Розробка методик та технічних засобів неінвазивної фотогемометрії
Розроблено методики експериментальних досліджень гемоглобіну на основі оптичних сенсорів. Описано апаратура для вимірів та діагностики рівня гемоглобіну в крові людини. Разработаны методики экспериментальных исследований гемоглобина на основе оптических сенсоров. Описана аппаратура для измерений и д...
Gespeichert in:
| Veröffentlicht in: | Комп’ютерні засоби, мережі та системи |
|---|---|
| Datum: | 2015 |
| Hauptverfasser: | , , |
| Format: | Artikel |
| Sprache: | Ukrainian |
| Veröffentlicht: |
Інститут кібернетики ім. В.М. Глушкова НАН України
2015
|
| Online Zugang: | https://nasplib.isofts.kiev.ua/handle/123456789/122846 |
| Tags: |
Tag hinzufügen
Keine Tags, Fügen Sie den ersten Tag hinzu!
|
| Назва журналу: | Digital Library of Periodicals of National Academy of Sciences of Ukraine |
| Zitieren: | Розробка методик та технічних засобів неінвазивної фотогемометрії / А.О. Мержвинський, І.А. Чайковський, П.А. Мержвинський // Комп’ютерні засоби, мережі та системи. — 2015. — № 14. — С. 75-84. — Бібліогр.: 6 назв. — укр. |
Institution
Digital Library of Periodicals of National Academy of Sciences of Ukraine| id |
nasplib_isofts_kiev_ua-123456789-122846 |
|---|---|
| record_format |
dspace |
| spelling |
Мержвинський, А.О. Чайковський, І.А. Мержвинський, П.А. 2017-07-21T07:28:01Z 2017-07-21T07:28:01Z 2015 Розробка методик та технічних засобів неінвазивної фотогемометрії / А.О. Мержвинський, І.А. Чайковський, П.А. Мержвинський // Комп’ютерні засоби, мережі та системи. — 2015. — № 14. — С. 75-84. — Бібліогр.: 6 назв. — укр. 1817-9908 https://nasplib.isofts.kiev.ua/handle/123456789/122846 535.016 Розроблено методики експериментальних досліджень гемоглобіну на основі оптичних сенсорів. Описано апаратура для вимірів та діагностики рівня гемоглобіну в крові людини. Разработаны методики экспериментальных исследований гемоглобина на основе оптических сенсоров. Описана аппаратура для измерений и диагностики уровня гемоглобина в крови человека. Methods for experimental study of the hemoglobin using optical sensors were developed. Apparatus to measure and diagnose hemoglobin level into the human blood are described. uk Інститут кібернетики ім. В.М. Глушкова НАН України Комп’ютерні засоби, мережі та системи Розробка методик та технічних засобів неінвазивної фотогемометрії Development of methods and technical means of non-invasive photohemometry Article published earlier |
| institution |
Digital Library of Periodicals of National Academy of Sciences of Ukraine |
| collection |
DSpace DC |
| title |
Розробка методик та технічних засобів неінвазивної фотогемометрії |
| spellingShingle |
Розробка методик та технічних засобів неінвазивної фотогемометрії Мержвинський, А.О. Чайковський, І.А. Мержвинський, П.А. |
| title_short |
Розробка методик та технічних засобів неінвазивної фотогемометрії |
| title_full |
Розробка методик та технічних засобів неінвазивної фотогемометрії |
| title_fullStr |
Розробка методик та технічних засобів неінвазивної фотогемометрії |
| title_full_unstemmed |
Розробка методик та технічних засобів неінвазивної фотогемометрії |
| title_sort |
розробка методик та технічних засобів неінвазивної фотогемометрії |
| author |
Мержвинський, А.О. Чайковський, І.А. Мержвинський, П.А. |
| author_facet |
Мержвинський, А.О. Чайковський, І.А. Мержвинський, П.А. |
| publishDate |
2015 |
| language |
Ukrainian |
| container_title |
Комп’ютерні засоби, мережі та системи |
| publisher |
Інститут кібернетики ім. В.М. Глушкова НАН України |
| format |
Article |
| title_alt |
Development of methods and technical means of non-invasive photohemometry |
| description |
Розроблено методики експериментальних досліджень гемоглобіну на основі оптичних сенсорів. Описано апаратура для вимірів та діагностики рівня гемоглобіну в крові людини.
