RU2074634C1 - Устройство для проверки функции печени - Google Patents

Abstract

Устройство для проверки функции печени позволяет измерять величины log T₁ и log T₂, соответствующие сигналам импульсных колебаний, полученным при прохождении по заданной оптической траектории в живой ткани n раз, когда датчик (30), образованный первым и вторым источниками света (3, 4) и светоприемным элементом (6), прикреплен к испытуемому (5) перед инъекцией специфического красителя. Величина α_o оценивается статистическим вычислением с двумя переменными в отношении ΔlogT₁ и ΔlogT₂ на основании рабочего выражения logT₁= α_ologT₂ и ΔlogT₁ и ΔlogT₂ соответствующие сигналам импульсных колебаний, измеряют в ответ на уровни яркости первого света и второго света, отражающих живую ткань, от момента инъекции до заданного момента времени на основании решающих выходов уровней первого света и второго света от источников света после инъекции специфического красителя. Величина С_д, соответствующая концентрации специфического красителя в крови, вычисляется из α_o,ΔlogT₁ и ΔlogT₂, а функция моделирующей кривой во временных изменениях результата обработки вычисляется методом наименьших квадратов, за счет чего получают скорость. К исчезновениям плазмы крови и скорость R% Т-минутного удержания специфического красителя на основании этой функции. 2 з.п.ф-лы, 9 ил.

Description

Данное изобретение относится к устройству для проверки функции печени. Более конкретно оно относится к устройству для проверки функции печени с автоматическим измерением при испытании/диагностике функции печени за счет впрыскивания специфической краски, которая селективно забирается и удаляется только печенью, в кровь и измерения скорости исчезновения плазмы крови и скорости ее задержания.

Наиболее близким по технической сущности является устройство, известное из заявки JP N 60-58649, кл. A 61 B 5/00, в котором подают свет через поверхность тела и измеряют количество света с длиной волны, имеющей высокую чувствительность к поглощению индоцианиновой зелени (ИЦЗ), и количество света с длиной волны, по существу, не имеющей такой чувствительности, что позволяет измерить скорость исчезновения плазмы крови и скорость задерживания на основании временных измерений (кривая исчезновения красителя) без осуществления взятия проб крови.

Однако хотя и необходимо правильно измерять время взятия проб крови после инъекции при обычном способе взятия проб крови, в действительном тесте время точно не измеряется, поскольку операция такого измерения усложнена. Кроме того, испытуемый подвергается большой мозговой и физической нагрузкам при взятии проб крови. В способе измерения R_макс при оценке скорости исчезновения плазмы крови за счет осуществления измерения несколько раз с изменениями дозировки ИЦЗ, что широко распространено в последние годы, взятие проб крови осуществляют десять или более раз, еще более увеличивая нагрузки на испытуемого.

В упомянутом способе и устройстве измерения без взятия проб крови выходной сигнал датчика, прикрепленного к организму, флуктуирует под влиянием таких факторов, как нарушение потока крови, вызванное подавлением сосуда с кровью, вибрация организма, который является объектом измерения, пульсаций в организме, изменениями объема крови в организме (объем крови изменяется при вертикальном перемещении рукой, например) и т.д. а следовательно, не может быть получена правильная кривая исчезновения красителя. Таким образом, скорость исчезновения плазмы крови и скорость удержания, полученные из кривой, не могут рассматриваться как правильные.

В соответствии с изложенным задачей данного изобретения является создание измерительного устройства для проверки функции печени, которое позволяет устранить вредные факторы типа нарушения потока крови, вибрации организма, пульсации в организме и изменения объема крови в организме, вызванные присоединением датчика к организму для осуществления правильного измерения.

На фиг.1 блок-схема, на которой показан пример реализации данного изобретения; на фиг.2 показан падающий свет, подаваемый на организм, и прошедший свет; на фиг. 3 показана кривая изменения света, соответствующая синусоидальному колебанию; на фиг.4 показаны изменения ΔlogT₁ и ΔlogT₂, выраженные по координатам х и y; на фиг.5-7 показаны блок-схемы алгоритмов конкретных примеров операций; на фиг.8 временная диаграмма, на которой показаны напряжения, соответствующие импульсным колебаниям; на фиг.9 показан пример кривой исчезновения ИЦЗ.

