CZ31012U1 - Systém monitorování krevního zásobování transplantovaného orgánu - Google Patents

Description

Oblast techniky

Předkládané řešení se týká systémů pro monitorování změn funkce vnitřních orgánů pomocí minimálně invazivních metod. Například se jedná o úlohu monitorování perfuze 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 650 nm a 900 nm, je potom úměrný hodnotě okysličení krve. Tento způsob měření má několik nedostatků. Změny v intenzitě reflektance/tramsmitance 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 pri nízké hodnotě perfuze, 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. „„Motion-resistant“ 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 perfuzí. Kvůli těmto nedostatkům není pulzní oxymetrie zcela vhodná pro monitorování perfuze orgánu.

Dalším principem využitelným pro monitoraci perfuze 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 oxymetrií - 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 přistupuje podobně jako u pulzní oxymetrie značná citlivost na mechanickou nestabilitu měřícího systému. Dalším úskalím je také možnost falešné detekce pulzace i při snížené perfuzí 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 perfuze orgánu krví.

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 perfuzí monitorovaného orgánu obsahuje. Techniky pro měření těchto parametrů jsou proto stále relevantní a jejich přehled je uveden v následujících odstavcích.

-1 CZ 31012 Ul

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 měřící interval, během kterého dochází k měření pouze na jedné vlnové délce, jak uvádějí například patenty US 4 653 498, US 4 67 331, US 4 883 353, US 5 792 052, EP 2 442 709, EP 0 329 196, EP 1 237 467, EP 20 22 394. Výsledkem měření je průměrná intenzita snímaného záření během elementárního měřícího intervalu. Nevýhodou tohoto přístupu je, 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 8 150 487, US 8 718 737, US 9 351 673, US 5 482 036, US 5 490 505, US 5 431 159, US 7 062 307, EP 1 709 902. Po změření jsou pak signály příslušející jednotlivým vlnovým délkám rozseparovány lineární filtrací. Výhodou tohoto přistupuje možnost vyhnout se frekvenčním pásmům s rušením, ale značnou nevýhodou jsou vysoké požadavky na linearitu zdrojů záření a měřícího senzoru. V případě, že je použit zdroj světla respektive měřící 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 5 349 952, kde zdroje emitují záření kontinuálně, přičemž jejich výkon je 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 přístupu je ale možnost využití pouze dvou vlnových délek, protože vzájemné ortogonality na jedné frekvenci je možné dosáhnout pouze projeden 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 IEEE. IEEE, 2014 nebo v článku 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, typickým nedostatkem měření poměrně malého objemu monitorované tkáně. Měřící 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 períuze, které ale neodráží stav celého orgánu.

Celkově lze říci, že žádné ze současně dostupných řešení není bezproblémové pro monitoraci krevní períuze transplantovaného orgánu. Systémy snímající reflektanci/transmitanci tkáně jsou především konstruovány s cílem měřit pulzní oxymetrii nebo PPG, které ale nemusí spolehlivě indikovat míru krevní períuze. 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 technického řešení

Výše uvedené nevýhody odstraňuje systém 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 řídící částí pro generování budících pulzů pro vysílače a pro zpracovávání signálů z přijímačů. Podsta-2CZ 31012 Ul tou nového řešení je následující uspořádání. Každý z vysílačů, jejichž počet N odpovídá počtu použitých vlnových délek pro ozařování, je tvořen na vstupu digitálně-analogovým 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 řídící 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. Řídící část dále obsahuje digitální filtr, jehož přenosová funkce odpovídá diskretizovanému 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 za účelem jejich postupné aktivace po elementární měřicí interval Tp pulzem u[n] se vzorkovací frekvenci fs podle vztahu u\n\ = w[n] · (sin(Q_on) + k), kde w[h] je váhovací okno délky N_w vzorků, Ω_ο je centrální normovaná frekvence pulzu a k > 1 je konstanta, přičemž pro celkovou délku pulzu u[n] platí, 7ňT_p-f> N_w.

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 perfuze v tkáni. Namísto amplitudy pulzace během srdečního cyklu, tj. 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 měřících 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 funkce 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

-3 CZ 31012 Ul 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.

Objasnění výkresů

Systém monitorování krevního zásobování transplantovaného orgánu podle předkládaného řešení bude dále popsán pomocí výkresů. Obr. 1 uvádí blokové schéma systému pro kontinuální monitorování períuze 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. 8 ilustruje budicí signál u(t) 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 technického řešení

