RU2807526C1 - Способ неинвазивного измерения долевого содержания воды в крови человека - Google Patents
Способ неинвазивного измерения долевого содержания воды в крови человека Download PDFInfo
- Publication number
- RU2807526C1 RU2807526C1 RU2022131175A RU2022131175A RU2807526C1 RU 2807526 C1 RU2807526 C1 RU 2807526C1 RU 2022131175 A RU2022131175 A RU 2022131175A RU 2022131175 A RU2022131175 A RU 2022131175A RU 2807526 C1 RU2807526 C1 RU 2807526C1
- Authority
- RU
- Russia
- Prior art keywords
- blood
- measurement
- radiation
- measurement object
- water content
- Prior art date
Links
- 238000005259 measurement Methods 0.000 title claims abstract description 63
- 238000000034 method Methods 0.000 title claims abstract description 55
- XLYOFNOQVPJJNP-UHFFFAOYSA-N water Substances O XLYOFNOQVPJJNP-UHFFFAOYSA-N 0.000 title claims abstract description 42
- 239000008280 blood Substances 0.000 title claims abstract description 30
- 210000004369 blood Anatomy 0.000 title claims abstract description 30
- 230000005855 radiation Effects 0.000 claims abstract description 31
- 230000003595 spectral effect Effects 0.000 claims abstract description 22
- 230000010349 pulsation Effects 0.000 claims abstract description 4
- 230000036772 blood pressure Effects 0.000 claims abstract description 3
- 238000010521 absorption reaction Methods 0.000 claims description 14
- 238000012937 correction Methods 0.000 claims description 7
- 239000012153 distilled water Substances 0.000 claims 1
- 238000004364 calculation method Methods 0.000 abstract description 11
- 239000000203 mixture Substances 0.000 abstract description 7
- 239000000126 substance Substances 0.000 abstract description 7
- 230000000694 effects Effects 0.000 abstract description 4
- 239000003814 drug Substances 0.000 abstract description 2
- 230000003287 optical effect Effects 0.000 description 14
- 210000001519 tissue Anatomy 0.000 description 14
- 230000036571 hydration Effects 0.000 description 10
- 238000006703 hydration reaction Methods 0.000 description 10
- 238000012544 monitoring process Methods 0.000 description 9
- 238000000149 argon plasma sintering Methods 0.000 description 4
- 239000003792 electrolyte Substances 0.000 description 4
- 238000004458 analytical method Methods 0.000 description 3
- 238000012545 processing Methods 0.000 description 3
- 230000035945 sensitivity Effects 0.000 description 3
- 238000001228 spectrum Methods 0.000 description 3
- 206010014418 Electrolyte imbalance Diseases 0.000 description 2
- 208000032843 Hemorrhage Diseases 0.000 description 2
- WCUXLLCKKVVCTQ-UHFFFAOYSA-M Potassium chloride Chemical compound [Cl-].[K+] WCUXLLCKKVVCTQ-UHFFFAOYSA-M 0.000 description 2
- 239000013543 active substance Substances 0.000 description 2
- 230000005540 biological transmission Effects 0.000 description 2
- 208000034158 bleeding Diseases 0.000 description 2
- 230000000740 bleeding effect Effects 0.000 description 2
- 238000006243 chemical reaction Methods 0.000 description 2
- 230000007423 decrease Effects 0.000 description 2
- 238000009826 distribution Methods 0.000 description 2
- 210000000624 ear auricle Anatomy 0.000 description 2
- 210000003811 finger Anatomy 0.000 description 2
- 230000035987 intoxication Effects 0.000 description 2
- 231100000566 intoxication Toxicity 0.000 description 2
- 239000000463 material Substances 0.000 description 2
- 210000003205 muscle Anatomy 0.000 description 2
- 210000000056 organ Anatomy 0.000 description 2
- 238000004611 spectroscopical analysis Methods 0.000 description 2
- 208000001528 Coronaviridae Infections Diseases 0.000 description 1
- WQZGKKKJIJFFOK-GASJEMHNSA-N Glucose Natural products OC[C@H]1OC(O)[C@H](O)[C@@H](O)[C@@H]1O WQZGKKKJIJFFOK-GASJEMHNSA-N 0.000 description 1
- 208000034486 Multi-organ failure Diseases 0.000 description 1
- 208000010718 Multiple Organ Failure Diseases 0.000 description 1
- 230000002745 absorbent Effects 0.000 description 1
- 239000002250 absorbent Substances 0.000 description 1
- 239000006096 absorbing agent Substances 0.000 description 1
- 239000012491 analyte Substances 0.000 description 1
- QVGXLLKOCUKJST-UHFFFAOYSA-N atomic oxygen Chemical compound [O] QVGXLLKOCUKJST-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 230000000903 blocking effect Effects 0.000 description 1
- 238000009534 blood test Methods 0.000 description 1
- 210000001124 body fluid Anatomy 0.000 description 1
- 239000010839 body fluid Substances 0.000 description 1
- 210000000476 body water Anatomy 0.000 description 1
- 150000001720 carbohydrates Chemical class 0.000 description 1
- 235000014633 carbohydrates Nutrition 0.000 description 1
- 238000010835 comparative analysis Methods 0.000 description 1
- 230000000052 comparative effect Effects 0.000 description 1
- 230000018044 dehydration Effects 0.000 description 1
- 238000006297 dehydration reaction Methods 0.000 description 1
- 238000009795 derivation Methods 0.000 description 1
