СПОСОБ НЕИНВАЗИВНОГО ОПРЕДЕЛЕНИЯ СОДЕРЖАНИЯ ЛИПИДОВ У ЧЕЛОВЕКА Российский патент 2022 года по МПК A61B5/1455 G01N21/35 

Изобретение относится к неразрушающим методам измерений содержания липидов у человека и может быть использовано в клинических, производственных и бытовых условиях для контроля состояния сердечно-сосудистой системы.

Содержание липидов в организме человека является одним из важнейших параметров состояния его сердечно-сосудистой системы (ССС) [1].

Контроль содержания липидов у человека - непростая постоянно решаемая техническая задача, в связи с чем имеется обширная литература, в том числе обзорная, например [2, 3], а на рынке большая номенклатура измерительных приборов [4].

В отечественной клинической лабораторной практике используются исключительно разрушающие методы измерений составов липидов. В последние годы, однако, в связи с развитием частной и телемедицины происходит взрывной рост потребности в методах и средствах экспресс-измерений и мониторирования. При этом наиболее развитыми и востребованными являются средства разрушающего контроля. Неинвазивные же способы являются пока предметом разработок [2, 3].

Развиваемые неинвазивные методы можно разделить, условно, на опосредованные и непосредственные.

Среди опосредованных можно выделить ряд наиболее характерных, например: патент РФ 2473307 «… неинвазивное определение концентрации холестерина…» по эмпирической зависимости от кровяного давления, веса и роста человека; корреляция изображения глаза с нормой холестерина - vol. 14 CIC 2016 г. [https://sites.google.com/site/ijcsis/vol-14-cic-2016].

Способы объективного неинвазивного контроля содержания липидов, как правило, являются оптическими [2]. Проведенный нами патентный поиск позволил выявить наиболее типичные варианты оптических способов измерений составов биосреды человека.

В патенте [5], например, используется лазерное освещение для неинвазивной пробы крови в естественных условиях у пациента во множестве инфракрасных длин волн для генерирования опорного сигнала и сигнала данных холестерина. Для этого требуется множество дискретных длин волн - 1620, 1720, 1820, 2200, 2300, 2400, с разрядкой между ними не менее 100 нм, с полосой в каждой - не более 30 нм. В случае, минимум, двух источников, например, 1620 и 1820, измеряется отношение их сигналов и сопоставляется с таким же отношением для эталона.

Использование лазеров, однако, наталкивается на свои проблемы - излишняя локальность и вредность для человека воздействий, проявление нежелательных нелинейных эффектов. И, главное - сколько веществ, столько должно быть вариантов лазеров, что, как хорошо известно, является серьезной технической и коммерческой проблемой. По этим причинам практически все работы в рассматриваемом направлении техники проводятся с использованием широкополосных источников - светодиодов. И, как показывает патентный поиск, практически все варианты практического использования - светодиодные.

Светодиодные оптические методы используются по, принципиально, одинаковой схеме: аналитический (математический) анализ оптических характеристик, например, поглощения, получение рабочей формулы или рабочей программы, измерение соответствующих параметров, вычисления, использование эталонирования. По способам воздействия светом методы в основном сводятся к двум вариантам: отражение от поверхности и приповерхностного слоя объекта 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.

Отражательные способы, например, [6], имеют существенный недостаток -сильное влияние на измерения побочных для крови составляющих кожи и подкожного жирового слоя. К недостаткам также следует отнести низкую точность расчета характеристик переноса излучения и неоднозначность решения обратной задачи вследствие невозможности разделения вкладов рассеяния и поглощения ткани в измеряемый спектр. Необходимо использовать большой объем априорной информации об исследуемой среде. Для корректной оценки поглощающих свойств ткани необходимо располагать информацией об ее рассеивающих свойствах, и наоборот.

Известны патенты на способы неинвазивного контроля веществ в крови просветным способом. Например, способ неинвазивного измерения концентрации оптически активных веществ, находящихся в крови [7]; неинвазивный анализатор состава крови - US 6615064 В1; аппаратура (прибор) для измерения состава крови - US 6829496 B2.

Просветные способы имеют свои недостатки: свет пронизывает всю толщу объекта, взаимодействуя не только с веществами крови, но и других составляющих, значительно усложняя анализ или даже делая его невозможным.

