Изобретение относится к медицинской технике и может быть использовано для неинвазивного определения содержания билирубина в крови пациентов, преимущественно новорожденных.
Наиболее близким к изобретению является медицинский прибор для определения желтухи [1], в котором путем фотометрирования подкожных тканей определяется показатель, характеризующий содержание в них билирубина, по значению показателя судят о содержании билирубина в крови.
Известное устройство содержит источник света, спектр излучения которого содержит по крайней мере две различные длины волны; световод для передачи света к кожным тканям пациента; световод для приема света, прошедшего через ткани пациента, схему фотоэлектрического преобразования, преобразующую принятое излучение указанных длин волн в электрические сигналы; схему обработки электрических сигналов, формирующую сигнал о содержании билирубина. Работа известного устройства основана на использовании модели
где
b1 , b2 - коэффициенты поглощения света билирубином на длинах волн λ1, λ2, [м2/кг];
db - эквивалентая длина оптического пути поглощения света билирубином, [м];
Kb - содержание билирубина в подкожной ткани, [кг/м3];
E1, E2 - значения ослабления интенсивности света на длинах волн соответственно λ1, λ2;
при этом величины E1, E2 определяются соотношениями
где
I1, I2 - значения интенсивности излучения, подводимого к тканям, на длинах волн соответственно λ1, λ2 , [Вт/м2];
значения интенсивности излучения на длинах волн соответственно λ1, λ2 после прохождения излучения через ткани, [Вт/м2].
Практика применения известного устройства показала, что точность определения содержания билирубина этим устройством в ряде случаев не удовлетворяет требованиям медицинской практики.
Настоящее изобретение направлено на достижение результата, заключающегося в повышении точности определения содержания билирубина.
Сущность изобретения заключается в следующем. В результате исследований установлено, что более точно модель процесса поглощения света билирубином, содержащимся в подожных тканях, описывается выражением
Из этого выражения следует, что логарифм отношения величины E2 и E1, являющийся измеряемой в устройстве величиной, пропорционален не значению содержания билирубина, а корню степени n (n = 1,7 - 2,2) из этого значения, что связано с особенностями поглощения света в кожных тканях. Следовательно, для более точного определения содержания билирубина должно быть реализовано степенное преобразование указанного логарифма отношения.
Повышение точности определения содержания билирубина достигается тем, что в известном устройстве, содержащем источник света, в спектре излучения которого присутствуют по крайней мере две различные длины волны λ1 и λ2, световод для подвода света к кожным тканям пациента, световод для приема света, прошедшего через кожные ткани пациента, схему преобразования интенсивности принятого излучения длин волн λ1, λ2 в первый и второй электрические сигналы, схему обработки электрических сигналов и формирования сигнала о содержании билирубина, согласно изобретению схема обработки электрических сигналов выполнена с возможностью формирования ее выходного сигнала, значение Cb которого связано со значениями U1, U2 первого и второго ее входных электрических сигналов соотношением:
где
k - коэффициент пропорциональности;
n - постоянный показатель, значение которого лежит в пределах 1,7 - 2,2, размерность U1, U2 - [A] или [B].
Целесообразно, чтобы источник света был выполнен импульсным, а схема обработки электрических сигналов содержала первый и второй интеграторы, выходы которых соединены со входами схемы вычитания, выход которой через компаратор подключен к преобразователю длительности импульса в код, выполненному с возможностью преобразования в соответствии с соотношением:
Cв= m•ΔT2, (5)
где
Cb -значение выходного кода преобразователя;
ΔT - длительность импульса на входе преобразователя, [C];
m - коэффициент пропорциональности, [1/С2].
На фиг. 1 представлена структурная схема устройства, иллюстрирующая одно из возможных выполнений изобретения; на фиг. 2 - временные диаграммы, иллюстрирующие работу схемы обработки электрических сигналов; на фиг. 3 - одно из возможных выполнений схемы обработки электрических сигналов; на фиг. 4 - одно из возможных выполнений генератора линейно меняющейся частоты, входящего в состав преобразователя длительности импульса в код.
