Волоконно-оптичний сенсор для неінвазивного вимірювання концентрації гемоглобіну

Реферат: Волоконно-оптичний сенсор для неінвазивного виміру концентрації гемоглобіну містить волоконно-оптичний кабель, що включає послідовно з'єднані зовнішню ділянку двожильного джгута, внутрішню ділянку двожильного джгута, одножильну передавальну і одножильну приймальну петлі, оптоволокно-опромінювач і оптоволокно-фотоприймач, які закріплені в корпусі. Волоконно-оптичний сенсор має П-подібну форму і складається з П-подібного корпусу, з'єднаної з ним П-подібної кришки і з'єднаної з корпусом і кришкою оптично непрозорої діафрагми діаметром D>(4-6)*t (t - середня довжина пробігу фотонів в біотканині) з отворами для передавального і приймального світловодів у вигляді оптоволокон. При цьому в першій стійці корпусу і полиці виконані порожнини для петлі опромінювача і внутрішньої ділянки оптичного кабелю, а торець другої стійки лежить в одній площині з торцем діафрагми. UA 104195 U (54) ВОЛОКОННО-ОПТИЧНИЙ СЕНСОР ДЛЯ НЕІНВАЗИВНОГО ВИМІРЮВАННЯ КОНЦЕНТРАЦІЇ ГЕМОГЛОБІНУ UA 104195 U UA 104195 U 5 10 15 20 25 30 35 40 45 50 55 60 Корисна модель належить до області фотометрії і може бути використана при контролі оптичних і біологічних параметрів поверхневих шарів шкіри, зокрема концентрації гемоглобіну і кровонаповнення. Відомо ДИАГНОСТИЧЕСКОЕ УСТРОЙСТВО ДЛЯ ИЗМЕРЕНИЯ ФИЗИКОБИОЛОГИЧЕСКИХ ХАРАКТЕРИСТИК КОЖИ И СЛИЗИСТЫХ ОБОЛОЧЕК IN VIVO, патент Російської Федерації RU2234853. Винахід належить до області медичного приладобудування, а саме до обладнання для неінвазивної (черезшкірну) спектрофотометричної діагностики оптикофізичних і медико-біологічних параметрів м'яких тканин людини. Оптична головка виконана із центральною порожниною і радіальними відкритими порожнинами, стінки яких покриті світлопоглинаючим матеріалом, при цьому джерела випромінювання встановлені в радіальних порожнинах, а фотоприймач - у центральній, так що його вхідне вікно розташоване в площині робочої поверхні оптичної головки. Оптична головка може бути виконана у вигляді циліндра або у вигляді циліндра, що переходить в нижній частині в зрізаний конус. Цей пристрій вибраний нами за аналог пристрою. Спільними рисами (ознаками) аналога та пропонованого сенсору є оптично непрозорий корпус головки, який має порожнини для світловодів опромінювача та приймача, вихідне вікно передавального світловоду, вхідне вікно приймального світловоду, вікно якого розташовано на фіксованої відстані від опромінювача. Недоліком аналога пристрою є: • Збільшена вага головки, яка ускладнює оператору контроль тиску сенсора на поверхню біооб'єкту. Тиск може змінювати кровонаповнення, що приводить до спотворення результатів вимірів. • Паралельність напрямків осі потоків опромінювання і приймання в аналогу визначає збільшення глибини та довжини просторового оптичного каналу, що виникає у біооб'єкті. Це зменшує інформативність та динамічний діапазон зворотного сигналу. • Знижений коефіцієнт передачі зондувального випромінювання просторовим каналом. Викликане це тим, що фотони конуса випромінювання, що досягають підшкірної жирової клітковини в районі оптичної осі опромінювача мають значно меншу ймовірність влучення у фотоприймальне вікно, чим фотони конуса випромінювання, що поширюється під фотоприймальним вікном. • Неефективність геометрії сенсора при тестуванні органів які відрізняються товщинами дерми (вона може варіювати від 0,5 до 5 мм). Найбільшої товщини буває на спині, розгинальної поверхні стегон і плечей. Товщина епідермісу особливо коливається в діапазоні від 35 мкм до 1,5 мм (на підошвах і долонях). У такій ситуації паралельне розташування осей спрямованості опромінювача і фотоприймача обмежує область ефективного тестування органів з одмінними анатомічними параметрами. Відома конструкція виносної волоконно-оптичної головки сенсора для неінвазивного вимірювання кровонаповнення живого тіла [Войтович І.