Разработаны методики экспериментальных исследований гемоглобина на основе оптических сенсоров. Описана аппаратура для измерений и диагностики уровня гемоглобина в крови человека.
Methods for experimental study of the hemoglobin using optical sensors were developed. Apparatus to measure and diagnose hemoglobin level into the human blood are described.
|
| issn |
1817-9908 |
| url |
https://nasplib.isofts.kiev.ua/handle/123456789/122846 |
| citation_txt |
Розробка методик та технічних засобів неінвазивної фотогемометрії / А.О. Мержвинський, І.А. Чайковський, П.А. Мержвинський // Комп’ютерні засоби, мережі та системи. — 2015. — № 14. — С. 75-84. — Бібліогр.: 6 назв. — укр. |
| work_keys_str_mv |
AT meržvinsʹkiiao rozrobkametodiktatehníčnihzasobívneínvazivnoífotogemometríí AT čaikovsʹkiiía rozrobkametodiktatehníčnihzasobívneínvazivnoífotogemometríí AT meržvinsʹkiipa rozrobkametodiktatehníčnihzasobívneínvazivnoífotogemometríí AT meržvinsʹkiiao developmentofmethodsandtechnicalmeansofnoninvasivephotohemometry AT čaikovsʹkiiía developmentofmethodsandtechnicalmeansofnoninvasivephotohemometry AT meržvinsʹkiipa developmentofmethodsandtechnicalmeansofnoninvasivephotohemometry |
| first_indexed |
2025-11-24T16:07:09Z |
| last_indexed |
2025-11-24T16:07:09Z |
| _version_ |
1850482444184059904 |
| fulltext |
Комп'ютерні засоби, мережі та системи. 2015, № 14 75
A. Merzhvynskyi, I. Chaykovskyy,
P. Merzhvynskyi
DEVELOPMENT OF METHODS
AND TECHNICAL MEANS
OF NON-INVASIVE
PHOTOHEMOMETRY
Methods for experimental study of
the hemoglobin using optical sensors
were developed. Apparatus to meas-
ure and diagnose hemoglobin level
into the human blood are described.
Key words: optical sensors, hemo-
globin, non-invasive diagnostics.
Разработаны методики экспери-
ментальных исследований гемо-
глобина на основе оптических сен-
соров. Описана аппаратура для
измерений и диагностики уровня
гемоглобина в крови человека.
Ключевые слова: оптические
сенсоры, гемоглобин, неинвазив-
ная диагностика.
Розроблено методики експери-
ментальних досліджень гемогло-
біну на основі оптичних сенсорів.
Описано апаратура для вимірів
та діагностики рівня гемоглобіну
в крові людини.
Ключові слова: оптичні сенсори,
гемоглобин, діагностика.
А.О. Мержвинський,
І.А. Чайковський,
П.А. Мержвинський, 2015
УДК 535.016
А.О. МЕРЖВИНСЬКИЙ, І.А. ЧАЙКОВСЬКИЙ,
П.А. МЕРЖВИНСЬКИЙ
РОЗРОБКА МЕТОДИК
ТА ТЕХНІЧНИХ ЗАСОБІВ
НЕІНВАЗИВНОЇ ФОТОГЕМОМЕТРІЇ
Вступ. Неінвазивна гемоглобинометрія –
один з напрямків діагностики шкіри і крові.
Характерні завдання – неінвазивне визначен-
ня таких величин як:
1) концентрація гемоглобіну (Hb) у біот-
канині конкретного органа;
2) кровонаповнення біотканини конкрет-
ного органа (підзадачі: вимір концентрації
Hb у біотканині і порівняння з номінальною
концентрацією Hb);
3) концентрація Hb у крові організму (пі-
дзадачі: вимір концентрації Hb у біотканині
та інтерпретація Hb у крові з обліком відо-
мого номінального усередненого коефіцієнта
кровонаповнення).
Таким чином, у всіх перерахованих на-
прямках присутня задача "вимір концентрації
Hb у біотканині". Найбільш зручним спосо-
бом таких вимірів є опромінення біотканини
(зондування) оптичним випромінюванням і
вимір згасання зондуючого сигналу в прос-
торовому оптичному дифузійному каналі
(ПОДК), що виникає у біотканині. За вели-
чиною цього згасання може бути здійснена
інтерпретація концентрації Hb [1].
