CZ2017430A3 - Systém pro monitorování krevního zásobování transplantovaného orgánu - Google Patents
Systém pro monitorování krevního zásobování transplantovaného orgánu Download PDFInfo
- Publication number
- CZ2017430A3 CZ2017430A3 CZ2017-430A CZ2017430A CZ2017430A3 CZ 2017430 A3 CZ2017430 A3 CZ 2017430A3 CZ 2017430 A CZ2017430 A CZ 2017430A CZ 2017430 A3 CZ2017430 A3 CZ 2017430A3
- Authority
- CZ
- Czechia
- Prior art keywords
- input
- output
- organ
- measurement
- pulse
- Prior art date
Links
- 210000000056 organ Anatomy 0.000 title claims abstract description 46
- 238000012544 monitoring process Methods 0.000 title claims abstract description 20
- 230000036770 blood supply Effects 0.000 title claims abstract description 7
- 230000005855 radiation Effects 0.000 claims abstract description 31
- 230000001953 sensory effect Effects 0.000 claims abstract description 11
- 230000005284 excitation Effects 0.000 claims description 8
- 238000005070 sampling Methods 0.000 claims description 8
- 230000005540 biological transmission Effects 0.000 claims description 7
- 238000012545 processing Methods 0.000 claims description 5
- 208000024891 symptom Diseases 0.000 claims description 4
- 230000001678 irradiating effect Effects 0.000 claims description 3
- 238000010276 construction Methods 0.000 claims 1
- 238000005259 measurement Methods 0.000 abstract description 43
- 230000010412 perfusion Effects 0.000 abstract description 18
- 238000002106 pulse oximetry Methods 0.000 abstract description 13
- 238000000034 method Methods 0.000 abstract description 9
- 230000010349 pulsation Effects 0.000 abstract description 8
- 238000013461 design Methods 0.000 abstract description 6
- 230000008081 blood perfusion Effects 0.000 abstract description 5
- 238000011156 evaluation Methods 0.000 abstract description 4
- 230000003595 spectral effect Effects 0.000 abstract description 4
- 238000001356 surgical procedure Methods 0.000 abstract description 4
- 210000001519 tissue Anatomy 0.000 description 28
- 238000013459 approach Methods 0.000 description 12
- 238000002834 transmittance Methods 0.000 description 9
- 238000001514 detection method Methods 0.000 description 5
- 238000001914 filtration Methods 0.000 description 5
- 230000033001 locomotion Effects 0.000 description 5
- 230000002980 postoperative effect Effects 0.000 description 5
- 229940079593 drug Drugs 0.000 description 4
- 239000003814 drug Substances 0.000 description 4
- 230000003287 optical effect Effects 0.000 description 4
- 230000035945 sensitivity Effects 0.000 description 4
- 230000001360 synchronised effect Effects 0.000 description 4
- QVGXLLKOCUKJST-UHFFFAOYSA-N atomic oxygen Chemical compound [O] QVGXLLKOCUKJST-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 3
- 238000010586 diagram Methods 0.000 description 3
- 230000000694 effects Effects 0.000 description 3
- 229910052760 oxygen Inorganic materials 0.000 description 3
- 239000001301 oxygen Substances 0.000 description 3
- 210000001835 viscera Anatomy 0.000 description 3
- INGWEZCOABYORO-UHFFFAOYSA-N 2-(furan-2-yl)-7-methyl-1h-1,8-naphthyridin-4-one Chemical compound N=1C2=NC(C)=CC=C2C(O)=CC=1C1=CC=CO1 INGWEZCOABYORO-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 2
- 206010002091 Anaesthesia Diseases 0.000 description 2
- 108010064719 Oxyhemoglobins Proteins 0.000 description 2
- 230000004913 activation Effects 0.000 description 2
- 230000037005 anaesthesia Effects 0.000 description 2
- 230000008901 benefit Effects 0.000 description 2
- 239000008280 blood Substances 0.000 description 2
- 210000004369 blood Anatomy 0.000 description 2
- 230000017531 blood circulation Effects 0.000 description 2
- 230000008859 change Effects 0.000 description 2
- 108010002255 deoxyhemoglobin Proteins 0.000 description 2
- 210000003734 kidney Anatomy 0.000 description 2
- 238000006213 oxygenation reaction Methods 0.000 description 2
- 206010033675 panniculitis Diseases 0.000 description 2
- 230000010363 phase shift Effects 0.000 description 2
- 230000008569 process Effects 0.000 description 2
- 210000002254 renal artery Anatomy 0.000 description 2
- 210000004304 subcutaneous tissue Anatomy 0.000 description 2
- KFZJWMNHEHPTPU-UHFFFAOYSA-N CCCNC1C(C)C1 Chemical compound CCCNC1C(C)C1 KFZJWMNHEHPTPU-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 108010054147 Hemoglobins Proteins 0.000 description 1
- 102000001554 Hemoglobins Human genes 0.000 description 1
- 230000036592 analgesia Effects 0.000 description 1
- 239000003990 capacitor Substances 0.000 description 1
- 230000000747 cardiac effect Effects 0.000 description 1
- 238000005352 clarification Methods 0.000 description 1
- 230000006866 deterioration Effects 0.000 description 1
- 238000011161 development Methods 0.000 description 1
- 230000010354 integration Effects 0.000 description 1
- 230000007774 longterm Effects 0.000 description 1
- 238000000691 measurement method Methods 0.000 description 1
- 238000002496 oximetry Methods 0.000 description 1
- 238000011002 quantification Methods 0.000 description 1
- 210000002796 renal vein Anatomy 0.000 description 1
- 238000000926 separation method Methods 0.000 description 1
- 230000035939 shock Effects 0.000 description 1
- 238000001228 spectrum Methods 0.000 description 1
- 238000011477 surgical intervention Methods 0.000 description 1
- 238000002604 ultrasonography Methods 0.000 description 1
- 239000013598 vector Substances 0.000 description 1
Classifications
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/02—Detecting, measuring or recording for evaluating the cardiovascular system, e.g. pulse, heart rate, blood pressure or blood flow
- A61B5/026—Measuring blood flow