Л., Корсунський В.М. Інтелектуальні сенсори. - Інститут кібернетики, 2007. - 513 с, рис. 2.24, стор. 111]. Вона вміщує корпус головки, насадку діафрагму, оптичне волокно, фіксатор опромінювача, конусоподібний оптичний фокон, фотоприймач, попередній підсилювач струму, комбінований електричний та волоконнооптичний кабель. Спільними рисами аналога 2 та пропонованого пристрою є оптично непрозорий корпус головки, який має порожнини для світловодів опромінювана та приймача, вихідне вікно передавального світловоду, вхідне вікно приймального світловоду, волоконно-оптичний кабель. Недоліками такого зонда є: • Складність фіксації положення зонда стосовно органу, який тестується, внаслідок збільшеного перекидаючого моменту, створюваного кабелем. • Збільшення ваги головки, пов'язане з наявністю фокона й фотодіода, і викликане цим зниження точності ручної фіксації головки щодо поверхні органу, який тестується; • Наведення атмосферних і промислових перешкод в електричних ланцюгах електроживлення та сигналив. Відомі оптичні зонди відбиття/зворотного розсіювання фірми Ocean Optics зонди R200-7, R400-7 і R600-7 [Оптические зонды отражения/обратного рассеяния http://oceanoptics.ru/probes.html], які мають перший оптичний вхід для уводу зондуючого випромінювання, перший оптичний вихід для опромінювання біотканини, другий оптичний вхід для уводу зворотно розсіяних фотонів, другий оптичний вихід, який формує вихідний оптичний сигнал сенсора. Оптичний зонд містить оптичний кабель у вигляді семи щільно впакованих у полімерну оболонку оптичних волокон однакового діаметра (шість освітлювальних волокон розташованих навколо одного зчитувального на відстані l). Один кінець оптичного кабелю 1 UA 104195 U 5 10 15 20 25 30 35 40 45 50 55 60 (зондувальний) укладений у циліндричний наконечник з нержавіючої сталі діаметром 6,4 мм, а інший кінець розділений на два кабелі - освітлювальний, сформований із шести освітлювальних оптоволокон, і зчитувальний, сформований на основі одного оптоволокна. Кварцові оптоволокна (їх діаметри в залежності від типу зонда рівні 200, 400 і 600 мкм) розташовані так, що відстань між торцями оптоволокна, що опромінює, і оптоволокна, що приймає, фіксована і дорівнює l. Зонди використовуються для зондування об'єкта, який діагностується, спрямованим потоком оптичного випромінювання і одночасного приймання зворотного дифузно розсіяного потоку фотонів. Цей сенсор вибраний нами за найближчий аналог. Спільними рисами найближчого аналога 3 та пристрою, що пропонується, є входи та виходи пристрою з однаковим функціональним призначенням, передавальне оптоволокно, вихідний торець якого використовується як опромінювач, і приймальне оптоволокно, вхідний торець якого використовується, як фотоприймальне вікно, оптично непрозорий корпус зонду, який має порожнини для світловодів опромінювача та приймача, вихідне вікно передавального світловоду, вхідне вікно приймального світловоду, волоконно-оптичний кабель. Недоліками такого зонда є: • Нестабільність величин оптичного випромінювання на виході опромінювача при перпендикулярному розташуванні торця оптоволокна і осі внаслідок створу резонатора оптичних коливань, При цьому амплітуда коливань може мінятися відповідно, наприклад, зміні температури оптоволокна. • Неможливість