RU2038037C1

RU2038037C1 - Устройство для определения содержания билирубина в подкожных тканях и крови пациентов

Info

Publication number: RU2038037C1
Authority: RU
Inventors: В.С. Антонов; В.М. Давыдов; Е.Н. Ованесов; М.И. Прищепа; И.В. Сецко; А.Н. Шибанов
Original assignee: Акционерное общество закрытого типа Научно-производственное предприятие "Техномедика"
Priority date: 1992-07-20
Filing date: 1992-07-20
Publication date: 1995-06-27

Abstract

Изобретение относится к медицинской технике и может быть использовано для чрезкожного неинвазивного определения содержания билирубина в подкожных тканях и крови пациентов, преимущественно новорожденных. Сущность изобретения: устройство содержит источник света со схемой возбуждения, генерирующий оптическое излучение, в спектре которого содержатся по крайней мере две различных длины волны. В устройстве также имеются передающий и приемный световоды, блок фотоэлектрического преобразования, формирующий на своих выходах электрические сигналы, соответствующие интенсивности оптического излучения на упомянутых длинах волн и блок обработки электрических сигналов. Устройство позволяет повысить точность определения содержания билирубина за счет уменьшения влияния рассеяния оптического излучения в тканях пациента. Выполнение схемы возбуждения и блока обработки позволяет уменьшить энергопотребление устройства. 5 з.п. ф-лы, 6 ил.

Description

Изобретение относится к медицинской технике и может быть использовано для чрезкожного неинвазивного определения содержания билирубина в подкожных тканях и крови пациентов, преимущественно новорожденных.

Определение степени гипербилирубинемии (повышенного содержания билирубина), или желтухи, и контроль за динамикой ее развития, начиная с рождения ребенка, имеют особую важность для оперативного предотвращения последствий в случае быстропрогрессирующей гемолитической желтухи, частота появления которой приблизительно равна 6% Поскольку процедура определения у новорожденных степени гипербилирубинемии носит массовый (скрининговый) характер для всех родильных учреждений, при обычном тотальном скрининге новорожденных путем инвазивного лабораторного определения содержания сывороточного билирубина в 94% случаев кровь для анализа берется без необходимости у фактически здоровых пациентов. Поэтому потребность в приборе, обеспечивающем массовое, безопасное и надежное определение степени гипербилирубинемии у новорожденных, весьма высока.

Известно устройство для определения степени желтухи (иктерометр Госсета), представляющее собой пластину с нанесенными на нее параллельными пронумерованными полосками, окрашенными в различные тона желтого цвета и разделенными прозрачными участками. При использовании пластину прижимают прозрачными частями к коже пациента с усилием, достаточным для того, чтобы исключить влияние крови, находящейся в подкожных тканях, на цвет кожи, при этом сравнивают наблюдаемый цвет кожи в прозрачных участках с цветом полосок и определяют степень желтухи по номеру полоски с наиболее близким цветовым тоном, т.е. по степени желтизны кожи грубо оценивают содержание билирубина в подкожных тканях, тесно связанное с содержанием билирубина в крови.

Применение этого устройства не позволяет объективно оценивать содержание билирубина вследствие субъективного характера визуального цветового восприятия. Поэтому для надежного диагностирования желтухи прибегают к взятию проб крови, что усложняет процедуру исследования и связано с дополнительным риском для пациентов.

Наиболее близким к изобретению является медицинский прибор для определения желтухи, в котором концентрация билирубина в подкожных тканях определяется путем фотометрирования подкожных тканей на двух длинах волн в "синей" и "зеленой" областях спектра. В этих областях спектра процессы поглощения светового излучения подкожными тканями определяются главным образом пигментами билирубином и гемоглобином. Используемые длины волн выбраны так, что соответствующие им значения спектральных коэффициентов поглощения света гемоглобином близки, а значения спектральных коэффициентов поглощения света билирубином существенно отличаются. В результате фотоэлектрического преобразования два световых сигнала, несущие информацию о содержании билирубина в подкожных тканях, преобразуются в два электрических сигнала, которые после соответствующей обработки обеспечивают автоматическое получение количественного объективного показателя содержания билирубина.