- A61B5/0261—Measuring blood flow using optical means, e.g. infrared light
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/0059—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons using light, e.g. diagnosis by transillumination, diascopy, fluorescence
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/72—Signal processing specially adapted for physiological signals or for diagnostic purposes
- A61B5/7203—Signal processing specially adapted for physiological signals or for diagnostic purposes for noise prevention, reduction or removal
- A61B5/7217—Signal processing specially adapted for physiological signals or for diagnostic purposes for noise prevention, reduction or removal of noise originating from a therapeutic or surgical apparatus, e.g. from a pacemaker
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/72—Signal processing specially adapted for physiological signals or for diagnostic purposes
- A61B5/7235—Details of waveform analysis
Landscapes
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Surgery (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- Biophysics (AREA)
- Biomedical Technology (AREA)
- Heart & Thoracic Surgery (AREA)
- Medical Informatics (AREA)
- Molecular Biology (AREA)
- Physics & Mathematics (AREA)
- Animal Behavior & Ethology (AREA)
- Pathology (AREA)
- Public Health (AREA)
- Veterinary Medicine (AREA)
- Signal Processing (AREA)
- Physiology (AREA)
- Artificial Intelligence (AREA)
- Computer Vision & Pattern Recognition (AREA)
- Psychiatry (AREA)
- Cardiology (AREA)
- Hematology (AREA)
- Measurement Of The Respiration, Hearing Ability, Form, And Blood Characteristics Of Living Organisms (AREA)
Abstract
Systém pro monitorování krevního zásobování transplantovaného orgánu využívá jeho spektrálních vlastností pro sledování jeho stavu a na základě vyhodnocení měřených výsledků robustně klasifikuje selhání krevního zásobování bez ohledu na lokální variabilitu perfuze krve. Navržený systém je založen na měření pomalých změn intenzity odraženého záření od orgánu na několika vlnových délkách ve viditelné a blízké infračervené spektrální oblasti. Stav perfuze orgánu je hodnocen na základě společné klasifikace pomalých změn a amplitudy pulzací měřených signálů. Přesnost měření tak není ovlivněna velikostí perfuze, jako je tomu u pulzní oxymetrie, přičemž však pulzní změny intenzity odraženého záření vyhodnoceny být mohou. Využitá modulační a demodulační technika měřících signálů významně zvyšuje odstup užitečného signálu od šumu a dovoluje tak snížení celkového příkonu systému a zvýšení vzdáleností mezi senzory při zachování vysoké přesnosti měření. Díky tomu a speciální mechanické koncepci senzoru systém umožňuje monitorovat větší objem tkáně. Mechanická konstrukce senzorické části navíc umožňuje její vyjmutí z těla pacienta bez operačního chirurgického zákroku.
Description
CZ 2017 - 430 A3
Systém pro monitorování krevního zásobování transplantovaného orgánu
Oblast techniky
Předkládané řešení se týká systémů pro monitorování změn funkce vnitřních orgánů pomocí minimálně invazivních metod. Například se jedná o úlohu monitorování perfůze ledvinného štěpu v časném pooperačním období pomocí optické metody uvnitř živého organismu, zejména pak těla člověka.
Dosavadní stav techniky
V současné době se v klinické praxi pro monitorování stavu orgánů používá během hospitalizace v pooperačním období ultrazvukové vyšetření. Vedle nutnosti personálního zajištění a skutečnosti, že toto vyšetření poskytuje pouze jednorázové měření bez možnosti automatizované průběžné kontroly, je jeho hlavní nevýhodou značná závislost přesnosti určení stavu cílového orgánu na zkušenostech obsluhy a jejím subjektivním hodnocení.
Pro potřeby průběžného monitorování stavu orgánů mohou být využity experimentální elektronické systémy pulzní oxymetrie pro měření kyslíkové saturace na vnitřních orgánech. Tato problematika je uvedená ve studiích Theodor, Michael, et al. Implantable pulse oximetry on subcutaneous tissue. Engineering in Medicine and Biology Society (EMBC), 2014 36th Annual International Conference of the IEEE. IEEE, 2014 a Kyriacou, P. A., M. Hickey, and J. P. Phillips. Pulse oximetry of body cavities and organs. Engineering in Medicine and Biology Society (EMBC), 2013 35th Annual International Conference of the IEEE. IEEE, 2013. Tyto systémy jsou založeny na sledování amplitudy kvaziperiodických změn reflektance nebo transmitance monitorované tkáně, které jsou způsobené proměnnou koncentrací oxyhemoglobinu a deoxyhemoglobinu během srdečního cyklu. Poměr velikosti těchto změn na nejméně dvou vhodně zvolených vlnových délkách, typicky 650nm a 900nm, je potom úměrný hodnotě okysličení krve. Tento způsob měření má několik nedostatků. Změny v intenzitě reflektance/transmitance během srdečního cyklu jsou poměrně malé a mohou snadno zaniknout v rušení způsobeném nestabilitou optické vazby mezi senzorem a měřenou tkání, která je často způsobena i malým a prakticky neodstranitelným mechanickým pohybem senzoru. Další nevýhodou je nespolehlivost měření při nízké hodnotě perfůze, viz statě Shah, Nitin, et al. Performance of three new-generation pulse oximeters during motion and low perfusion in volunteers. Journal of clinical anesthesia 24.5 (2012): 385-391 a Barker, Steven J. Motionresistant pulse oximetry: a comparison of new and old models. Anesthesia & Analgesia 95.4 (2002): 967-972. V tomto případě je amplituda pulzace menší a její měření je nespolehlivé, což následně může znamenat vyhodnocení špatné hodnoty kyslíkové saturace, která neindikuje problém se sníženou perfůzi. Kvůli těmto nedostatkům není pulzní oxymetrie zcela vhodná pro monitorování perfůze orgánu.