руками оператора (наприклад, медсестри) утримувати візуально строго перпендикулярний напрямок одночасно у поздовжній і поперечній площині (в інтервал часу зондування). При відхиленні кута від перпендикулярного змінюється форма дифузійного просторового оптичного каналу і відбуваються відповідні викривлення вимірів внаслідок зміни коефіцієнта передачі каналу. • Складність фіксації положення зонда стосовно об'єкту, який тестується, внаслідок збільшеного перекидаючого моменту, що створюється кабелем. • Фіксована відстань між вікнами випромінюючого та приймального оптоволокон, обмежує область застосування. • Кварцове оптоволокно, яке застосовується в аналогу, має досить великий припустимий радіус вигину, який не приводить до руйнування оптоволокна, а технологія окінцювання торців кварцового оптоволокна досить складна. Тому використовувати його для зміни напрямку поширення в компактних конструкціях незручно. • Наведення атомосферних та промислових завад через влучення фотонного потоку від зовнішніх джерел випромінювання в фотоприймальне вікно внаслідок малого діаметра зонда (порівнянного з довжиною пробігу зондувальних фотонів у шкірі). Задачею пропонованої корисної моделі є розробка сенсора виміру концентрації гемоглобіну, який дозволить підвищити точність виміру шляхом узгодження параметрів геометрії сенсора, що розроблюється, з довжиною хвилі випромінювання та анатомічними характеристиками шкіри обраного для вимірів органа, зокрема глибини розташування шару з максимальним кровонаповненням. Поставлена задача вирішується тим, що опромінення шару біотканини проводиться направленим опромінювачем при деякому фіксованому куті відносно поверхні органу, який тестується, такому, щоб центр розсіювання колімованого пучка фотонів від передавального світловоду лежав у межах шару з максимальною концентрацією гемоглобіну, а напрямок максимума діаграми направленості приймального світловоду по можливості збігався з напрямком на центр розсіювання фотонів. Відмінними ознаками запропонованого волоконно-оптичного сенсора є: • Використання змінної оптично непрозорої діафрагми напрямку зондуючого потоку, в центрі якої розташовані на відстані / два отвори, кожне з яких складається з отвору фіксації оптоволокна і співвісно з ним розташованого отвору фіксації захисної оболонки гнучкого полімерного кабелю, осі яких у поперечній площині розташовані під кутом α, де 60°>α>5°. Введення в сенсор нових деталей його фіксації, та зміна напрямку опромінювання (зв'язку сенсора з біотканиною) дозволяє приймати зворотно розсіяні фотони з шару дерми шкіри, якому притаманне найбільше кровонаповнення відносно інших анатомічних шарів, і відповідно найбільший динамічний діапазон рівнів зворотно розсіяних сигналів. • Другою ознакою є опромінювання поверхні біотканини таким чином, що нахил α передавального і приймального світловодів-оптоволокон відносно поверхні шкіри однаковий і дорівнює αk*arctg(d+l)/h, 2 UA 104195 U 5 10 15 20 25 30 35 40 45 50 55 60 де k(4-6)*μt, де μt - середня довжина пробігу фотонів в біотканині. Суть пропонованого сенсору при його реалізації пояснюється фіг. 1-5. На фіг 1 наведено креслення конструкції пристрою в вигляді П-подібного виносного оптичного сенсора; на фіг. 2 наведено креслення конструкції діафрагми; на фіг. 3 наведено принцип формування в тестованому біооб'єкті колімованого і зворотно розсіяного потоків фотонів; на фіг. 4 наведені позначки параметрів кутового і просторового розташування зондуючого потоків фотонів відносно дерми шкіри; на фіг. 5 наведено розташування П-подібної головки відносно передпліччя при вимірі