Устройство для проверки функции печени содержит первый источник света с длиной волны, поглощаемой специфическим красителем, и второй источник света с длиной волны, не поглощаемой специфическим красителем, светоприемный элемент от первого и второго источников, прошедшего через живую ткань, центральный процессор выполняет функции арифметического блока (SP1), выполненного с возможностью вычисления уровней сигналов от первого и второго источников света, первый установочный элемент уровней света первого и второго источника для задания оптической траектории в живой ткани, второй установочный элемент (SP2), выполненный с возможностью логарифмического преобразования величин, характеризующих уровни яркости T₁ и T₂ первого и второго источников света, выделения ΔlogT₁ и ΔlogT₂ в виде импульсных сигналов и установки максимального и минимального интервалов этих импульсных сигналов в пределах заданных диапазонов перед инъекцией специфического красителя, арифметический блок (SP3) выполнен также с возможностью вычисления ΔlogT₁ и ΔlogT₂, соответствующих "n" импульсным сигналам, полученным после прохождения по заданной оптической траектории в живой ткани перед инъекцией специфического красителя и вычисления α_o путем переменного вычисления ΔlogT₁ и ΔlogT₂ из операционного выражения ΔlogT₁= α_oΔlogT₂ вычисления ΔlogT₁ и ΔlogT₂, на основании уровней сигналов первого и второго источников света, от инъекции до заданного момента времени по сигналу от арифметического блока (SP1) после инъекции специфического красителя с учетом величины концентрации специфического красителя в крови С_д, обработки функции моделирующей кривой от времени с помощью метода наименьших квадратов и оценки скорости К исчезновения плазмы крови и скорости R% t-минутного удержания специфического красителя, и выходной блок, при этом арифметический блок выполнен с возможностью определения "m" раз величин ΔlogT₁ и ΔlogT₂,, в качестве управляющих величин С_д(t), причем ΔlogT₁ и ΔlogT₂, величины импульсных сигналов, характеризующих уровни яркости первого и второго источников света, проходящего по заданной оптической траектории в живой ткани, оценки α(t) в отношении "m"•2 при статическом вычислении ΔlogT₁= α(t)•ΔlogT₂ с двумя переменными, в результате Cд(t) = β[α(t)-α_o], где β константа; причем функция С_д моделирующей кривой определяется по формуле:
С_д=A•е^Вt
где C_д рабочая величина;
t время (мин), истекшее после инъекции специфического красителя;
A, B константы,
а скорость К исчезновения плазмы крови и скорость R%-минутного удержания определяются из условия:
K=-B
R%e^Bt,
причем истекшее после инъекции время t мин характеризует всасывание специфического красителя в печени.

На фиг.1 показана блок-схема примера по данному изобретению. Как показано на фиг. 1, устройство для измерения функции печени содержит центральный процессор 1, задающую схему 2 и включает сенсорную часть и часть обработки измерений. Сенсорная часть включает в себя первый источник 3 света, второй источник 4 света и светоприемный элемент 6. Первый источник 3 света и второй источник 4 света вырабатывают оптические импульсы с длиной волны, имеющей большое поглощение по отношению к специфическому красителю, и с длиной волны l₁, не обладающей таким поглощением. Светоприемный элемент 6 принимает световые лучи, которые поступают от источников света 3 и 4 на живую ткань 5, пропускающую по заданной оптической траектории. Источники света 3 и 4 управляются задающей схемой 2 на основании команды от центрального процессора 1, который установлен в части обработки измерений, вырабатывая попеременно световые лучи в импульсном режиме.

Центральный процессор (ЦП) 1, включенный в часть обработки измерений, служит в качестве арифметического устройства. Как описано выше, от ЦП 1 подаются заданные импульсы на источники 3, 4 света через заданную схему 2. Световые лучи, исходящие от первого и второго источников 3 и 4 света, проходят по заданной оптической траектории в живой ткани 5 и падают на светоприемный элемент 6. Ток, выработанный светоприемным элементом 6, подвергается преобразованию ток-напряжение и усиливается на усилителе 7. Усиленный сигнал подают на логарифмический конвертор 8 для осуществления логарифмического преобразования и выдают на схему 9 выборки и хранения для разделения на сигналы с длиной волны λ₁ и λ₂. Разделенные соответствующие сигналы с длиной волны λ₁ и λ₂ подаются на высокочастотные фильтры 10 и 11. Эти сигналы включают в себя составляющие в импульсных колебаниях, а также изменения объема крови типа изменений в венозной крови, имеющие большие частотные составляющие. Поэтому высокочастотные фильтры 10 и 11 позволяют удалить эти составляющие, выводя только пульсирующие составляющие, которые в свою очередь подаются на преобразователь 14 аналог-код через усилители 12 и 13. Усилители 12 и 13 также управляются так, чтобы их коэффициенты усиления изменялись в ответ на управляющие сигналы от ЦП 1. Аналого-цифровой преобразователь 14 преобразует введенные сигналы в цифровые сигналы и подает их на ЦП 1. В ЦП 1 цифровые сигналы заносятся в память запоминающего устройства с произвольной выборкой. ЦП 1 соединено с ПЗУ 15, запоминающим устройством 16 с произвольной выборкой, дисплейной частью 17, печатающей частью 18 и манипуляторной частью 19. В ПЗУ 15 записаны программы, основанные на блок-схемах алгоритмов, показанных на фиг.5 и 6, как об этом говорится ниже. Манипуляторная часть 19 включает в себя клавишу 20 запуска и клавишу 21 печати. Клавиша 20 пуска предназначена для запуска режима измерения, а клавиша 21 печати предназначена для подачи команды на печатание результатов испытаний на печатающую часть 18.

