Способ подбора частоты инжектируемого тока для персонализации мониторинга на основе многочастотной ЭИТ Российский патент 2023 года по МПК A61B5/536 

Изобретение относится к медицинской технике, а именно к способам персонализации мониторинга, и может быть использовано для повышения чувствительности метода электроимпедансной томографии (ЭИТ) к исследуемому объекту для персонализации ЭИТ.

Электроимпедансная томография (ЭИТ) - это метод визуализации внутренних структур исследуемого объекта, основанный на оценке изменения поля проводимости в плоскости наложения электродной системы (ЭС) при инжектировании через объект высокочастотного тока малой амплитуды (по заданному алгоритму) при одновременной регистрации возникающих разностей потенциалов.

ЭИТ-исследование состоит из трех основных этапов: получение измерительных данных, реконструкция поля проводимости, визуализация результатов реконструкции.

Известен способ исследования тела путем измерения электрического импеданса в широком диапазоне частот [Патент Великобритании N 2272526 (В), кл. А61В 5/05; А61В 5/053, 30.10.1996].

В известном способе на тело человека надевают массив электродов (электродную систему), подают электрические сигналы разной частоты для получения изображения изменений удельного сопротивления или импеданса тканей. Измерение проводят на семи частотах фактически одновременно, путем двух записей. Первая запись используется для измерения импеданса и амплитуды сердечных изменений при задержке дыхания на 10 секунд. Вторая запись используется для измерения импеданса и амплитуды сердечных изменений при задержке дыхания на 10 секунд, а затем при нормальном дыхании в течение 30 секунд. Измерения амплитуд производятся путем печати осциллограмм, а затем измерением пиковой амплитуды сигналов ручным методом. Предварительно осциллограммы отфильтрованы в цифровом формате нижних частот при частоте 10 Гц, чтобы уменьшить шум. Основываясь на настоящем изобретении, путем проведения многочастотных измерений, можно идентифицировать ткани на основе спектра импеданса и спектра изменений импеданса. Данный способ может быть применим в исследовании легких.

Недостатком данного подхода является влияние геометрии тела на реконструированные данные. В разных областях поперечного сечения грудной клетки человека имеется разный объем крови, поэтому при наложении массива электродов возникают изменения в получаемых данных и, соответственно, изображениях. Измерение амплитуд происходит вручную.

Известен способ персонализированного мониторинга на основе многочастотной электроимпедансной томографии, принятый за прототип [Алексанян Г.К. Разработка алгоритма подбора требуемой частоты инжектируемого тока для многочастотной электроимпедансной томографии в задачах предоперационного мониторинга функции легких человека: Eastern-European Journal of Enterprise Technologies. 2021. Т. 3. №5 - 111. С. 25-38], заключающийся в том, что пользователь задает систему отведений ЭИТ, она определяет n-количество и конфигурацию электродов EL_n (инжектирующих и измерительных). При подключении источника тока к электродам EL_n и инжектировании высокочастотного тока малой амплитуды через тело исследуемого биологического объекта производится регистрация значений набора потенциалов ϕ_n, образующих измерительный кадр Ф на поверхности биологического объекта с помощью электродов EL_n.

Выполняется получение измерительных данных в виде значений набора потенциалов ϕ_n, образующих измерительный кадр Ф, производится расчет среднего значения измерительного кадра Ф_ср при фиксированной частоте f_i с сохранением данных. Описанный процесс измерения выполняется для каждой анализируемой частоты f_i (где i - порядковый номер анализируемой частоты) в диапазоне частот от 50 кГц до 400 кГц, причем в каждом случае параметр тока I остается неизменным. Выполнение процедуры ЭИТ происходит с автоматическим переключением на следующую по порядку частоту, где интервал переключения составляет 15 секунд. Затем выполняется сравнение всех Ф_ср по критерию поиска минимального отклонения средних значений регистрируемой разности потенциалов H_i для всего диапазона частот, с целью определения требуемой частоты инжектируемого тока. По результатам исследований выполняется определение и оценка той граничной частоты, при которой дальнейшее ее увеличение не приводит к повышению чувствительности метода ЭИТ к специфике исследуемого биологического объекта, на этой выбранной частоте далее запускается этап реконструкции поля проводимости.

Недостатком данного способа является снижение чувствительности метода ЭИТ к визуализации внутренних структур исследуемого биологического объекта за счет обработки измерительной информации без учета этапа реконструкции поля проводимости, который является обязательной стадией метода ЭИТ.