Blokové uspořádání systému je uvedeno na Obr. 1. Systém se skládá z vysílací části V s vysílači V] až Vn se svítivými diodami D_x až D_L k ozáření monitorované tkáně zářením různých vlnových délek, z přijímací části P s přijímači Pi až Pm s fotocitlivým senzorem D pro detekci záření odraženého od monitorované tkáně a z řídící částí μΡ, pro generování budících pulzů u[ri] pro vysílače Yi až Vn a pro zpracovávání signálů z přijímačů P| až Em- Každý z vysílačů Vi až Vn, viz Obr. 2, jejichž počet N odpovídá počtu použitých vínových 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/Ί ie pro vlnovou délku daného vysílače Vi až Vy připojena minimálně jedna svítivá dioda Dj až Dl. V případě použití více svítivých diod D| až Dl jsou tyto zapojeny v sérii mezi výstup převodníku napětí/proud V/I a napájecí napětí +V_0C. Každý z přijímačů Ρ_χ až Pm přijímací části P, viz Obr. 3, jejichž počet Mje 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 je připojen na první vstup jemu příslušejícímu demodulátoru DMi až DMm řídící části μΡ. Jednotlivé demodulátoiy DMi až DMm jsou realizovány na vstupu multiplikátorem MP propojeným přes integrátor I s nulováním a přes vzorkovací spínač S se vstupem svého přepínače Ši až Sm, z nichž každý má N výstupů a na každý z nich je připojen pro každou vlnovou délku jeden estimátor příznaků En až E^j. Každý estimátor příznaků En až E^j je tvořený dvěma paralelními větvemi. Jedna má na vstupu homí 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 E^až EjN příznaků jsou zapojeny do klasifikátoru K. Řídící část μΡ dále obsahuje digitální filtr H(zl, jehož přenosová funkce odpovídá diskretizovanému přenosu filtru analogové pásmové propusti PP. Výstup digitálního filtru H(z) ie propojen s druhými vstupy demodulátorů DMi až DMm a na jeho vstup je připojen výstup generátoru G. Tento výstup je zároveň propojen se vstupem společného přepínače S_u majícího výstupy pro připojení ke vstupům jednotlivých vysílačů Vj až Vn za účelem jejich postupné aktivace po elementární měřicí interval T_E pulzem m[«] se vzorkovací frekvenci f. Generátor G syntetizuje signál podle předpisu u[n] = w[n] · (sin(Q₀«) + k), (1) kde w[n] je váhovací okno délky N_w vzorků a současně také celková délka pulzu «[«], pro kterou platí, že N_w< T_p -f, Ω_ο je centrální normovaná frekvence pulzu a k > 1 je konstanta. Takto vytvo-4CZ 31012 Ul řený pulz u[«] má svoji energii koncentrovanou do pásma se středem na frekvenci Ω_ο a se šířkou frekvenčního pásma, kterou lze kontrolovat volbou okna w[n],

V popisovaném uskutečnění technického řešení vysílací část V zajišťuje ozařování monitorovaného orgánu a obsahuje N vysílačů Vi až Vy, kde každý blok ozařuje tkáň zářením specifické vlnové délky. Přijímače P] až Pm přijímací části P pak v různých místech orgánu detekují odražené záření od tkáně a převádějí detekovanou energii záření na elektrický signál. Řídící 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 Vj až Vn jsou postupně aktivovány společným přepínačem S_u na dobu T_p, která je označena jako elementární měřící interval a během které probíhá měření na jedné vlnové délce. Během jednoho elementárního měřícího intervalu je aktivovaný vysílací blok buzen pulzem u[n] se vzorkovací frekvencí f_s podle výše uvedeného vztahu (1).

Jednotlivé vysílače Vi až Vn následně převedou pulz u[ri] 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 budícím signálu «[«]. Při vhodné volbě Ω_ο a w[«] je tak možné potlačit vliv interferencí jako jsou např. síťové rušení a 1/f šum.

Funkce každého z vysílačů V_x až Vn, je ilustrována schématem na Obr. 2. Vysílače Vj až Vn převádějí budící pulz u[n] pomocí digitálně-analogového převodníku DAC na řídící napětí u(t) převodníku napětí/proud VII. jehož výstup poskytuje proudové buzení i(t) pro celkem L svítivých diod Di až Dr 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 I/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 analogově-digitální převodník ADC, který provádí digitalizaci přijatého signálu.

Řídící část μΡ 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 S_u a přepínačů Si až Sm realizováno synchronní ozáření orgánu a příjem odraženého záření vždy v rámci pouze jednoho elementárního měřícího intervalu s délkou T_p. Přizpůsobená filtrace pro optimální detekci přijatých pulzů záření je realizována v blocích demodulátorů DM₂ až DMy, jejichž blokové uspořádání je uvedeno na Obr. 4. V každém z demodulátorů DMi až DM_m dochází k násobení digitalizovaného pulzu x[n] pulzem v[n] pomocí multiplikátoru MP. Pulz v[«] je syntetizován filtrací pulzu u[n] pomocí digitálního filtru H(zl. Výsledek násobení je integrován přes celý elementární měřící 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 En až Em průběžně odhadovány příznaky pro klasifikaci stavu krevního oběhu v orgánu. Každý z estimátorů En až E^, 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 homí propusti HP, kvadrátoru KV a dolní propusti DPi. Signály výstupů první, resp. druhé větve estimátorů Ey budou dále označeny jako ^[n], resp. ^Ayy[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 K nabývá podoby funkce fíÝnM, - , VinM, - ?Υμν[«], ^Ayii[«], - , ^ΑΥιν[«], - , ^AYmn[«]), kde jako nelinearita f () může být využita např. multidimenzionální Gaussova funkce.