Можливі два типи схем формування
ПОДК: заснований на проходженні випро-
мінювання через орган, який тестується, або
заснований на аналізі зворотного дифузно
розсіяного випромінювання. У першій схемі
на проходження аналізується поглинання
випромінювання в таких органах як пальці
або мочки вуха. Недолік схеми – сильна за-
лежність кровонаповнення від температури,
психічного стану пацієнта, залежність форми
А.О. МЕРЖВИНСЬКИЙ, І.А. ЧАЙКОВСЬКИЙ, П.А. МЕРЖВИНСЬКИЙ
Комп’ютерні засоби, мережі та системи. 2015, № 14 76
каналу від товщини тестованого органа. Аналіз же зворотного дифузно розсія-
ного потоку дозволяє діагностувати поверхневі шари будь-якого органу. Існу-
ють конструкції сенсорів, що працюють на відбиття [1–3] і засновані на форму-
ванні світловодом пучка перпендикулярного поверхні шкіри і прийманні зворо-
тного випромінювання фотоприймальним вікном, з'єднаним з детектором ви-
промінювання світловодом (різного ступеня спрямованості).
При класифікації структури оптичних сенсорів за геометричною ознакою
можливо виділити клас, який у рамках даної статті може бути визначений як
клас сенсорів з перпендикулярним опроміненням. Розглянемо недоліки таких
сенсорів і можливості їх усунення застосуванням гостроспрямованих опромі-
нювачів і фотоприймачів. Створені на їхній основі сенсори віднесемо до класу
сенсорів з «похилим» опроміненням.
Недоліки існуючих сенсорів неінвазивної гемометрії. Відомо спосіб для
неінвазивного аналізу компонент крові людини згідно патенту [2]. Особливими
рисами цього способу є направлене опромінювання областей шкіри (зондуван-
ня) монохроматичними випромінюваннями з довжинами хвиль λ1= 523±7 нм,
λ2= 850±50 нм світловодом і формування вихідного оптичного сигналу шляхом
направленого прийому зворотно розсіянного випромінювання приймальним сві-
тловодом для послідуючої реєстрації його інтенсивності. Опромінення поверхні
шкіри здійснюється за допомогою світловода, спрямованого перпендикулярно
тестової поверхні і приймання назад розсіяного потоку фотоприймачем, діагра-
ма спрямованості якого також спрямована перпендикулярно поверхні, яка тесту-
ється. Для ослаблення складових неперпендикулярного потоку випромінювання
стінки світловодів спеціальної форми покривають поглинаючим покриттям [2].
При цьому в біооб’єкті формується ПОДК, що нагадує за формою банан
([1] рис. 2.12, 2.24), який охоплює всі поверхневі шари шкіри, включаючи підш-
кірну жирову клітковину. Серед недоліків цього способу можна вказати наступ-
ні:
• знижений коефіцієнт передачі зондувального випромінювання просторо-
вим каналом. Це викликане тим, що з урахуванням імовірнісного механізму ро-
зсіювання, фотони конуса випромінювання, що досягають підшкірної жирової
клітковини в районі оптичної осі опромінювача мають значно меншу ймовір-
ність попадання у фотоприймальне вікно, ніж у випадку розташування конуса
колімованого випромінювання, наприклад, під фотоприймальним вікном;
• мала інформативність потоку фотонів, що розсіюється підшкірною жи-
ровою клітковиною. Це пов'язане з тим, що підшкірна клітковина містить не-
значну кількість кровоносних судин, тому зміни загасання випромінювакння,
яке пройшло через них, залежно від концентрації гемоглобіну незначні;
Відомі оптичні зонди відбиття/зворотного розсіювання фірми Ocean Optіcs
зонди R200-7, R400-7 і R600-7 [3], які мають оптичний вхід для уводу зондую-
чого випромінювання, оптичний вихід для опромінювання біотканини, оптич-
ний вхід для уводу зворотно розсіяних фотонів, оптичний вихід, який формує
вихідний оптичний сигнал сенсора. Оптичний зонд містить оптичний кабель у
вигляді семи щільно впакованих у полімерну оболонку оптичних волокон одна-
РОЗРОБКА МЕТОДИК ТА ТЕХНІЧНИХ ЗАСОБІВ …
Комп’ютерні засоби, мережі та системи. 2015, № 14 77
кового діаметра (шість освітлювальних волокон розташованих навколо одного
зчитувального на відстані l). Один кінець оптичного кабелю (зондувальний) ук-
ладений у циліндричний наконечник діаметром 6,4 мм, а інший кінець розділе-
ний на два кабелі – освітлювальний, сформований із шести освітлювальних оп-
товолокон і зчитувальний, сформований на основі одного оптоволокна. Опто-
волокна кварцеві, їх діаметри виконуються 200, 400 або 600 мкм. Недоліками
такого зонда є:
• неможливість руками оператора (наприклад, медсестри) утримувати ві-
зуально строго перпендикулярний напрямок одночасно у поздовжній і попереч-
ній площині (в інтервал часу зондування). При відхиленні кута від перпендику-
лярного змінюється форма ПОДК і відбуваються відповідні викривлення вимі-
рів внаслідок зміни коефіцієнта передачі каналу;
• складність фіксації положення зонда стосовно об'єкта, який тестується,
внаслідок збільшеного перекидаючого моменту, що створюється кабелем;
• фіксована відстань між вікнами випромінюючого та приймального опто-
волокон, обмежує область застосування;
• наведення атмосферних та промислових завад через влучення потоку від
зовнішніх джерел випромінювання в фотоприймач внаслідок малого діаметра
зонда (порівняного з довжиною пробігу зондувальних фотонів у шкірі).