Техническим результатом изобретения является повышение чувствительности метода ЭИТ к визуализации внутренних структур исследуемого живого биологического объекта за счет сравнения средних значений реконструированного поля проводимости по критерию минимального отклонения среднего значения реконструированного поля проводимости для всего диапазона частот и выбора требуемой частоты инжектируемого тока.

Заявленный технический результат достигается за счет использования способа персонализированного мониторинга на основе многочастотной электроимпедансной томографии, заключающегося в том, что на поверхности грудной клетки живого биологического объекта располагают электродную систему, затем последовательно подключают источник тока к парам электродов и инжектируют высокочастотный ток малой амплитуды через тело исследуемого живого биологического объекта, причем количество и конфигурация инжектирующих и измерительных электродов задается пользователем. ЭИТ-исследование выполняют с возможностью осуществления расчета разности потенциалов между электродами, рассчитанных за интервал времени Δt, на заданной фиксированной частоте с последующим автоматическим переключением на следующую по порядку частоту в диапазоне от f₁ до f_i с шагом Δf при заданном неизменном параметре тока с последующей реконструкцией поля проводимости Ω для каждой фиксированной частоты, а также последующего усреднения значений реконструированного поля проводимости Ω_ср для каждой частоты инжектируемого тока, сравнения всех усредненных значений реконструированного поля проводимости Ω_ср за интервал времени Δt, для определения той частоты инжектируемого тока, начиная с которой наблюдается наименьшая скорость изменения усредненных значений реконструированного поля проводимости Ω_cp, определения требуемой частоты инжектируемого тока по критерию минимального отклонения среднего значения реконструированного поля проводимости G_i, который рассчитывается как разность средних значений реконструированных полей проводимостей, рассчитанных за интервал времени Δt в диапазоне от f₁ до f_i с шагом Δf, по следующей математической формуле:

где

G_i - критерий минимального отклонения среднего значения реконструированного поля проводимости, рассчитанный за интервал времени Δt в диапазоне от f1 до fi с шагом Δf;

- среднее значение реконструированного поля проводимости частоты f_i;

- среднее значение реконструированного поля проводимости частоты f_i-1 предшествующей f_i,

и возможностью последующего сравнения всех средних значений реконструированных полей проводимостей по критерию минимального отклонения среднего значения реконструированного поля проводимости для всего диапазона частот от f1 до fi с шагом Δf и выбора требуемой частоты инжектируемого тока.

На фиг. 1 приведен график экспериментальных исследований средних значений реконструированного поля проводимости (Ω_ср) для каждого диапазона частот от 50 кГц до 400 кГц, с шагом Δf=50 кГц, рассчитанных за интервал времени Δt, для живых биологических объектов P1, Р2, Р3, Р4.

На фиг. 2 приведена зависимость критерия минимального отклонения регистрируемых данных (G_i) от диапазона частот от 50 кГц до 400 кГц, с шагом Δf=50 кГц, рассчитанных за интервал времени Δt, для живых биологических объектов P1, Р2, Р3, Р4.

В таблице 1 приведены стоп-кадры мониторинга воздухонаполнения легких живых биологических объектов P1, Р2, Р3, Р4 в диапазоне частот инжектируемого тока от 50 кГц до 400 кГц, с шагом 50 кГц, для стадии максимального вдоха при спокойном дыхании.

В таблице 2 приведены сводные данные подбора требуемой частоты инжектируемого тока для персонализации ЭИТ на основе многочастотной ЭИТ.

Рассмотрим пример реализации способа подбора требуемой частоты инжектируемого тока для персонализации ЭИТ на основе многочастотной ЭИТ.

Как известно, ЭИТ-исследование состоит из трех основных этапов: получение измерительных данных, реконструкция поля проводимости, визуализация результатов реконструкции.

Для проведения ЭИТ-исследования предлагаемым способом, на поверхности грудной клетки живого биологического объекта располагают электродную систему, затем последовательно подключают источник тока к парам электродов и инжектируют высокочастотный ток малой амплитуды через тело исследуемого живого биологического объекта. Количество и конфигурация токовых (инжектирующих) и измерительных электродов задается пользователем.

ЭИТ-исследование выполняют с возможностью осуществления расчета разности потенциалов между электродами за интервал времени Δt на заданной фиксированной частоте с последующим автоматическим переключением (перебором) на следующую по порядку частоту в диапазоне от f₁ до f_i с шагом Δf при заданном неизменном параметре тока с последующей их реконструкцией для получения значений поля проводимости Ω для каждой фиксированной частоты.