- 238000013461 design Methods 0.000 description 1
- 230000001066 destructive effect Effects 0.000 description 1
- 238000011161 development Methods 0.000 description 1
- 208000037265 diseases, disorders, signs and symptoms Diseases 0.000 description 1
- 208000035475 disorder Diseases 0.000 description 1
- 229940079593 drug Drugs 0.000 description 1
- 230000007613 environmental effect Effects 0.000 description 1
- 210000001723 extracellular space Anatomy 0.000 description 1
- 239000003925 fat Substances 0.000 description 1
- 239000000835 fiber Substances 0.000 description 1
- 238000001914 filtration Methods 0.000 description 1
- 239000008103 glucose Substances 0.000 description 1
- 238000005286 illumination Methods 0.000 description 1
- 238000009533 lab test Methods 0.000 description 1
- 230000031700 light absorption Effects 0.000 description 1
- 210000004932 little finger Anatomy 0.000 description 1
- 210000004185 liver Anatomy 0.000 description 1
- 210000004072 lung Anatomy 0.000 description 1
- 238000004519 manufacturing process Methods 0.000 description 1
- 208000030159 metabolic disease Diseases 0.000 description 1
- 230000004060 metabolic process Effects 0.000 description 1
- 208000029744 multiple organ dysfunction syndrome Diseases 0.000 description 1
- 230000007935 neutral effect Effects 0.000 description 1
- 230000003204 osmotic effect Effects 0.000 description 1
- 229910052760 oxygen Inorganic materials 0.000 description 1
- 239000001301 oxygen Substances 0.000 description 1
- 230000035515 penetration Effects 0.000 description 1
- 230000000737 periodic effect Effects 0.000 description 1
- 230000002093 peripheral effect Effects 0.000 description 1
- 230000001766 physiological effect Effects 0.000 description 1
- 230000010287 polarization Effects 0.000 description 1
- 102000004169 proteins and genes Human genes 0.000 description 1
- 108090000623 proteins and genes Proteins 0.000 description 1
- 238000002310 reflectometry Methods 0.000 description 1
- 238000005070 sampling Methods 0.000 description 1
- 239000004065 semiconductor Substances 0.000 description 1
- 238000000926 separation method Methods 0.000 description 1
- 210000003491 skin Anatomy 0.000 description 1
- 230000037067 skin hydration Effects 0.000 description 1
- 210000004872 soft tissue Anatomy 0.000 description 1
- 239000007787 solid Substances 0.000 description 1
- 239000002904 solvent Substances 0.000 description 1
- 238000002798 spectrophotometry method Methods 0.000 description 1
- 238000010183 spectrum analysis Methods 0.000 description 1
- 210000002784 stomach Anatomy 0.000 description 1
- 238000012360 testing method Methods 0.000 description 1
- 210000003813 thumb Anatomy 0.000 description 1
- 238000012546 transfer Methods 0.000 description 1
- 230000009466 transformation Effects 0.000 description 1
- 238000000844 transformation Methods 0.000 description 1
- 230000002792 vascular Effects 0.000 description 1
- 210000003462 vein Anatomy 0.000 description 1
Abstract
Изобретение относится к медицине, а именно к способу неинвазивного измерения долевого содержания воды в крови человека. При этом используют источники света для поочередного облучения выбранного в качестве объекта измерения участка тела человека. Излучение проходит через объект и попадает на приемник-детектор. Далее сигналы измерения интенсивности излучения передаются на процессор для вычисления содержания воды в крови человека. В качестве источников света используют два лазерных диода со спектральными интервалами 1420±20 нм и 1250±20 нм. Долевое содержание воды в крови определяют по математической формуле. Объект измерения выбирают в виде имеющего выраженную пульсацию крови плоско-параллельного сплошного участка тела человека толщиной не более 0,5 см. Толщину объекта измерения задают устройством в виде прищепки так, чтобы его механическое давление на объект измерения не превышало давление крови в сосудах, путем сжимающего воздействия на объект измерения с силой, вычисляемой как произведение этого давления на площадь соприкосновения объекта измерения и губок прищепки. Достигается повышение точности измерений с возможность минимизации размеров и состава измерительного прибора и упрощения модели измерений и расчета. 2 ил.
Description
Изобретение относится к неразрушающим методам измерений долевого (относительного) содержания воды в крови человека и может быть использовано в клинических, бытовых и других условиях.
Предложенный метод может представлять интерес для медицинской науки и практического здравоохранения. Оптимальный водно-электролитный баланс организма человека имеет чрезвычайно большое значение для адекватного функционирования органов и систем [1]. Нарушения водно-электролитного баланса организма являются важнейшей причиной развития полиорганной недостаточности и летального исхода у больных с кровотечением, тяжелой интоксикацией, в том числе у больных с коронавирусной инфекцией.