Dalším principem využitelným pro monitoraci perfůze je měření fotopletysmografického PPG signálu, jak je popsáno například v publikaci Reichelt, Stephan, et al. Development of an implantable pulse oximeter. IEEE transactions on Biomedical Engineering 55.2 (2008): 581— 588. Princip tohoto měření je úzce spojen s pulzní oxymetrii - využívá se sledování změn transmisivity monitorované tkáně během srdečního cyklu. Z měřeného signálu se však nevyvozuje míra saturace kyslíkem ale právě již zmíněné volumetrické změny sledovaného orgánu nebo tkáně. Nevýhodou tohoto přístupu je podobně jako u pulzní oxymetrie značná citlivost na mechanickou nestabilitu měřicího systému. Dalším úskalím je také možnost falešné detekce pulzace i při snížené perfůzi monitorovaného orgánu - např. při zahrazení renální žíly může být jak na renální tepně, tak na ledvině samotné stále měřena pulzace PPG signálu, protože renální tepna i orgán jsou i nadále ovlivňovány změnou tlaku krve během srdečního cyklu. PPG měření proto také není bezproblémový přístup pro monitoraci perfůze orgánu krví.
- 1 CZ 2017 - 430 A3
Dalším možným přístupem je sledování mechanických vlastností monitorované tkáně a odvození perfůze z těchto mechanických vlastností. Tento přístup je použit v US 2015/208923 Al, kde vyhodnocování mechanických vlastností vychází z analýzy tvaru průběhu pulzací v měřeném signálu. Tento přístup má nevýhodu podobnou systémům pro pulzní oxymetrii, kde pulzace mohou zaniknout v rušení, které je vyvolané mechanickým pohybem senzoru. Zařízení popsané v US 2015/208 923 Al navíc neobsahuje výstup indikující perfůzi tkáně a informace o perfůzi by se musela odvodit z měřených mechanických vlastností, což není optimální přístup.
Společným problémem některých systémů využívajících měření podobných oxymetrii a PPG je dále využití jenom omezeného množství vlnových délek. Např. WO 2015/070162 A2 a US 2009/156918 Al využívají jenom dvě vlnové délky (US 2009/156918 Al připouští využití i třetí vlnové délky). Takto malé množství vlnových délek nedovoluje dostatečně robustní sledování spektrálních vlastností, obzvlášť v případě, že měření na jednotlivých vlnových délkách je ovlivněno mechanickým pohybem a otřesy. V takovémto případě je možné robustnost systému zvýšit použitím většího množství vlnových délek, na kterých probíhá měření reflektance a transmitance.
Dalším problémem některých stávajících zařízení je, že pracují jenom v červené a infračervené oblasti. Např. zařízení popsané ve WO 2015/070162 A2 se omezuje na vlnové délky 650 až lOOOnm. Lepších vlastností lze dosáhnout v případě, že se použijí i vlnové délky ve zbývající viditelné oblasti. Na těchto vlnových délkách se sice nemusí projevit změna koncentrace okysličeného a neokysličeného hemoglobinu, ale mohou se zde provést referenční měření, které finální klasifikátor využije pro potlačení vlivu mechanického pohybu a vibrací měřicího senzoru. Přesto, že pulzní oxymetrie a PPG mají řadu nedostatků, samotné měření monitorované tkáně pomocí reflektance a transmitance na různých vlnových délkách i tak informaci o perfůzi monitorovaného orgánu obsahuje. Techniky pro měření těchto parametrů jsou proto stále relevantní a jejich přehled je uveden v následujících odstavcích.
Typické uspořádání měření reflektance/transmitance, používané jak u systémů pro pulzní oxymetrii, tak u PPG systémů, vždy spočívá v ozáření orgánu vysílací obvodovou částí systému, která obvykle disponuje několika zdroji záření, například svítivými diodami LED, na různých vlnových délkách a současném synchronizovaném příjmu odraženého/procházejícího záření od tkáně pomocí fotosenzoru na straně přijímacího obvodového bloku.
K simultánnímu měření na několika vlnových délkách může být využito několik přístupů. Nejčastěji je to časový multiplex TDM, kdy se zdroje na jednotlivých vlnových délkách aktivují postupně na předem daný elementární měřicí interval, během kterého dochází k měření pouze na jedné vlnové délce, jak uvádějí například patenty US 4653498, US 4167331, US 4883353, US 5792052, EP 2442709, EP 0329196, EP 1237467, EP 2022394. Výsledkem měření je průměrná intenzita snímaného záření během elementárního měřicího intervalu.
Nevýhodou tohoto přistupuje, že může být snadno ovlivněný externím rušením jako je například síťové rušení, nízkofrekvenčním šumem elektroniky, typicky je to takzvaný 1/f šum, a tmavým proudem senzorů. Dalším přístupem měření je frekvenční multiplex FDM, kde zdroje emitují záření kontinuálně, ale jejich výkon je amplitudově modulovaný na různých frekvencích. Tento přístup využívají například patenty US 8150487, US 8718737, US 9351673, US 5480036, US 5490505, US 5431159, US 7062307, EP 1709902. Po změření jsou pak signály příslušející jednotlivým vlnovým délkám rozseparovány lineární filtrací. Výhodou tohoto přístupu je možnost vyhnout se frekvenčním pásmům s rušením, ale značnou nevýhodou jsou vysoké požadavky na linearitu zdrojů záření a měřicího senzoru. V případě, že je použit zdroj světla respektive měřicí senzor s nelinearitou, jako je například svítivá dioda, respektive fotodioda, není již možné lineární filtrací dobře odseparovat jednotlivé složky, obzvlášť pokud měření probíhá na větším počtu vlnových délek. Další méně častou alternativou měření je fázový multiplex uvedený v patentu US 5349952, kde zdroje emitují záření kontinuálně, přičemž jejich výkon je
-2CZ 2017 - 430 A3 amplitudově modulovaný harmonickými signály na jedné frekvenci se vzájemným fázovým posuvem, který je činí ortogonálními. Po změření jsou následně signály rozseparovány pomocí synchronního detektoru. Nevýhodou tohoto přistupuje ale možnost využití pouze dvou vlnových délek, protože vzájemné ortogonality na jedné frekvenci je možné dosáhnout pouze pro jeden fázový posun, a to 90°.
