RU2636880C1 - Device for noninvasive measurement of blood microscirculation flow - Google Patents
Device for noninvasive measurement of blood microscirculation flow Download PDFInfo
- Publication number
- RU2636880C1 RU2636880C1 RU2016151264A RU2016151264A RU2636880C1 RU 2636880 C1 RU2636880 C1 RU 2636880C1 RU 2016151264 A RU2016151264 A RU 2016151264A RU 2016151264 A RU2016151264 A RU 2016151264A RU 2636880 C1 RU2636880 C1 RU 2636880C1
- Authority
- RU
- Russia
- Prior art keywords
- signal
- unit
- photodetector
- blood
- radiation
- Prior art date
Links
- 238000005259 measurement Methods 0.000 title claims abstract description 15
- 210000004369 blood Anatomy 0.000 title claims description 42
- 239000008280 blood Substances 0.000 title claims description 42
- 230000005855 radiation Effects 0.000 claims abstract description 69
- 230000010412 perfusion Effects 0.000 claims abstract description 38
- 230000004089 microcirculation Effects 0.000 claims abstract description 35
- 238000012935 Averaging Methods 0.000 claims abstract description 21
- 230000003595 spectral effect Effects 0.000 claims abstract description 14
- 238000001914 filtration Methods 0.000 claims abstract description 12
- 238000011835 investigation Methods 0.000 claims abstract description 5
- 230000003287 optical effect Effects 0.000 claims description 21
- 238000005286 illumination Methods 0.000 claims description 16
- 239000013307 optical fiber Substances 0.000 abstract description 17
- 239000003814 drug Substances 0.000 abstract description 9
- 230000000694 effects Effects 0.000 abstract description 7
- 230000036039 immunity Effects 0.000 abstract description 2
- 239000000126 substance Substances 0.000 abstract description 2
- 210000001519 tissue Anatomy 0.000 description 52
- 238000000034 method Methods 0.000 description 29
- 230000033001 locomotion Effects 0.000 description 25
- 230000017531 blood circulation Effects 0.000 description 20
- 238000001228 spectrum Methods 0.000 description 17
- 210000000056 organ Anatomy 0.000 description 9
- 238000012360 testing method Methods 0.000 description 9
- 239000000523 sample Substances 0.000 description 7
- 210000001736 capillary Anatomy 0.000 description 6
- 238000003745 diagnosis Methods 0.000 description 6
- 238000004458 analytical method Methods 0.000 description 5
- 239000000835 fiber Substances 0.000 description 5
- 210000004204 blood vessel Anatomy 0.000 description 4
- 238000004364 calculation method Methods 0.000 description 4
- 238000013461 design Methods 0.000 description 4
- 210000003743 erythrocyte Anatomy 0.000 description 4
- 210000003491 skin Anatomy 0.000 description 4
- 210000002565 arteriole Anatomy 0.000 description 3
- 230000015572 biosynthetic process Effects 0.000 description 3
- 210000000601 blood cell Anatomy 0.000 description 3
- 229940079593 drug Drugs 0.000 description 3
- 210000004904 fingernail bed Anatomy 0.000 description 3
- 238000012544 monitoring process Methods 0.000 description 3
- 238000012545 processing Methods 0.000 description 3
- 210000000264 venule Anatomy 0.000 description 3
- 230000036770 blood supply Effects 0.000 description 2
- 210000004027 cell Anatomy 0.000 description 2
- 230000001413 cellular effect Effects 0.000 description 2
- 238000001514 detection method Methods 0.000 description 2
- 208000037265 diseases, disorders, signs and symptoms Diseases 0.000 description 2
- 238000005516 engineering process Methods 0.000 description 2
- 238000010438 heat treatment Methods 0.000 description 2
- 230000031700 light absorption Effects 0.000 description 2
- 210000004400 mucous membrane Anatomy 0.000 description 2
- 238000013186 photoplethysmography Methods 0.000 description 2
- 238000004861 thermometry Methods 0.000 description 2
- 102000001554 Hemoglobins Human genes 0.000 description 1
- 108010054147 Hemoglobins Proteins 0.000 description 1
- XUIMIQQOPSSXEZ-UHFFFAOYSA-N Silicon Chemical compound [Si] XUIMIQQOPSSXEZ-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 206010047139 Vasoconstriction Diseases 0.000 description 1
- 230000009471 action Effects 0.000 description 1
- 230000001154 acute effect Effects 0.000 description 1
- 239000000853 adhesive Substances 0.000 description 1
- 230000001070 adhesive effect Effects 0.000 description 1
- 230000003321 amplification Effects 0.000 description 1
- 230000002238 attenuated effect Effects 0.000 description 1
- 238000010009 beating Methods 0.000 description 1
- 238000004891 communication Methods 0.000 description 1
- 238000001816 cooling Methods 0.000 description 1
- 210000004207 dermis Anatomy 0.000 description 1
- 238000011161 development Methods 0.000 description 1
- 238000009792 diffusion process Methods 0.000 description 1
- 201000010099 disease Diseases 0.000 description 1
- 238000006073 displacement reaction Methods 0.000 description 1
- 230000004064 dysfunction Effects 0.000 description 1
- 210000002615 epidermis Anatomy 0.000 description 1
- 210000000981 epithelium Anatomy 0.000 description 1
- 238000001704 evaporation Methods 0.000 description 1
- 230000008020 evaporation Effects 0.000 description 1
- 239000000284 extract Substances 0.000 description 1
- 238000004599 local-density approximation Methods 0.000 description 1
- 238000004519 manufacturing process Methods 0.000 description 1
- 238000012986 modification Methods 0.000 description 1
- 230000004048 modification Effects 0.000 description 1
- 210000003205 muscle Anatomy 0.000 description 1
- 238000010606 normalization Methods 0.000 description 1
- 238000003199 nucleic acid amplification method Methods 0.000 description 1
- 230000010355 oscillation Effects 0.000 description 1
- 230000001575 pathological effect Effects 0.000 description 1
- 230000035790 physiological processes and functions Effects 0.000 description 1
- 239000011505 plaster Substances 0.000 description 1
- 238000003672 processing method Methods 0.000 description 1
- 238000011160 research Methods 0.000 description 1
- 230000000241 respiratory effect Effects 0.000 description 1
- 230000004044 response Effects 0.000 description 1
- 230000001020 rhythmical effect Effects 0.000 description 1
- 238000012216 screening Methods 0.000 description 1
- 238000000926 separation method Methods 0.000 description 1
- 229910052710 silicon Inorganic materials 0.000 description 1
- 239000010703 silicon Substances 0.000 description 1
- 238000005309 stochastic process Methods 0.000 description 1
- 230000001360 synchronised effect Effects 0.000 description 1
- 238000001931 thermography Methods 0.000 description 1
- 230000025033 vasoconstriction Effects 0.000 description 1
- 230000024883 vasodilation Effects 0.000 description 1
- 238000012800 visualization Methods 0.000 description 1
Images
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 pulse, heart rate, blood pressure or blood flow; Combined pulse/heart-rate/blood pressure determination; Evaluating a cardiovascular condition not otherwise provided for, e.g. using combinations of techniques provided for in this group with electrocardiography or electroauscultation; Heart catheters for measuring blood pressure
- 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
- A61B5/02—Detecting, measuring or recording pulse, heart rate, blood pressure or blood flow; Combined pulse/heart-rate/blood pressure determination; Evaluating a cardiovascular condition not otherwise provided for, e.g. using combinations of techniques provided for in this group with electrocardiography or electroauscultation; Heart catheters for measuring blood pressure
- A61B5/026—Measuring blood flow
- A61B5/0265—Measuring blood flow using electromagnetic means, e.g. electromagnetic flowmeter
Landscapes
- Measuring Pulse, Heart Rate, Blood Pressure Or Blood Flow (AREA)
- Measurement Of The Respiration, Hearing Ability, Form, And Blood Characteristics Of Living Organisms (AREA)
Abstract
Description
ОБЛАСТЬ ТЕХНИКИFIELD OF TECHNOLOGY
Изобретение относится к медицине и медицинской технике, а именно - к оптическим неинвазивным устройствам для измерения потока крови в микроциркуляторном сосудистом русле.The invention relates to medicine and medical equipment, namely, to optical non-invasive devices for measuring blood flow in the microvasculature.
УРОВЕНЬ ТЕХНИКИBACKGROUND
Динамические параметры циркуляции крови в мелких кровеносных сосудах органов (артериолах, венулах, капиллярах и т.д.), именуемые в специализированной литературе как параметры микроциркуляции крови, в частности - поток микроциркуляции крови или перфузия тканей кровью, являются важными физиологическими параметрами в оценке функционального состояния тканей и органов человека, важны для выявления различных дисфункций, заболеваний, патологических нарушений в тканях и органах и так далее. Их оценка в медицине важна как в обычном (нормальном) состоянии испытуемого, так и при использовании различных функциональных нагрузочных тестов на систему микроциркуляции крови - тестов с локальным нагреванием, охлаждением, с физическими упражнениями, т.е. в движении испытуемого и т.д. (Крупаткин А.И., Сидоров В.В. Функциональная диагностика микроциркуляторно-тканевых систем: Руководство для врачей. - М.: Либроком, 2013. с. 252-304). Поэтому наиболее перспективными сегодня методами инструментальной оценки динамических параметров микроциркуляции крови являются неинвазивные методы, позволяющие проводить длительный мониторинг параметров микроциркуляции крови и оценивать их изменения во время нагрузочных тестов (оценивать реакцию системы микроциркуляции на применяемую нагрузку), то есть проводить полноценную функциональную диагностику системы микроциркуляции крови.The dynamic parameters of blood circulation in small blood vessels of organs (arterioles, venules, capillaries, etc.), referred to in the specialized literature as parameters of blood microcirculation, in particular, blood microcirculation flow or perfusion of blood tissues, are important physiological parameters in assessing the functional state human tissues and organs, are important for identifying various dysfunctions, diseases, pathological disorders in tissues and organs and so on. Their assessment in medicine is important both in the normal (normal) state of the subject, and when using various functional load tests for the blood microcirculation system - tests with local heating, cooling, with physical exercises, i.e. in the movement of the subject, etc. (Krupatkin A.I., Sidorov V.V. Functional Diagnostics of Microcirculatory-Tissue Systems: A Guide for Doctors. - M.: Librocom, 2013. S. 252-304). Therefore, the most promising methods for the instrumental assessment of the dynamic parameters of blood microcirculation are non-invasive methods that allow continuous monitoring of the parameters of blood microcirculation and assess their changes during stress tests (to assess the response of the microcirculation system to the applied load), that is, to conduct a full-fledged functional diagnosis of the blood microcirculation system.