Известное устройство содержит: источник света, спектр излучения которого содержит по крайней мере две различные длины волны (λ₁ ≈ 455 нм и λ₂ > 500 нм, практически λ₂ ≈ 550 нм); средство для вывода света (передающий световод); средство для приема света (приемный световод); схему возбуждения источника света, срабатывающую автоматически, когда усилие прижатия к коже передающего и приемного световодов достигает заданной величины; средство для выработки двух электрических сигналов из световых сигналов двух длин волн (блок фотоэлектрического преобразования); средство обработки двух полученных электрических сигналов для определения содержания билирубина в подкожных тканях.

Известное устройство позволяет автоматически получать объективный показатель, характеризующий содержание билирубина в подкожных тканях. Однако достигаемая при этом точность определения содержания билирубина в настоящее время уже не удовлетворяет требованиям медицинской практики. Кроме того, устройство имеет значительное энергопотребление, что ограничивает время его непрерывной работы, так как переносной скрининговый прибор питается от встроенных батарей или аккумуляторов.

В результате проведенных исследований установлено, что основными факторами, снижающими точность определения содержания билирубина при использовании известного устройства, являются влияние поглощения света гемоглобином крови и влияние рассеяния света в кожных тканях.

Рассмотрим влияние этих факторов. Работа известного устройства основана на использовании следующей модели:
ln

C_b·d_b·(b₂-b₁), (1) где b₁ и b₂ коэффициенты поглощения света билирубином на длинах волн λ₁, λ₂;
d_b эквивалентная длина оптического пути поглощения света билирубином;
C_b содержание билирубина в подкожных тканях,
E₁, E₂ интенсивности световых сигналов на длинах волн λ₁, λ₂после прохождения их через кожные ткани.

В модели в явном виде отсутствует член, характеризующий влияние гемоглобина крови. С учетом этого влияния модель будет иметь вид:
ln

C_b·d_b·(b₂-b₁) + C_g·d_g·(g₂-g₁), (2) где C_g содержание гемоглобина в подкожных тканях;
d_g эквивалентная длина оптического пути поглощения света гемоглобином;
g₁, g₂ коэффициенты поглощения света гемоглобином на длинах волн λ₁, λ₂.

В известном устройстве значения λ₁, λ₂ устанавливают такими, чтобы выполнялось равенство коэффициентов поглощения света гемоглобином для этих длин волн, т.е. g₁ g₂, при этом считают, что второй член в (2) равен нулю, что и дает основание использовать модель в виде (1).

Однако в реальных условиях при любом выборе λ₁, λ₂ разность (g₂ g₁) будет отлична от нуля, так как параметры спектра поглощения света гемоглобином крови зависят от содержания в крови различных форм гемоглобина, а для каждого пациента эти величины индивидуальны. Поэтому, если λ₁, λ₂ выбраны такими, что для преобладающей формы гемоглобина (оксигемо- глобина) выполняется условие g₂ g₁, то за счет присутствия в крови других форм гемоглобина (дезоксигемоглобина и др. ) и их различного содержания у разных пациентов разность (g₂ g₁) будет отлична от нуля и меняться от пациента к пациенту, что будет приводить к ошибке, определяемой вторым членом в (2). Эта ошибка может быть уменьшена за счет уменьшения значения d_g, что достигается путем выдавливания крови из сосудов, расположенных в подкожных тканях, для чего в известном устройстве специально предусмотрено проведение измерений при достаточно большом давлении между световодами устройства и кожей пациента схема возбуждения источника света срабатывает только при давлении, не меньшем заданной величины.

Как показали проведенные исследования, наиболее существенным источником ошибок является рассеяние света в тканях. С учетом влияния рассеяния модель (1) должна быть записана в виде:
ln

C_b·d_b·(b₂-b₁) + C_g·d_g·(g₂-g₁) + d_h(h₂-h₁),
(3) где d_h эквивалентная длина оптического пути рассеяния света в тканях;
h₁, h₂ коэффициенты рассеяния света для длин волн λ₁, λ₂.