Z hlediska mechanické konstrukce senzoru je u implantabilních systémů popisovaných například v článku Theodor, Michael, et al. Implantable pulse oximetry on subcutaneous tissue. Engineering in Medicine and Biology Society (EMBC), 2014 36th Annual International Conference of the 1EEE. 1EEE, 2014 nebo v článku Kyriacou, P. A., M. Hickey, and J. P. Phillips. Pulse oximetry of body cavities and organs. Engineering in Medicíně and Biology Society (EMBC), 2013 35th Annual International Conference of the 1EEE. 1EEE, 2013, typickým nedostatkem měření poměrně malého objemu monitorované tkáně. Měřicí systémy typicky sestávají z jednoho senzoru, který měří reflektanci/transmitanci tkáně především ve své bezprostřední blízkosti a měření tak může být ovlivněno pouhým lokálním zhoršením krevní perfůze, které ale neodráží stav celého orgánu.
Celkově lze říci, že žádné ze současně dostupných řešení není bezproblémové pro monitoraci krevní perfůze transplantovaného orgánu. Systémy snímající reflektanci/transmitanci tkáně jsou především konstruovány s cílem měřit pulzní oxymetrii nebo PPG, které ale nemusí spolehlivě indikovat míru krevní perfůze. Samotné techniky měření reflektance/transmitance mají také řadu nedostatků, jako je citlivost na šum, nebo vysoké nároky na linearitu použitého senzoru. V neposlední řadě pak mechanická konstrukce senzoru omezuje měření na malý objem monitorované tkáně, což stěžuje diagnostiku orgánu jako celku.
Podstata vynálezu
Výše uvedené nevýhody odstraňuje systém pro monitorování krevního zásobování transplantovaného orgánu podle předkládaného řešení. Systém je tvořen třemi částmi. Vysílací částí s vysílači se svítivými diodami k ozáření monitorované tkáně zářením různých vlnových délek, přijímací částí s přijímači s fotocitlivými senzory pro detekci záření odraženého od monitorované tkáně a řídicí částí pro generování budicích pulzů pro vysílače a pro zpracovávání signálů z přijímačů. Podstatou nového řešení je následující uspořádání. Každý z vysílačů, jejichž počet N odpovídá počtu použitých vlnových délek pro ozařování, je tvořen na vstupu digitálněanalogovým převodníkem připojeným na vstup převodníku napětí/proud, na jehož výstup je pro vlnovou délku daného vysílače připojena minimálně jedna svítivá dioda. V případě zařazení více svítivých diod jsou tyto zapojeny v sérii mezi výstup převodníku napětí/proud a napájecí napětí. Každý z přijímačů přijímací části, jejichž počet M je dán požadavkem na velikost objemu monitorovaného orgánu nebo jeho části, je tvořen fotocitlivým senzorem, jehož výstup je připojen přes převodník proud/napětí a přes pásmovou propust na vstup analogově-digitálního převodníku. Výstup analogově-digitálního převodníku je výstupem daného přijímače. Každý z výstupů přijímačů je připojen na první vstup svého demodulátoru v řídicí části. Demodulátor je tvořený na vstupu multiplikátorem propojeným přes integrátor s nulováním a přes vzorkovací spínač se vstupem svého přepínače. Každý přepínač má N výstupů a na každý z nich je připojen pro každou vlnovou délku jeden estimátor příznaků. Každý estimátor příznaků je tvořený dvěma paralelními větvemi. Jedna sestává na vstupu z horní propusti, jejíž výstup je přes kvadrátor zapojen na vstup první dolní propusti, jejíž výstup je výstupem signálu odpovídajícího amplitudě pulzací odraženého záření na příslušné vlnové délce. Druhou větev tvoří na vstupu druhá dolní propust, jejíž výstup je výstupem signálu odpovídajícího pomalým změnám intenzity odraženého záření. Výstupy všech estimátorů příznaků jsou zapojeny do klasifikátoru. Řídicí část dále obsahuje digitální filtr, jehož přenosová funkce odpovídá diskretizovánému přenosu filtru analogové pásmové propusti. Výstup digitálního filtru je propojen s druhými vstupy demodulátorů, a na jeho vstup je připojen výstup generátoru, který je zároveň propojen se vstupem společného přepínače, který má výstupy pro připojení ke vstupům jednotlivých vysílačů
-3CZ 2017 - 430 A3 za účelem jejich postupné aktivace po elementární měřicí interval Tp pulzem u[n] se vzorkovací frekvenci fs podle vztahu u[n] = w[n] · (sin(Qon) + k), kde w[n] je váhovací okno délky Nw vzorků, Ωο je centrální normovaná frekvence pulzu a k > 1 je konstanta, přičemž pro celkovou délku pulzu ufn] platí, že Tp -fs> Nw.
Ve výhodném provedení je mechanická konstrukce senzorické části systému pro přiložení na monitorovaný orgán realizovaná ve tvaru ohebného pásku. Tento pásek nese svítivé diody a fotocitlivé senzory. Svítivé diody jsou uspořádány do L skupin, kde v každé skupině je přítomný jeden zdroj od každé vlnové délky. Mezi jednotlivými skupinami jsou umístěny fotocitlivé senzory. Pro větší počet skupin svítivých diod a fotocitlivých senzorů je větší i objem monitorovaného orgánu, kde celý tento komplet je zapouzdřen v opticky transparentním obalu.
Navržený systém je založený na sledování reflektance nebo transmitance tkáně, přičemž obsahuje tři inovace, které dovolují přesnější měření a spolehlivější diagnostiku monitorovaného orgánu.
První inovací je změna sledovaných veličin, na základě kterých se vyhodnocuje perfúze v tkáni. Namísto amplitudy pulzace během srdečního cyklu, to jest veličiny, které využívá pulzní oxymetrie a měření fotopletysmografického PPG signálu, jsou primárně sledovány pomalé a dlouhodobé změny reflektance/transmitance na několika vlnových délkách ve viditelné a infračervené oblasti. Tyto veličiny sice neodrážejí okamžitou úroveň okysličení krve ani změny objemu tkáně, ale odrážejí změny spektrálních vlastností monitorovaného orgánu způsobené změnou jeho perfuze. Navíc jsou tyto změny dokonce řádově větší než změny způsobené proměnlivou koncentrací oxy/deoxyhemoglobinu během srdečního cyklu, a jejich měření je tím pádem méně ovlivněno mechanickou nestabilitou měřicích senzorů.