Фізичні процеси та концепції зондування шкіри. Особливості полімер-
них оптоволокон для побудови кутових сенсорів. Розповсюджені полімерні оп-
товолокна з характерним розміром 1 мм, широко використовуються для побудо-
ви локальних систем зв'язку, зручні й для побудови сенсорів для діагностики
шкіри. Вони досить гнучкі, дешеві, добре обробляються і формуються [4]. Сто-
совно до побудови вимірювального каналу сенсора оптоволокна характеризу-
ються високою стабільністю розмірів перетину оптоволокна внаслідок техноло-
гії його виготовлення (протягання через калібрований отвір).
Спрощена модель шкіри та кровоносних судин у дермі. Шкіра людини
складається з шарів, кожний з яких характеризується складною анатомічною
структурою. Фізичні процеси при зондуванні шкіри відомі. Для аналізу викори-
стовують багатошарові моделі. У нашому випадку достатньо 3-шарової анато-
мічної моделі шкіри: епідерміс, що не містить кровоносних судин; дерма, під-
шари якої містять від 0,04 до 0,3 об'ємних часток крові; підшкірний жировий
шар, який вміщує до 0,05 об'ємних часток крові (рис. 1).
Концепція побудови торцевого сенсора для вимірювання гемоглобіна з пок-
ращеними характеристиками. Завданням конструювання оптичного сенсора для
виміру гемоглобіну в нашому випадку є:
- розробка способу похилого зондування на основі спрямованих світловодів,
- розробка конструкції сенсора з поліпшеними оптичними і біологічними
характеристиками за рахунок формування в біооб’єкті структури ПОДК, адеква-
тній анатомічній структурі шкіри;
- розробка конструкції сенсора у вигляді П-образної виносної головки, що
поліпшує повторюваність вимірів гемоглобіну.
А.О. МЕРЖВИНСЬКИЙ, І.А. ЧАЙКОВСЬКИЙ, П.А. МЕРЖВИНСЬКИЙ
Комп’ютерні засоби, мережі та системи. 2015, № 14 78
а б
РИС. 1. а – спрощена анатомічна структура поверхневого шару біотканини і б – спрощена
оптична модель, яка відображає розташування кровеносних судин в біотканині
На рис. 2 показані взаємне розташування оптоволокон опромінювача 1 і
фотоприймача 2, форма розсіяних потоків приймальним оптоволокном на прик-
ладі шкіри людини. Шкіра
представлена трьома ша-
рами: епідерміса 3, дерми 4
і підшару клітковини 5. На
рис. 2–4 також показані по-
значки: ХОУ, УОZ, XOZ –
поперечна, поздовжня гори-
зонтальна площини; α – кут;
d – діаметр оптоволокна;
l – відстані між торцями оп-
товолокон; О – центр розсі-
ювання.