Экспериментально установлено, что значения коэффициентов рассеяния света в подкожных тканях существенно зависят от длины волны света по следующему закону
h ( λ) ≈ λ^-n, (4) где n > 2. Если бы указанная зависимость не имела места, то член d_n ˙ (h₂ h₁) в (3) был бы равен нулю. Однако поскольку для кожных тканей наблюдается такая зависимость, возникает ошибка, величина которой определяется членом d_h ˙ (h₂ h₁), причем эта ошибка меняется от пациента к пациенту за счет того, что изменяются как значения h₁, h₂(они зависят не только от λ, но и от характеристик кожных тканей, которые отличаются от пациента к пациенту), так и за счет изменения значения d_h, характеризующего толщину рассеивающего слоя. В известном устройстве эта ошибка не учитывается и никакими мерами не устраняется.

Повышенное энергопотребление устройства связано с тем, что обработка сигналов в нем основана на использовании экспоненциальной зависимости спада интенсивности импульса света. Поскольку у реальных источников света характеристика спада близка к экспоненте лишь на небольшом участке, это ведет к значительным непроизводительным затратам энергии при создании светового импульса. Другая причина повышенного энергопотребления устройства заключается в том, что преобразователь напряжения в схеме возбуждения продолжает работать после формирования светового импульса, обеспечивая питание элементов обработки сигналов, что сопровождается потерями энергии в преобразователе напряжения.

Кроме того, точность измерений может снижаться также из-за неравномерности оптического контакта между световодами и кожей пациента, поскольку в известном устройстве не предусмотрено средств, обеспечивающих равномерный, без перекосов, оптический контакт, а равномерная установка световодной головки при ручных манипуляциях с устройством не всегда выполнима.

Предлагаемое изобретение направлено на достижение результата, заключающегося в повышении точности определения содержания билирубина и уменьшении энергопотребления устройства. Результат достигается за счет того, что в известном устройстве, содержащем снабженный схемой возбуждения источник света, в спектре излучения которого присутствуют по крайней мере две различные длины волны λ₁ и λ₂, передающий световод, вход которого оптически связан с источником света, блок фотоэлектрического преобразования, выполненный с возможностью преобразования оптического излучения указанных длин волн в электрические сигналы, приемный световод, выход которого оптически связан с входом блока фотоэлектрического преобразования, блок обработки электрических сигналов, подключенный к выходам блока фотоэлектрического преобразования, значения длин волн λ₁ и λ₂ удовлетворяют соотношению:
480 нм < λ₁<λ₂ < 525 нм
В частности, значения длин волн λ₁ и λ₂ могут лежать соответственно в области 493 нм и в области 518 нм.

Кроме того, блок обработки электрических сигналов содержит два интегрирующих усилителя, последовательно соединенные схему вычитания, компаратор и преобразователь длительности импульса в код, при этом входы интегрирующих усилителей являются входами блока, а их выходы подключены к входам схемы вычитания.

Кроме того, схема возбуждения источника света содержит преобразователь напряжения, соединенный одним из выходов с блоком питания источника света, а другим выходом с накопителем энергии, схему управления, подключенную к управляющему входу преобразователя напряжения, пусковой ключ, соединенный с входом схемы управления, другой вход которой соединен с выходом блока питания источника света.

Приемный и передающий световоды неподвижно скреплены между собой в световодный блок, при этом выходной торец передающего и входной торец приемного световодов расположены в одной плоскости на определенном расстоянии один от другого; на световодном блоке, выполненном с возможностью продольного перемещения относительно корпуса устройства и поворота относительно двух осей, перпендикулярных к оси продольного перемещения, закреплен магнит, а в качестве пускового ключа схемы возбуждения источника света использован магнитоуправляемый переключатель, установленный на корпусе устройства с возможностью срабатывания под действием поля магнита при продольном перемещении световодного блока относительно корпуса устройства.