Jako doplňkové měření umožňuje předkládané zařízení také měřit i změny amplitudy pulzace během srdečního cyklu. Tyto jsou však považovány pouze za doplňkovou informaci a nenesou hlavní informaci, na které je založena fúnkce zařízení.
Druhou inovací je technika časového multiplexu s vylepšenou modulací výkonu přenášeného mezi vysílačem a přijímačem. Tato modulace minimalizuje vliv přidaného šumu, citlivost na takzvaný 1/f šum a dovoluje tak robustní detekci přijatých pulsů světelného a infračerveného záření. Tento způsob detekce se díky většímu odstupu signál/šum vyznačuje zvýšenou citlivostí na odražené záření od tkáně a umožňuje zvýšit vzdálenost mezi vysílači a přijímači, což dále zvětšuje ozařovanou plochu orgánu a dovoluje provádět celé měření ve větším objemu sledované tkáně.
Třetí inovací je koncepce mechanické konstrukce senzorické jednotky zařízení, umožňující snadné měření na více místech orgánu současně, což zásadním způsobem zvyšuje sledovaný objem tkáně a činí celé monitorování robustní vůči lokálním změnám struktury orgánu. Mechanická konstrukce senzorické části je ve tvaru ohebného pásku a je vyřešena tak, aby a po skončení měření umožnila její vyjmutí z těla pacienta bez chirurgického zákroku.
Objasnění výkresů
Systém pro monitorování krevního zásobování transplantovaného orgánu podle předkládaného řešení bude dále popsán pomocí výkresů. Obr. 1 uvádí blokové schéma systému pro kontinuální monitorování perfúze cílového orgánu. Na Obr. 2 je uvedeno vnitřní blokové zapojení vysílače. Obr. 3 uvádí vnitřní blokové zapojení přijímače. Obr. 4 uvádí vnitřní blokové zapojení demodulátoru a Obr. 5 uvádí vnitřní blokové zapojení estimátoru. Na Obr. 6 je znázorněn příklad obvodové implementace vysílače a na Obr. 7 je příklad obvodové implementace přijímače. Obr.
-4CZ 2017 - 430 A3 ilustruje budicí signál u(ť) pro svítivé diody, přičemž na Obr. 8a je uveden příklad časového průběhu budicího pulzu a na Obr. 8b je jeho spektrum. Obr. 9 znázorňuje uspořádání realizované mechanické konstrukce senzorické části zařízení.
Příklady uskutečnění vynálezu
Blokové uspořádání systému je uvedeno na Obr. 1. Systém se skládá z vysílací části Vs vysílači Vj_ až Ev se svítivými diodami D; až D/ k ozáření monitorované tkáně zářením různých vlnových délek, z přijímací části P s přijímači Pi až Pm fotocitlivým senzorem D pro detekci záření odraženého od monitorované tkáně a s řídicí částí z/P, pro generování budicích pulzů u\n\ pro vysílače Vi až Vn, pro zpracovávání signálů z přijímačů Pi až Pm. Každý z vysílačů Vi až Vn, viz Obr. 2, jejichž počet N odpovídá počtu použitých vlnových délek pro ozařování, je tvořen na vstupu digitálně-analogovým převodníkem DAC připojeným na vstup převodníku napětí/proud V/I. Na výstup převodníku napětí/proud V/I. je pro vlnovou délku daného vysílače Vi až Vn připojena minimálně jedna svítivá dioda Di až Dl. V případě použití více svítivých diod Di až Dl jsou tyto zapojeny v sérii mezi výstup převodníku napětí/proud V/I a napájecí napětí +VCC. Každý z přijímačů Pi až Pmpřijímací části P, viz Obr. 3, jejichž počet M je dán požadavkem na velikost objemu monitorovaného orgánu nebo jeho části, je tvořen fotocitlivým senzorem D, jehož výstup je připojen přes převodník proud/napětí I/V a přes analogovou pásmovou propust PP na vstup analogově-digitálního převodníku ADC. Výstup analogově-digitálního převodníku ADC je výstupem daného přijímače. Každý z výstupů přijímačů Pi až Pm]c připojen na první vstup jemu příslušejícímu demodulátoru DMi až DMm řídicí části μΡ. Jednotlivé demodulátory DMi až DMm jsou realizovány na vstupu multiplikátorem MP propojeným přes integrátor I s nulováním a přes vzorkovací spínač S se vstupem svého přepínače Si až Sm, z nichž každý má N výstupů a na každý z nich je připojen pro každou vlnovou délku jeden estimátor příznaků Eu až Eín. Každý estimátor příznaků Eu až Davje tvořený dvěma paralelními větvemi. Jedna má na vstupu horní propust HP. jejíž výstup je přes kvadrátor KV zapojen na vstup první dolní propusti DPi. Výstup dolní propusti DPi je výstupem signálu, který odpovídá amplitudě pulzací odraženého záření na příslušné vlnové délce. Druhou větev tvoří na vstupu druhá dolní propust DP?, jejíž výstup je výstupem signálu, který odpovídá pomalým změnám intenzity odraženého záření. Výstupy všech estimátorů Eu až Eín příznaků jsou zapojeny do klasifikátoru K. Řídicí část uP dále obsahuje digitální filtr H(D, jehož přenosová funkce odpovídá diskretizovánému přenosu filtru analogové pásmové propusti PP. Výstup digitálního filtru H(z) ie propojen s druhými vstupy demodulátoru DMi až DMm a na jeho vstup je připojen výstup generátoru G. Tento výstup je zároveň propojen se vstupem společného přepínače Su majícího výstupy pro připojení ke vstupům jednotlivých vysílačů V/ až VA za účelem jejich postupné aktivace po elementární měřicí interval Tp pulzem ufn] se vzorkovací frekvenci fs. Generátor G syntetizuje signál podle předpisu u[n] = w[n] · (sin(Qon) + k), (1) kde w[n] je váhovací okno délky Nw vzorků a současně také celková délka pulzu u[n], pro kterou platí, že Nw <TP fs, Ωο je centrální normovaná frekvence pulzu a k > 1 je konstanta. Takto vytvořený pulz u[n\ má svoji energii koncentrovanou do pásma se středem na frekvenci Ωο a se šířkou frekvenčního pásma, kterou lze kontrolovat volbou okna w[n],
V popisovaném uskutečnění vynálezu vysílací část Vzajišťuje ozařování monitorovaného orgánu a obsahuje N vysílačů Vi až Vn, kde každý blok ozařuje tkáň zářením specifické vlnové délky. Přijímače Pi až Pm přijímací části P pak v různých místech orgánu detekují odražené záření od tkáně a převádějí detekovanou energii záření na elektrický signál. Řídicí část uP zajišťuje řízení celého procesu měření, generování budicích pulzů pro ozařování a zpracování naměřených dat.