РИС. 2. Розташування світловодів опромінювача і приймача в удосконаленому сенсорі
Потужність Р0 з випромінювача надходить у біооб’єкт, в якому виникає пе-
вне світлове випромінювання у вигляді колімованого пучка фотонів [5]. Вто-
ринні фотони, випромінювані збудженими біомолекулами, утворюють вторин-
ний потік випромінювання, що розсіюється у тілесний кут 4π і збуджує інші
молекули біотанини і т. д. Частина цього випромінювання розсіюється в біо-
об’єкті та виходить з нього назовні у вигляді зворотно розсіяного потоку світла
[1]. Одночасно здійснюється формування приймальним світловодом 2 вихідних
оптичних сигналів Рor i Pom . У роботі [6] наводяться експериментальні дані, які
Дерма
Підшкірна клітковина
Епідерміс
Фотоприймач Опромінювач
Х
Y
Z
Епідерміс 3
Дерма 4
Підшар кліт-
ковини 5
1
2
6
Роr, Роm Рirr, Рim
О
α
0,06 мм Епідерміс
Дерма
Кровеносна
судина
0,6 мм
РОЗРОБКА МЕТОДИК ТА ТЕХНІЧНИХ ЗАСОБІВ …
Комп’ютерні засоби, мережі та системи. 2015, № 14 79
підтверджують істотне збільшення потужності на вході фотоприймача при фік-
сації оптоволокон під кутом α , як на рис. 2.
Особливості поширення спрямованих і розсіяних потоків випроміню-
вання в біотканині. Інтенсивність розсіяних назад шкірою потоку фотонів і
поступившого на вхід фотоприймача гемометра можна визначити як
N = ξT*Р0*exp (K*C) + N0, (1)
де ξ – чутливість фотоприймача відлік/нВт, Т – коефіцієнт послаблення випро-
мінювання в ПДОК, який визначається коефіцієнтом ослаблення біооб’єкта без
Hb, Р0 – потужність зондувального випромінювання на виході випромінювача,
К – коефіцієнт загасання, який визначається властивостями Hb і особливостями
геометрії ПОДК, С – концентрація Hb у біотканині, N0 – початковий рівень по-
току, що надходить у фотоприймач через шунтувальний канал, наприклад, епі-
дерміс, у гіпотетичному випадку нескінченної концентрації гемоглобіну.
Виходячи з експериментальних даних про збільшення рівнів сигналів при
похилому зондуванні [6], особливостей імовірнісного процесу розсіяння фотонів
у біотканині, як мутному середовищу з перевагою розсіювання "уперед" [5] роз-
глянемо особливості формування теоретичних значень вихідного сигналу для
деяких геометрій волоконно-оптичних сенсорів.
1. Гіпотетичний випадок розташування вікон опромінювача і фотоприймача
в одній точці. Назад відбитий сигнал формується відповідно з виразом (1). Кое-
фіцієнт Т визначається коефіцієнтом розсіювання біотканини. Коефіцієнт К –
поглинаючими властивостями гемоглобіну і діаметром кровоносної судини. Nш
– відлік рівня шумів. На рис. 3 крива 1 – це теоретична залежність відліків від
РИС. 3. Залежність відліків концентрації гемоглобіну для різної геометрії ПОДК: 1 – розта-
шування опромінювача й фотоприймача в одній точці, 2 (3) – віддалене (похиле) ро-
зташування рознесених спрямованих опромінювача й фотоприймача
СHbмin СHbмax
N3мin
N3мax
+Dw
-Dw
DC
N2мax
N2мin
N1мax
N1мin
Nш
0
С
1
Nadcмax
3
2
2'
А.О. МЕРЖВИНСЬКИЙ, І.А. ЧАЙКОВСЬКИЙ, П.А. МЕРЖВИНСЬКИЙ
Комп’ютерні засоби, мережі та системи. 2015, № 14 80
концентрації Нb, де N1max – відлік Hb -метра при мінімальній концентрації CHbmіn;
N1mіn – відлік Нb -метра при максимальної концентрації CHb max.
Відзначимо, що виходячи з моделі, описуваної виразом (1) сигнал:
- зменшується при збільшенні концентрації Hb;
- при збільшенні кровонаповнення збільшується еквівалентний діаметр кро-
воносної посудини й при тій же концентрації Hb сигнал зменшується;
- у випадку моделі товстого епідерміса має місце зсув еквівалентної крово-
носної судини від поверхні.
2. Випадок світловодів опромінювача і фотоприймача, розташованих дале-
ко один від одного і зафіксованих перпендикулярно поверхні органу. Внаслідок
вилученого розташування вікон випромінювача і фотоприймача коефіцієнт пос-
лаблення Т росте, сигнал слабшає і може стати рівним шуму Nш. У такий спосіб
при віддаленні вікон опромінювача і фотоприймача сигнал зменшується при
довільних концентраціях внаслідок зменшення коефіцієнта Т, що залежить від
довжини каналу. Залежність відображена кривою 2.