Вода в организме является носителем (растворителем) всех активных элементов (веществ), определяющих жизнедеятельность через их осмотическую концентрацию. Водный обмен в организме осуществляется через кровь. Для адекватной коррекции водно-электролитных и водно-обменных нарушений в настоящее время нужно забирать кровь для проведения лабораторных исследований, а у больного с кровотечением и интоксикацией, зачастую каждая капля крови и, главное, время на счету. Используемые на сегодняшний день методы контроля водно-электролитных нарушений требуют лабораторного оборудования, не позволяя проводить непрерывный мониторинг адекватности медикаментозной коррекции в реальном масштабе времени.
В связи с вышеизложенным, актуальным является создание метода измерений содержания воды в крови, позволяющего иметь микроминиатюрный измеритель с предельно низкой погрешностью.
На рынке существует большой класс измерителей содержания воды, построенных на принципах изменения проводимости (адмитанса) среды в зависимости от содержания в ней воды [2]. Электрические варианты, в основном, используют изменение сопротивления переменному току (импеданса) в локализованной (местной, ограниченной) относительно твердой среде с определенным содержанием воды.
Известны ряд патентов, например, US 7459920 - метод и устройство для получения электрических характеристик и влагосодержания объектов различной формы и размеров путем измерения импеданса и электростатической емкости; US 5920195 - устройство и метод для измерения содержания влаги в сжимаемых материалах путем импеданса в частотной области или рефлектометрии во временной области; US 11219411 - система и способ контроля содержания воды в легких пациента, включающая микроволновые датчики и процессор и передающая микроволновые сигналы в грудную клетку пациента и принимающая от нее микроволновые сигналы с последующей их обработкой; WO 1996010951 А1 - для измерения содержания влаги в коже с использованием не менее двух электродов при периодическом напряжении с частотой менее 50 кГц и измерением электрической проводимость между электродами.
Импедансные методы работают на принципе разницы диэлектрической проницаемости воды (81 ед.) и, собственно, самой биосреды (2-3 ед.), когда с точностью до 3-5%, емкость определяется именно водой. На самом деле, результирующая емкость среды зависит от относительного состава компонент. При этом неточность измерений увеличивается при уменьшении объемной доли воды в биосреде.
Все электрические варианты, таким образом, имеют общий недостаток - они имеют относительно высокую погрешность, которая нарастает при уменьшении относительной доли воды в среде.
Оптические методы используют, практически, по одинаковой схеме: аналитический (математический) анализ оптических характеристик, например, поглощения, получение рабочей формулы или рабочей программы, измерение соответствующих параметров, вычисления, эталонирование [3].
По способам воздействия светом методы, в основном, сводятся к двум вариантам: отражение от элементов среды и сквозное просвечивание объекта. В первой группе этих способов источник и приемник света находятся по одну сторону объекта, во второй - по разные стороны объекта. По обоим вариантам имеется большое число источников информации, включая патенты. Существуют коммерческие приборы, основанные на этих принципах.
Известны патенты на способы контроля веществ отражательным способом, например, способ неинвазивного измерения состава - патент РФ 2173082 [4].
Отражательные способы имеют недостаток - сильное влияние на измерения побочных составляющих. К недостаткам также следует отнести низкую точность расчета характеристик переноса излучения и неоднозначность решения обратной задачи вследствие невозможности разделения вкладов рассеяния и поглощения среды в измеряемый спектр. Все это приводит к необходимости использования определенных упрощающих ограничений, заметно снижающих точность измерений.
Известны патенты на способы неинвазивного контроля веществ просветным методом. Например, способ неинвазивного измерения концентрации оптически активных веществ, находящихся в крови [5]; способ определения оптических и биофизических параметров биоткани [6]; неинвазивный анализатор состава крови - US6615064 В1; аппаратура (прибор) для измерения состава крови US6829496B2.
Просветные способы имеют существенный недостаток - свет пронизывает всю толщу объекта, взаимодействуя не только с водой, но и другими составляющими, значительно усложняя анализ или даже делая его невозможным. Кроме того, этот метод менее удобен в части выбора объекта измерений и эталонирования. Все это снижает точность измерений.