Из уровня техники известны оптические неинвазивные методы оценки параметров микроциркуляции крови.The prior art optical non-invasive methods for assessing the parameters of blood microcirculation.
Известен метод и устройство для видео-капилляроскопии (Gurfinkel Yu. I. Computer capillaroscopy as a channel of local visualization, noninvasive diagnostics, and screening of substances in circulating blood // Optical Technologies in Biophysics and Medicine- II, V.V. Tuchin - Editor. Proc. SPIE. 2000. V. 4241. P. 467-472), содержащее видеокамеру с микрообъективом, позволяющим получать увеличенное изображение капилляров ногтевого ложа, и систему неподвижной фиксации пальца руки под микрообъективом. Это прямой, поэтому весьма точный метод оценки параметров микроциркуляции крови. С помощью устройства для видео-капилляроскопии получают видеоизображение движения форменных элементов крови по капиллярным петлям ногтевого ложа, передают его в компьютер и рассчитывают поток и скорость тока крови через капилляры. Однако данный метод и устройство имеют много недостатков: в методе оценивается поток крови только в капиллярах без учета других звеньев микроциркуляторного русла (артериол, венул и пр.); оценивается поток только в ногтевом ложе, при этом другие органы и ткани малодоступны данному методу; палец испытуемого во время исследований крепится неподвижно под микрообъективом, что исключает возможность проведения функциональных нагрузочных тестов в движении.A known method and device for video capillaroscopy (Gurfinkel Yu. I. Computer capillaroscopy as a channel of local visualization, noninvasive diagnostics, and screening of substances in circulating blood // Optical Technologies in Biophysics and Medicine-II, VV Tuchin - Editor. Proc . SPIE. 2000. V. 4241. P. 467-472), containing a video camera with a micro lens, which allows you to get an enlarged image of the capillaries of the nail bed, and a system for the fixed fixation of the finger under the micro lens. This is a direct, therefore very accurate method for assessing the parameters of blood microcirculation. Using a device for video capillaroscopy, a video image of the movement of blood cells along the capillary loops of the nail bed is received, transferred to a computer, and the flow and speed of blood flow through the capillaries are calculated. However, this method and device have many disadvantages: the method estimates the blood flow only in the capillaries without taking into account other parts of the microvasculature (arterioles, venules, etc.); the flow is estimated only in the nail bed, while other organs and tissues are inaccessible to this method; during testing, the subject’s finger is fixed motionless under the micro-lens, which excludes the possibility of carrying out functional stress tests in motion.
Известны методы и устройства оптической инфракрасной (ИК) термометрии (Ring Е F J and Ammer K Infrared thermal imaging in medicine // Physiol. Meas. 33 (2012) R33-R46.). Эти методы и устройства используют оптическое ИК излучение и физическое явление испускания ИК излучения нагретыми телами для оценки температуры поверхности исследуемого органа, которая в очень большой степени (хотя и не полностью) коррелирует с параметрами кровоснабжения поверхностных тканей исследуемого органа. Устройства для ИК-термометрии состоят из ИК-видеокамеры, калиброванной по интенсивности принимаемого излучения в температуре (С°) обследуемой поверхности биоткани в предположении равенства спектральной излучательной способности (степени черноты) исследуемой поверхности и спектральной излучательной способности абсолютно черного тела. Однако эти метод и устройство имеют существенные недостатки: метод не является прямым методом измерений динамических параметров микроциркуляции, а лишь косвенно, через температуру поверхности, позволяет оценивать параметры микрогемодинамики, поэтому обладает низкой точностью. Температура исследуемой поверхности может зависеть от температуры внешней среды, испарения влаги с поверхности ткани, а не только от микрогемодинамики. Функциональные нагрузочные тесты в движении также труднореализуемы в данном случае: объект должен быть неподвижен в поле зрения ИК-видеокамеры, локальное поверхностное нагревание не применимо и так далее. Описанный выше метод для врача не позволяет оценивать динамические параметры микроциркуляции, так как. в нем не пересчитываются значения измеренной температуры в показатель потока крови (в показатель перфузии тканей кровью). Результатом измерений является температура поверхности.Known methods and devices for optical infrared (IR) thermometry (Ring E F J and Ammer K Infrared thermal imaging in medicine // Physiol. Meas. 33 (2012) R33-R46.). These methods and devices use optical IR radiation and the physical phenomenon of emitting IR radiation by heated bodies to estimate the surface temperature of the organ under study, which to a very large extent (although not completely) correlates with the parameters of blood supply to the surface tissues of the organ under study. Devices for IR thermometry consist of an IR video camera calibrated by the intensity of the received radiation at the temperature (° C) of the examined surface of the biological tissue under the assumption that the spectral emissivity (degree of blackness) of the investigated surface and the spectral emissivity of a black body are equal. However, this method and device have significant drawbacks: the method is not a direct method for measuring the dynamic parameters of microcirculation, but only indirectly, through the surface temperature, allows you to evaluate the parameters of microhemodynamics, therefore, has low accuracy. The temperature of the investigated surface may depend on the temperature of the external environment, evaporation of moisture from the surface of the tissue, and not only on microhemodynamics. Functional stress tests in motion are also difficult to implement in this case: the object must be motionless in the field of view of the IR video camera, local surface heating is not applicable, and so on. The method described above for a doctor does not allow to evaluate the dynamic parameters of microcirculation, since. it does not recount the values of the measured temperature as an indicator of blood flow (as an indicator of tissue perfusion with blood). The result of the measurements is the surface temperature.
Также известны метод и устройство для фотоплетизмографии (ФПГ) и фотоплетизмографической объективизации пульсовых волн в системе микроциркуляции крови (Мошкевич B.C. Фотоплетизмография: Аппаратура и методы исследования. - М.: Медицина, 1970. с. 14-40). В данном методе с помощью внешнего источника низкоинтенсивного оптического излучения непрерывно освещается исследуемая область живой биоткани, фотоприемник, расположенный на поверхности регистрирует выходящее из биоткани обратно рассеянное или прошедшее насквозь вторичное излучение, ослабленное, в том числе за счет поглощения света кровью, электрический сигнал с фотоприемника усиливается, фильтруется в диапазоне частот пульсовых волн (от долей до единиц Гц), и отфильтрованный сигнал выдается на экран монитора в виде графика. Этот сигнал за счет поглощения света кровью представляет собой пульсограмму, на которой проявляются пульсовые волны в системе микроциркуляции крови. Метод можно считать прямым и достаточно точным в оценке параметров пульсовых волн (амплитуда волн, частота пульса и т.п.). Однако для полноценной функциональной диагностики системы микроциркуляции крови метод имеет существенный недостаток в том, что оценивает только пульсовые колебания в системе микроциркуляции и не позволяет оценивать параметр перфузии (поток крови) в ткани.Also known is a method and device for photoplethysmography (FPG) and photoplethysmographic objectification of pulse waves in the blood microcirculation system (Moshkevich B.C. Photoplethysmography: Equipment and research methods. - M .: Medicine, 1970. S. 14-40). In this method, using the external source of low-intensity optical radiation, the studied area of living biological tissue is continuously illuminated, a photodetector located on the surface registers the backscattered or transmitted through the secondary tissue, attenuated, including due to the absorption of light by blood, electric signal from the photodetector is amplified , is filtered in the frequency range of pulse waves (from fractions to units of Hz), and the filtered signal is displayed on the monitor screen in the form of a graph. This signal due to the absorption of light by blood is a pulsogram on which pulse waves appear in the blood microcirculation system. The method can be considered direct and quite accurate in assessing the parameters of pulse waves (wave amplitude, pulse frequency, etc.). However, for a complete functional diagnosis of the blood microcirculation system, the method has a significant drawback in that it only evaluates pulse fluctuations in the microcirculation system and does not allow to evaluate the perfusion parameter (blood flow) in the tissue.