Pro současné měření na několika vlnových délkách je využito časového multiplexu. Jednotlivé vysílače V7 až V/y jsou postupně aktivovány společným přepínačem Su na dobu která je
-5CZ 2017 - 430 A3 označena jako elementární měřicí interval a během které probíhá měření na jedné vlnové délce. Během jednoho elementárního měřicího intervalu je aktivovaný vysílací blok buzen pulzem u[n] se vzorkovací frekvencí f, podle výše uvedeného vztahu (1).
Jednotlivé vysílače V/ až kv následně převedou pulz u[n] na emitované záření, které se pak odráží nebo prochází monitorovanou tkání a je snímáno přijímači Pj až Pm. Přijatý signál je následně filtrován pomocí přizpůsobené filtrace, která potlačí frekvence nenacházející se v budicím signálu u[n]. Při vhodné volbě Ωο a w[n] je tak možné potlačit vliv interferencí jako jsou např. síťové rušení a 1/f šum.
Funkce každého z vysílačů Vi až Fv, je ilustrována schématem na Obr. 2. Vysílače Vi až V/y převádějí budicí pulz //[//] pomocí digitálně-analogového převodníku DAC na řídicí napětí u(t) převodníku napětí/proud VII, jehož výstup poskytuje proudové buzení z(í) pro celkem L svítivých diod D; až Dl zapojených do série k osvitu měřené tkáně v celkem L různých místech současně.
Funkce každého z přijímačů Pi až Pm je ilustrována schématem na Obr. 3. Každý snímač snímá záření odražené, nebo prošlé tkání pomocí svého senzoru D a následně převádí proud senzoru pomocí převodníku proud/napětí //V na napětí, které je filtrováno analogovou pásmovou propustí PP za účelem odstranění nežádoucích komponent, jako jsou nízkofrekvenční šumy, např. 1/f šum. Analogová pásmová propust PP zároveň slouží jako antialiasingový filtr pro analogovědigitální převodník ADC, který provádí digitalizaci přijatého signálu.
Řídicí část uP plní, jak již bylo zmíněno, několik funkcí. Měření odraženého záření na několika vlnových délkách je uskutečněno pomocí časového multiplexu, kdy je pomocí synchronizovaného přepínání společného přepínače Su a přepínačů Sj_ až Sm realizováno synchronní ozáření orgánu a příjem odraženého záření vždy v rámci pouze jednoho elementárního měřicího intervalu s délkou Přizpůsobená filtrace pro optimální detekci přijatých pulzů záření je realizována v blocích demodulátoru DM\ až DMm. jejichž blokové uspořádání je uvedeno na Obr. 4. V každém z demodulátoru DM\ až DMm dochází k násobení digitalizovaného pulzu x[n] pulzem v[n] pomocí multiplikátoru MP. Pulz v[n] je syntetizován filtrací pulzu ufn] pomocí digitálního filtru H(z). Výsledek násobení je integrován přes celý elementární měřicí interval a po jeho skončení je výsledná hodnota předána k dalšímu zpracování přes vzorkovací spínač S, který slouží k zachycení výsledného vzorku po demodulaci. Následně je pak integrátor před další integrací vynulován. Z takto získaných vzorků signálů odpovídajících odraženému záření na N vlnových délkách jsou v blocích estimátorů příznaků Eu až Eín průběžně odhadovány příznaky pro klasifikaci stavu krevního oběhu v orgánu. Každý z estimátorů Eu až Eín, viz Obr. 5, zpracovává signál ve dvou paralelních větvích. První větev odhaduje pomalé změny intenzity přijatého záření pomocí filtrace dolní propustí DP?. Druhá větev odhaduje amplitudu pulzací pomocí kaskádního spojení horní propusti HP, kvadrátoru KV a dolní propusti DPi. Signály výstupů první, resp. druhé větve estimátorů Eu budou dále označeny jako resp. Ayý[n], O stavu prokrvení měřeného orgánu je rozhodnuto v bloku klasifikátoru K na základě vyčíslení nelineárního jádra klasifikátoru pro vektory vybraných vstupních příznaků a sledování časového vývoje této metriky. Nelineární jádro klasifikátoru Knabývá podoby funkce ffynln], ... , 'yijvfn], ... , Ým/vO], Ayn[n], ... , Ayuv[n], ... , kde jako nelinearita/() může být využita např. multidimenzionální Gaussova funkce.
Příklad výhodné obvodové implementace vysílačů Vý až Kyje zobrazen na Obr. 6. Vstup vysílače je přiveden na digitálně-analogový převodník DAC, jehož výstup je pak připojen invertující vstup operačního zesilovače OA, který spolu s tranzistorem T a odporem R tvoří řízený zdroj proudu pro buzení sériově zapojených svítivých diod Di až IV
Příklad výhodné obvodové implementace přijímačů P; až Pv je zobrazen na Obr. 7. Fotodetektor D je připojen na rezistor Rj_, který spolu s kapacitory Ci a C2, rezistorem P2 a operačním
-6CZ 2017 - 430 A3 zesilovačem OA tvoří převodník proudu na napětí s frekvenčním přenosem, který má charakter pásmové propusti. Jeho výstup je proti referenčnímu napětí Vref zapojen na vstup analogovědigitálního převodníku ADC.