Патентный поиск показывает, что имеется большое число вариантов предложений специально по способам измерений содержания воды в биосредах, например, WO2018029199A1 - система и метод контроля гидратации тела содержит источник инфракрасного света, приспособленный для нанесения на губу пользователя системы, и оптический датчик для восприятия отраженного инфракрасного света; WO2004096082A2 - неинвазивный анализ крови путем оптического зондирования вен под языком; US8509866B2 - устройство и метод для мониторинга нарушений жидкости в организме и электролитов, в том числе для измерения показателя содержания воды в тканях тела как доли содержания обезжиренной ткани пациента с использованием оптической спектрофотометрии; US8182425B2 - метод измерения увлажнения кожи, в котором используются, по меньшей мере, две длины волны, отфильтрованные по меньшей мере, двумя поляризаторами, для создания цифровых изображений кожи; US 10231667 В2 - неинвазивный мониторинг обезвоживания и способ неинвазивного измерения состояния гидратации живого существа, содержащий источник света, средство поляризации, детектор света и средство обработки; US4398541 - способ и устройство для измерения влажности кожи с использованием поляризованного света, падающего под углом Брюстера; US20140171759A1 - устройство и метод для неинвазивного определения гидратации, состояния гидратации, общего содержания воды в организме или концентрации воды с помощью количественной спектроскопии, включающие подсистемы освещения, отбора образцов ткани, спектрометра, сбора данных, калибровки, вычислительную подсистему; ЕР3212060А1 - устройство и способ неинвазивного измерения состояния гидратации живого существа, содержащее для повышения удобства использования и точности получаемых результатов первый источник света, средство поляризации, детектор отраженного поляризованного света; WO 2017187088А1 - способ измерения концентрации воды в светорассеивающем материале; US4882492 - неинвазивное измерение концентраций аналитов в крови в ближнем инфракрасном диапазоне с использованием измерения как диффузного отраженного, так и пропускающего излучения с разделением на два луча, один из которых направляется через фильтр отрицательной корреляции, а другой направляется через блокирующий фильтр нейтральной плотности; US5372135 - способ определение состава на основе дифференциального спектрального анализа оптического поглощения крови; US5099123 - метод определения по поглощению излучения концентрации веществ для неинвазивного тестирования в тканях организма, в котором образец облучается пучком электро магнитной энергии с двумя чередующимися длинами волн.
Общими недостатками указанных патентных решений являются сложность и малая точность. Способы требуют либо сложного оптического преобразования, либо сложной спектрографической аппаратуры, либо сложной математической обработки. Все это усложняет процесс и сужает его возможности до лабораторных условий. Кроме того, сложные схемы и преобразования, как правило, приводят к снижению точности измерений.
Наиболее близким к заявляемому (прототипом) выбран патент US20130144136A1 - метод и прибор для определения гидратации живых тканей [7]. Изобретение обеспечивает систему для измерения величины гидратации ткани у субъекта, содержащую микропроцессор и сенсорную систему, имеющую источник света и детектор света. Свет проецируется от источника света на ткани объекта. Проецируемый свет проходит через ткани человека, а затем принимается детектором света. Детектор света передает результат измерения интенсивности полученного им света на микропроцессор. Микропроцессор запрограммирован на модель гидратации ткани, которая позволяет использовать измерение интенсивности света для определения значения гидратации объекта. При этом сенсорная система включает оптику, состоящую из линз или оптоволоконных кабелей, и дифракционных фильтров, которые спектрально корректируют и направляют излучаемый источником свет до объекта измерений.
Система содержит первую и вторую серии светоизлучающих диодов; первая - излучающий свет с длиной волны в одном из следующих диапазонов: 725-775 нм, 900-1025 нм, 1125-1225 нм, 1350-1550 нм, 1850-2100 нм; и вторая - излучающий свет с длиной волны в одном из следующих диапазонов: 800-825 нм, 1025-1100 нм, 1225-1300 нм, 1550-1800 нм.
Метод, таким образом, использует ряд принципиальных моментов общего характера:
- спектральную фильтрацию для того, чтобы удовлетворить принципиальному требованию метода - более точному использованию формулы поглощения Бугера; это, однако, сильно уменьшает интенсивность света источника и, тем самым, снижает его чувствительность;
- линзовую оптическую систему, фокусирующую свет на объект и, тем самым, повышающую локальную плотность излучения с тем, чтобы «пробить» толщу (кожу) объекта и повысить чувствительность метода;
- четыре спектральных интервала, что позволяет идентифицировать четыре составляющих вещества, либо повысить точность измерений одного-двух из них;
- как следует из описания патента, авторы используют модель спектральной зависимости поглощения по формуле Бугера, математический расчет по которой является самым простым случаем, легко программируется с использованием процессора широкого применения.
Прототип, однако, существенно не упрощает решаемую задачу, поскольку используется непростая оптическая система, требующая соответствующих мер по ее изготовлению и применению. Кроме того, это ухудшает важное для применения свойство - миниатюрность изделия.
В предлагаемом нами варианте задача измерений содержания воды в крови существенно упрощается благодаря выбору измеряемого параметра, спектрального интервала измерений, источников света, учета других свойств измеряемого объекта. Все это позволяет получить наиболее простую модель измерений и расчета, высокую точность, возможность минимизации размеров и состава измерительного прибора.
Выбор измеряемого параметра и объекта измерений.
Если интернету задать вопрос «сколько воды в человеке», он даст ответ в процентах [8]. То есть измеряемым параметром должно быть относительное (долевое, процентное) содержание воды в объекте - сосудах, коже, мышцах, тканях органов. Выбор параметра «относительное (процентное) содержание» воды хорошо характеризует состояние и позволяет, за счет относительности измерений, упростить устройство и повысить точность измерений.
Изменение долевого содержания воды в сосудистом русле человека очень быстро передается по всему телу, примерно, с пульсовой скоростью за время порядка нескольких секунд. Благодаря этому для измерений можно использовать любой участок тела, который мы обозначили как объект. При этом желательно, чтобы объект имел хорошо выраженную пульсацию крови. Выбор в этом случае достаточно большой. В качестве реального объекта могут быть использованы участки мочки уха, губы, кончика или крылышка носа, мягкая ткань пальца, мягкий мышечный промежуток между большим и указательным пальцами и, может быть, другое.