После перебора всех частот из заданного диапазона от f₁ до f_i, с шагом Δf, осуществляется усреднение значений реконструированного поля проводимости Ω с получением величины Ω_ср для каждой частоты инжектируемого тока. Затем выполняется сравнение всех Ω_ср с целью определения той частоты инжектируемого тока, начиная с которой наблюдается наименьшая скорость изменения Ω_ср.

Определение требуемой частоты инжектируемого тока выполняется по критерию минимального отклонения среднего значения реконструированного поля проводимости Ω_ср, который рассчитывается как разность средних значений реконструированного поля проводимости, за интервал времени Δt в диапазоне от f₁ до f_i с шагом Δf, по следующей математической формуле:

где

G_i - критерий минимального отклонения среднего значения реконструированного поля проводимости, рассчитанный за интервал времени Δt в диапазоне от f₁ до f_i с шагом Δf;

- среднее значение реконструированного поля проводимости частоты f_i;

- среднее значение реконструированного поля проводимости частоты f_i-1 предшествующей f_i.

Затем выполняется сравнение всех Ω_ср по критерию минимального отклонения среднего значения реконструированного поля проводимости - G_i для всего диапазона частот. Выбирается требуемая частота, после которой G_i является минимальным. Далее выполняется определение и оценка той требуемой частоты из диапазона частот от f₁ до f_i, при которой дальнейшее ее увеличение не приводит к повышению чувствительности метода ЭИТ (практически не изменяется с ростом частоты), исходя из анатомических и физиологических особенностей живого биологического объекта (индивидуальных особенностей живого биологического объекта).

Для осуществления способа выбран диапазон частот от 50 кГц до 400 кГц, с шагом Δf=50 кГц, интервал времени расчета разности потенциалов между электродами на заданной фиксированной частоте с последующим автоматическим переключением на следующую по порядку частоту составляет 15 секунд. Пример осуществления способа подтверждается экспериментальными исследованиями, результаты которых приведены ниже.

Анализируя сведения, приведенные на фиг.1, можно сделать следующие выводы:

- значения Ω_cp каждого живого биологического объекта P1, Р2, Р3, Р4 обратно пропорциональны частоте тока инжектирования;

- каждого живого биологического объекта P1, Р2, Р3, Р4 можно охарактеризовать собственной зависимостью Ω_cp от частоты тока инжектирования f_i.

Значения G_i для четырех живых биологических объектов P1, Р2, Р3, Р4 рассчитаны по математической формуле, приведенной ранее. На фиг. 2 приведена зависимость G_i от диапазона частот от 50 кГц до 400 кГц, с шагом Δf=50 кГц, для живых биологических объектов P1, Р2, Р3, Р4 из которой определяют требуемую частоту тока инжектирования, при которой дальнейшее ее увеличение не приводит к повышению чувствительности метода ЭИТ исходя из индивидуальных особенностей живого биологического объекта. Как видно из приведенной зависимости на фиг. 2 для P1, Р2, Р3 и Р4 не следует выполнять ЭИТ на частоте тока 50 кГц и 100 кГц, а у Р4 высокая волатильность G_i даже на конце частотного диапазона, что свидетельствует о необходимости увеличить частоту инжектирования на величину, большую 400 кГц.

В качестве примера визуализации процесса дыхания в таблице 1 представлены стоп-кадры мониторинга воздухонаполнения легких живых биологических объектов P1, Р2, Р3, Р4 в диапазоне частот инжектируемого тока от 50 кГц до 400 кГц, с шагом 50 кГц, для стадии максимального вдоха при спокойном дыхании.

Анализируя данные из таблицы 1, можно сделать вывод, что чувствительность метода ЭИТ к визуализации процесса дыхания зависит от частоты инжектируемого тока. Причем у каждого из живых биологических объектов наблюдается такой диапазон частоты, при котором воздухонаполнение визуализируется максимально четко относительно других частот (вне диапазона). Также видно, что на частотах 50 кГц и 100 кГц качество визуализации вентиляции является нестабильным и неудовлетворительным, наблюдаются артефакты.

Применив способ подбора требуемой частоты инжектируемого тока для персонализации ЭИТ на основе многочастотной ЭИТ к анатомическим и физиологическим особенностям живых биологических объектов P1, Р2, Р3, Р4, были получены сводные данные, приведенные в таблице 2.