Устройство содержит неподвижно скрепленные с его корпусом держатель с двумя направляющими прорезями, параллельными продольной оси корпуса устройства, и ограничитель с отверстием, ось которого параллельна направляющим прорезям, к внутреннему торцу световодного блока неподвижно прикреплен одним из своих концов стержень, другой конец которого имеет возможность перемещения в отверстии ограничителя, световодный блок снабжен жесткой осью и выполнен с возможностью поворота относительно указанной оси, имеющей возможность поступательного перемещения в направляющих прорезях держателя и поворота в проходящей через них плоскости, внутренний торец световодного блока механически связан с ограничителем посредством пружины.

Выбор значений длин волн λ₁ и λ₂ расположенными ближе одна к другой, чем в известном устройстве, позволяет сущест- венно уменьшить величину /h₂-h₁/ и тем самым снизить влияние рассеяния света в тканях на результаты измерений, поскольку чем ближе значение λ₁ и λ₂, тем меньше отличаются одним от другого соответствующие им коэффициенты рассеяния. С другой стороны, характеристика поглощения света билирубином в указанном диапазоне имеет крутой спад, что обеспечивает получение удовлетворительной чувствительности устройства к билирубину (чувствительность определяется величиной (b₂-b₁), связывающей показания прибора ln

с содержанием билирубина C_b) при весьма близких одно к другому значениях λ₁,λ₂. Экспериментально установлено, что практически целесообразно выбирать значения λ₁,λ₂ в указанном диапазоне длин волн отстоящими одно от другого не более, чем на 30 нм, т.е. / λ₂-λ₂/ < 30 нм. В то же время, выбор значений λ₁,λ₂ в диапазоне (480.525) нм позволяет также существенно снизить влияние гемоглобина крови, так как в указанном диапазоне спектральная характеристика поглощения света гемоглобином имеет минимум, в результате значения g₁ и g₂ в указанном диапазоне длин волн существенно меньше, чем на длинах волн 455 и 550 нм, используемых в известном устройстве (серийно выпускаемый прибор фирмы Minolta). Вследствие этого величина C_g ˙ d_g ˙ (g₂-g₁) в предлагаемом устройстве не оказывает значительного влияния на результаты измерений. Экспериментально подтверждено, что при выборе значений длин волн в вышеуказанном диапазоне для получения точных результатов измерений нет необходимости обеспечивать значительное усилие прижатия световодов к коже пациента, что удешевляет устройство и облегчает пользование им. Практически наилучшие результаты получены при длинах волн 493 и 518 нм.

Использование в схеме возбуждения источника света накопителя энергии, заряжаемого во время работы преобразователя напряжения ( последний автоматически отключается после формирования светового импульса) и питающего в дальнейшем элементы обработки сигналов, позволяет минимизировать потери энергии в преоб- разователе напряжения и уменьшить тем самым энергопотребление устройства, которое также снижается за счет интегрирования сигналов после фотоэлектрического преобразования в течение всего времени действия светового импульса, что снижает затраты энергии на формирование светового импульса.

Кроме того, использование вычитания сигналов и обработки одного разностного сигнала снижает погрешность обработки сигналов по сравнению с обработкой сигналов в двух каналах.

Выполнение световодного блока с возможностью не только продольного перемещения, но и поворота относительно двух осей обеспечивает равномерный, без перекосов, оптический контакт между световодным блоком и кожей пациента, что также снижает погрешность измерений.

Отсутствие необходимости обеспечения нормированного усилия прижима позволяет использовать некалиброванную возвратную пружину с небольшим ненормируемым усилием сжатия.

На фиг. 1 представлена структурная схема устройства, иллюстрирующая один из возможных вариантов его выполнения; на фиг. 2 временные диаграммы сигналов; на фиг. 3 пример выполнения электрической части устройства; на фиг. 4 а пример выполнения оптической компоновки устройства; на фиг. 4 б пример выполнения механической части устройства; на фиг. 5 корреляционная зависимость результатов измерений, полученных с использованием (прибора фирмы Minolta), и результатов, полученных путем прямых измерений содержания билирубина в пробах крови (C_bo); на фиг. 6 аналогичная зависимость для результатов, полученных с использованием предлагаемого устройства.