кровонаповнення. Волоконно-оптичний сенсор виміру концентрації гемоглобіну має П-подібну форму (фіг. 1 і 2) і складається з: • П-подібного корпусу волоконно-оптичного сенсора 1, що містить порожнину 2 і порожнину першої одножильної петлі 3 двожильного джгута 4. • Розміщеного в корпусі 1 волоконно-оптичного кабелю, що включає зовнішню ділянку двожильного джгута 4, внутрішню ділянку двожильного джгута 5, ділянку першої одножильної петлі 6 і ділянку другої одножильної петлі 7, оптоволокно, що передає 8, і оптоволокно, що приймає 9. • П-подібної кришки корпусу 10, що містить порожнину другої одножильної петлі 11. • Змінної оптично непрозорої діафрагми 12, що містить два розташовані в поперечній площині під кутом α наскрізні отвори 13 і 14, віддалені в площині торця діафрагми 12 на відстань l; кожне з наскрізних отворів складається з великих отворів 15 і 16 фіксації захисної оболонки гнучкого кабелю 6 або колімованого зондуючого потоку фотонів від опромінювача, який розширюється, та переходить в сферу розсіювання і кут направленості прийому зворотно 7 і співвісно з ним розташованого малих отворів 13 і 14 фіксації оптоволокон 8 і 9. Причому осі отворів в поздовжній площині розташовані перпендикулярно горизонтальної площини. На фіг. 3 наведені взаємне розташування оптоволокон 8 опромінювача і 9 фотоприймача, форма розсіяних потоків приймальним оптоволокном на прикладі шкіри людини. Шкіра представлена трьома шарами: епідермісу 17, дерми 18 і підшару клітковини 19. На фіг. 3-5 також наведені позначки: ХОУ - поперечна площина, YOZ - поздовжня площина, XOZ горизонтальна площина, геометричні параметри волоконно-оптичного сенсора: кута - α, діаметра оптоволокна - d, відстані між торцями оптоволокон - l; О - центр розсіювання. Використання пристрою ілюструється на фіг. 5, на якій цифрами позначені: 12 - фіксуюча діафрагма, 20 - передпліччя, 21 - перша стійка, 22 - полка головки, 23 - друга стійка, 4 оптоволоконний кабель. Неінвазивне вимірювання концентрації гемоглобіну за допомогою волоконно-оптичного сенсору полягає в послідовному опроміненні оптоволокном 8 шкіри органа 20 направленими вимірювальним Рim і референтним Ріr потоками фотонів під визначеним кутом α відносно поверхні органу. При цьому в біооб'єкті 20 виникає певне світлове випромінювання в вигляді колімованого пучка фотонів, які розповсюджується в біотканині [Пушкарева А.Е. Методы математического моделирования в оптике биоткани. Учебное пособие. СПб: СПбГУ ИТМО, 2008. - 103 с]. Частина цього випромінювання розсіюється в біооб'єкті "в деякій ділянці активації" та виходить з нього назовні у вигляді зворотно розсіяного потоку світла [Войтович Т.Д., Корсунский В.М. Інтелектуальні сенсори. - К: Інститут кібернетики, 2007. - 514 с]. Одночасно здійснюється приймання потоку зворотно розсіяних фотонів з напрямку центра розсіювання в об'єкті 20 і формування приймальним світловодом 9 вихідних оптичних сигналів Роr і Роm для вимірювання. Робота волоконно-оптичного сенсору (фіг. 1 і 2) складається із двох етапів: • Контактування оператором діафрагми 12 сенсора з поверхнею шкіри органа 20, який тестується. • Опромінення світловодом 8 шкіри органа 20 референтним Ріr і вимірювальним Ріm потоками фотонів і одночасне формування світловодом 9 вихідних оптичних сигналів Роr і Роm. 3 UA 104195 U 5 10 15 20 25 30 На етапі контактування головки виконується такий порядок дій: • Вибір ділянки органа для тестування. • Утримуючи двома пальцями головку за вилучення 24 і 25 на середині сенсора торкнутися шкіри торцем другої стійки 23 сенсора. • Легким натисканням на середину сенсора