Наиболее полную информацию о параметрах микроциркуляции крови позволяют получать сегодня методы и приборы лазерной доплеровской флоуметрии (ЛДФ). Физический принцип метода ЛДФ основан на использовании эффекта Доплера - сдвига частоты излучения при освещении светом движущихся форменных элементов крови. Метод реализуется путем освещения (зондирования) лазерным излучением исследуемой биологической ткани и регистрации обратно рассеянного от биоткани излучения, которое в данном случае будет содержать как минимум две компоненты: обратно рассеянное излучение на исходной частоте зондирующего лазерного излучения, формирующееся от неподвижных неоднородностей внутри клеточной биоткани без доплеровского смещения частоты, и обратно рассеянное излучение от движущихся форменных элементов крови, главным образом эритроцитов, с доплеровским сдвигом частоты. Как было показано Боннером и Носселем (Bonner R.F., Nossal R. Model for laser Doppler measurements of blood flow in tissue // Appl. Opt. 1981. V. 20. P. 2097-2107), суммируясь на фотоприемнике, эти два сигнала образуют низкочастотные биения с частотами w, регистрация и обработка спектра которых с вычислением первого момента от нормированной на постоянный сигнал спектральной плотности мощности фототока фотоприемника P(w), образующихся от этих биений, по формуле:The most complete information about the parameters of blood microcirculation can be obtained today by methods and devices of laser Doppler flowmetry (LDF). The physical principle of the LDF method is based on the use of the Doppler effect - a shift in the frequency of radiation when light illuminates moving blood cells. The method is implemented by illuminating (probing) with laser radiation the biological tissue under study and registering the radiation backscattered from the biological tissue, which in this case will contain at least two components: backscattered radiation at the initial frequency of the probe laser radiation, which is formed from stationary inhomogeneities inside the cell biological tissue without Doppler frequency shifts, and backscattered radiation from moving blood cells, mainly red blood cells, with Doppler yoke frequency. As shown by Bonner and Nossel (Bonner RF, Nossal R. Model for laser Doppler measurements of blood flow in tissue // Appl. Opt. 1981. V. 20. P. 2097-2107), summing up on a photodetector, these two signals form low-frequency beats with frequencies w, recording and processing the spectrum of which with the calculation of the first moment from the spectral density of the photodetector power P (w) normalized to a constant signal generated from these beats, by the formula:
позволяет получать сигнал VBF, пропорциональный с коэффициентом пропорциональности k0 произведению количества эритроцитов на среднюю скорость их движения по сосудам, то есть, параметру потока крови (перфузии тканей кровью). Одним словом, в ЛДФ оценивается не сам доплеровский сдвиг частоты или скорость кровотока, а некий интегральный параметр - индекс или показатель микроциркуляции (в российской терминологии), называемый часто, особенно в англоязычной литературе, индексом перфузии тканей кровью, просто перфузией или потоком крови. Это синонимичные названия одного и того же параметра. Мы будем использовать далее для него термин показатель перфузии. Этот интегральный параметр - показатель перфузии VBF - является сегодня наиболее информативным в медицине для функциональной диагностики системы микроциркуляции крови и содержит в себе как составную часть различные частотные составляющие физиологических колебаний потока крови - пульсовые волны, дыхательные и так далее (Лазерная доплеровская флоуметрия микроциркуляции крови: Руководство для врачей / Под ред. А.И. Крупаткина, В.В. Сидорова. - М.: Медицина, 2005. с. 90-92). В уровне техники известны устройства для оценки и мониторирования потока крови и определения показателя перфузии с использованием эффекта Доплера (US 4596254 А, опубл. 24.06.1986, US 4476875 А, опубл. 16.10.1984). Принцип работы данных устройств весьма схож. Все они содержат монохроматический источник излучения - лазер для освещения исследуемой биологической ткани, оптоволоконную систему доставки излучения к исследуемой биологической ткани и обратно, фотоприемник, регистрирующий обратно рассеянное от биологической ткани излучение и биение компонент этого излучения (гетеродинный принцип детектирования), а также электрическую схему усиления сигнала с фотоприемника, его фильтрации и блок аналогового или цифрового вычисления по зарегистрированному фототоку с фотоприемника показателя перфузии VBF на основе соотношения (1). Однако эти все устройства обладают рядом недостатков. Поскольку они используют эффект Доплера, ко всем этим устройствам предъявляется жесткое требование использования лазерного источника, имеющего стабильное по мощности монохроматическое излучение. Устройства используют оптические волокна (жгуты оптических волокон) для транспортировки лазерного излучения до биологической ткани и обратно рассеянного от биологической ткани излучения к фотоприемнику. Однако оптическое волокно является очень чувствительным к малейшим движениям, изгибам, поэтому в существующих приборах ЛДФ с оптическими волокнами остро стоит проблема влияния артефактов движения на регистрируемый сигнал (TP Newson, A Obied, RS Wolton, et al. Laser Doppler velocimetry: the problem of fibre movement artifacts // J. Biomed. Eng. 9, 1987: 169-172). Эти движения вносят значительный вклад в низкочастотную область спектра биений, искажая результаты.allows you to receive a signal V BF , proportional to the coefficient of proportionality k 0 the product of the number of red blood cells and the average speed of their movement in the vessels, that is, the parameter of blood flow (perfusion of blood tissues). In a word, the LDF does not evaluate the Doppler frequency shift itself or the blood flow velocity, but a certain integral parameter - an index or microcirculation index (in Russian terminology), often called, especially in English, the index of tissue perfusion with blood, just perfusion or blood flow. These are synonymous names for the same parameter. We will use the term perfusion indicator for it below. This integral parameter, the perfusion index V BF , is today the most informative in medicine for the functional diagnosis of the blood microcirculation system and contains as an integral part various frequency components of the physiological fluctuations of the blood flow - pulse waves, respiratory waves and so on (Laser Doppler flowmetry of blood microcirculation: A guide for doctors / Edited by A.I. Krupatkin, V.V. Sidorov. - M .: Medicine, 2005.p. 90-92). In the prior art, devices are known for evaluating and monitoring blood flow and determining perfusion using the Doppler effect (US 4,596,254 A, publ. 24.06.1986, US 4476875 A, publ. 10/16/1984). The principle of operation of these devices is very similar. All of them contain a monochromatic radiation source - a laser for illumination of the biological tissue under study, a fiber-optic system for delivering radiation to and from the biological tissue under study, a photodetector detecting radiation and the beating of components of this radiation (the heterodyne detection principle), as well as an electric amplification circuit the signal from the photodetector, its filtering and an analog or digital calculation unit according to the registered photo current from the photodetector of the V BF diffusion system based on equation (1). However, all of these devices have several disadvantages. Since they use the Doppler effect, all of these devices are subject to the strict requirement of using a laser source that has a stable monochromatic radiation power. The devices use optical fibers (optical fiber bundles) to transport laser radiation to biological tissue and backscattered radiation from biological tissue to the photodetector. However, the optical fiber is very sensitive to the slightest movements, bends, therefore in existing LDF devices with optical fibers there is an acute problem of the influence of motion artifacts on the recorded signal (TP Newson, A Obied, RS Wolton, et al. Laser Doppler velocimetry: the problem of fiber movement artifacts // J. Biomed. Eng. 9, 1987: 169-172). These movements make a significant contribution to the low-frequency region of the beat spectrum, distorting the results.
Как правило, коммерческие ЛДФ системы используют фильтр высоких частот (с частотой среза 20 Гц), чтобы отфильтровать низкочастотную часть спектра, отвечающую за артефакты движения. Но это помогает лишь частично, поскольку шумы такого рода имеют спектр вплоть до 3-5 кГц, накладываясь на спектр полезного сигнала (Gush RJ, King ТА. Investigation and improved performance of optical fibre probes in laser Doppler blood flow measurement // Med. Biol. Eng. Comput. (1987) 678: 29-36). Для уменьшения артефактов движения предложен модифицированный волоконно-оптический зонд. Предложено использовать зонд с малой апертурой и держать его близко к коже во время измерений, но это совсем исключает движения испытуемого и, следовательно, функциональную диагностику системы микроциркуляции крови. Еще одним техническим решением, позволяющим частично избавиться от артефактов движения, было использование интегрированного датчика, в котором доставка света до ткани и его регистрация осуществляются в одном зонде (deMul F.F.M et al. Mini laser-Doppler (blood) flow monitor with diode laser source and detection integrated in the probe // Applied Optics (1984) 23: 2970-2973). Тем не менее во всех описанных выше работах проблема артефактов движения не решена полностью.As a rule, commercial LDF systems use a high-pass filter (with a cutoff frequency of 20 Hz) to filter out the low-frequency part of the spectrum that is responsible for motion artifacts. But this only helps partially, since this kind of noise has a spectrum up to 3-5 kHz, overlapping the spectrum of the useful signal (Gush RJ, King TA. Investigation and improved performance of optical fiber probes in laser Doppler blood flow measurement // Med. Biol Eng. Comput. (1987) 678: 29-36). To reduce motion artifacts, a modified fiber optic probe is proposed. It is proposed to use a probe with a small aperture and keep it close to the skin during measurements, but this completely excludes the test subject's movement and, therefore, functional diagnostics of the blood microcirculation system. Another technical solution that partially eliminated motion artifacts was the use of an integrated sensor in which light is delivered to the tissue and recorded in a single probe (deMul FFM et al. Mini laser-Doppler (blood) flow monitor with diode laser source and detection integrated in the probe // Applied Optics (1984) 23: 2970-2973). Nevertheless, in all the works described above, the problem of motion artifacts is not completely solved.
Кроме того, фотоприемник устройства ЛДФ должен быть достаточно чувствительным для регистрации слабого по интенсивности обратно рассеянного излучения с доплеровским сдвигом частоты, собранного тонким оптическим волокном с маленькой апертурой, поэтому часто внешний свет влияет на показания прибора и снижает точность диагностики.In addition, the photodetector of an LDF device must be sensitive enough to detect weak in intensity backscattered radiation with a Doppler frequency shift collected by a thin optical fiber with a small aperture, so often external light affects the readings of the device and reduces the accuracy of diagnostics.
Для устранения этого эффекта было предложено устройство ЛДФ с дифференциальной схемой измерений, раскрытое в US 4476875 А, опубл. 16.10.1984.. Особенностью этого устройства и его схемы является то, что для регистрации обратно рассеянного от биологической ткани излучения используются два фотоприемника и два идентичных электронных блока обработки сигнала с фотоприемника. Соответственно, используются два оптических волокна для доставки излучения к фотоприемникам, которые собирают излучение от отдельных, прилегающих друг к другу объемов освещаемой биоткани. Полезный выходной сигнал определяется в устройстве по разнице сигналов этих двух каналов. Поскольку помехи, вызванные внешним освещением, в обоих каналах синфазны, то они эффективно подавляются в дифференциальном усилителе при вычитании сигналов. Но связанные с кровотоком переменные составляющие выходных сигналов с обоих каналов, наоборот, усиливаются, поскольку считается, что они возникают от различных эритроцитов в потоке крови и являются взаимно статистически независимыми реализациями одного и того же стохастического процесса. Поэтому они усиливаются в схеме.To eliminate this effect, an LDF device with a differential measurement scheme, disclosed in US 4476875 A, publ. 10.16.1984 .. A feature of this device and its circuit is that two photodetectors and two identical electronic signal processing units from the photodetector are used to register radiation backscattered from biological tissue. Accordingly, two optical fibers are used to deliver radiation to photodetectors, which collect radiation from separate adjacent volumes of illuminated biological tissue. The useful output signal is determined in the device by the difference of the signals of these two channels. Since the interference caused by external lighting is in-phase in both channels, they are effectively suppressed in the differential amplifier by subtracting the signals. But the blood flow-related variable components of the output signals from both channels, on the contrary, are amplified, since it is believed that they arise from various red blood cells in the blood stream and are mutually statistically independent realizations of the same stochastic process. Therefore, they are amplified in the circuit.