-5CZ 31012 Ul

Příklad výhodné obvodové implementace vysílačů Vj_ až Vyje 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 Dy.

Příklad výhodné obvodové implementace přijímačů Pj až Pyje zobrazen na Obr. 7. Fotodetektor D je připojen na rezistor R_ls který spolu s kapacitory Ci a C2, rezistorem R2 a operačním zesilovačem OA tvoří převodník proudu na napětí s frekvenčním přenosem, který má charakter pásmové propusti. Jeho výstup je proti referenčnímu napětí V_ref zapojen na vstup analogově-digitálního převodníku APC.

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 I 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 D_x až Dr, přičemž v každé řadě je jedna dioda od každé použité vlnové délky. Počet svítivých diod Dj až Dl v sérii v každém z vysílačů Vi 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 řídící 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

Systém monitorování krevního zásobování transplantovaného orgánu podle uvedeného řešení lze využít pro monitorování změn funkce vnitřních orgánů pomocí minimálně invazivních metod. Systém je například určen pro monitorování períuze transplantovaného ledvinného štěpu v časném pooperačním období. Jeho výhodou je robustní detekce změn períuze 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.

Claims (2)

1. NÁROKY NA OCHRANU

   1. Systém monitorování krevního zásobování transplantovaného orgánu tvořený vysílací částí (V) s vysílači (Vj až V_N) se svítivými diodami (D! až D_L) k ozáření monitorované tkáně zářením různých vlnových délek, přijímací částí (P) s přijímači (Pi až P_M) s fotocitlivým senzorem (D) pro detekci záření odraženého od monitorované tkáně a řídící částí (μΡ), pro generování budících pulzů (u[nj) pro vysílače (Vj až V_N) a zpracovávání signálů z přijímačů (Pi až P_M), vyznačující se tím, že každý z vysílačů (VI až V_N), 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 jehož výstup je pro vlnovou délku daného vysílače (Vi až V_N) připojena minimálně jedna svítivá dioda (Di až D_L), přičemž v případě více

   -6CZ 31012 Ul svítivých diod (Di až D_L)jsou tyto zapojeny v sérii mezi výstup převodníku napětí/proud (V/II) a napájecí napětí (+V_Cc), každý z přijímačů (Pi až P_M) 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 (EV) a přes analogovou pásmovou propust (PP) na vstup analogově-digitálního převodníku (ADC), jehož výstup je výstupem daného přijímače, a každý z výstupů přijímačů (Pi až P_M)je připojen na první vstup svého demodulátoru (DMi až DM_m) řídící části (μΡ) tvořeného na vstupu multiplikátorem (MP) propojeným přes integrátor (I) s nulováním a přes vzorkovací spínač (S) se vstupem svého přepínače (Si až S_M), z nichž každý má N svých výstupů a na každý z nich je připojen pro každou vlnovou délku jeden estimátor (E;i až Ε,-n) příznaků, z nichž každý je tvořený dvěma paralelními větvemi, kde jedna sestává na vstupu z horní propusti (HP), jejíž výstup je přes kvadrátor (KV) zapojen na vstup první dolní propusti (DP0, jejíž výstup je výstupem signálu (^Ay[n]) odpovídajícího amplitudě pulzací odraženého záření na příslušné vlnové délce a druhá větev je tvořena na vstupu druhou dolní propustí (DP2), jejíž výstup je výstupem signálu (^ry[n]) odpovídajícího pomalým změnám intenzity odraženého záření, a výstupy všech estimátorů (Eq až E^) příznaků jsou zapojeny do klasifikátoru (K), přičemž řídící část (μΡ) dále obsahuje digitální filtr (H(z)), jehož přenosová funkce odpovídá diskretizovanému přenosu filtru analogové pásmové propusti (PP), kde výstup digitálního filtru (H(z)) je propojen s druhými vstupy demodulátorů (DMi až DMm) a na jeho vstup je připojen výstup generátoru (G), který je zároveň propojen se vstupem společného přepínače (S_u), majícího výstupy připojeny ke vstupům jednotlivých vysílačů (V! až V_N) za účelem jejich postupné aktivace po elementární měřicí interval T_p pulzem u[n) se vzorkovací frekvenci f_s podle vztahu u[n] = w[n] (sin(Q₀«) + k), kde w[«] je váhovací okno délky N_w vzorků, Ω_ο je centrální normovaná frekvence pulzu a k > 1 je konstanta, přičemž pro celkovou délku pulzu ufn] platí, že T_pf_s> N_w.
2. 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 D_L) a fotocitlivé senzory (D), přičemž svítivé diody (Di až D_L) 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).