Известен патент РФ 2510506 [8], являющийся наиболее близким к предлагаемому прототипом. В нем решается задача определения комплекса оптических и биофизических параметров в режиме реального времени, повышения точности измерения за счет исключения калибровочных измерений для нормированного спектрально-пространственного профиля коэффициента диффузного отражения ткани и использования априорной информации. Посылку излучения на измеряемый объект в одну или несколько точек от нескольких источников осуществляют на длинах волн из диапазона 350-1600 нм. Оптические и биофизические параметры определяют на основе аналитических выражений, представляющих собой множественные размерные регрессии, которые получают путем измерения или расчета методом Монте-Карло для множества образцов.

Решение имеет следующие существенные для практики недостатки:

1) Необходимые спектральные измерения требуют сложной спектрографической аппаратуры, усложняют процесс и сужают его возможности до лабораторных условий.

2) Необходимость создания множественных регрессий для множества образцов и большого числа параметров - задача не только сложная, если вообще выполнимая, но, главное - связанная с потерей точности определения параметров.

3) Использование множества стандартных световых точечных источников с излучением разных длин волн требует их наличия на рынке, что практически не возможно.

Эти недостатки парируются предлагаемыми в данной заявке решениями благодаря определению оптимального спектрального интервала измерений; вычислению содержания по оптимально найденной характеристической формуле; оптимальному определению контролируемого и эталонного объектов; выбору стандартных источников света с характерными спектральными зависимостями; точным измерениям и вычислениям коэффициентов поглощения объектов благодаря использованию метода относительных величин.

Определение оптимальной спектральной полосы оптических измерений проведено с учетом минимизации числа измеряемых компонент, их взаимной сопоставимости и функциональной простоты спектральных зависимостей величин коэффициента поглощения, что повысило точность совокупных относительных измерений при задании и решении системы математических уравнений метода.

В качестве оптимального для рассматриваемого случая определен спектральный интервал инфракрасного окна воды (рис. 1). В работе [9] подробно изучен этот вариант и установлено, что в этом спектральном диапазоне подавляющая доля поглощения приходится на четыре компонента состава крови воду, протеины, липиды и глюкозу. При этом с учетом того, что глюкоза имеет практически ничтожную массовую долю в составе, можно ее исключить из рассмотрения. Нами проверена спектральная зависимость поглощения крови и воды в выбранном интервале и получено точное совпадение с зависимостями рис. 1, что, отчасти, явилось подтверждением корректности использованного выбора.

В основе метода лежит использование и решение системы трех уравнений, составленных на основе закона Бугера [10] для трехкомпонентной поглощающей среды:

В формулах (1)-(3) обозначены: k - коэффициенты поглощения веществами, с - объемная (весовая) доля каждого вещества в составе трех рассматриваемых. Индексы означают: в - вода, п - протеины, л - липиды. Цифры в индексах обозначают спектральные интервалы на рис. 1: первый (1) - 1750±100 нм; второй (2) - 1450±100 нм.

Формулы (1)-(3) выведены для трехкомпонентной системы с использованием двух источников, соответствующих двум спектральным интервалам рис. 1. Решение этой системы относительно искомой величины с_л найдено при упрощающих условиях, явно вытекающих из сопоставления данных на рис. 1, - k_л2=k_п2=0:

В качестве контролируемого объекта определена мочка уха человека, которая не имеет хряща и кости, близка по структуре к эпителийной ткани, богато снабжена сосудами, имеет очень тонкий кожный покров [11], удобна при измерении для расположения светодиода и приемника по схеме «напросвет», хорошо соответствует одномерной модели измерений - все это делает ее наиболее подходящей для неивазивного контроля параметров крови.

В качестве эталонного объекта определена мочка уха разнополого среднестатистического здорового пациента в возрасте от 20 до 30 лет из тех соображений, что эти данные будут близки к идеальным, и сравнение с ними даст наиболее корректные результаты. Слово «разнополый», в данном случае, определяет необходимым делать различие между мужчиной и женщиной. Репрезентативная (случайная) выборка не менее 20 чел, что дает погрешность не более 5%.

Рабочая формула выводится при условии k_п1≈k_п1 (рис. 1) из формулы (4) для соотношения величин содержания контрольного и эталонного объектов с_л/с_э:

Таким образом, для определения содержания липидов в мочке уха необходимы измерения в спектральной области 1750±100 нм коэффициентов поглощения контролируемого k₁ и эталонного k_1э объектов, воды - k_в1. Относительная простота рабочей формулы обеспечена благодаря оптимальному выбору спектрального интервала и специфике поглощения искомым составом.