Устройство содержит источник 1 света, световод 2 для подвода света к кожным тканям пациента, световод 3 для приема света, прошедшего через кожные ткани, схему 4 преобразования интенсивности принятого излучения в электрические сигналы, схему 7 обработки электрических сигналов. Схема 4 преобразования может содержать интерференционные оптические фильтры 5.1, 5.2, выделяющие излучение длин волн соответственно λ1 и λ2, и фотоэлектрические преобразователи 6.1, 6.2, преобразующие интенсивности излучения этих длин волн в электрические сигналы. Источник 1 света может быть непрерывным, в этом случае может быть использовано выполнение схемы обработки, показанное на фиг. 4 описания к патенту [1], в котором, кроме того, индикатор должен иметь квадратичную шкалу.
Более целесообразно из соображений уменьшения энергопотребления использовать импульсный источник 1 света, например, на основе ксеноновой лампы-вспышки, как показано на фиг. 10 описания к патенту [1], при этом предпочтительно использовать выполнение схемы 7 обработки, показанное на фиг. 3; однако может быть использовано и выполнение схемы обработки, показанное на фиг. 8 описания к патенту [1], но с учетом того, что показания индикатора необходимо дополнительно возводить в квадрат.
Схема 7 обработки (фиг. 3) содержит интеграторы 8,9, выходы которых подключены ко входам схемы 10 вычитания, выход которой через компаратор 11 подключен к преобразователю 12 длительности импульса в код. Интегрирующие усилители 8,9 выполнены на основе операционных усилителей с обратной связью, образованной параллельным соединением емкости C и резистора R. Схема 10 вычитания может быть выполнена на основе резистора. Компаратор 11 выполнен на основе усилителя с частотно-зависимой цепью обратной связи для устранения влияния дрейфа нулевого уровня входного сигнала. Преобразователь 12 содержит генератор 13 линейно меняющейся частоты, счетчик 14, дешифратор 15 и индикатор 16. Одно из возможных выполнений генератора 13 показано на фиг. 4.
Устройство работает следующим образом. При приведении устройства в контакт с кожей пациента срабатывает источник света, свет от которого через световод 2 подводится к участку кожной поверхности (фиг. 1). Свет, содержащий в своем спектре составляющие λ1, λ2 (длины волны должны быть выбраны такими, чтобы коэффициенты поглощения света гемоглобином на этих длинах волн были равны, например, λ1= 460 нм, λ2= 550 нм, при этом обеспечивается минимизация влияния гемоглобина, являющегося мешающим фактором, на результат измерения), после прохождения через эпидермальную и истинную кожные ткани достигает подкожной жировой клетчатки, содержащей у новорожденных большое количество билирубина, а его содержание в подкожной жировой клетчатке связано с его содержанием в крови. После прохождения через подкожные ткани спектрально преобразованный свет, несущий информацию о содержании билирубина, проходит через кожную ткань в обратном направлении и через световод 5 поступает на схему 4 преобразования, в которой выделяются составляющие излучения λ1, λ2, с помощью фильтров 5.1, 5.2, затем выделенные составляющие преобразуются в электрические сигналы фотопреобразователями 6.1, 6.2 (например, фотодиодами). Электрические сигналы U1, U2, соответствующие длинам волн λ1, λ2, обрабатываются в схеме 7 обработки.
Рассмотрим подробно работу предпочтительного варианта устройства, в котором использованы импульсный источник 1 света и схема 7 обработки согласно фиг. 1, 2, 3, 4. Электрические сигналы U1, U2 в течение времени to действия светового импульса интегрируются интеграторами 8,9, при этом интеграторы заряжаются до напряжений U01, U02, пропорциональных значениям U1, U2. Коэффициенты A1, A2 преобразования фотоэлектрических преобразователей 6.1, 6.2 выбраны такими, чтобы выполнялось соотношение
A1 • I1 = A2 • I2.