Устройство содержит источник 1 света (фиг. 1), связанный со схемой 2 возбуждения, передающий и приемный световоды 3, 4, блок 5 фотоэлектрического преобразования, интегрирующие усилители 9, 10, подключенные между выходами блока 5 фотоэлектрического преобразования и входами схемы 11 вычитания, выход которой подключен через компаратор 12 к преобразователю 13 длительности импульса в код. Блок 5 фотоэлектрического преобразования содержит светофильтры 6.1, 6.2, соответствующие выбранным длинам волн, фотоэлектрические преобразователи 7.1, 7.2. Элементы 9-13 образуют блок 8 обработки электрических сигналов.

Интегрирующие усилители 9, 10 выполнены в виде операционных усилителей с обратной связью, образованной параллельным соединением емкости С и резистора R (фиг. 3). Параметры элементов интегрирующих усилителей удовлетворяют соотношению
(R˙C)_λ2<<(R˙C)_λ1
Компаратор 12 выполнен на основе операционного усилителя с частотнозависимой цепью обратной связи, устраняющей влияние дрейфа нулевого уровня входного сигнала.

Передающий световод 3 может быть выполнен, например из кварцевого стекла ТФ-11 ГОСТ 3514-76, поглощающего коротко- волновую часть излучения.

Схема 2 возбуждения содержит преобразователь 14 напряжения, соединенный с блоком 15 питания источника света и накопителем 16 энергии, схему 17 управления преобразователем, к первому входу которой подключен пусковой ключ 18, к второму входу выход блока 15 питания источника света.

Преобразователь 13 длительности импульса в код содержит последовательно соединенные генератор 19, счетчик 20, дешифратор 21 и индикатор 22 (цепи начальной установки и сброса счетчика 20 на фиг. 3 не показаны).

Преобразователь 14 напряжения служит для преобразования низкого постоянного напряжения, вырабатываемого источником питания устройства (батарея или аккумулятор, на фиг. 3 не показан), в высокое напряжение.

Блок 15 питания служит для накопления электрической энергии во время работы преобразователя 14 и последующего быстрого вложения этой энергии в излучающий разрядный канал импульсного источника 1 света.

Накопитель 16 энергии служит для накопления электрической энергии во время работы преобразователя 14 и последующего питания этой энергией элементов блока 8 обработки. Накопитель 16 может быть выполнен в виде конденсатора.

Пусковой ключ 18 может быть выполнен на основе магнитоуправляемого переключателя с герметизированными контактами.

Генератор 19 может быть выполнен по схеме, в качестве счетчика 20, дешифратора 21 и индикатора 22 могут использованы стандартные микросхемы серии 564.

Механическая часть устройства включает корпус 23, фиксирующий элемент 24, скрепляющий световоды 3, 4, постоянный магнит 25, держатель 26 и ограничитель 27, закрепленные на корпусе 23, стержень 28, возвратную пружину 29, ось 30 световодного блока. Пусковой ключ 18 установлен на корпусе 23 таким образом, что при продольном смещении световодов 3, 4 относительно корпуса 23 магнит 25 оказывается вблизи магнитоуправляемых контактов ключа 18, что приводит к их замыканию.

Устройство работает следующим образом. Световой импульс от источника 1 света, питаемого схемой 2 возбуждения, с помощью передающего световода 3 подводится к участку кожной поверхности. Облучающий импульс света, содержащего в своем спектре составляющие λ₁,λ₂, после отражения, рассеяния и поглощения в эпидермальной и истинной кожных тканях достигает подкожной жировой клетчатки, которая у новорожденных содержит большое количество билирубина (содержание билирубина в подкожной жировой клетчатке связано с содержанием его в крови). Ввиду повышенного содержания билирубина в подкожной жировой клетчатке происходит эффективное поглощение коротковолновой составляющей светового импульса. Переотразившись от подкожных тканей, спектрально преобразованный световой импульс снова проходит через кожную ткань, дополнительно рассеиваясь и поглощаясь в ней.