Mechanická konstrukce senzorické části slouží jako robustní a ohebná platforma pro světelné emitory a snímače se schopností přizpůsobení se tvaru monitorovaného orgánu. Vytváří stabilní homogenní optickou vazbu mezi optickými senzory a osvěcovaným povrchem a zajišťuje vodotěsné oddělení elektroniky od živé tkáně. Navíc je uzpůsobena tak, aby bylo možné tento komplet po skončení sledování subjektu jednoduše vyjmout z těla spolu s drény již bez operačního zásahu.
Mechanické uspořádání senzorické části je ilustrováno na Obr. 9. Základem je plošný spoj 1 ve tvaru ohebného pásku, na kterém jsou umístěny jednotlivé prvky a propojovací části 2, to je kabel nebo pružný plošný spoj propojující elektrické prvky na plošném spoji uvnitř těla s elektronikou, která je umístěna mimo tělo. Na desce plošného spoje 1 jsou umístěny řady svítivých diod Di až Di, přičemž v každé řadě je jedna dioda od každé použité vlnové délky. Počet svítivých diod Dj_ až Dl v sérii v každém z vysílačů V7 až Vy odpovídá počtu řad diod v mechanickém uspořádání, který určuje velikost monitorovaného objemu tkáně. Mezi těmito řadami svítivých diod Di až Dl jsou umístěny fotocitlivé senzory D přijímačů Pi až Pm- Celý tento komplet je pak zapouzdřen do opticky transparentního obalu 8 až po konektor spojující tuto část s řídicí elektronikou. Po stranách jsou navíc na opticky transparentním obalu 8 vytvořeny výběžky 9 pro zvýšení stability senzorické části a pro její případnou fixaci k monitorovanému orgánu. Ta se může zajistit prošitím těchto výběžků k orgánu tak, aby se při vyjímání z těla monitorovaný orgán nepoškodil.
Průmyslová využitelnost
Vynález lze využít pro monitorování změn funkce vnitřních orgánů pomocí minimálně invazivních metod. Například je vynález určen pro monitorování perfůze transplantovaného ledvinného štěpu v časném pooperačním období. Jeho výhodou je robustní detekce změn perfůze ve sledovaném orgánu. Jednoduchá struktura senzorické části s ohebným profilem pro přizpůsobení se povrchu monitorovaného orgánu uvnitř živého těla při operaci, možnost kontinuálního monitorování orgánu v pooperačním období a následné snadné vyjmutí senzorické části z těla spolu s drény bez operačního zásahu činí tento systém atraktivním kandidátem pro zařazení do nezbytného vybavení pooperačních oddělení nemocnic.
PATENTOVÉ NÁROKY
Claims (2)
1. Systém pro monitorování krevního zásobování transplantovaného orgánu tvořený vysílací částí (V) s vysílači (Vi až Vy) se svítivými diodami (D/ až Dl) k ozáření monitorované tkáně zářením různých vlnových délek, přijímací částí (P) s přijímači (Pi až Pm) s fotocitlivým senzorem (D) pro detekci záření odraženého od monitorované tkáně a řídicí částí (uP), pro generování budicích pulzů («[«]) pro vysílače (V/ až Vý) a zpracovávání signálů z přijímačů (P/ až Pm), vyznačující se tím, že každý z vysílačů (V až V/y), jejichž počet N odpovídá počtu použitých vlnových délek pro ozařování, je tvořen na vstupu digitálně-analogovým převodníkem (DAQ připojeným na vstup převodníku napětí/proud (V/D, na jehož výstup je pro vlnovou délku daného vysílače (Vi až Vý) připojena minimálně jedna svítivá dioda (Di až DD, přičemž v případě více svítivých diod (Di až Dl) jsou tyto zapojeny v sérii mezi výstup převodníku napětí/proud (V//) a napájecí napětí (+VCC), každý z přijímačů (Pi až Pm) přijímací části (P), jejichž počet M je dán požadavkem na velikost objemu monitorovaného orgánu nebo jeho části, je tvořen fotocitlivým senzorem (D), jehož výstup je připojen přes převodník proud/napětí (I/V) a přes analogovou pásmovou propust (PP) na vstup analogově-digitálního převodníku (ADQ, jehož výstup je výstupem daného přijímače, a každý z výstupů přijímačů (P± až Pm) je připojen
-7 CZ 2017 - 430 A3 na první vstup svého demodulátoru (DMi až DMm) řídicí části (7zP) tvořeného na vstupu multiplikátorem (Mí’} propojeným přes integrátor (Z) s nulováním a přes vzorkovací spínač (S) se vstupem svého přepínače (Si_ až Sm), z nichž každý má N svých výstupů a na každý z nich je připojen pro každou vlnovou délku jeden estimátor (Eu až ΕΝ) příznaků, z nichž každý je tvořený dvěma paralelními větvemi, kde jedna sestává na vstupu z horní propusti (EIP), jejíž výstup je přes kvadrátor (KV) zapojen na vstup první dolní propusti (DPj), jejíž výstup je výstupem signálu (Ay M) odpovídajícího amplitudě pulzací odraženého záření na příslušné vlnové délce a druhá větev je tvořena na vstupu druhou dolní propustí (7)A?) Jejíž výstup je výstupem signálu (γ[η]) odpovídajícího pomalým změnám intenzity odraženého záření, a výstupy všech estimátorů (Eu až EN) příznaků jsou zapojeny do klasifikátoru (K), přičemž řídicí část (μΡ) dále obsahuje digitální filtr (H(zS), jehož přenosová funkce odpovídá diskretizovánému přenosu filtru analogové pásmové propusti (PP), kde výstup digitálního filtru (H(z.)) je propojen s druhými vstupy demodulátoru (DMi až DMm) a na jeho vstup je připojen výstup generátoru (G), který je zároveň propojen se vstupem společného přepínače (Sk), majícího výstupy připojeny ke vstupům jednotlivých vysílačů (Vi až Vn) za účelem jejich postupné aktivace po elementární měřicí interval Tp pulzem m[m] se vzorkovací frekvenci fs podle vztahu u[n] = w[n] · (sin(Qon) + k), kde w[n] je váhovací okno délky Nw vzorků, Ωο je centrální normovaná frekvence pulzu a k > 1 je konstanta, přičemž pro celkovou délku pulzu u[n\ platí, že Tp -fs > Nw.