При наближенні вікон випромінювача і фотоприймача до лінії ОZ крива 2
повинна збігтися з кривою 1. При досить товстому епідермісі або повітряному
зазорі між шкірою й сенсором може мати місце збільшення потужності, що пос-
тупає у фотоприймач як при малій, так і великій концентрації Hb. Це можна по-
яснити утворенням шунтуючого оптичного каналу, який збільшує потужність,
що поступає у фотоприймач. Теоретична залежність відліків від концентрації
Hb у цьому випадку дає крива 2'. де N2max та N2mіn – відліки Hb -метра при міні-
мальній C Hbmіn та максимальній C Hbmax концентраціях.
3. Випадок похилої орієнтації світловодів передавача і фотоприймача (під
кутом до поверхні органа, який тестується). У цьому випадку фотони колімова-
ного пучка рухаючись до області максимальної активації мають значно менше
число зіткнень, тому потужність дифузного розсіювання, що надходить із точки
максимальної щільності розсіювання у фотоприймальне вікно буде вище порів-
няно з випадком перпендикулярного опромінення при довільних концентраціях
гемоглобіну. Зростає перепад між максимальним і мінімальним рівнями потуж-
ності (крива 3). При відході потужності випромінювачів від номінальної на ве-
личину Dw, на цю же величину крива 3 зміщається вгору або вниз, що повинне
бути враховане при виборі діапазону оброблюваних сигналів АЦП.
З урахуванням проведеного аналізу процесів розсіювання і поглинання фо-
тонів у ПОДК очевидно, що критеріями оцінки обраної геометрії сенсора є кое-
фіцієнт передачі ПОДК. Він визначає вимоги до потужності зондувального ви-
промінювання, а різниця рівнів сигналів при мінімальній і максимальній конце-
нтрації гемоглобіну при заданому рівні шумів визначає вимоги до точності ви-
мірювального тракту.
Конструкторські рішення і використання торцевого оптоволоконного
сенсора. Конструювання сенсора з підвищеним коефіцієнтом передачі та точні-
стю вимірювань проводилося виходячи з наступних положень:
РОЗРОБКА МЕТОДИК ТА ТЕХНІЧНИХ ЗАСОБІВ …
Комп’ютерні засоби, мережі та системи. 2015, № 14 81
• застосування як випромінюючі і приймальні світловоди оптоволокон,
що мають прийнятні характеристики спрямованості, дозволяє легко змінювати
основні геометричні параметри сенсора;
• довжина хвилі зондувального випромінювання і відстань між опроміню-
вачем і фотоприймальним вікнами сенсора повинні враховувати анатомічні і
оптичні характеристики шкіри обраного для вимірів органа;
• повторюваність вимірів визначається, зокрема, повторюваністю фіксації
положення сенсора щодо поверхні шкіри і, відповідно, структури формованого
ПОДК;
• обрані кути опромінення й приймання розсіяних назад сигналів повинні
фіксуватися щодо поверхні шкіри органа, який тестується, таким чином, щоб
центр розсіювання колімованого пучка фотонів від передавального світловоду
лежав у межах шару з максимальною концентрацією Hb, а напрямок максимуму
діаграми спрямованості приймального світловоду по можливості збігався з на-
прямком на центр розсіювання фотонів.
Розроблений з урахуванням цих положень волоконно-оптичний сенсор ви-
міру концентрації гемоглобіну має П-образну форму і складається з:
• П-подібного корпусу волоконно-оптичного сенсора 1;
• розміщеного в корпусі 1 волоконно-оптичного кабелю;
• П-подібної кришки корпуса 10 з порожниною одножильної петлі 11;
• змінної оптично непрозорої діафрагми (рис. 4), що містить два розта-
шовані в поперечній площині під кутом α наскрізні отвори 7 і 8, віддалені в
площині торця діафрагми 6 (рис. 2) на відстань l. Кожне з них складається з ве-
ликих отворів 9 і 10 фіксації захисної оболонки гнучкого кабелю і, відповідно,
колімованого потоку фотонів від опромінювача, який розширюється та перехо-
дить у сферу розсіювання, і кута направленості прийому зворотного випроміню-
вання, і аксіально розташованих отворами 9 і 10 малих отворів 7 і 8 фіксації
оптоволокон 1 і 2 (рис. 3). Причому вісі отворів у поздовжній площині розташо-
вані перпендикулярно горизонтальної площини.