Переотраженное излучение, несущее информацию о содержании билирубина в подкожной жировой клетчатке, поступает с помощью приемного световода 4 в блок 5 фотоэлектрического преобразования. В блоке 5 фотоэлектрического преобразования составляющие λ₁, λ₂ выделяются (например с помощью интерференционных светофильтров 6.1, 6.2) и преобразуются в электрические сигналы с помощью фотопреобразователей 7.1, 7.2 (например, фотодиодов).

Электрические сигналы, соответствующие λ₁,λ₂, интегрируются за время действия светового импульса интегрирующими усилителями 9, 10. После окончания действия светового импульса интеграторы 9, 10 разряжаются (фиг. 2, а), выходные сигналы интеграторов вычитаются в схеме 11 вычитания, разностный сигнал (фиг. 2, б) поступает на компаратор 12, интервал времени, в течение которого разностный сигнал положителен, определяется с помощью компаратора 12 и преобразователя 13 длительности импульса в код. При этом длительность интервала времени однозначно связана с содержанием билирубина в подкожной жировой клетчатке.

Сигналы с выхода блока 5 фотоэлектрического преобразования заряжают в течение всего времени t_o действия светового импульса емкости интегрирующих усилителей 9, 10 до некоторых конечных напряжений U

,U

пропорциональных энергии светового излучения на длинах волн λ₁,λ₂. По окончании действия светового импульса емкости начинают разряжаться через резисторы, при этом значения емкостей и резисторов C_λ1,C_λ2,R_λ1,R_λ2 выбраны такими, чтобы разряд емкостей происходил за время, многократно превышающее длительность t_o светового импульса. Затухание во времени сигналов на выходах интегрирующих усилителей 9, 10 выражается экспоненциальной зависимостью, при этом параметры R_λ1, R_λ2, C_λ1, C_λ2 определяющие постоянные времени затухания, выбраны так, чтобы выполнялось соотно- шение (R˙C)_λ2<<(R˙C)λ₁ (например, 10 (R˙C)_λ2<<(R˙C)λ₁). Математически затухание во времени сигналов U_λ1, U_λ2выражается следующим образом:
U_λ2=U

exp[(t-t_o)/t_λ2] (4)
U_λ1= U

exp[(t-t_o)/t_λ1] (5) где t_λ1=R_λ1˙C_λ1;t_λ2=R_λ2˙C_λ2 а U

,U

с учетом выполнения закона Бугера-Ламберта-Бэра в кожных и подкожных биотканях определяются по формулам: U

=A_λ1˙I_λ1˙F_λ1˙exp(-b₁˙C_b˙d_b),
(6) U

=A_λ2˙I_λ2˙F_λ2˙exp(-b₂˙C_b˙d_b),
(7) где U

,U

соответственно значения напряжений на емкостях интегрирующих усилителей по окончании светового импульса в момент t_o; A_λ1,A_λ2 коэффициенты фотоэлектрического преобразования соответственно на длинах волн λ₁ и λ₂; I_λ1,I_λ2 спектральная интенсивность падающего на кожу света соответственно на длинах волн λ₁ и λ₂;F_λ1,F_λ2 спектральные факторы ослабления интенсивности света из-за его абсорбции, рассеяния и отражения кожными и подкожными биотканями соответственно на длинах волн λ₁ и λ₂ b₁, b₂ спектральные коэффициенты поглощения света билирубином соответственно на длинах волн λ₁ и λ₂; C_b концентрация (плотность содержания билирубина в подкожных тканях; d_b эквивалентная длина оптического пути поглощения света билирубином в подкожных тканях.

Если коэффициенты фотоэлектрического преобразования A_λ1 и A_λ2выбраны так, чтобы выполнялось равенство
A_λ1˙I_λ1˙F_λ1=A_λ2˙I_λ2˙F_λ2 (8) тогда из (6), (7) следует
ln

(b₂-b₁)·C_b·d_b, (9) т.е. концентрация билирубина C_b пропорциональна логарифму отношения напряжений на емкостях интеграторов по окончании светового импульса
C_b= const·ln

, (10) поскольку (b₂-b₁) и d_b являются фиксированными величинами. Таким образом, для определения концентрации С_b нужно определить значение логарифма отношения напряжений U