Для выбранных (периферийных) объектов характерным является то, что их кровеносная система представляет собой сеть капилляров, которые, как известно, имеют решающее значение для процессов в организме [9]. В нашем случае важным является и то, что капиллярная система имеет преобладающую долю всего объема крови. Все это говорит в пользу выбранных вариантов объекта измерений для нашего случая.
Выбор спектрального интервала измерений и источников света.
Из анализа большого числа литературных данных можно установить, что в части оптических методов самым эффективным для измерений состава крови является спектральный диапазон 1200-1800 нм (фиг. 1) [10]. Этот интервал считается одним из окон прозрачности воды. В нем дифференцированно поглощают только четыре компоненты - вода, белки, жиры, углеводы. В частности, для воды абсолютно прозрачным является интервал 1250±20 нм (источник 2), а хорошо поглощающим - 1420±20 нм (источник 1). При этом, что очень важно, в этих интервалах поглощение водой не сопровождается побочными влияниями от других компонент. Таким образом, рассматривается случай одного поглотителя в объекте с несколькими компонентами.
В качестве источников излучения выбираются инфракрасные лазерные диоды (ИК-ЛД) [11]. Они имеют широкий диапазон свойств и управляемость параметрами - длиной волны, мощностью, спектральной полосой. При этом низкоинтенсивные источники проявляют мягкость и широту свойств физиологического воздействия. Глубины проникновения излучений ИК-ЛД в био-объекты на теле человека могут быть до 5-7 см. Аппараты на основе ЛД обладают неоспоримыми эксплуатационными достоинствами: портативностью, легкостью, электрической безопасностью, невысокой потребляемой мощностью.
Для повышения точности измерений имеют важное значение некоторые сопоставительные свойства излучений источников, а именно, следующие.
1. Величина спектральной полосы излучения, выбранная в нашем случае по данным рисунка 1, учитывает свойства предполагаемых к использованию источников - лазерных диодов (ЛД). Спектральный интервал источника 1 задан так, чтобы, при необходимости, можно было бы выбрать по величине коэффициента поглощения вариант ЛД, подходящий под конкретные свойства объекта измерений, например, рассеяние света.
2. Осевая симметричность индикатрисы излучения, влияющая на равномерность его распределения в объекте измерений.
3. Угол расходимости излучения, определяющий точность измерений с учетом сопоставимости параметров обоих источников.
Выбор источников с максимально близко расположенными спектральными полосами, в определенной мере, обеспечивает одинаковость свойств излучений. Тем не менее, желательно при расчетах ввести поправочный коэффициент, учитывающий некоторую неодинаковость свойств источников и объектов измерений.
Излучение в указанных спектральных интервалах и с указанными свойствами можно получить от лазерных диодов (ЛД), имеющих спектральные полосы не более ±5 нм, симметричные распределения спектра и индикатрисы светового поля излучения и, примерно, одинаковую угловую расходимость [12]. При этом, учитывая необходимость подбора условий воздействия на живую среду, можно использовать ЛД в двух режимах -жестком лазерном и щадящем суперлюминесцентном. Это позволит подобрать излучение применительно к каждой реальной ситуации.
Важно отметить, что для рассеивающей свет среды, каковой являются элементы организма, необходим источник с нулевым поглощением, каким является ЛД-1250.
Выбор модели и учет побочных свойств измеряемого объекта.
С целью упрощения расчетной формулы и повышения точности измерений принимаем в качестве рабочей модели одномерный случай тонкой плоской фигуры, плотно расположенной между двух параллельных плоскостей, в одной из которых размещены излучающая плоскость источников света, а в другой - плоскость приемника. Измерительное устройство должно быть выполнено в варианте прищепки с двумя параллельными плоскостями ее губок.
При этом возникают, по крайней мере, два принципиальных вопроса по влиянию побочных свойств объектов измерений.
Первое. Сжимающее воздействие элементов прищепки должно напрягать объект контролируемо. Это можно обеспечить при сжимающем воздействии на объект с силой не более внутреннего давления крови в его сосудах и капиллярах, вычисляемой как произведение этого давления на площадь соприкосновения объекта и губок прищепки.
Второе. Для учета специфических био-механических свойств выбранного конкретного объекта измерений необходимо ввести поправочный коэффициент. Вывод расчетной формулы.
Используется вариант одномерной плоской оптически поглощающей и рассеивающей среды в виде плоско-параллельного параллепипеда толщиной l, равной длине оптического пути. Перпендикулярно его плоскостям-основаниям проходит ось цилиндрически симметричной индикатрисы излучения ЛД. При этом, по крайней мере, вдоль этой оси объект заполнен кровью равномерно. Неравномерность заполнения считается как специфическое свойство объекта, влияние которого учитывается в поправочном коэффициенте.