Значения коэффициента поглощения к рассчитываются по базовой формуле Бугера [10] и измерениям интенсивности падающего I₀ на объект и поглощенного I_погл в нем света: I_погл=I₀exp(-kL), где: L - толщина объекта. Коэффициент k существенно зависит от длины волны излучения.

Кроме этого поглощения в материале и структуре объекта происходят потери света, обусловленные его рассеянием и отражением, величины которых практически не зависят от длины волны в относительно узком спектральном интервале [10]. Эти потери можно учесть умножением I₀ на коэффициент (потерь) K₀<1.

Обозначив интенсивность вышедшего (измеренного) из объекта света I=(K₀I₀-I_погл)=K₀I₀[1-ехр(-kL)], выводится формула для искомого коэффициента:

Значения коэффициента потерь K₀ в реальном измеряемом объекте можно определить прямым измерением в спектральном интервале, в котором нет поглощения искомыми веществами. Таковым в данном случае является интервал 1300±50 нм (рис. 1). Поэтому требуется еще один источник с излучением в этом спектральном интервале - контрольный (к). Тогда, формула для нахождения K₀:

Толщина объекта L может быть определена путем измерений в спектральном интервале 2, с использованием формул (6) и (7) и с учетом того, что во втором спектральном интервале все поглощение полностью определяется водой (рис. 1):

Описанное таким образом определение толщины объекта L, вопреки прямым геометрическим измерениям, имеет принципиальное значение. Оно дает истинное значение параметра, обусловленное сложным строением и содержанием объекта, что невозможно учесть при геометрическом измерении.

Значения коэффициента поглощения k с учетом всего вышеизложенного определяются по следующей формуле:

где: j - индексы для первого источника: для мочки уха - 1, для эталона - 1э; k_в2 - коэффициент поглощения воды для второго источника; 2 - индекс измеренного выходного из мочки уха сигнала от второго источника; к - индексы измеренных сигналов от контрольного источника; 0 - индекс нулевых (входящих в объект) сигналов.

Все измерения интенсивности излучения, необходимые для определения величин коэффициента поглощения, проводятся в виде измеряемых электрических сигналов в относительных единицах с использованием стандартных светодиодов и фотоприемников.

Опробование способа.

Опробование проведено на группе пациентов разного возраста (табл. 1). За эталон выбран самый молодой пациент - П-5.

Как основные источники и регистраторы света использованы инфракрасные светодиодные и фотоприемное устройства предприятия ООО «АИБИ» (С-Петербург) [12].

Фотодиод PD24-01-PRW применяется для детектирования излучения в среднем инфракрасном спектральном диапазоне от 1.2 мкм до 2.4 мкм при комнатной температуре. Конструкция и структура фотодиода PD24 обеспечивают низкую электрическую емкость и высокое быстродействие.

Светодиод LED17 имеет спектр излучения 1750±100 нм.

Светодиод LED 15 имеет спектр излучения 1500±80 нм.

Светодиод LED13 имеет спектр излучения 1300±50 нм.

Оптопары работают в импульсном режиме с частотой посылок 0.5 кГц при скважности 2.

Были проведены измерения всех параметров и вычислены значения содержания липидов общего холестерина. Данные приведены в таблице 1.

Для наиболее характерных случаев - пациенты П-1 и П-4 проведены измерения в лаборатории системы «ИНВИТРО», результаты которых приведены в таблице 1, в строке с_л, ниже полученного измерениями значения.

Таким образом, результаты опробования показали высокую корректность способа.

Наиболее важными преимуществами заявленного способа являются:

- высокая точность определения и измерений, обусловленные точным соответствием заявленной аналитической формуле, простым и точным определением измеряемых параметров;

- максимальная простота способа, не требующего сложных вычислений и программ расчета, построения регрессных зависимостей, сложного эталонирования и т.д., что обусловит относительно низкие стоимости приборов при их производстве и продажах;

- реальная возможность мониторинга в бытовых условиях важного параметра сердечно-сосудистой системы липидов;

- возможность масштабирования в другие сферы применений промышленность и сбыт продуктов питания.

Использованные источники информации

1. Значение липидов для организма человека. https://cyberleninka.ru/article/n/znachenie-lipidov-dlya-organizma-cheloveka

2. V. Joseph Devakumar et al. Review on Non Invasive Glucose and Cholesterol Measurement System. 2019 IOP Conf. Ser.: Mater. Sci. Eng. 590 012030. https://iopscience.iop.org/article/10.1088/1757-899X/590/1/012030

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. https://market.yandex.ru/catalog--meditsinskie-pribory-i-izdeliia/56063/list?glfilter=

5. US 5246004 A Инфракрасный датчик холестерина. Ричард X. Кларк, Цянь Ван. Заявка подана Angiomedics II Inc 1993-09-21.

6. Патент РФ 2173082. Способ неинвазивного измерения насыщения крови кислородом. Авторы Козлов В.П., Кореи Л.В., Соколов В.Г. Патентообладатель - ФГУ «НПО «Астрофизика». Приоритет 11.01.2000.