Устройство работает следующим образом. От ЦП 1 поступает команда на задающую схему 2 для регулирования формирующих токов для световых источников соответственно 3 и 4 с одновременным регулированием светоприемного элемента 6 так, чтобы его выходной сигнал достигал заданного уровня.

Световые лучи, испускаемые от световых источников 3 и 4, проходят по заданной оптической траектории в живой ткани 5, падая на светоприемный элемент 6, а ток, выработанный светоприемным элементом 6, подвергается преобразованию ток-напряжение и усиливается на усилителе 7, выдавая выходной сигнал V_pD, приведенный на фиг.8. Этот сигнал подают на логарифмический преобразователь 6 для проведения логарифмического преобразования и разделяют на сигналы колебаний λ₁ и λ₂ на схеме 9 выборки и хранения. Эти сигналы выражаются как log T₁ и log T₂ соответственно, что показано на фиг.4. Эти сигналы содержат составляющие импульсных колебаний, а также изменений объема крови типа происходящего в венозной крови и т.п. имеющих составляющие, которые удаляют с помощью высокочастотных фильтров 10 и 11 так, что выделяются только пульсирующие составляющие типа ΔlogT₁ и ΔlogT₂, показанные на фиг.4.

На шаге SP2 согласно фиг.5 ЦП 1 управляет коэффициентами усиления усилителей 12 и 13, усиливая сигналы до тех пор, пока интервалы между пиками импульсных колебаний, соответствующих напряжениям ΔlogT₁ и ΔlogT₂, показанным на фиг.4, не достигнут определенных уровней. Затем ЦП 1 вычисляет α_o на шаге SP3. В более конкретных терминах ЦП 1 пробует сигналы ΔlogT₁ и ΔlogT₂ "n" раз на шаге SP31, как показано на фиг.6, а затем осуществляет регрессионный анализ по i1 до N с использованием 2•n данных за счет обработки выражения logT₁(i) = αlogT₂(i) на шаге SP32 для вычисления α и запоминает то же в ЗУПВ 16 в качестве a.

Затем ЦП 1 выводит индикацию типа "инъекция ИЦЗ" на дисплейную часть 17 (см. фиг. 1) на шаге SP4. Таким образом, оператор подготавливает к инъекции ИЦЗ в вену пациента и включает пусковую клавишу 20 манипуляторной части 19 одновременно с инъекцией ИЦЗ. ЦП 1 ожидает ввода пусковой клавиши 20 на шаге SP5 и управляет Т-минутной концентрацией (TCG) ИЦЗ C_д в крови на шаге SP6, когда включена пусковая клавиша 20. В более конкретных терминах a в определенный момент времени t оценивается в соответствии с указанной блок-схемой, за счет чего получают С_д из приведенного выше уравнения, предполагая, что a есть DA₁/ΔA₂.. Данные C_д наносят на кривую исчезновения ИЦЗ, как показано на фиг. 8, и в пределах данных оцениваются константы А и B с помощью метода наименьших квадратов с моделирующей кривой:
C_д(1)=A•е^Bt,
t=T_s(n 1) (мин)
по отношению к данным между моментами времени t₁ и t₂ (0 < t₁ <t₂ <t).

Затем ЦП 1 обрабатывает скорость К=-B исчезновения плазмы крови и скорость R%e^Bt t-минутного удержания на шаге SP7 с целью оценивания К и R.

Затем ЦП 1 выводят кривую исчезновения, показанную на фиг.8, и величины К и R на дисплейную часть 17, а также на печатающую часть 18 для печати их на шаге SP8.

На фиг.2 показан падающий свет, который подается на живую ткань, и прошедший свет, на фиг.3 показаны изменения количества света, соответствующие импульсным колебаниям, а на фиг.4 показаны изменения ΔlogT₁ и ΔlogT₂, выраженные в координатах х и y.