Таким образом, показано, что чувствительность метода ЭИТ к визуализации внутренних структур исследуемого живого биологического объекта зависит от выбора требуемой частоты инжектируемого тока. Требуемая частота инжектируемого тока определяется путем сравнения средних значений реконструированного поля проводимости по критерию минимального отклонения среднего значения реконструированного поля проводимости для всего диапазона частот. При этом учитываются изменения электрических свойств тканей при различных частотах инжектируемого тока, что позволяет учитывать индивидуальные анатомические и физиологические особенности живого биологического объекта. Предлагаемый способ подбора требуемой частоты инжектируемого тока позволяет сформулировать для конкретного человека начальные условия при запуске ЭИТ-исследования, что важно при реализации технологии мониторинга функции легких.

Результаты обработки и анализа измерительной информации, полученной при экспериментальных исследованиях на живых биологических объектах, позволяют сделать вывод, что предложенный способ подбора требуемой частоты инжектируемого тока может быть применен в составе медико-технических средств электроимпедансной томографии. Он позволяет учесть анатомические и физиологические особенности исследуемого живого биологического объекта, что, в конечном счете, оказывает положительной влияние на повышение чувствительности метода ЭИТ.

Изобретение относится к медицине, а именно к способу подбора частоты инжектируемого тока для персонализации мониторинга на основе многочастотной ЭИТ. При этом на поверхности грудной клетки человека располагают электродную систему. Последовательно подключают источник тока к парам электродов. Инжектируют высокочастотный ток малой амплитуды через тело исследуемого человека. Рассчитывают разность потенциалов между электродами за интервал времени Δt на заданной фиксированной частоте с последующим автоматическим переключением на следующую по порядку частоту в диапазоне от f₁ до f_i с шагом Δf при заданном неизменном параметре тока. Реконструируют изменение поля проводимости Ω для каждой фиксированной частоты. Усредняют значения поля проводимости Ω_ср для каждой частоты инжектируемого тока. Сравнивают все усредненные значения поля проводимости Ω_ср для определения той частоты инжектируемого тока, начиная с которой наблюдается наименьшая скорость изменения усредненных значений поля проводимости Ω_ср. Определяют требуемую частоту инжектируемого тока по критерию минимального отклонения среднего значения поля проводимости Ω_ср, который рассчитывают как разность средних значений поля проводимости Ω_ср, за интервал времени Δt в диапазоне от f₁ до f_i с шагом Δf. Достигается повышение чувствительности метода ЭИТ к визуализации внутренних структур исследуемого живого биологического объекта за счет сравнения средних значений реконструированного поля проводимости по критерию минимального отклонения среднего значения реконструированного поля проводимости для всего диапазона частот и выбора требуемой частоты инжектируемого тока. 2 ил., 2 табл.

Способ подбора частоты инжектируемого тока для персонализации мониторинга на основе многочастотной ЭИТ, заключающийся в том, что на поверхности грудной клетки человека располагают электродную систему, затем последовательно подключают источник тока к парам электродов и инжектируют высокочастотный ток малой амплитуды через тело исследуемого человека, причем количество и конфигурация инжектирующих и измерительных электродов задается пользователем, отличающийся тем, что рассчитывают разность потенциалов между электродами за интервал времени Δt на заданной фиксированной частоте с последующим автоматическим переключением на следующую по порядку частоту в диапазоне от f₁ до f_i с шагом Δf при заданном неизменном параметре тока с последующей реконструкцией изменения поля проводимости Ω для каждой фиксированной частоты, усредняют значения поля проводимости Ω_ср для каждой частоты инжектируемого тока, сравнивают все усредненные значения поля проводимости Ω_ср для определения той частоты инжектируемого тока, начиная с которой наблюдается наименьшая скорость изменения усредненных значений поля проводимости Ω_ср, определяют требуемую частоту инжектируемого тока по критерию минимального отклонения среднего значения поля проводимости Ω_ср, который рассчитывают как разность средних значений поля проводимости Ω_ср, за интервал времени Δt в диапазоне от f₁ до f_i с шагом Δf, по следующей математической формуле:

, где:

G_i - критерий минимального отклонения среднего значения поля проводимости, рассчитанный за интервал времени Δt в диапазоне от f₁ до f_i с шагом Δf;

- среднее значение поля проводимости частоты f_i;

- среднее значение поля проводимости частоты f_i-1 предшествующей f_i.