7. Патент РФ 2295915. Способ неинвазивного измерения концентрации оптически активных веществ, находящихся в крови. Автор и патентообладатель - Холматов Т.Х. Приоритет - 18.02.2005.

8. 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.

9. New Methodology to Obtain a Calibration Model for Noninvasive Near-Infrared Blood Glucose Monitoring / K. Maruo, T. Oota, M.Tsurugi et al. // Applied Spectroscopy, 2006, 60 (4).

10. И.Н. Дмитриевич и др. Физико-химические методы анализа. Ч. 2. Оптические методы анализа. Учебное пособие. С-Петербург. 2014.)

11. https://ru.qwe.wiki/wiki/Earlobe

12. Сайты фирмы АИБИ http://www.ibsg.ru/led/led.html http://www.ibsg.ru/pd.html

Изобретение относится к методам неинвазивных измерений биохимических составляющих человека и касается способа неинвазивного определения содержания липидов у человека. Способ осуществляется путём посылки излучения на мочку уха последовательно от трёх источников в спектральных интервалах 1750±90 нм, 1450±50 нм и 1300±50 нм. Вычисление содержания липидов производится по формуле с = c_э(k₁/k_в1 - 1)(k_1э/k_в1 - 1)^-1, где c_э – известное содержание липидов в эталоне, «k» – измеренные и рассчитанные коэффициенты поглощения для первого источника: k₁ – мочки уха, k_1э – эталона, k_в1 – воды. В качестве эталона определена мочка уха разнополого среднестатистического здорового пациента в возрасте от 20 до 30 лет, репрезентативной выборкой не менее 20. Значения коэффициента поглощения k_j по измеренным сигналам интенсивности световых излучений «I» определяются по формуле: k_j=k_в2{ln[1-(I₂/I_к)(I_0к/I₀₂)]}^-1ln[1- (I_j/I_к)(I_0к/I_0j)], где j – индексы для первого источника: для мочки уха - 1, для эталона - 1э; k_в2 - коэффициент поглощения воды для второго источника; 2 - индекс измеренного выходного из мочки уха сигнала от второго источника; к - индексы измеренных сигналов от контрольного источника; 0 - индекс нулевых, входящих в мочку уха сигналов. Технический результат заключается в упрощении способа и повышении точности измерений. 1 ил., 1 табл.

Способ неинвазивного определения содержания липидов у человека путём: посылки излучения на измеряемый объект в одну или несколько точек, от нескольких источников с длиной волны излучения в выбираемом спектральном интервале; измерений его оптических параметров; определения искомых параметров объекта на основе аналитических выражений, связывающих искомые и измеряемые параметры, отличающийся тем, что в качестве объекта измерений определена часть тела человека – мочка уха; посылка излучения производится последовательно от трёх источников в спектральном интервале 1250-1850 нм, каждый из которых имеет свою, определённую на медианном уровне, спектральную полосу: первый (1) - 1750±90, второй (2) - 1450±50, контрольный (к) - 1300±50; вычисление содержания липидов производится по формуле с = c_э(k₁/k_в1 - 1)(k_1э/k_в1 - 1)^-1, где; c_э – известное содержание липидов в эталоне, «k» – измеренные и рассчитанные коэффициенты поглощения для первого источника: k₁ – мочки уха, k_1э – эталона, k_в1 – воды; при этом в качестве эталона определена мочка уха разнополого среднестатистического здорового пациента в возрасте от 20 до 30 лет, репрезентативной выборкой не менее 20; значения коэффициента поглощения k_j по измеренным сигналам интенсивности световых излучений «I» определяются по формуле: k_j =k_в2{ln[1-(I₂/I_к)(I_0к/I₀₂)]}^-1ln[1-(I_j/I_к)(I_0к/I_0j)], где: j – индексы для первого источника: для мочки уха - 1, для эталона - 1э; k_в2 – коэффициент поглощения воды для второго источника; 2 – индекс измеренного выходного из мочки уха сигнала от второго источника; к – индексы измеренных сигналов от контрольного источника; 0 – индекс нулевых входящих в мочку уха сигналов.