Когда падающий свет I_in подается на организм, как показано на фиг.2, поглощение А выражается как log I_t/ I_in, предполагая что I_i представляет количество прошедшего света. Организм образован из слоя ткани и слоя крови, а слой крови образован артериальным слоем и венозным слоем. Толщина артериального слоя изменяется на величину ΔD в ответ на пульсацию (импульсное колебание) сердца. Количество I_t прошедшего света варьирует с этим изменением. Поэтому поглощение А аналогично изменяется на ΔA..

Следовательно,
ΔA = ΔlogIt (1).
Предполагая, что ΔA₁ и ΔA₂ представляют изменения величин поглощения, вызванные импульсными колебаниями с длиной волны λ₁, в основном поглощенные специфическим красителем, и непоглощенной длиной волны λ₂.

ΔA₂= E $\genfrac{}{}{0ex}{}{\text{2}}{\text{β}}$ •C_β•ΔD (3)
где E $\genfrac{}{}{0ex}{}{\text{i}}{\text{β}}$ коэффициент поглощения крови при длине волны l_i;
E $\genfrac{}{}{0ex}{}{\text{i}}{\text{д =}}$ коэффициент поглощения ИЦЗ на длине волны λ_i;
C_β концентрация крови;
C_д концентрация специфического красителя;
DD изменение толщины слоя крови.

Предполагая, что степень кислородного насыщения крови является постоянной,

Следовательно, приведенное выражение (2) преобразуется в виде:
ΔA₁= K•ΔA₂+E $\genfrac{}{}{0ex}{}{\text{1}}{\text{д}}$ •C_д•ΔD (5).
Таким образом,
C_д= (ΔA₁(ΔA₂-α_o)E $\genfrac{}{}{0ex}{}{\text{2}}{\text{β}}$ /E $\genfrac{}{}{0ex}{}{\text{1}}{\text{д}}$ •E_β (6).
E $\genfrac{}{}{0ex}{}{\text{2}}{\text{β}}$ /E $\genfrac{}{}{0ex}{}{\text{1}}{\text{β}}$ является известной константой, а C_β интерпретируется как константа в качестве концентрации крови. Кроме того, К может быть определено из соотношения между DA₁ и ΔA₂,, поскольку уравнением (2) выражается в виде:
ΔA₁= E $\genfrac{}{}{0ex}{}{\text{1}}{\text{β}}$ •C_β•ΔD (7)
перед инъекцией специфического красителя.

Следовательно, концентрация C_д специфического красителя в крови может быть оценена при получении DA₁/ΔA₂ после инъекции специфического красителя.

Предполагая, что T₁ и T₂ представляют количества прошедшего света, имеющего длину волны λ₁, и что он имеет длину волны λ₂, когда ΔT₁ и ΔT₂ представляют его изменения, вызванные ΔD, из выражения (1) получается следующее уравнение:
ΔA₁/ΔA₂= ΔlogT₁/ΔlogT₂= α (8)
Следовательно, выражение (8) может быть решено для получения α перед инъекцией специфического красителя, и выражение (8) может быть решено после инъекции специфического красителя, тогда как C_д может быть оценено из выражения (6).

В соответствии с данным изобретением не разность между пиками получают, а устанавливают DlogT₁ на оси "y" и ΔlogT₂ устанавливают на оси "х", как показано, например на фиг.8, так что измерения измеренных величин являются соответственно такими, как показано на фиг.8, и перемещаются в координатах с наклоном, выраженным прямой линией, перед инъекцией специфического красителя. Этот наклон обозначен α_o в выражении (6). Затем, когда произведена инъекция специфического красителя, изменяют поглощение λ₁, создавая колебание, соответствующее импульсному колебанию типа "а", а наклон изменяют, задавая прямую линию типа "а". Этот наклон представляет собой ΔA₁/ΔA₂ в выражении (6).

Следовательно, наклон α(t) может быть точно вычислен за счет увеличения количества измеренных образцов для ΔlogT₁и ΔlogT₂, за счет чего можно добиться понимания изменений концентрации специфического красителя на высокой скорости независимо от сердечного цикла.

Данное изобретение может быть использовано в устройстве для измерения R_макс за счет оценки (вычисления) величин К при различных дозах ИЦЗ.