Однако рассматриваемая дифференциальная схема приводит к образованию ложных компонент в спектре полезного сигнала. Это существенно снижает точность диагностики. Данная базовая схема может быть несколько улучшена (схема улучшенного устройства раскрыта в RU 2599371 С1, опубл. 10.10.2016), однако, проблемы влияния оптических волокон на результаты измерений, необходимость иметь достаточно дорогой и высокостабильный источник лазерного излучения - остаются.However, the differential circuit under consideration leads to the formation of spurious components in the spectrum of the useful signal. This significantly reduces the accuracy of the diagnosis. This basic scheme can be slightly improved (the scheme of an improved device is disclosed in RU 2599371 C1, publ. 10.10.2016), however, the problems of the influence of optical fibers on the measurement results, the need to have a fairly expensive and highly stable laser source remain.
Наиболее близким аналогом заявляемого изобретения является устройство ЛДФ для измерения микроциркуляции крови (US 6173197, опубл. 09.01.2001, WO 9820794 А1, опубл. 22.05.1998), содержащее оптическую головку, содержащую монохроматический источник излучения в виде низкоинтенсивного лазерного источника излучения с длиной волны в красном или ближнем инфракрасном диапазоне длин волн, выход которого соединен с отдельным оптическим волокном, доставляющим излучение лазера к обследуемой биоткани, и фотоприемника, вход которого также соединен со своим отдельным оптическим волокном, доставляющим обратно рассеянное от биологической ткани излучение к фотоприемнику. Освещающее и приемное волокна образуют оптический жгут волокон, который при работе устройства своим дистальным концом устанавливается на поверхности тестируемой биологической ткани для освещения участка поверхности биоткани и сбора обратно рассеянного от нее излучения в апертуру приемного оптического волокна. Также указанное устройство включает электронный блок фильтрации сигнала, состоящий из полосового фильтра с нижней оси ω1 и верхней ω2 частотами среза, примерно равными ω1=20 Гц и ω2=30 кГц, который осуществляет выделение переменной (АС) компоненты регистрируемого сигнала, и фильтра низких частот, который осуществляет выделение постоянной (DC) компоненты сигнала, мультиплексора с аналого-цифровым преобразователем и блока вычисления показателя перфузии на основе DSP-процессора, который осуществляет вычисление показателя перфузии (потока крови) на основе Фурье-анализа частотного спектра переменной (АС) компоненты сигнала, ее нормировки на постоянную (DC) компоненту и определения взвешенного среднего от спектральной плотности мощности сигнала по формуле (1), то есть определяет искомый показатель перфузии VBF. При этом выход фотоприемника соединен одновременно со входами полосового фильтра и фильтра низких частот, выходы этих двух фильтров соединены со входом мультиплексора, а выход мультиплексора соединен со входом блока вычисления показателя перфузии.The closest analogue of the claimed invention is an LDF device for measuring blood microcirculation (US 6173197, publ. 09.01.2001, WO 9820794 A1, publ. 05.22.1998) containing an optical head containing a monochromatic radiation source in the form of a low-intensity laser radiation source with a wavelength in the red or near infrared wavelength range, the output of which is connected to a separate optical fiber, delivering laser radiation to the examined biological tissue, and a photodetector, the input of which is also connected to its separate cal fiber delivering backscattered from the biological tissue radiation to the photodetector. The illuminating and receiving fibers form an optical fiber bundle, which, when the device is operated, is placed at the surface of the biological tissue under test with its distal end to illuminate a portion of the surface of the biological tissue and collect radiation backscattered from it into the aperture of the receiving optical fiber. Also, this device includes an electronic signal filtering unit, consisting of a band-pass filter with a lower axis ω 1 and an upper ω 2 cutoff frequency, approximately equal to ω 1 = 20 Hz and ω 2 = 30 kHz, which isolates the variable (AC) component of the recorded signal, and a low-pass filter that extracts the constant (DC) components of the signal, a multiplexer with an analog-to-digital converter, and a perfusion metric calculation unit based on a DSP processor that calculates the perfusion metric (blood flow vi) based on the Fourier analysis of the frequency spectrum of the variable (AC) component of the signal, its normalization to the constant (DC) component and determination of the weighted average of the signal power spectral density according to formula (1), that is, it determines the desired perfusion index V BF . In this case, the output of the photodetector is connected simultaneously with the inputs of the bandpass filter and the low-pass filter, the outputs of these two filters are connected to the input of the multiplexer, and the output of the multiplexer is connected to the input of the block for calculating the perfusion index.
В наиболее близком аналоге известно в качестве варианта осуществления 16-канальное устройство, которое вместо одного фотодетектора и одного полосового фильтра с последующим Фурье-анализом частотного спектра сигнала использует 16 фотодетекторов и 16 полосовых фильтров, каждый на свой диапазон частот внутри общего диапазона 20 Гц - 30 кГц, что исключает необходимость использования Фурье-анализа частотного спектра сигнала, но требует наличия дополнительного блока быстрой оперативной памяти для запоминания промежуточных результатов.In the closest analogue, a 16-channel device is known as an embodiment, which instead of one photodetector and one band-pass filter with subsequent Fourier analysis of the frequency spectrum of the signal uses 16 photodetectors and 16 band-pass filters, each for its own frequency range within the general range of 20 Hz - 30 kHz, which eliminates the need for Fourier analysis of the frequency spectrum of the signal, but requires an additional block of fast RAM to store intermediate results.
К основным и существенным недостаткам наиболее близкого аналога изобретения применительно к рассматриваемой проблеме определения показателя перфузии относятся:The main and significant disadvantages of the closest analogue of the invention as applied to the problem under consideration are determining the perfusion index:
1. Наличие в устройстве оптических волокон, являющихся большими источниками погрешностей и не позволяющих проводить функциональную диагностику системы микроциркуляции крови в движении пациента.1. The presence of optical fibers in the device, which are large sources of errors and do not allow functional diagnostics of the blood microcirculation system in the patient’s movement.
Для устранения случайных артефактов от движений оптических волокон в указанном устройстве применяются методы обработки сигнала, однако, данная методика не позволяет проводить полноценную функциональную диагностику системы микроциркуляции крови в движении пациента.To eliminate random artifacts from the movements of optical fibers in the specified device, signal processing methods are used, however, this technique does not allow a full-fledged functional diagnosis of the blood microcirculation system in the patient’s movement.
2. Отсутствие в устройстве методов и средств, исключающих или хотя бы снижающих влияние на результаты измерений внешнего света (внешней фоновой засветки, например, от комнатного освещения). Внешний свет будет попадать в приемное волокно и будет восприниматься фотодетектором, а также последующими электронными узлами и блоками устройства как обратно рассеянное от биоткани излучение, что будет давать ложный сигнал и будет снижать точность диагностики.2. The absence in the device of methods and means that exclude or at least reduce the effect on the results of measurements of external light (external background illumination, for example, from room lighting). External light will enter the receiving fiber and will be perceived by the photodetector, as well as subsequent electronic components and units of the device, as radiation backscattered from the biological tissue, which will give a false signal and will reduce the accuracy of diagnostics.
Среди дополнительных недостатков устройства можно назвать необходимость использования лазерного источника излучения, что удорожает конструкцию устройства и заставляет классифицировать данное устройство как устройство повышенной опасности, содержащее источник лазерной опасности - лазерный источник излучения - согласно международному стандарту МЭК 60825-1:2007.Among the additional disadvantages of the device can be called the need to use a laser radiation source, which increases the cost of the device design and makes it necessary to classify this device as a high-risk device containing a laser hazard source - a laser radiation source - in accordance with the international standard IEC 60825-1: 2007.
Таким образом, существует актуальная потребность в медицине в устройстве для неинвазивного измерения потока микроциркуляции крови, лишенном указанных недостатков.Thus, there is an urgent need for medicine in a device for non-invasively measuring the flow of blood microcirculation, devoid of these disadvantages.
РАСКРЫТИЕ ИЗОБРЕТЕНИЯSUMMARY OF THE INVENTION
Техническая проблема, решаемая заявляемым изобретением, состоит в невозможности проводить функциональную диагностику системы микроциркуляции крови в движении пациента, уменьшения влияния внешней засветки на результаты измерений и устранения колебаний оптического волокна.The technical problem solved by the claimed invention consists in the impossibility to carry out functional diagnostics of the blood microcirculation system in the patient’s movement, to reduce the influence of external illumination on the measurement results and to eliminate the oscillations of the optical fiber.
Техническим результатом настоящего изобретения является повышение точности, помехозащищенности и безопасности оптического неинвазивного устройства для неинвазивного измерения потока микроциркуляции крови, используемое для функциональной диагностики системы микроциркуляции крови в движении пациента в том числе.The technical result of the present invention is to improve the accuracy, noise immunity and safety of an optical non-invasive device for non-invasive measurement of the blood microcirculation flow, used for functional diagnostics of the blood microcirculation system in patient movement, including.