2. Systém podle nároku 1, vyznačující se tím, že mechanická konstrukce senzorické části systému pro přiložení na monitorovaný orgán je ve tvaru ohebného pásku nesoucího svítivé diody (Di až DD a fotocitlivé senzory (D), přičemž svítivé diody (Di až Dp jsou uspořádány do L skupin, kde v každé skupině je přítomný jeden zdroj od každé vlnové délky a mezi jednotlivými skupinami jsou umístěny fotocitlivé senzory (D), přičemž celý tento komplet je zapouzdřen v opticky transparentním obalu (8).
Priority Applications (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| CZ2017-430A CZ2017430A3 (cs) | 2017-07-26 | 2017-07-26 | Systém pro monitorování krevního zásobování transplantovaného orgánu |
| EP18183024.1A EP3434182B1 (en) | 2017-07-26 | 2018-07-11 | System for monitoring the blood supply to the transplanted organ |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| CZ2017-430A CZ2017430A3 (cs) | 2017-07-26 | 2017-07-26 | Systém pro monitorování krevního zásobování transplantovaného orgánu |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| CZ307693B6 CZ307693B6 (cs) | 2019-02-20 |
| CZ2017430A3 true CZ2017430A3 (cs) | 2019-02-20 |
Family
ID=63047119
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| CZ2017-430A CZ2017430A3 (cs) | 2017-07-26 | 2017-07-26 | Systém pro monitorování krevního zásobování transplantovaného orgánu |
Country Status (2)
| Country | Link |
|---|---|
| EP (1) | EP3434182B1 (cs) |
| CZ (1) | CZ2017430A3 (cs) |
Families Citing this family (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| KR20240176482A (ko) | 2018-07-16 | 2024-12-24 | 비비아이 메디컬 이노베이션스, 엘엘씨 | 관류 및 산소화 측정 |
| CN111529829B (zh) * | 2020-07-07 | 2020-11-27 | 深圳市汇顶科技股份有限公司 | 一种ppg设备的信号调整方法和ppg设备 |
| EP4023150B1 (en) | 2020-07-07 | 2025-05-21 | Shenzhen Goodix Technology Co., Ltd. | Signal adjustment method for ppg apparatus and ppg apparatus |
Family Cites Families (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US4653498A (en) * | 1982-09-13 | 1987-03-31 | Nellcor Incorporated | Pulse oximeter monitor |
| US8290557B2 (en) * | 2007-12-12 | 2012-10-16 | Medtronic, Inc. | Implantable optical sensor and method for use |
| WO2015070162A2 (en) * | 2013-11-08 | 2015-05-14 | University Of Houston System | Imaging system for intra-operative and post-operative blood perfusion monitoring |
| US20150208950A1 (en) * | 2014-01-28 | 2015-07-30 | The Texas A&M University System | Arterial and Venous Oxygenation Method and Apparatus |
-
2017
- 2017-07-26 CZ CZ2017-430A patent/CZ2017430A3/cs not_active IP Right Cessation
-
2018
- 2018-07-11 EP EP18183024.1A patent/EP3434182B1/en active Active
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| EP3434182A1 (en) | 2019-01-30 |
| CZ307693B6 (cs) | 2019-02-20 |
| EP3434182B1 (en) | 2019-09-11 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| US6594511B2 (en) | Method and apparatus for determining physiological characteristics | |
| US9341565B2 (en) | Multiple-wavelength physiological monitor | |
| US8386000B2 (en) | System and method for photon density wave pulse oximetry and pulse hemometry | |
| CN108937957B (zh) | 检测方法、装置及检测设备 | |
| EP1437087A1 (en) | Method of removing abnormal data and blood component spectroscopy analysis system employing the same | |
| CA2354064A1 (en) | Direct to digital oximeter and method for calculating oxygenation levels | |
| US7403806B2 (en) | System for prefiltering a plethysmographic signal | |
| WO1993011701A1 (en) | Noninvasive measurement of hematocrit and hemoglobin content by differential optical analysis | |
| US20120310060A1 (en) | Method of analyzing photon density waves in a medical monitor | |
| JP2004202190A (ja) | 生体情報測定装置 | |
| WO2011034699A2 (en) | Time-division multiplexing in a multi-wavelength photon density wave system | |
| EP3903677A1 (en) | Non-invasive method to determine blood oxygen saturation level | |
| US7606606B2 (en) | Patient monitoring device with multiple sensors | |
| EP3434182B1 (en) | System for monitoring the blood supply to the transplanted organ | |
| US20100081897A1 (en) | Transmission Mode Photon Density Wave System And Method | |
| WO1988004155A1 (en) | Oximeter apparatus and method for measuring arterial blood constituents | |
| US8391943B2 (en) | Multi-wavelength photon density wave system using an optical switch | |
| JP2007083021A (ja) | 酸素飽和度測定装置及び測定方法 | |
| JP2009261458A (ja) | 信号処理方法及びそれを用いたパルスフォトメータ | |
| CN106999112A (zh) | 用于无创医疗传感器的系统和方法 | |
| CZ31012U1 (cs) | Systém monitorování krevního zásobování transplantovaného orgánu | |
| WO2019005577A1 (en) | PHYSIOLOGICAL MONITORING AND ASSOCIATED METHODS | |
| WO2017021405A1 (en) | Optical vital signs sensor | |
| Naguszewski et al. | Determination of oxygen saturation based on distorted photoplethysmography signals by scaling method | |
| Theodor et al. | Lock-in amplification for implantable multiwavelength pulse oximeters |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| MM4A | Patent lapsed due to non-payment of fee |
Effective date: 20240726 |