В соответствии с данным изобретением, как отмечалось выше, оптические импульсы с длиной волны, намного поглощаемой специфическим красителем, и оптические импульсы с длиной волны, не поглощаемой им, подаются на живую ткань при заданных уровнях для выделения оптических импульсов, прошедших по заданной оптической траектории в живой ткани, а после вливания специфического красителя на основании выходных сигналов получают скорость исчезновения плазмы крови и скорость удержания специфического красителя на базе светоприемных выходных сигналов с момента инъекции до заданного времени в соответствии с заданными операционными выражениями. Таким образом, за счет временной организации правильной кривой исчезновения специфического красителя получают правильные данные.

Кроме того, скорость исчезновения плазмы крови и скорость удержания могут быть получены не из нескольких проб, подготовленных обычным способом взятия проб крови, а из большого количества данных кривой исчезновения, за счет чего повышается надежность данных.

В дополнение к этому способ измерения может быть еще более упрощен по сравнению с обычным способом проверки скорости исчезновения плазмы крови и скорости удержания за счет осуществления измерения несколько раз с изменениями дозировки ИЦЗ.

Кроме того, проблематичные побочные эффекты типа нарушения тока крови, вибрации организма, пульсации в организме и изменений объема крови в организме, вызванные прикреплением датчика к организму, могут устраняться, позволяя осуществить правильное измерение. Таким образом, данное изобретение может эффективно применяться по всей области измерения красителя в организме без вторжения в него.

Данное изобретение применимо не только для устройства проверки функции печени, но также и для устройства типа импульсного оксиметра, например, для измерения изменений концентрации красителя в организме с помощью импульсных колебаний.

Хотя данное изобретение описано и подробно проиллюстрировано, совершенно ясно, что это только пример и иллюстрация и не должно рассматриваться как какое-то ограничение, при этом объем и смысл данного изобретения ограничены только пределами предлагаемой формулы изобретения.

Claims (3)

1. Устройство для проверки функции печени, содержащее первый источник света с длиной волны, поглощаемой специфическим красителем, и второй источник света с длиной волны, не поглощаемой специфическим красителем, светоприемный элемент от первого и второго источников, прошедшего через живую ткань, первый арифметический блок, выполненный с возможностью вычисления уровней сигналов от первого и второго источников, отличающееся тем, что в него введены первый установочный элемент уровней света первого и второго источников для задания оптической траектории в живой ткани, второй установочный элемент, выполненный с возможностью логарифмического преобразования величин, характеризующих уровни яркости Т₁ и Т₂ первого и второго источников света, выделения ΔlogT₁ и ΔlogT₂ в виде импульсных сигналов и установки максимального и минимального интервалов этих импульсных сигналов в пределах заданных диапазонов перед инъекцией специфического красителя, второй арифметический блок, выполненный с возможностью вычисления ΔlogT₁ и ΔlogT₂,, соответствующих n импульсным сигналам, полученным после прохождения по заданной оптической траектории в живой ткани перед инъекцией специфического красителя и вычисления α $\genfrac{}{}{0ex}{}{\text{3}}{\text{o}}$ путем переменного вычисления ΔlogT₁ и ΔlogT₂ из операционного выражения ΔlogT₁ = α_oΔlogT₂ вычисления ΔlogT₁ и ΔlogT₂, на основании уровней сигналов первого и второго источников света, от инъекции до заданного момента времени по сигналу от первого арифметического блока после инъекции специфического красителя с учетом величины концентрации специфического красителя в крови С_д, обработки функции моделирующей кривой от времени с помощью метода наименьших квадратов и оценки скорости k исчезновения плазмы крови и скорости R% t минутного удержания специфического красителя, и выходной блок.

2. Устройство по п. 1, отличающееся тем, что второй арифметический блок выполнен с возможностью определения m раз величины ΔlogT₁ и ΔlogT₂ в качестве управляющих величин C_д(t), причем ΔlogT₁ и ΔlogT₂ величины импульсных сигналов, характеризующих уровни яркости первого и второго источников света, проходящего по заданной оптической траектории в живой ткани, оценки α(t) в отношении m х 2 при статическом вычислении ΔlogT₁ = α(t)•ΔlogT₂ с двумя переменными, в результате C_д(t)=β[α(t)-α_o], где β константа.

3. Устройство по п. 1, отличающееся тем, что функция C_д моделирующей кривой определяется по формуле
C_д A • e^Bt,
где C_д рабочая величина;
t время, истекшее после инъекции специфического красителя, мин;
А, В константы,
при этом скорость k исчезновения плазмы крови и скорость R%-минутного удержания определяется из условия
K В;
R% e^Bt,
причем истекшее после инъекции время t характеризует всасывание специфического красителя в печени.

Images