Технический результат достигается за счет того, что устройство для неинвазивного измерения потока микроциркуляции крови в ткани включает источник излучения для освещения исследуемой биологической ткани, фотоприемник для регистрации обратно рассеянного от исследуемой биологической ткани излучения, электронный блок фильтрации зарегистрированного фотоприемником сигнала, содержащий аналого-цифровой преобразователь и блок усреднения оцифрованного сигнала для усреднения полезного сигнала с сигналом фоновой засветки и усреднения сигнала фоновой засветки по измеренным значениям сигналов соответственно, блок вычитания фоновой засветки, содержащий оперативно-запоминающее устройство для хранения вычисленных средних значений соответственно сигнала фоновой засветки и общего сигнала и разностный блок для вычитания усредненного сигнала фоновой засветки из усредненного общего сигнала, блок определения и индикации показателя перфузии исследуемой биологической ткани, выполненный с возможностью вычисления показателя перфузии исследуемой биологической ткани на основе нормированного постоянной компонентой полезного сигнала первого момента спектральной плотности мощности полезного сигнала и отображения указанного значения, блок управления и синхронизации, выполненный с возможностью формирования прямоугольных импульсов управления со скважностью 50%, выходы которого соединены с источником излучения и с синхронизирующими входами соответственно аналого-цифрового преобразователя, блока усреднения оцифрованного сигнала и оперативно-запоминающего устройства, при этом источник излучения выполнен в виде по меньшей мере трех ИК-диодов, излучающих в диапазоне длин волн 800-820 нм, расположенных на равном расстоянии друг от друга радиально вокруг фотоприемника и установленных заподлицо с рабочей поверхностью фотоприемника, при этом выход фотоприемника соединен с основным информационным входом аналого-цифрового преобразователя электронного блока фильтрации, выход аналого-цифрового преобразователя соединен с основным информационным входом блока усреднения оцифрованного сигнала, выход блока усреднения оцифрованного сигнала соединен с основным информационным входом оперативного запоминающего устройства, выход которого соединен со входом разностного блока, а выход разностного блока соединен со входом блока определения и индикации показателя перфузии.The technical result is achieved due to the fact that the device for non-invasive measurement of the flow of microcirculation of blood in the tissue includes a radiation source for illumination of the studied biological tissue, a photodetector for recording radiation backscattered from the studied biological tissue, an electronic filtering unit of the signal detected by the photodetector, containing an analog-to-digital converter and digitized signal averaging unit for averaging the useful signal with the background illumination signal and signal averaging the background illumination from the measured signal values, respectively, the background illumination subtracting unit comprising a random access memory for storing the calculated average values of the background illumination signal and the common signal, respectively, and a difference unit for subtracting the averaged background illumination signal from the averaged common signal, an indicator determination and indication unit perfusion of the studied biological tissue, configured to calculate the perfusion rate of the studied biological tissue based normalized by the constant component of the useful signal of the first moment of the spectral power density of the useful signal and display the specified value, the control and synchronization unit, configured to generate rectangular control pulses with a duty cycle of 50%, the outputs of which are connected to the radiation source and to the synchronizing inputs of an analog-to-digital converter, block averaging of the digitized signal and random access memory, while the radiation source is made in de at least three IR diodes emitting in the wavelength range of 800-820 nm, located at an equal distance from each other radially around the photodetector and mounted flush with the working surface of the photodetector, while the output of the photodetector is connected to the main information input of the analog-to-digital converter electronic filtering unit, the output of the analog-to-digital converter is connected to the main information input of the averaging unit of the digitized signal, the output of the unit of averaging the digitized signal is connected to the main information input of random access memory, the output of which is connected to the input of the difference block, and the output of the difference block is connected to the input of the block for determining and indicating the perfusion index.
Кроме того, блок управления и синхронизации выполнен с возможностью формирования прямоугольных импульсов управления с рабочей частотой не менее 320 Гц.In addition, the control and synchronization unit is configured to generate rectangular control pulses with an operating frequency of at least 320 Hz.
Кроме того, устройство может дополнительно содержать усилитель постоянного тока, расположенный между фотоприемником и аналого-цифровым преобразователем.In addition, the device may further comprise a direct current amplifier located between the photodetector and the analog-to-digital converter.
Кроме того, источник излучения и фотоприемник установлены в оптической головке, выполненной в виде микрочипа с возможностью крепления на теле пациента.In addition, the radiation source and photodetector are installed in the optical head, made in the form of a microchip with the possibility of mounting on the patient's body.
Использование в изобретении для регистрации и анализа иные компоненты обратно рассеянного от биологической ткани излучения, отличные от доплеровской компоненты, позволяет не использовать лазеры, так как для формирования этих компонент достаточно узкополосных светодиодных источников излучения, что позволяет уменьшить опасность в применении заявляемого устройства.The use in the invention for recording and analysis of other components of radiation backscattered from biological tissue, other than the Doppler component, allows you to not use lasers, since for the formation of these components rather narrow-band LED sources of radiation, which reduces the danger in the use of the inventive device.
Использование блока вычитания фоновой засветки с разностным блоком, выполненным с возможностью вычитания усредненного сигнала фоновой засветки из усредненного общего сигнала и блока управления, выполненного с возможностью управления и синхронизации работы элементов устройства, позволяет свести к минимуму влияние внешней засветки на результаты измерений показателя перфузии.The use of a background light subtraction unit with a difference block made with the possibility of subtracting the averaged background light signal from the averaged common signal and a control unit made with the ability to control and synchronize the operation of the elements of the device allows minimizing the influence of external light on the measurement results of the perfusion index.
Конструктивное выполнение источника излучения в виде по меньшей мере трех ИК-диодов, излучающих в диапазоне длин волн 800-820 нм, расположенных на равном расстоянии друг от друга радиально вокруг фотоприемника и установленных заподлицо с рабочей поверхностью фотоприемника позволяет исключить из устройства средство доставки излучения к исследуемой поверхности пациента в виде оптического волокна, которое вносит в результаты измерений большие погрешности и не позволяет проводить функциональную диагностику системы микроциркуляции крови в движении пациента. В данном исполнении заявляемое устройство компактно и может быть применимо при использовании функциональных нагрузочных тестов.The design of the radiation source in the form of at least three IR diodes emitting in the wavelength range of 800-820 nm, located at an equal distance from each other radially around the photodetector and mounted flush with the working surface of the photodetector, allows the device to exclude radiation from the device to be studied the patient’s surface in the form of an optical fiber, which introduces large errors in the measurement results and does not allow functional diagnostics of the blood microcirculation system patient movement. In this embodiment, the inventive device is compact and may be applicable when using functional load tests.
КРАТКОЕ ОПИСАНИЕ ЧЕРТЕЖЕЙBRIEF DESCRIPTION OF THE DRAWINGS
Прилагаемые чертежи, которые включены в состав настоящего описания и являются его частью, иллюстрируют варианты осуществления изобретения и совместно с вышеприведенным общим описанием изобретения и нижеприведенным подробным описанием вариантов осуществления служат для пояснения принципов настоящего изобретения. На чертежах одинаковые позиции применяются для обозначения одинаковых частей.The accompanying drawings, which are incorporated in and constitute a part of the present description, illustrate embodiments of the invention and, together with the above general description of the invention and the following detailed description of embodiments, serve to explain the principles of the present invention. In the drawings, like numbers are used to denote like parts.
На фиг. 1 изображен график спектральной плотности мощности фототока: амплитудно-модулированная компонента спектра Pam(ω) (1), составляющая биений амплитудно-модулированной и доплеровской компонент спектра Pam,d(ω) (2), доплеровская компонента спектра Pd(ω) (3), суммарный спектр плотности мощности фототока Р(ω) (4).In FIG. Figure 1 shows a graph of the spectral power density of the photocurrent: the amplitude-modulated component of the spectrum P am (ω) (1), the component of the beats of the amplitude-modulated and Doppler components of the spectrum P am, d (ω) (2), the Doppler component of the spectrum P d (ω) (3), the total power density spectrum of the photocurrent P (ω) (4).
На фиг. 2 схематично представлена конструкция предлагаемого устройства.In FIG. 2 schematically shows the design of the proposed device.
На фиг. 3 изображено расположение излучателей и фотоприемника в оптической головке.In FIG. 3 shows the location of the emitters and the photodetector in the optical head.
На фиг. 4 схематично показано расположение оптической головки заявляемого устройства на теле человека.In FIG. 4 schematically shows the location of the optical head of the claimed device on the human body.
На фиг. 5 представлена временная диаграмма хода управляющих импульсов и моментов оцифровки сигнала в блоке аналого-цифрового преобразователя.In FIG. 5 is a timing chart of the path of control pulses and moments of digitization of a signal in an analog-to-digital converter unit.
ОБОЗНАЧЕНИЯNOTATION
1 - оптическая головка, 2 - источник излучения в виде ИК-диода, 3 - фотоприемник, 4 - электронный блок фильтрации, 5 - аналого-цифровой преобразователь, 6 - блок усреднения оцифрованного сигнала, 7 - блок вычитания фоновой засветки, 8 - оперативное запоминающее устройство, 9 - разностный блок, 10 - блок вычисления показателя перфузии, 11 - блок управления, 12 - тестируемая биоткань.1 - an optical head, 2 - a radiation source in the form of an IR diode, 3 - a photodetector, 4 - an electronic filtering unit, 5 - an analog-to-digital converter, 6 - averaging unit of the digitized signal, 7 - a unit for subtracting the background illumination, 8 - random access memory device, 9 - difference block, 10 - perfusion indicator calculation unit, 11 - control unit, 12 - tested biological tissue.
ТЕРМИНЫ (ОПРЕДЕЛЕНИЯ)TERMS (DEFINITIONS)
Под динамическими параметрами циркуляции крови в мелких кровеносных сосудах органов (артериолах, венулах, капиллярах и т.д.) в указанной заявке понимают поток крови в мелких сосудах, амплитуду и частоту пульсовых волн кровотока, коэффициент вариаций кровотока и другие параметры, связанные с движением крови.Under the dynamic parameters of blood circulation in small blood vessels of organs (arterioles, venules, capillaries, etc.) in this application we understand the flow of blood in small vessels, the amplitude and frequency of pulse waves of blood flow, the coefficient of variation of blood flow and other parameters related to the movement of blood .