,U

Для определения значения логарифма сигналы напряжений с выходов интегрирующих усилителей 9, 10 сначала подаются на схему 11 вычитания, затем с выхода схемы 11 вычитания (фиг. 2, б) разностный сигнал напряжения подается на компаратор 12, с помощью которого формируется импульс (фиг. 2), длительность которого равна длительности положительной разности сигналов U_λ1 и U_λ2 Длительность t' положи- тельного значения разностного сигнала будет определять искомое значение логарифма ln(U

/U

). Действительно, в момент t' выполняется следующее соотношение согласно (4), (5):
U_λ1= U_λ2= U

exp[(t'-t_o)/t_λ1]U

exp[(t'-t_o)/t_λ2] проведя преобразования, получим:

exp

(t′-t_o)/t

/exp

(t′-t_o)/t

, далее, проведя логарифмирование левой и правой частей, с учетом равенства t_λ1 10 t_λ2 а также того, что t_o << t', получим:
ln

9t′/10t

и поскольку t_λ2 имеет фиксированное значение, то
t′= const·ln

(11)
С учетом формул (10) и (11) получаем соотношение:
C_b const ˙ t', (12) что и требовалось показать, т.е. концентрация билирубина C_b в подкожных тканях однозначно определяется длительностью t' положительного разностного сигнала начальных напряжений.

Рассмотрим работу конкретной реализации устройства (фиг. 3, 4). При прижатии внешнего торца световодного блока, состоящего из световодов 3, 4 и фиксирующего элемента 24, к коже пациента обеспечивается плотный, без перекосов, контакт световодов 3, 4 с поверхностью кожи. При перемещении световодного блока относительно корпуса 23 устройства магнит 25 оказывается вблизи контактов пускового ключа 18 и вызывает их замыкание. Срабатывание пускового ключа 18 инициирует работу схемы 17 управления преобразователем 14 напряжения. Схема 17 управления выдает сигнал, разрешающий работу преобразователя 14 напряжения, преобразователь 14 напряжения вырабатывает напряжения, заряжающие блок 15 питания источника света и накопитель 16 энергии. Одновременно с началом работы преобразователя 14 включаются элементы звуковой сигнализации (на фиг. 3, 4 не показаны), вырабатывающие звуковой сигнал в течение заданного времени. До окончания звукового сигнала световодный блок должен оставаться прижатым к коже. Равномерное прижатие световодов 3, 4 к коже обеспечивается выполнением световодного блока с подвижной осью 30, которая перемещается в прорезях держателя 26. Наряду с продольным перемещением световодный блок может поворачиваться относительно оси 30, которая в свою очередь может поворачиваться в плоскости прорезей держателя 26, чем обеспечивается равномерное прижатие световодного блока к коже, величина поворотов световодного блока при этом ограничивается перемещением стержня 28 в отверстии ограничителя 27. После полного заряда блока 15 питания происходит его разряд на лампу-вспышку 1, в результате чего формируется световой импульс. Импульс тока, протекающего от блока 15 питания через лампу-вспышку 1, формирует на датчике тока (резисторе), входящем в выходную цепь блока 15 питания, напряжение, поступающее на второй вход схемы 17 управления, которая запрещает работу преобразователя 14 напряжения. Накопитель 16, заряженный до напряжения, соответствующего напряжению питания элементов преобразования и обработки сигналов (элементы 9, 10, 11, 12, 19, 20, 21, 22), осуществляет питание этих элементов после выключения преобразователя 14 (цепи питания на фиг. 3 не показаны).

Импульс света проходит через передающий световод 3 и проникает в кожные и подкожные биоткани, переотраженный импульс через световод 4 поступает на последовательно расположенные интерферен- ционные фильтры 6.1, 6.2 и фотодиоды 7.1, 7.2 блока 5 фотоэлектрического преобразования. Электрические сигналы, соответствующие длинам волн λ₁,λ₂ поступают на интегрирующие усилители 9, 10, сигналы с выходов которых поступают на схему 11 вычитания, выполненную на резисторе, разностный сигнал компарируется компаратором 12, на выходе которого образуется импульс, длительность t' которого равна времени, в течение которого разностный сигнал положителен. Длительность этого импульса преобразуется в код преобразователем 13 импульс с выхода компаратора 12 разрешает работу генератора 19, генерирующего импульсы с постоянной частотой, число этих импульсов подсчитывается счетчиком 20, а код с выхода счетчика 20 через дешифратор 21 поступает на жидкокристаллический индикатор 22. На этом цикл измерений заканчивается.