РИС. 4. Конструкція діафрагми
l
7
8
D> (4–6) µt
10 9
А.О. МЕРЖВИНСЬКИЙ, І.А. ЧАЙКОВСЬКИЙ, П.А. МЕРЖВИНСЬКИЙ
Комп’ютерні засоби, мережі та системи. 2015, № 14 82
Використання пристрою показано на рис. 5, де цифрами позначені: 6 – фік-
суюча діафрагма, 11 – передпліччя, 12 – перша стійка, 13 – полка головки, 14 –
друга стійка, 15 – оптоволоконний кабель.
РИС. 5. Розташування сенсора при вимірюванні гемоглобіну на передпліччі
Фотометричний спосіб неінвазивного вимірювання концентрації гемоглобі-
ну полягає у послідовному опроміненні оптоволокном 1 шкіри органа 11 напра-
вленими вимірювальним Pim і референтним Pir потоками фотонів під визначеним
кутом α відносно поверхні органу.
Робота волоконно-оптичного сенсора (рис. 4 і 5) складається з двох етапів:
• контактування оператором діафрагми 6 сенсора з поверхнею шкіри тес-
тованого органа 11;
• опромінення світловодом 1 шкіри тестуємого органа 11 референтним Pir і
вимірювальним Рim потоками фотонів і одночасне формування світловодом 9
вихідних оптичних сигналів Por і Pom.
На етапі контактування головки виконується такий порядок дій:
• вибір ділянки органа для тестування;
• утримуючи двома пальцями головку за середину сенсора торкнутися
шкіри торцем другої стійки 14 сенсора;
• легким натисканням на середину сенсора проводиться легке торкання
шкіри торцем першої стійки (діафрагмою 6).
На етапі опромінення шкіри тестованого органу (наприклад, передпліччя)
після фіксації торця виносної головки двома джерелами випромінювання послі-
довно у два такти здійснюється спрямоване опромінення вимірюваного органа
11. У першому такті опромінення проводиться потужністю Ріr на референтнiй
довжині хвилі λr (наприклад, 850 нм), оптичне загасання якої не залежить від
концентрації гемоглобіну. У другому такті опромінення проводиться потужні-
стю Ріm, на вимірювальній довжині хвилі λm (наприклад, 523 нм), оптичне зага-
сання якої залежить від концентрації гемоглобіну в дермі 4.
Х
Y
Z
12
13
14
6
15
11
РОЗРОБКА МЕТОДИК ТА ТЕХНІЧНИХ ЗАСОБІВ …
Комп’ютерні засоби, мережі та системи. 2015, № 14 83
Інтерпретація концентрації гемоглобіну Hb за значеннями вихідних сигна-
лів у найпростішому випадку зводиться до обчислення лінійної залежності
[1, стр. 97, формула 2.18]:
СHb = a*lnX –b, (2)
де а і b – коефіцієнти, що залежать від конкретних конструктивних розв'язків
випромінювача сенсора, фотоприймача i усереднених характеристик біоткани-
ни; Х = Роr/Pom – відношення вихідних референтного і вимірювального рівнів
сигналів (у разах).
Експериментальна частина. Для перевірки теоретичних висновків до ра-
ніше розробленого гемометра була виготовлена виносна оптична голівка (рис. 6)
з сенсором на основі розташованих під кутом ≈20о оптоволокон. Складається з
корпуса волоконно-оптичного сенсора, двожильного оптичного кабелю і опти-
чних роз’єднувачів для підключення до гемометра. Проводилися виміри зі зви-
чайною голівкою, у корпусі якої розміщений попередній підсилювач (тип 1, з
перпендикулярним опромінюванням, l = 2,5 мм, фотодіод 2,3 х 2,3 мм), і голів-
кою без підсилювача (тип 2, з похилим опромінюванням, l = 1мм, приймаюче
оптоволокно Ø 1 мм), з якої прийнятий сигнал за допомогою обладнання, що
центрує, надходив у фотоприймальне вікно. За допомогою підключеного до
комп'ютера гемометра вимірявся рівень відбитих сигналів від долоні та від що-
ки. Результати вимірів зведено у таблиці. З таблиці випливає, що інтенсивність
зворотно розсіяного випромінювання, яке сприймається фотоприймальним вік-
ном торцевого сенсора з передавальним і приймальним оптоволокнами, одного
порядку з інтенсивністю від cенсора із вбудованим фотодіодом. Таким чином,
обидві конструкції можуть бути використані в складі гемометра.