Под «показателем перфузии» в указанной заявке понимают величину, пропорциональную с коэффициентом пропорциональности произведению количества эритроцитов на среднюю скорость их движения по сосудам, то есть, параметру потока крови (перфузии тканей кровью).Under the "perfusion indicator" in this application, we mean a value proportional to the coefficient of proportionality of the product of the number of red blood cells and the average speed of their movement through the vessels, that is, the parameter of blood flow (perfusion of blood tissues).
Термины «перфузия», «показатель перфузии», «индекс микроциркуляции», «поток крови» в данном документе - синонимы.The terms “perfusion”, “perfusion index”, “microcirculation index”, “blood flow” in this document are synonyms.
Используемый в документе термин «клеточные биоткани» относится к тканям, окружающим и выстилающим кровеносные сосуды - эпителий, мышцы, эпидермис и дерма кожи, и т.п.As used herein, the term “cellular tissue” refers to tissues surrounding and lining blood vessels — the epithelium, muscles, epidermis and dermis of the skin, and the like.
Термины «биоткань» и «биологическая ткань» являются синонимами.The terms “biological tissue” and “biological tissue” are synonymous.
ОСУЩЕСТВЛЕНИЕ ИЗОБРЕТЕНИЯDETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION
Известно, что переменное кровенаполнение клеточных биотканей (кожи, слизистых оболочек органов), возникающее вследствие разных физиологических процессов в организме, таких как ритмическая работа сердца, вазодилятация и вазоконстрикция сосудов и прочее, вызывает амплитудную модуляцию обратно рассеянного оптического излучения внутри биоткани, создавая таким образом шум во входном сигнале ЛДФ-прибора ([1-4]). Однако данная амплитудно-модулированная компонента обратно рассеянного излучения также несет в себе и аналогичную информацию о микроциркуляции крови в отношении показателя перфузии, если вычисления показателя перфузии VBF проводить по формуле (1), подставляя в нее вместо нормированной спектральной плотности мощности фототока от биений доплеровской компоненты и компоненты, не имеющей доплеровского сдвига частоты спектральную плотность мощности переменной компоненты (АС) фототока от регистрации амплитудно-модулированной компоненты обратно рассеянного излучения, которая также должна быть нормирована на постоянную компоненту (DC) суммарно регистрируемого фототока.It is known that the variable blood supply to cellular biological tissues (skin, mucous membranes of organs) arising as a result of various physiological processes in the body, such as the rhythmic work of the heart, vasodilation and vasoconstriction of blood vessels, etc., causes amplitude modulation of backscattered optical radiation inside the biological tissue, thus creating noise in the input signal of the LDF device ([1-4]). However, this amplitude-modulated component of the backscattered radiation also carries similar information about blood microcirculation with respect to the perfusion index, if the perfusion index V BF is calculated according to formula (1), substituting the normalized spectral density of the photocurrent power from the beats of the Doppler component and a component that does not have a Doppler frequency shift, the power spectral density of a variable component (AC) of the photocurrent from recording the amplitude-modulated component o Conversely scattered radiation, which must also be normalized to the constant component (DC) cumulatively detected photocurrent.
Суммарная спектральная плотность мощности фототока P(w) (кривая 4 на фиг. 1), как показали исследования [1-4], представляет собой в общем случае сложную сумму компонент, которые образуются от регистрации разных компонент обратно рассеянного излучения - обратно рассеянного излучения на исходной частоте зондирующего (освещающего) излучения, которое формируется от неподвижных неоднородностей внутри клеточной биоткани без доплеровского смещения частоты и без амплитудной модуляции, обратно рассеянного излучения от движущихся форменных элементов крови с доплеровским сдвигом частоты (совместно образующие биения и формирование доплеровской компоненты Pd(w) представлены на фиг. 1, кривая 3), обратно рассеянного излучения с амплитудной модуляцией на разных частотах (амплитудно-модулированная компонента спектра Pam(ω) представлена на фиг. 1, кривая 1), а также вклады от различных биений разных компонент с амплитудной модуляцией и компонент с доплеровским сдвигом частоты (составляющая биений амплитудно-модулированной и доплеровской компонент спектра Pam,d(ω) представлена на фиг. 1, кривая 2).The total spectral power density of the photocurrent P (w) (
Таким образом, если освещать биологическую ткань узкополосным оптическим излучением, не лазерным, например, излучением светодиодов, и регистрировать фотоприемником обратно рассеянное оптическое излучение в частотном интервале амплитудной модуляции, биений и других флуктуаций сигнала от 0 до (примерно) 160 Гц, то спектральная плотность мощности суммарно возникающего фототока может быть использована для вычисления показателя перфузии по формуле (1), как и в случае ЛДФ метода. Результаты будут аналогичны.Thus, if biological tissue is illuminated with narrow-band optical radiation, not laser, for example, LED radiation, and the photodetector registers back-scattered optical radiation in the frequency range of amplitude modulation, beats, and other signal fluctuations from 0 to (approximately) 160 Hz, then the power spectral density the resulting photocurrent can be used to calculate the perfusion index by the formula (1), as in the case of the LDF method. The results will be similar.
Предлагаемое устройство, реализующее указанный выше метод измерения потока микроциркуляции крови, схематично представлено на Фиг. 2.The proposed device that implements the above method for measuring the flow of blood microcirculation is shown schematically in FIG. 2.
Устройство состоит из источника излучения (2) для освещения исследуемой биологической ткани и фотоприемника (3) для регистрации обратно рассеянного от исследуемой биологической ткани излучения, например, кремниевого фотодиода. При этом источник излучения выполнен в виде по меньшей мере трех светодиодов, излучающих узкополосное излучение в ближнем инфракрасном диапазоне спектра в интервале длин волн 800-820 нм (район изобестической точки гемоглобина), например, по меньшей мере трех инфракрасных диодов (ИК-диодов) (2). Источник излучения и фотоприемник расположены в оптической головке (1). Устройство также включает электронный блок фильтрации (4), содержащий аналого-цифровой преобразователь (5) и блок усреднения оцифрованного сигнала (6), блок вычитания фоновой засветки (7), содержащий оперативное запоминающее устройство (8) и разностный блок (9), блок определения и индикации показателя перфузии (10) и блок управления и синхронизации (11).The device consists of a radiation source (2) for illuminating the biological tissue under study and a photodetector (3) for detecting radiation backscattered from the biological tissue under study, for example, a silicon photodiode. In this case, the radiation source is made in the form of at least three light emitting diodes emitting narrow-band radiation in the near infrared range of the spectrum in the wavelength range of 800-820 nm (the region of the isobestic hemoglobin point), for example, at least three infrared diodes (IR diodes) ( 2). The radiation source and photodetector are located in the optical head (1). The device also includes an electronic filtering unit (4) containing an analog-to-digital converter (5) and an averaging unit for the digitized signal (6), a background illumination subtracting unit (7) containing random access memory (8) and a difference unit (9), a unit determining and indicating a perfusion index (10) and a control and synchronization unit (11).
При этом аналого-цифровой преобразователь (5), блок усреднения оцифрованного сигнала (6) и оперативное запоминающее устройство (8) выполнены с возможностью синхронизации работы по импульсам блока управления и синхронизации (11), для чего помимо основного информационного входа имеют дополнительный вход синхронизации (управления). Блок управления и синхронизации (11) выполнен с возможностью формировать прямоугольные импульсы управления с рабочей частотой не менее Fраб=320 Гц и скважностью 50%, при этом выход блока управления и синхронизации (11) соединен со входом каждого ИК-диода (2) и со входами синхронизации аналого-цифрового преобразователя (5), блока усреднения оцифрованного сигнала (6) и оперативного запоминающего устройства (8), выход фотоприемника (3) соединен с основным информационным входом аналого-цифрового преобразователя (5), выход аналого-цифрового преобразователя (5) соединен с основным информационным входом блока усреднения оцифрованного сигнала (6), выход блока усреднения оцифрованного сигнала (6) соединен с основным информационным входом оперативного запоминающего устройства (8), выход которого, в свою очередь, соединен со входом разностного блока (9), а выход разностного блока (9) соединен со входом блока вычисления показателя перфузии (10).In this case, the analog-to-digital converter (5), the averaging unit of the digitized signal (6) and random access memory (8) are configured to synchronize operation by pulses of the control and synchronization unit (11), for which, in addition to the main information input, they have an additional synchronization input ( management). The control and synchronization unit (11) is configured to generate rectangular control pulses with an operating frequency of at least F slave = 320 Hz and a duty cycle of 50%, while the output of the control and synchronization unit (11) is connected to the input of each IR diode (2) and with the synchronization inputs of the analog-to-digital converter (5), the averaging unit of the digitized signal (6) and random access memory (8), the output of the photodetector (3) is connected to the main information input of the analog-to-digital converter (5), the output of the analog-to-digital converter device (5) is connected to the main information input of the averaging block of the digitized signal (6), the output of the averaging block of the digitized signal (6) is connected to the main information input of the random access memory (8), the output of which, in turn, is connected to the input of the difference block ( 9), and the output of the difference block (9) is connected to the input of the block for calculating the perfusion index (10).
В оптической головке (1) (Фиг. 3) ИК-диоды (2) расположены на равном расстоянии друг от друга радиально вокруг фотоприемника (3) для обеспечения равномерной засветки объема биоткани вокруг фотоприемник и установлены заподлицо с рабочей поверхностью фотоприемника (3). При этом сама оптическая головка (1), в которой расположены как источник излучения, так и фотоприемник, выполнена в виде микрочипа с возможностью крепления на теле человека с помощью ремешка или лейкопластыря (способ крепления не является предметом изобретения) так, что рабочая поверхность фотоприемника (3) и источников излучения в виде ИК-диодов (2) будут касаться обследуемой поверхности тела (биоткани) (12), как показано на Фиг. 4.In the optical head (1) (Fig. 3), the IR diodes (2) are located at an equal distance from each other radially around the photodetector (3) to ensure uniform illumination of the volume of biological tissue around the photodetector and are installed flush with the working surface of the photodetector (3). In this case, the optical head itself (1), in which both the radiation source and the photodetector are located, is made in the form of a microchip with the possibility of mounting on the human body using a strap or adhesive plaster (the mounting method is not the subject of the invention) so that the working surface of the photodetector ( 3) and radiation sources in the form of IR diodes (2) will touch the examined surface of the body (biological tissue) (12), as shown in FIG. four.