В бесконечно тонком плоском элементе объекта dx поглощается свет величиной интенсивности dI. По закону Бугера для линейного поглощения света в слое dx - dI~KNI, где: K - коэффициент пропорциональности, N - число поглощающих центров в слое, I -интенсивность падающего на этот слой света. Для одномерной модели N~Cdx, где С - линейная концентрация, то есть число поглощающих центров в цилиндре длиной dx и единичной площадью его основания. Тогда, для рассматриваемого нашего случая, получаем расчетную формулу-уравнение в дифференциальном и интегральном видах:
где In - интенсивность поглощенного в объекте света, I0 - интенсивность падающего на объект света. Смысловые значения параметров, при этом: K - коэффициент поглощения, измеряемый, обычно, в обратных сантиметрах, см-1; С - концентрация поглощающего в объекте вещества, в долях (как выходной параметр, может быть в процентах).
Важно определить фактический смысл параметра С. В нашем случае использования источника 1 с излучением в спектре 1420±20 нм в объекте поглощает только вода (рис. 1), то есть, результаты измерений относятся только к воде. В этом случае С представляет собой относительную долю содержания воды в объеме объекта. Под объемом в данном случае понимается физический объем всех сосудов в объекте при их полном заполнении водой.
Принципиальное значение имеет учет рассеяния света в исследуемом объекте. При этом важным является выбор и соотношение спектральных интервалов источников. В нашем случае сделан выбор двух источников: первого 1420 нм -для измерений относительного содержания воды в объекте, и второго 1250 нм - для измерения коэффициента рассеяния. Близкое расположение спектральных полос этих двух источников гарантирует спектральную независимость рассеяния и правомерность использования источника 1250 нм. Конечно, в этом случае важна конкретная информация об объектах измерений. В литературе удалось найти такую информацию по поглощающим свет тканям печени и желудка [13]. Эти данные убедительно показывают, практически, нулевую зависимость рассеяния от длины волны и некое соотношение коэффициентов рассеяния и поглощения биосредой.
Для учета рассеяния необходимо в формуле (1) в показателе экспоненты к коэффициенту КС прибавить коэффициент рассеяния. В нашем случае удобно в формуле (1) вычленить коэффициент рассеяния как показатель перед экспонентой, обозначив его как Кр. Тогда формула (1) примет вид: In/I0=Kpexp(-KCl). Коэффициент Кр находится измерением параметров рассеяния с помощью источника 2: Кр=(I0-Ip)/I0, где Ip - интенсивность рассеянного в объекте света. Здесь мы задали одинаковыми величины интенсивности света, падающего на объект от источников 1 и 2, что легко обеспечить инструментально. Тогда формула для расчета будет иметь вид:
Поправочный коэффициент К1.
Введение этого коэффициента необходимо для повышения точности измерений благодаря учету следующих (указанных выше) факторов:
- наилучшая сопоставимость свойств излучения обоих источников,
- сопоставимость био-механических свойств объектов измерений,
- возможные другие, явно не учтенные, нестыковки свойств.
Величины К1 находятся для каждого объекта и готового используемого и стандартизуемого прибора. Для этого проводится статистическое клиническое исследование на корректной выборке здоровых пациентов. Инструментальное обеспечение измерений.
Для решения поставленных в заявке задач предполагается использование источников и приемников излучения фирмы IBSG (АИБИ, С-Петербург) [14]. При этом проведен сопоставительный анализ с данными других (неотечественных) фирм [15].
В качестве источников необходимы микроминиатюрные лазерные диоды, может быть, в виде чипов. При этом, возможно, будет необходима некоторая незначительная корректировка положения максимума спектральной полосы излучения, что легко обеспечивается технологически. Предварительно этот вопрос проработан с фирмой IBSG.
Напрямую выбрать приемник излучения фирмы IBSG для спектрального интервала (1000 - 1800) нм можно из ее каталога [14]. В спектральном интервале выбираемых нами источников приемник имеет, практически неизменную спектральную чувствительность, что обеспечивает высокую корректность измерений.
В формуле (2) необходимо вместо значений интенсивности света вставить значения измеряемых электрических сигналов фотоприемника: J0 - падающего на объект света одинаковой интенсивности для обоих источников; J1 - пульсирующего сигнала поглощения в объекте от источника 1; J2 - пульсирующего сигнала рассеяния от источника 2. Тогда окончательный вид формулы расчета будет: (J0 - J1)/J2=exp(-KCl), а для искомой величины С:
Важным является использование пульсирующих значений сигналов, возникающих от пульсаций в объекте крови, что обеспечивает разделение реакции проявлений свойств воды в крови и межклеточном пространстве [16].
Важным вопросом является обеспечение высокой точности измерений, что гарантирует реальную возможность использования предложенного метода. Как видно из формулы (3), выражение под логарифмом может быть реализовано измерениями с высокой точностью, поскольку входят дробные отношения сигналов, измеряемых одним прибором в одинаковых условиях. Кроме того, сама функция логарифма является медленно монотонной, то есть слабо зависит от неконтролируемых отклонений параметров. Таким образом, точность метода, в основном, зависит от точности измерения размера l и обеспечивается инструментально. Принципиально, можно изготовить зажим прищепки с высокой точностью задания его свойств. Кроме того, важным является относительный характер измерений. Все вместе позволяет создать измеритель с погрешностью не хуже одного процента.
Проверка способа на реальность использования.
Для этого в формулу (3) введем относительные параметры j1=J1//J0, и j2=J2/J0 и примем Кi=l.