В этом случае получим
Таким образом, для определения значения содержания билирубина необходимо определить значение квадрата логарифма отношения напряжений на емкостях интеграторов по окончании светового импульса:
Для определения значения указанного логарифма выходные сигналы интеграторов 8,9 сначала подаются на схему 10 вычитания, разностный сигнал с выхода которой (фиг. 2 б) подается на компаратор 11, с помощью которого формируется импульс (фиг. 2 в), длительность t' которого равна интервалу времени, в течение которого разность выходных сигналов интеграторов положительна. Значение длительности t' однозначно связано со значением указанного логарифма отношения. Действительно, после окончания светового импульса интеграторы 8,9 разряжаются, при этом их выходные сигналы описываются выражениями
где
значения постоянных времени разряда, выбранные так, чтобы разряд емкостей интеграторов происходил за интервалы времени, многократно превышающие длительность to светового импульса, т.е. чтобы выполнялись условия:
При этом должно также выполняться условие 
(например 
) В момент времени t' выполняется условие
После преобразования получим
Прологарифмировав правую и левую части с учетом того, что to << t', а также того, что 
получим
Поскольку 
имеет фиксированное значение, окончательно получим
Следовательно, значение содержания билирубина однозначно определяется значением квадрата интервала времени t'. Квадратичное преобразование осуществляется преобразователем 12 длительности импульса в код: импульс с выхода компаратора 11 разрешает работу генератора 13, импульсы с выхода генератора 13 подсчитываются счетчиком 14 и полученный код через дешифратор 15 поступает на индикатор 16. Вместо генератора 13 может быть использован генератор импульсов постоянной частоты, однако при этом в качестве дешифратора 15 необходимо использовать функциональный (квадратичный) преобразователь, например, на основе ПЗУ [2].
Более предпочтительно использовать в преобразователе 12 генератор, частота выходных импульсов которого линейно меняется во времени. Пример выполнения такого генератора приведен на фиг. 4. Поскольку частота генератора 13 линейно растет в интервале времени, в течение которого разрешена работа генератора, то число импульсов, записанное в счетчике 14 по окончании указанного интервала времени, будет пропорционально квадрату длительности временного интервала, т.е. выходной код преобразователя 12 будет определяться выражением
Cв= m•ΔT2, (13)
где
Cb - значение выходного кода;
ΔT - - длительность импульса на выходе преобразователя;
m - коэффициент пропорциональности.
Таким образом, выходной код преобразователя 12 однозначно определяет искомую величину - содержание билирубина.
Экспериментальные исследования опытного образца предложенного устройства, проведенные на статистически представительных группах пациентов, показали, что коэффициент корреляции между показаниями предложенного прибора и значениями содержания билирубина в крови, которые определялись путем лабораторного анализа проб крови, составляет не менее 0,95. Для известного прибора указанный коэффициент корреляции не превышает 0,93. Указанное различие в значениях коэффициентов корреляции имеет статистически значимый характер, в силу чего использование предложенного устройства при тотальном скрининге новорожденных позволяет существенно сократить число пациентов, относимых к группе риска и подвергаемых затем лабораторному анализу на билирубин путем взятия проб крови.
1. Патент США N 4267844, кл. A 61 B 5/00, 1981.
2. Титце У. Шенк К. Полупроводниковая схемотехника. М.: Мир, 1982.
Изобретение относится к медицинской технике и может быть использовано для неинвазивного определения содержания билирубина в крови пациентов, преимущественно новорожденных. Устройство содержит источник 1 света, световод 2 для подвода света к кожным тканям пациента, световод 3 для приема света, прошедшего через кожные ткани пациента, схему 4 преобразования интенсивности оптического излучения в электрические сигналы и схему 7 обработки электрических сигналов, формирующую сигнал о содержании билирубина. Выполнение схемы 7 обработки позволяет повысить точность устройства. 1 з.п.ф-лы, 4 ил.
Cв = K(lnU2/U1)n,
где C - значение выходного сигнала схемы обработки электрических сигналов и формирования сигнала о содержании билирубина;
K - коэффициент пропорциональности;
U1, U2 - значения соответственно первого и второго электрических сигналов;
n - постоянный показатель, значение которого лежит в пределах 1,7 - 2,2.
Cв= mΔT2,
где Cв - значение выходного кода преобразователя; ΔT - длительность импульса на входе преобразователя; m - коэффициент пропорциональности.
| US Патент 4267844, A 61 B 5/00, 1981. |