Повышение точности определения содержания билирубина и снижение энергопотребления при использовании предлагаемого изобретения подтверждены результатами сравнительных испытаний. Как видно из фиг. 5, 6, корреляция результатов измерений, полученных с использованием предлагаемого устройства, с результатами прямых измерений содержания билирубина в пробах крови существенно выше, чем при использовании известного устройства (коэффициенты корреляции соответственно > 0,9 и ≈ 0,8, причем различие имеет высокую статис- тическую значимость).

При использовании одного комплекта одних и тех же батарей питания предлагаемое устройство обеспечивает более чем в 10 раз повышенное число циклов измерений, чем известное.

Claims

1. УСТРОЙСТВО ДЛЯ ОПРЕДЕЛЕНИЯ СОДЕРЖАНИЯ БИЛИРУБИНА В ПОДКОЖНЫХ ТКАНЯХ И КРОВИ ПАЦИЕНТОВ, содержащее источник света с системой возбуждения, в спектре излучения которого присутствуют по крайней мере две волны, передающий световод, вход которого оптически связан с источником света, блок фотоэлектрического преобразования, приемный световод, выход которого оптически связан со входом блока фотоэлектрического преобразования, блок обработки электрических сигналов, соединенный с выходом блока фотоэлектрического преобразования, отличающееся тем, что значения длин волн расположены в диапазоне 480 525 нм.

2. Устройство по п.1, отличающееся тем, что значения длин волн α₁и α₂ равны 493 нм и 518 нм соответственно.

3. Устройство по пп.1 и 2, отличающееся тем, что блок обработки электрических сигналов содержит два интегрирующих усилителя, последовательно соединенные схему вычитания, компаратор и преобразователь длительности импульса в код, при этом входы интегрирующих усилителей являются входами блока, а их выходы подсоединены к входам схемы вычитания.

4. Устройство по п.1, 2 или 3, отличающееся тем, что система возбуждения источника света содержит преобразователь напряжения с управляющим входом, блок питания, накопитель энергии, систему управления, соединенную с управляющим входом преобразователя напряжения, пусковой ключ, соединенный с одним входом системы управления, другой вход которой соединен с выходом блока питания, при этом преобразователь напряжения соединен одним из выходов с блоком питания, а другим выходом с накопителем энергии.

5. Устройство по п.4, отличающееся тем, что устройство дополнительно содержит корпус и магнит, приемный и передающий световоды жестко скреплены между собой и образуют световодный блок, при этом выходной торец передающего и входной торец приемного световодов расположены в одной плоскости на определенном расстоянии друг от друга, на световодном блоке, выполненном с возможностью перемещения вдоль продольной оси корпуса и поворота вокруг двух осей, ортогональных продольной оси корпуса, закреплен магнит, а пусковой ключ системы возбуждения источника света выполнен в виде магнитоуправляемого переключателя, установленного на корпусе с возможностью срабатывания под действием поля магнита при перемещении световодного блока относительно корпуса.

6. Устройство по п. 5, отличающееся тем, что устройство дополнительно содержит стержень и пружину, а также жестко скрепленные с корпусом держатель с двумя направляющими прорезями, параллельнными продольной оси корпуса и ограничитель с отверстием, ось которого параллельна направляющим прорезям, при этом стержень одним концом жестко прикреплен к тыльному торцу световодного блока, а другой его конец имеет возможность перемещения в отверстии ограничителя, световодный блок дополнительно содержит жесткую ось и выполнен с возможностью поворота вокруг этой оси, имеющей возможность поступательного перемещения в направляющих прорезях держателя и поворота в проходящей через них плоскости, причем тыльный торец световодного блока механически связан с ограничителем посредством пружины.