Для оценки реальной адекватности параметров измерений и свойств объектов в выбранной модели проведем построение графиков зависимости j1(C) для реальных значений С от 0.4 до 0.9 и фиксированных: j2=0.1 (сильное рассеяние);
0.5 (среднее); 0.9 (слабое). Как наиболее интересный вариант, рассмотрим случай К=10.
Рсчетная формула:
На фиг. 2 представлены графики j1(C), по которым можно сделать следующие выводы:
1. В целом, способ позволяет иметь вполне корректные результаты - взаимные адекватные соответствия параметров и режимов измерений (j1, j2).
2. Толщина объекта измерений может быть от 0.1 до 0.5 см, что вполне достаточно для использования объектов, например - мочка уха, губа, кончик носа, мякоть мизинца и межпальцевая промежность.
3. Самое существенное значение имеет степень рассеяния света. При очень сильном рассеянии (j2=0.1) интервалы изменений сигнала (j1) находятся в пределах нескольких процентов, что приведет к необходимости обеспечить очень высокую точность измерений - не хуже 1%.
Для безопасного использования способа необходимо соблюдение норм Стандарта Международной электротехнической комиссии (МЭК) «Санитарные нормы и правила устройства и эксплуатации лазеров. N 2392-81», которым регламентируются требования к параметрам - длине волны и мощности излучения. Проверка на соответствие Стандарту показала, что в нашем рассматриваемом случае эти требования выполняются с большим запасом.
Источники информации
1. В.Г. Антонов, С.Н. Жерегеля, А.И. Карпищенко, Л.В. Минаева. Водно-электролитный обмен и его нарушения. М: «ГЭОТАР-Медиа». 2018. 68 с.
2. Интернет-ресурс «влагомеры»: https://fizepr.ru/
3. Лысенко, С.А. Методы оптической диагностики биологических объектов / С.А. Лысенко. - Минск: БГУ, 2014. - 231 с.: ил. - ISBN 978-985-518-982-5.
4. Патент РФ 2173082. 11.01.2000.Способ неинвазивного измерения насыщения крови кислородом. Авторы Козлов В.И., Дорси Л.В., Соколов В.Г. Патентообладатель ФГУ «НПО «Астрофизика».
5. Патент РФ 2295915. 18.02.2005. Способ неинвазивного измерения концентрации оптически активных веществ, находящихся в крови. Автор и патентообладатель - Холматов Т.Х.
6. Патент РФ 2510506. Способ определения оптических и биофизических параметров биоткани. Авторы - Лысенко С.А., Кугейко М.М. Патентообладатель - Белорусский государственный университет. Приоритет - 24.04.2012.
7. Patent US 20130144136А1. METHOD AND APPARATUS FOR DETERMINING TISSUE HYDRATION.
Filed: Dec. 1, 2011. Pub. Date: Jun. 6, 2013. Inventor: Russel Rymut, Hartland, WI (US)
8. https://aqua-life.ua/skolko-vody-v-cheloveke-protsentov/
9. http://procapilar.ru/role/
10. New Methodology to Obtaina Calibration Modelfor Noninvasive Near-Infrared Blood Glucose Monitoring / K.Maruo et al. // Applied Spectroscopy, 2006, 60(4).
11. https://www.ayna-spb.ru/actual/laser-cosmetology/biological-tissue.html
12. Краткое пособие по курсу лекций «Полупроводниковые лазеры» / Тарасов И.С.// С- Петербург, 2011. https://studfile.net/preview/2532113/page:4/
13. Джамалудинов М.Р. и др. Спектры поглощения и рассеяния света тканями стенки желудка и печени... DOI 10.21779/2542-0321-2017-32-2-7-18.
14. Сайт и каталог приборов фирмы IBSG (АИБИ, С-Петербург) [http://www.ibsg.ru/]; [httpwww.ibsg-st-petersburg.com].
15. Интернет-ресурсы: [https://sphotonics.ru/catalog/diodnye-lazery-ik-diapazona-760-2000-nm/] [http://www.cnilaser.com/Free-Space-Laser-Diode.htm]
[https://www. horlabs.com/newgrouppage9.cfm?objectgroup_id=4737]
16. https://www.tiaramed.ru/advice/princzip-raboty-pulsoksimetra/
Claims (9)
- Способ неинвазивного измерения долевого содержания воды в крови человека, включающий использование источников света для поочередного облучения выбранного в качестве объекта измерения участка тела человека так, что излучение проходит через объект и попадает на приемник-детектор, с которого сигналы измерения интенсивности излучения передаются на процессор, выполненный с возможностью вычисления содержания воды в крови человека, отличающийся тем, что в качестве источников света используются два лазерных диода со спектральными интервалами 1420±20 нм и 1250±20 нм, а долевое содержание воды в крови в крови определяется по формуле:
-
- где К (1/см) - определяемый предварительными измерениями коэффициент поглощения от первого источника света для дистиллированной воды;
- (см) - толщина объекта измерений;
- К1 - поправочный коэффициент, который определяют статистически на выборке здоровых пациентов и который учитывает такие различия в свойствах источников света, как величина спектральной полосы излучения, осевая симметричность индикатрисы излучения, угол расходимости излучения, а также неравномерность заполнения кровью объекта измерения;
- измеренные приемником-детектором параметры интенсивности излучения:
- J0 - падающего на объект измерения, заданного одинаковым для обоих источников света;
- J1 - пульсирующего сигнала поглощения излучения от первого источника света;
- J2 - пульсирующего сигнала рассеяния излучения от второго источника света; объект измерения выбирают в виде имеющего выраженную пульсацию крови плоско-параллельного сплошного участка тела человека толщиной не более 0,5 см, которую задают устройством в виде прищепки так, чтобы его механическое давление на объект измерения не превышало давления крови в сосудах, путем сжимающего воздействия на объект измерения с силой, вычисляемой как произведение этого давления на площадь соприкосновения объекта измерения и губок прищепки.
