных твердых материалов с разными светорассеивающими оптическими свойствами, содержащую неподвижные верхний и нижний слои и размещенный между ними средний слой, перемещаемый электромеханическим движущим устройством. Конструкция дополнительно снабжена слоем со светопоглощающим покрытием. Движущее устройство выполнено в виде электромеханического преобразователя электрического сигнала в механические колебания в полосе частот от 0,1 Гц до 20 кГц. При этом средний слой расположен с зазором 0,1-1 мм от верхнего слоя и размещен на слое со светопоглощающим покрытием, который расположен на поверхности электромеханического преобразователя электрического сигнала в механические колебания. Устройство также позволяет имитировать низкочастотные ритмы кровотока (ритмы изменения амплитуды перфузии) путем дополнительной модуляции по амплитуде высокочастотного сигнала в диапазоне частот 0,1 Гц - 20 кГц низкочастотным сигналом в диапазоне 0,01-1 Гц.
Недостатками данного устройства являются:
1. Сложность конструкции за счет наличия в ней пьезоэлектрического актуатора, преобразующего электрический сигнал в механические колебания. При этом необходимо достаточно точно рассчитывать конструкцию меры, чтобы вибрации от электромеханического преобразователя передавались только на подвижный светорассеивающий слой. Передача вибраций на другие слои или корпус меры может вызвать дополнительные помехи.
2. Имитируемые при помощи устройства низкочастотные колебания кровотока имеют узкий диапазон частот 0,01-1 Гц, что не позволяет имитировать разные уровни кровотока по методу НОФФ. Имитируется и может меняться только переменная составляющая сигнала.
3. Конструкция меры подходит только для калибровки приборов ЛДФ и не подходит для оптических флоуметров фотоплетизмографического типа.
Таким образом, существует актуальная потребность в устройстве для метрологического контроля состояния приборов оптической флоуметрии, лишенном вышеуказанных недостатков.
Техническим результатом предлагаемого изобретения является повышение стабильности устройства во времени по своим характеристикам со светорассеивающим слоем, позволяющим имитировать низкочастотные ритмы микрогемодинамики в широком диапазоне частот, а также простота его конструкции и экономическая выгода.
Для достижения указанного технического результата предлагается устройство для метрологического контроля состояния приборов оптической флоуметрии, представляющее собой слоистую конструкцию из различных твердых материалов с разными светорассеивающими оптическими свойствами, содержащую неподвижные верхний и нижний слои и размещенный между ними средний слой, предлагается в качестве нижнего слоя использовать фторопластовое основание, в качестве среднего слоя пленку оптического фильтра, обладающую постоянными во времени светорассеивающими свойствами и показателем поглощения, различающимся для разных длин волн света, в качестве верхнего слоя электрохромную жидкокристаллическую (ЖК) пленку, способную менять свою прозрачность под действием приложенного напряжения, выполненную с возможностью соединения с генератором переменных электрических сложномодулированных по амплитуде сигналов.
Конструкция устройства может быть дополнительно снабжена сменным оптическим фильтром с возможностью имитации постоянной компоненты обратно рассеянного сигнала.
Также, в одном из вариантов устройства, все слои могут быть выполнены неподвижными относительно друг друга.
На Фиг. 1 представлен пример сырого исходного сигнала с фотоприемника приборов фотоплетизмографического типа при регистрации оптического сигнала с кончика пальца испытуемого и отражающего регистрируемые низкочастотные колебания кровотока.
На Фиг. 2 представлен типичный вид пульсовой волны (ПВ), полученной после обработки сырого сигнала.
На Фиг. 3 представлена конструкция предлагаемого устройства для метрологического контроля состояния приборов оптической флоуметрии.
На Фиг. 4а представлен пример подаваемых на ЖК пленку периодических электрических сигналов разной амплитуды с генератора переменных электрических сигналов, соответствующих разным уровням вычисляемого показателя кровотока по методу НОФФ.
На Фиг. 4б представлен пример записи кровотока по методу НОФФ, уровни (значения BF) которого соответствуют сигналам, подаваемым на ЖК пленку, на Фиг. 4а.
Устройство 1 (фиг.3) состоит из основания 2, выполненного в виде светорассеивающего материала фторопласта, пленки оптического фильтра 3, которая размещается на основании 2 и электрохромной ЖК пленки 4 (например, Smart Optima http://www.st-film.ru/#/film), которая размещается на пленке оптического фильтра 3. Прозрачность ЖК пленки управляется напряжением с генератора переменных электрических сложномодулированных сигналов 5 для имитации ас компоненты регистрируемого сигнала. Генератор сигналов не является предметом изобретения. Частота и амплитуда управляющего сигнала с генератора выбирается соответствующей частоте и амплитуде имитируемых низкочастотных колебаний кровотока. В случае артериальных пульсаций кровотока управляющий сигнал представляет собой сложномодулированный сигнал, состоящий из суммы гармоник, который соответствует форме ПВ, представленной на Фиг. 2. Генератор сигналов может быть как аналоговый, так и цифровой, например, реализованный в виде цифро-аналогового преобразователя многофункционального модуля L-Card Е-502 (https://www.lcard.ru/products/external/e-502). Пленка оптического фильтра 5 обладает постоянными во времени светорассеивающими свойствами и показателем поглощения, различающимся для разных длин волн света, что позволяет имитировать постоянную (dc) компоненту регистрируемого сигнала.
Устройство работает следующим образом.
dc
Датчик фотоплетизмографического типа 6, включающий в себя светодиодный источник излучения 7 и фотоприемник 8, размещается на мере. При этом источник излучения 7 и фотоприемник 8 касаются верхнего слоя меры - ЖК пленки 4. При включении датчика свет от источника 7 проходит через пленки 4 и 3 до фторопласта 2, рассеивается в нем и часть этого излучения проходит обратно через пленки 4 и 3 до фотоприемника и регистрируется им. Генератор 5 формирует электрический периодический сигнал, который подается на ЖК пленку. Прозрачность пленки меняется в соответствии с поданным сигналом, и регистрируемое таким образом фотоприемником излучение модулируется этим сигналом. Подбор пленки оптического фильтра 3 позволяет имитировать разные значения постоянной компоненты фототока i и таким образом воспроизводить разные уровни кровотока по формуле (1), соответственно. Все это в совокупности позволяет настраивать тракт обработки сигналов (тип фильтра, его порядок и т.д.) в приборах фотоплетизмографического типа для корректного (без искажений) воспроизведения формы ПВ, а также при необходимости и коэффициент К для вычисления параметра кровотока, т.е. проводить их настройку и калибровку.
Работа устройства может быть более подробна пояснена следующими графиками. На Фиг. 4а представлены примеры формируемых генератором электрических сигналов синусоидальных сигналов, подаваемых на ЖК пленку. Частота сигналов составляет 1 Гц, а амплитуда размаха варьируется от 0 до 20 В для имитации разных уровней кровотока, вычисляемого по формуле (1). В данном случае синусоидальные сигналы представлены для наглядности примера. Для подачи сигналов более сложной формы, например, такой как ПВ на Фиг. 2, необходимо сгенерировать сложномодулированный сигнал, состоящий, как минимум, из двух гармоник. На Фиг. 4б представлена запись кровотока BF во времени, на которой участки 1…4 соответствуют сигналам 1…4 на Фиг. 4а. Как видно, вычисляемый параметр кровотока BF увеличивается пропорционально увеличению амплитуды переменного электрического сигнала, подаваемого на ЖК пленку.
Использование данного устройства позволит существенно повысит достоверность контроля состояния приборов - оптических флоуметров фотоплетизмографического типа.