РИС. 6. Вигляд оптичної голівки з оптичним кабелем
А.О. МЕРЖВИНСЬКИЙ, І.А. ЧАЙКОВСЬКИЙ, П.А. МЕРЖВИНСЬКИЙ
Комп’ютерні засоби, мережі та системи. 2015, № 14 84
ТАБЛИЦЯ. Залежності рівнів зеленого сигналу для головок
із прямим і похилим опроміненням
З викладеного розгляду і експеримен-
ту випливає, що застосування в сенсорі
оптоволокон дозволяє:
- направити зондувальне випроміню-
вання в область дерми, у якій розсіювання
фотонів найбільше ефективно сприйма-
ється приймальним каналом і дозволяє
побільшати коефіцієнт передачі ПОДК;
- зафіксувати приймальний світловод таким чином, щоб максимум діаграми
спрямованості був спрямований в область дерми, у якій щільність фотонів, що
дифузно розсіюються в напрямку фотоприймального вікна, була максимальною;
- поліпшити інформативність ПОДК завдяки його формуванню в області де-
рми, яка характеризується максимальним локальним кровонаповненням.
Висновки. Відносно мала площа фотоприймального вікна тонкого оптово-
локонного світловода в порівнянні із активною площею фотодіода інтегрованих
фотоприймачів, наприклад ОРТ101, ОРТ301 приводить до зменшення прийня-
тої потужності дифузно відбитого випромінювання. Однак експеримент пока-
зав, що застосування для зондування біотканини спрямованих світловодів, зок-
рема, оптоволокон, які розташовані під деяким кутом до поверхні біотканини
дозволяє у вимірювальному каналі реалізувати цілком задовільний енергетич-
ний баланс. Водночас відсутність електричних проводів у виносної голівки не
тільки зменшує її вагу і спрощує конструкцію, але й знімає вимоги до електри-
чної ізоляції схем з погляду техніки безпеки діагностичних приладів через вели-
чезний омічний опір оптоволокна виносного сенсора. Найважливішою перева-
гою похилого способу опромінення і застосування оптоволокон при діагностиці
гемоглобіну в шарах шкіри є підвищення інформативності та рівня вихідного
потоку фотонів, що потенційно дозволяють підвищити точність виміру конце-
нтрації гемоглобіну в порівнянні зі способом "прямого" опромінення.
1. Войтович І.Д., Корсунський В.М. Інтелектуальні сенсори. – К.: Ін-т кібернетики ім. В.М.
Глушкова НАНУ, 2007. – 513 с.
2. Патент Російської Федерації RU 2234853.
3. Оптические зонды отражения обратного рассеяния. Електронний ресурс – режим досту-
пу http://oceanoptics.ru/probes.html
4. Полимерные оптические волокна Електронний ресурс – режим доступу polymerbranch.
com›…/…/magazineclause.pdf
5. Пушкарева А.Е. Методы математического моделирования в оптике биоткани. Учеб-
ное пособие. СПб: СПбГУ ИТМО, 2008. – 103 с.
6. Мержвинський А.О. Дослідження характеристик агрегату «оптосенсор-біотканина» //
Біологічна і медична інформатика та кібернетика (БМІК-2015): Матеріали щорічної нау-
ково-технічної школи-семінару, 2015. – C. 12 – 16.
Одержано 29.09.2015
Тестовий
орган
Рівень зеленого
сигналу, відліків
Долоня Щока Тип головки
Тип 1 21800 18220
Тип 2 15800 13300
http://www.polymerbranch.com/0ff39bbbf981ac0151d340c9aa40e63e/e189df3698124febd9ffd29cb8dd38c4/magazineclause.pdf
http://www.polymerbranch.com/
http://www.polymerbranch.com/0ff39bbbf981ac0151d340c9aa40e63e/e189df3698124febd9ffd29cb8dd38c4/magazineclause.pdf
http://www.polymerbranch.com/0ff39bbbf981ac0151d340c9aa40e63e/e189df3698124febd9ffd29cb8dd38c4/magazineclause.pdf
РОЗРОБКА МЕТОДИК ТА ТЕХНІЧНИХ ЗАСОБІВ …
Комп’ютерні засоби, мережі та системи. 2015, № 14 85
удк 535.016
|