Предлагаемое устройство работает следующим образом. The proposed device operates as follows.
Блок управления и синхронизации (11) формирует прямоугольные импульсы управления с рабочей частотой Fраб, например 320 Гц и скважностью 50%. Источники излучения в виде ИК-диодов (2) в момент прихода импульса от блока управления и синхронизации (11) включаются на время действия этого импульса и освещают тестируемую биологическую ткань (12) - кожу или слизистые оболочки органов - своим оптическим излучением, которое рассеивается и поглощается в ткани, а его обратно рассеянные компоненты выходят из ткани назад на поверхность и регистрируются фотоприемником (3). С выхода фотоприемника (3) сигнал поступает на основной информационный вход аналого-цифрового преобразователя (5), работа которого синхронизируется с приходящими на его синхронизирующий вход импульсами от блока управления и синхронизации (11) так, что за время импульса, а также в его отсутствие аналого-цифровой преобразователь (5) успевает несколько (N) раз, но не менее N=5 раз, оцифровать сигнал с выхода фотоприемника (Фиг. 5). Оцифрованные N значений сигнала за время действия управляющего импульса будут соответствовать суммарному полезному сигналу с примесью сигнала фоновой засветки U∑i, а оцифрованные N значений сигнала за время отсутствия управляющего импульса, когда излучатели выключены, будут соответствовать сигналу фоновой засветки UFi, где i=1, 2, 3, … N.The control and synchronization unit (11) generates rectangular control pulses with an operating frequency F slave , for example, 320 Hz and a duty cycle of 50%. The radiation sources in the form of IR diodes (2) at the moment of arrival of the pulse from the control and synchronization unit (11) are turned on for the duration of this pulse and illuminate the tested biological tissue (12) - the skin or mucous membranes of the organs - with their optical radiation, which is scattered and is absorbed into the tissue, and its backscattered components exit the tissue back to the surface and are recorded by a photodetector (3). From the output of the photodetector (3), the signal enters the main information input of the analog-to-digital converter (5), the operation of which is synchronized with the pulses from the control and synchronization unit (11) that arrive at its synchronizing input so that during the pulse, as well as in its absence analog-to-digital Converter (5) manages several (N) times, but not less than N = 5 times, to digitize the signal from the output of the photodetector (Fig. 5). The digitized N signal values for the duration of the control pulse will correspond to the total useful signal with an admixture of the background illumination signal U∑i, and the digitized N signal values for the absence of the control pulse when the emitters are turned off will correspond to the background light signal U Fi , where i = 1 , 2, 3, ... N.
Далее в блоке усреднения оцифрованного сигнала (6) синхронно с импульсами управления происходит усреднение измеренных значений U∑i и UFi по N измеренным значениям (каждый в своем цикле - в момент действия импульсов и в момент их отсутствия) с нахождением, соответственно, средних значений U∑cp и UFср по формуламThen, in the averaging block of the digitized signal (6), synchronously with the control pulses, the measured values U ∑i and U Fi are averaged over N measured values (each in its own cycle - at the moment of the pulse action and at the moment of their absence) with finding, respectively, the average values U ∑cp and U Fav by the formulas
Найденные средние значения U∑cp и UFср запоминаются далее каждый в своем цикле (в момент действия импульсов и в момент их отсутствия) по импульсам управления в оперативном запоминающем устройстве (8), а в разностном блоке (9) происходит компенсация засветки и выделение полезного сигнала Uп путем вычитания UFср из U∑cp в момент прихода следующего импульса по формуле:Found average values U and U Σcp favg stored hereinafter each in its own loop (at the time of the pulses and the time of their absence) of control pulses in random access memory (8), and in the difference block (9) is compensated exposure and separation of the useful the signal U p by subtracting U Fav from U ∑cp at the moment of arrival of the next pulse according to the formula:
Таким образом, с выхода разностного блока (9) на вход блока определения и индикации показателя перфузии (10) поступает уже полезный сигнал Uп, очищенный от фоновой засветки. При этом применяемая процедура многократной оцифровки и последующего усреднения равносильна процедуре фильтрации сигнала на частотах выше Fраб (выше 320 Гц в данном конкретном случае). Добротность фильтрации будет определяться числом оцифровок N. В результате полезный сигнал Uп будет содержать постоянную (DC) и переменную (АС) компоненты сигнала в диапазоне частот 0-320 Гц, что по известной теореме Найквиста позволяет анализировать частотный спектр сигнала в диапазоне от 0 до Fраб/2 Гц, то есть в данном конкретном случае в диапазоне частот от 0 до 160 Гц.Thus, from the output of the difference block (9), the input of the block for determining and displaying the perfusion index (10) already receives a useful signal U p , cleaned from background illumination. In this case, the applied procedure of multiple digitization and subsequent averaging is equivalent to the procedure of filtering the signal at frequencies above F slave (above 320 Hz in this particular case). The filtering quality will be determined by the number of digitizations N. As a result, the useful signal U p will contain constant (DC) and variable (AC) signal components in the frequency range 0-320 Hz, which, according to the well-known Nyquist theorem, allows us to analyze the frequency spectrum of the signal in the range from 0 to F slave / 2 Hz, that is, in this particular case in the frequency range from 0 to 160 Hz.
В блоке определения и индикации показателя перфузии (10) полезный сигнал Uп проходит последнюю цифровую обработку: на основе цифрового частотного Фурье-анализа выделяется постоянная (DC) компонента сигнала (нулевой член разложения в ряд Фурье), затем все переменные компоненты сигнала (АС) в спектральной плотности мощности сигнала P(w) нормируются на DC, и нормированная таким образом спектральная плотность мощности фототока P(w) подставляется в формулу (1) с ω1=0 Гц и ω2=160 Гц для определения взвешенного среднего, т.е. для определения искомого показателя перфузии VBF.In the unit for determining and indicating the perfusion index (10), the useful signal U p undergoes the last digital processing: based on the digital frequency Fourier analysis, the constant (DC) component of the signal (the zero term of expansion in the Fourier series) is extracted, then all the variable signal components (AC) in the spectral power density of the signal power, P (w) are normalized to DC, and the spectral power density of the photocurrent P (w) normalized in this way is substituted into formula (1) with ω 1 = 0 Hz and ω 2 = 160 Hz to determine the weighted average, i.e. e. to determine the desired perfusion index V BF .
Если мощности сигнала с фотоприемника (3) недостаточно для качественной оцифровки сигнала, между фотоприемником и аналого-цифровым преобразователем (5) может располагаться усилитель постоянного тока (УПТ).If the signal power from the photodetector (3) is not enough for high-quality digitization of the signal, a direct current amplifier (DC) can be located between the photodetector and the analog-to-digital converter (5).
Предлагаемое устройство, таким образом, не содержит оптических волокон и лазерных источников излучения, в нем компенсировано влияние на регистрируемый сигнал внешней фоновой засветки, устройство может быть миниатюрным в части оптической головки, которая может крепиться неподвижно на теле человека, перемещаться синхронно с телом, не создавая взаимных смещений тела относительно головки, не мешает движению и так далее, то есть пригодно для полноценной функциональной диагностики в движении испытуемого. В перспективе головка может быть выполнена с беспроводной связью с остальным устройством, например, может быть связана с ним по Bluetooth (такие решения в целом известны сегодня), что еще больше даст свободы движения испытуемому и откроет путь к носимым индивидуальным системам суточного мониторинга показателя перфузии. Поэтому можно констатировать, что в данном предлагаемом устройстве достигаются все заявленные цели изобретения.The proposed device, therefore, does not contain optical fibers and laser radiation sources, it compensates for the effect on the detected signal of external background illumination, the device can be miniature in the part of the optical head, which can be fixed motionless on the human body, move synchronously with the body without creating mutual displacements of the body relative to the head, does not interfere with the movement, and so on, that is, it is suitable for a complete functional diagnosis in the movement of the subject. In the future, the head can be made with wireless communication with the rest of the device, for example, it can be connected with it via Bluetooth (such solutions are generally known today), which will further give the subject freedom of movement and open the way to portable individual systems for daily monitoring of perfusion rate. Therefore, it can be stated that in this proposed device all the stated objectives of the invention are achieved.
Приведенное описание примерного варианта осуществления дает общее представление о принципах конструирования, функционирования, изготовления и применения устройства, предлагаемого настоящим изобретением. По меньшей мере, один пример из данных вариантов осуществления проиллюстрирован прилагаемыми чертежами. Специалистам в данной области техники очевидно, что конкретные устройства, описанные в настоящем документе и проиллюстрированные на прилагаемых чертежах, представляют собой неограничивающие примерные варианты осуществления, и что объем настоящего изобретения определяется исключительно формулой изобретения. Признаки, проиллюстрированные или описанные в связи с одним примерным вариантом осуществления, можно объединять с признаками других вариантов осуществления. Предполагается, что такие модификации и изменения находятся в пределах объема настоящего изобретения.The above description of an exemplary embodiment provides an overview of the principles of design, operation, manufacture and use of the device of the present invention. At least one example of these embodiments is illustrated by the accompanying drawings. Those skilled in the art will appreciate that the specific devices described herein and illustrated in the accompanying drawings are non-limiting exemplary embodiments, and that the scope of the present invention is defined solely by the claims. The features illustrated or described in connection with one exemplary embodiment may be combined with features of other embodiments. Such modifications and changes are intended to be within the scope of the present invention.