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| RU2807526C1 true RU2807526C1 (ru) | 2023-11-15 |
Family
ID=
Citations (5)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH0440940A (ja) * | 1990-06-07 | 1992-02-12 | Minolta Camera Co Ltd | 総ヘモグロビン濃度測定装置 |
| US6591122B2 (en) * | 2001-03-16 | 2003-07-08 | Nellcor Puritan Bennett Incorporated | Device and method for monitoring body fluid and electrolyte disorders |
| EP1368638B1 (en) * | 2001-03-16 | 2007-11-28 | Nellcor Puritan Bennett Incorporated | Method and apparatus for improving the accuracy of noninvasive hematocrit measurements |
| RU2645943C1 (ru) * | 2016-10-04 | 2018-02-28 | Общество с ограниченной ответственностью "ТЕЛЕБИОМЕТ" | Способ неинвазивного определения концентраций компонентов крови |
| JP2022089423A (ja) * | 2020-12-04 | 2022-06-16 | 合同会社ミューフロー | 血液粘度測定装置 |
Patent Citations (5)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH0440940A (ja) * | 1990-06-07 | 1992-02-12 | Minolta Camera Co Ltd | 総ヘモグロビン濃度測定装置 |
| US6591122B2 (en) * | 2001-03-16 | 2003-07-08 | Nellcor Puritan Bennett Incorporated | Device and method for monitoring body fluid and electrolyte disorders |
| EP1368638B1 (en) * | 2001-03-16 | 2007-11-28 | Nellcor Puritan Bennett Incorporated | Method and apparatus for improving the accuracy of noninvasive hematocrit measurements |
| RU2645943C1 (ru) * | 2016-10-04 | 2018-02-28 | Общество с ограниченной ответственностью "ТЕЛЕБИОМЕТ" | Способ неинвазивного определения концентраций компонентов крови |
| JP2022089423A (ja) * | 2020-12-04 | 2022-06-16 | 合同会社ミューフロー | 血液粘度測定装置 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| US7343185B2 (en) | Measurement of body compounds | |
| EP3094251B1 (en) | Near-infrared spectroscopy and diffuse correlation spectroscopy device and methods | |
| RU2649048C1 (ru) | Система компактного спектрометра, предназначенного для неинвазивного измерения спектров поглощения и пропускания образцов биологической ткани | |
| RU2453266C2 (ru) | Измерение концентрации глюкозы в пульсирующей крови | |
| JP3931638B2 (ja) | 生体成分の定量装置 | |
| KR101399907B1 (ko) | 조직 산소화의 측정 | |
| JP3577335B2 (ja) | 散乱吸収体計測方法及び装置 | |
| CN102058393B (zh) | 基于反射光谱测量的皮肤生理参数与光学特性参数的测量方法 | |
| US6353226B1 (en) | Non-invasive sensor capable of determining optical parameters in a sample having multiple layers | |
| DE69737363T2 (de) | Überwachung von gewebe-bestandteilen mittels infrarot-strahlung | |
| WO2006092050A1 (en) | Method and apparatus for determining blood analytes | |
| CN109154564A (zh) | 无创性血液分析 | |
| CN101430275B (zh) | 一种非接触测量溶液浓度的装置及方法 | |
| RU2510506C2 (ru) | Способ определения оптических и биофизических параметров биоткани | |
| RU2807526C1 (ru) | Способ неинвазивного измерения долевого содержания воды в крови человека | |
| KR20090036996A (ko) | 복수 개의 단일 파장 광원을 이용한 투과와 반사 병행방식의 무채혈 혈당기 | |
| RU2633494C2 (ru) | Биосенсор для неинвазивного оптического мониторинга патологии биологических тканей | |
| JPWO2019208561A1 (ja) | 血液成分の血中濃度測定方法、血中濃度測定装置およびプログラム | |
| JP2641575B2 (ja) | グルコース無侵襲計測装置 | |
| CN111491561A (zh) | 脂质测量装置及其方法 | |
| CN114305336A (zh) | 多光谱融合经皮健康指标快速检测装置及方法 | |
| RU2770566C1 (ru) | Способ неинвазивного определения содержания липидов у человека | |
| RU2511747C2 (ru) | Способ определения концентрации билирубина | |
| RU2782327C1 (ru) | Способ неинвазивного определения содержания воды в крови и биосредах | |
| US20160206231A1 (en) | Noninvasive measurement of analyte concentration using methods and systems of post-balancing |