проводиться легке торкання шкіри торцем першої стійки 21 (діафрагмою 12). На етапі опромінення шкіри тестованого органу (наприклад, передпліччя) після фіксації торця виносною головки двома джерелами випромінювання через внутрішню ділянку двожильного джгута 5, ділянку першої одножильної петлі 6 і оптоволокно 8 послідовно у два такти здійснюється спрямоване опромінення вимірюваного органа 20. У першому такті опромінення проводиться потужністю Ріr на референтній довжині хвилі λr і (наприклад, 850 нм), оптичне загасання якої не залежить від концентрації гемоглобіну. У другому такті опромінення проводиться потужністю Ріm, на вимірювальній довжині хвилі λm (наприклад, 523 нм), оптичне загасання якої залежить від концентрації гемоглобіну в дермі 18. При опроміненні деяка область органу є джерелом кругового розсіювання (на глибині трохи меншої глибини проникнення фотонів у тестовану структуру μt). Назад розсіяні фотони попадають у фотоприймальне вікно фотоприймального оптоволокна 9. Вимірюваний сигнал Роm на виході оптоволокна 9 найбільший буде у випадку напрямку осі діаграми спрямованості приблизно на оптичний центр розсіювання О. При цьому пройшовший через просторовий дифузійний оптичний канал і сформований вихідним світловодом вихідний оптичний сигнал Роm є також найбільш інформативний, тому що проходить у біооб'єкті переважно через крововміщуючу дерму. Інтерпретація концентрації гемоглобіну Нв за значеннями вихідних сигналів в найпростішому випадку зводиться до обчислення лінійної залежності [1, стр. 97, формула 2.18]: СНв=a*lnX-b, де: а і b - коефіцієнти, що залежать від конкретних конструктивних розв'язків випромінювача сенсора, фотоприймача і усереднених характеристик біотканини; X=Por/Pom - відношення вихідних референтного і вимірювального рівнів сигналів (у разах); Реалізація пристрою можлива з використанням відомих технологій в машинобудівній та електронній галузях промисловості України. Частина елементів, з яких складається пристрій, є у вільному продажу в Україні. ФОРМУЛА КОРИСНОЇ МОДЕЛІ 35 40 45 50 55 1. Волоконно-оптичний сенсор для неінвазивного вимірювання концентрації гемоглобіну, що містить волоконно-оптичний кабель, що включає послідовно з'єднані зовнішню ділянку двожильного джгута, внутрішню ділянку двожильного джгута, одножильну передавальну і одножильну приймальну петлі, оптоволокно опромінювача і оптоволокно фотоприймача, які закріплені в корпусі, який відрізняється тим, що має П-подібну форму, і складається з Пподібного корпусу, з'єднаної з ним П-подібної кришки і з'єднаної з корпусом і кришкою оптично непрозорої діафрагми діаметром D>(4-6)*t (t - середня довжина пробігу фотонів в біотканині) з отворами для передавального і приймального світловодів у вигляді оптоволокон, причому в першій стійці корпусу і полиці виконані порожнини для петлі опромінювача і внутрішньої ділянки оптичного кабелю, а торець другої стійки лежить в одній площині з торцем діафрагми. 2. Волоконно-оптичний сенсор за п. 1, який відрізняється тим, що торець сенсора обладнаний змінною діафрагмою, яка містить два оптично ізольовані отвори, які розташовані на відстані l, і кожне з яких складається з отвору фіксації захисної оболонки оптоволокна і співвісно з ним розташованого отвору фіксації самого оптоволокна, осі яких в поперечній площині розташовані під кутом , де 60°>>5°. 3. Волоконно-оптичний сенсор за пп. 1, 2, який відрізняється тим, що опромінювання поверхні біотканини виконується таким чином, що нахил  передавального і приймального світловодівоптоволокон відносно поверхні шкіри однаковий і дорівнює k*arctg(d+l)/h, де k