Используемая литератураUsed Books
1. Лапитан Д.Г., Рогаткин Д.А. Переменное кровенаполнение биоткани как источник шума во входном оптическом сигнале медицинского лазерного доплеровского флоуметра // Оптический журнал, т. 83, №1, 2016. - С. 41-46.1. Lapitan D.G., Rogatkin D.A. Variable blood supply of biological tissue as a noise source in the input optical signal of a medical laser Doppler flowmeter // Optical Journal, vol. 83, No. 1, 2016. - P. 41-46.
(эл. ресурс: http://www.medphyslab.com/images/publications/stat_oj_06_r.pdf)(email: http://www.medphyslab.com/images/publications/stat_oj_06_r.pdf)
2. Lapitan D.G., Rogatkin D.A. Evaluation of the Doppler component contribution in the total backscattered flux for noninvasive medical spectroscopy // Proc. SPIE, Vol. 9129, 2014. - 91292X.2. Lapitan D.G., Rogatkin D.A. Evaluation of the Doppler component contribution in the total backscattered flux for noninvasive medical spectroscopy // Proc. SPIE, Vol. 9129, 2014 .-- 91292X.
(эл. ресурс: http://www.medphyslab.com/images/publications/stat_spie_9129-2x_e.pdf)(email: http://www.medphyslab.com/images/publications/stat_spie_9129-2x_e.pdf)
3. Лапитан Д.Г., Рогаткин Д.А. Пути развития приборов диагностики системы микроциркуляции крови человека // Сборник докладов 12-ой Международной научной конференции «Физика и радиоэлектроника в медицине и экологии» (ФРЭМЭ'2016), Книга 2 - Владимир-Суздаль, июль 2016. - с. 92-95.3. Lapitan D.G., Rogatkin D.A. Ways of development of diagnostic instruments for the human blood microcirculation system // Collection of reports of the 12th International Scientific Conference “Physics and Radioelectronics in Medicine and Ecology” (FREME'2016), Book 2 - Vladimir-Suzdal, July 2016. - p. 92-95.
(эл. ресурс: http://www.medphyslab.com/images/publications/stat_freme2016_r.pdf)(email: http://www.medphyslab.com/images/publications/stat_freme2016_r.pdf)
4. Лапитан Д.Г. Модель доплеровского рассеяния с переменным кровенаполнением в лазерной доплеровской флоуметрии // Биомедицинская радиоэлектроника, 2017 г. (принята к публикации в 2017 г.).4. Lapitan D.G. Variable blood filling Doppler scattering model in laser Doppler flowmetry // Biomedical Radio Electronics, 2017 (accepted for publication in 2017).
(эл. ресурс: http://www.medphyslab.com/images/publications/stat_lapitan_preprint_r.pdf)(email: http://www.medphyslab.com/images/publications/stat_lapitan_preprint_r.pdf)
Claims (14)
Priority Applications (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| RU2016151264A RU2636880C1 (en) | 2016-12-26 | 2016-12-26 | Device for noninvasive measurement of blood microscirculation flow |
| PCT/RU2017/000064 WO2018124919A1 (en) | 2016-12-26 | 2017-02-09 | Device for non-invasively measuring microcirculatory blood flow |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| RU2016151264A RU2636880C1 (en) | 2016-12-26 | 2016-12-26 | Device for noninvasive measurement of blood microscirculation flow |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| RU2636880C1 true RU2636880C1 (en) | 2017-11-28 |
Family
ID=60581200
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| RU2016151264A RU2636880C1 (en) | 2016-12-26 | 2016-12-26 | Device for noninvasive measurement of blood microscirculation flow |
Country Status (2)
| Country | Link |
|---|---|
| RU (1) | RU2636880C1 (en) |
| WO (1) | WO2018124919A1 (en) |
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| RU187564U1 (en) * | 2018-05-29 | 2019-03-12 | Дмитрий Николаевич Морской | Device for studying the level of blood flow and lymph flow |
| RU2737714C1 (en) * | 2019-07-11 | 2020-12-02 | Акционерное общество "Елатомский приборный завод" (АО "Елатомский приборный завод") | Method for assessing microcirculatory disorders in skin in patients with disturbed carbohydrate metabolism and device for its implementation |
Families Citing this family (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| WO2024013293A1 (en) * | 2022-07-14 | 2024-01-18 | Trinamix Gmbh | Detector with temperature drift compensation |
Citations (7)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US6173197B1 (en) * | 1996-11-09 | 2001-01-09 | Moor Instruments Limited | Apparatus for measuring microvascular blood flow |
| KR20110019165A (en) * | 2009-08-19 | 2011-02-25 | 이강문 | Portable blood microscope |
| US20130053654A1 (en) * | 2010-02-26 | 2013-02-28 | Andreas Caduff | Optical determination of blood perfusion and similar parameters |
| US20140371601A1 (en) * | 2014-04-07 | 2014-12-18 | Physical Enterprises, Inc. | Systems and Methods for Detecting Physiological Information of a User |
| US20150012231A1 (en) * | 2009-07-24 | 2015-01-08 | Cercacor Laboratories, Inc. | Interference detector for patient monitor |
| RU2596059C2 (en) * | 2014-08-20 | 2016-08-27 | Евгений Владимирович Россейкин | Method for determining volume rate of regional blood flow for carrying out selective antegrade perfusion |
| WO2016176781A1 (en) * | 2015-05-07 | 2016-11-10 | Novadaq Technologies Inc. | Methods and systems for laser speckle imaging of tissue using a color image sensor |
-
2016
- 2016-12-26 RU RU2016151264A patent/RU2636880C1/en not_active IP Right Cessation
-
2017
- 2017-02-09 WO PCT/RU2017/000064 patent/WO2018124919A1/en active Application Filing
Patent Citations (7)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US6173197B1 (en) * | 1996-11-09 | 2001-01-09 | Moor Instruments Limited | Apparatus for measuring microvascular blood flow |
| US20150012231A1 (en) * | 2009-07-24 | 2015-01-08 | Cercacor Laboratories, Inc. | Interference detector for patient monitor |
| KR20110019165A (en) * | 2009-08-19 | 2011-02-25 | 이강문 | Portable blood microscope |
| US20130053654A1 (en) * | 2010-02-26 | 2013-02-28 | Andreas Caduff | Optical determination of blood perfusion and similar parameters |
| US20140371601A1 (en) * | 2014-04-07 | 2014-12-18 | Physical Enterprises, Inc. | Systems and Methods for Detecting Physiological Information of a User |
| RU2596059C2 (en) * | 2014-08-20 | 2016-08-27 | Евгений Владимирович Россейкин | Method for determining volume rate of regional blood flow for carrying out selective antegrade perfusion |
| WO2016176781A1 (en) * | 2015-05-07 | 2016-11-10 | Novadaq Technologies Inc. | Methods and systems for laser speckle imaging of tissue using a color image sensor |
Non-Patent Citations (1)
| Title |
|---|
| ШАПКИН Ю.Г. и др. Экспериментальное и клиническое обоснование объективной верификации предрецидивного синдрома при кровоточащей язве желудка и двенадцатиперстной кишки, 2011, с. 71 абзац 1. * |
Cited By (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| RU187564U1 (en) * | 2018-05-29 | 2019-03-12 | Дмитрий Николаевич Морской | Device for studying the level of blood flow and lymph flow |
| RU2737714C1 (en) * | 2019-07-11 | 2020-12-02 | Акционерное общество "Елатомский приборный завод" (АО "Елатомский приборный завод") | Method for assessing microcirculatory disorders in skin in patients with disturbed carbohydrate metabolism and device for its implementation |
| WO2021006768A1 (en) * | 2019-07-11 | 2021-01-14 | Акционерное общество "Елатомский приборный завод" | Method and device for evaluating skin microcirculatory dysfunction |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| WO2018124919A1 (en) | 2018-07-05 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| JP6596430B2 (en) | Near infrared and diffusion correlation spectroscopy devices and methods | |
| Wang et al. | Fast blood flow monitoring in deep tissues with real-time software correlators | |
| JP6983659B2 (en) | Systems and Methods for Time-Resolvable Diffusion Correlation Spectroscopy | |
| Tew et al. | Comparison of laser speckle contrast imaging with laser Doppler for assessing microvascular function | |
| Gratton et al. | Measurement of brain activity by near-infrared light | |
| Liu et al. | Fast and sensitive diffuse correlation spectroscopy with highly parallelized single photon detection | |
| Leahy et al. | Biophotonic methods in microcirculation imaging | |
| CN107613851A (en) | System and method for monitoring absolute CBF | |
| Nilsson et al. | Laser Doppler perfusion monitoring and imaging | |
| JP7429047B2 (en) | Performing transabdominal fetal oximetry using optical tomography | |
| US10750956B2 (en) | System and method for blood pressure measurement | |
| RU2636880C1 (en) | Device for noninvasive measurement of blood microscirculation flow | |
| Lapitan et al. | A method and a device prototype for noninvasive measurements of blood perfusion in a tissue | |
| Lapitan et al. | Optical incoherent technique for noninvasive assessment of blood flow in tissues: Theoretical model and experimental study | |
| Mazumder et al. | Optimization of time domain diffuse correlation spectroscopy parameters for measuring brain blood flow | |
| Wang et al. | Influence of probe pressure on the pulsatile diffuse correlation spectroscopy blood flow signal on the forearm and forehead regions | |
| Allen et al. | Photoplethysmography assessments in cardiovascular disease | |
| JP3793255B2 (en) | Optical measuring method and optical measuring device | |
| Favilla et al. | Validation of the Openwater wearable optical system: cerebral hemodynamic monitoring during a breath hold maneuver | |
| Pereira et al. | Characterization of optical system for hemodynamic multi-parameter assessment | |
| Sangurmath et al. | Application of photoplethysmography in blood flow measurement | |
| JP2005013464A (en) | Biological light measuring instrument | |
| Adil et al. | Sleep monitoring using laser blood flowmeter | |
| Venkataramanan et al. | A novel heart rate and non-invasive glucose measuring device | |
| Serov et al. | Combined laser Doppler and laser speckle imaging for real-time blood flow measurements |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| MM4A | The patent is invalid due to non-payment of fees |
Effective date: 20191227 |