Устройство для спектрофотометрической оценки уровня кровенаполнения поверхностных слоев тканей и органов человека in vivo

Изобретение относится к медицине и к медицинскому приборостроению, а именно к приборам и устройствам для неинвазивной (in vivo) оценки медико-биологических параметров мягких тканей человека, в частности уровня кровенаполнения внутренних органов и тканей при интраоперационной диагностике и/или степени выраженности эритемы для поверхностных слоев кожи.

Количество крови, содержащееся в тканях и органах (кровенаполнение), для кожи на уровне микроциркуляторного звена кровообращения, также известное под термином степени выраженности (индекса) кожной эритемы; в целом кровоснабжение органов и тканей - важные параметры в оценке их функционального состояния, особенно до и во время проведения хирургических вмешательств.

Известен широко применяемый в медицине общий, универсальный метод диагностики кровенаполнения и кровоснабжения органов, вплоть до уровня микроциркуляторного русла, - ангиография (Петровский Б.В., Рабкин И.Х., Матевосов А.А. «Рентгенорадиоизотопное исследование микроциркуляции в клинике» - М.: Медицина, 1980). Однако это дорогой, сложный метод, требующий введения в организм специальных рентгеноконтрастных препаратов, применения специального дорогостоящего рентгеновского оборудования и высококвалифицированных кадров. Метод также сопряжен с нежелательным облучением человека рентгеновским излучением.

Известен более простой, неинвазивный способ оценки уровня кровенаполнения и нарушения кровенаполнения органов, в частности поджелудочной железы, основанный на использовании методов реовазографии (патент RU №2098011). Этот способ требует наложения электродов на исследуемые ткани и органы, после чего производится запись в течение некоторого времени реограммы, причем предварительно амплитуда реограммы должна быть калибрована по каким-либо эталонным сигналам в единицах кровенаполнения. Полученные реограммы обрабатывают и анализ кривых проводят по некоторым расчетным формулам и величинам. Этим величинам дают физиологическую интерпретацию и в итоге производится диагностическая оценка состояния кровенаполнения. Однако точность реовазографии оказывается недостаточной, воспроизводимость результатов низкой, а по методам и алгоритмам оценки амплитудных и временных характеристик реограмм нет сегодня единого мнения, какие методы и алгоритмы следует применять, что снижает достоверность диагностики в целом. Кроме того, существенный недостаток данного метода необходимость большой свободной поверхности органа для наложения электродов и временной интервал в несколько минут для записи реограммы, что затрудняет применение метода интраоперационно, особенно для маленьких участков органов и тканей, при эндоскопическом доступе и т.д.

Известен также целый ряд неинвазивных оптических, лазерных и спектрофотометрических устройств для определения степени выраженности эритемы и меланиновой пигментации кожи человека. Их принцип действия основан на том, что в видимом диапазоне спектра основными хромофорами, определяющими спектр отражения и обратного рассеяния кожи и других органов и тканей, являются гемоглобин (содержащийся в эритроцитах крови) и меланин, который содержится преимущественно в эпидермисе кожи и сильно поглощает свет в широком диапазоне длин волн: от ультрафиолетового (УФ) до ближнего инфракрасного (ИК) [Синичкин Ю.П., Утц С.Р., Долотов Л.Е., Пилипенко Е.А., Тучин В.В. Методика и прибор для оценки степени эритемы и меланиновой пигментации кожи человека // Радиотехника, №4, 1997. - с. 77-81]. Гемоглобин локализуется в сосудах дермы и имеет характерные сильные полосы поглощения в спектральных диапазонах 420 нм и 545…575 нм, что выделяет его как доминантный хромофор в этих диапазонах, а меланин имеет более плавный, затухающий характер поглощения, примерно экспоненциальный, от очень сильного в УФ области спектра до слабого в ближней ИК области спектра, где его поглощение, как и гемоглобина крови, уменьшается и сравнивается по порядку величины с поглощением света другими компонентами тканей (липидами, водой и т.д.). Соответственно, спектральный состав отраженного и рассеянного кожей излучения в видимом диапазоне спектра во многом определяется спектрами поглощения именно гемоглобина крови и меланина эпидермиса, что и используется для диагностики.

Известно, например, оптическое устройство для определения степени выраженности эритемы и меланиновой пигментации кожи человека [Dawson J.D., Barker D.J, et al. A theoretical and experimental study of light absorption and scattering by in vivo skin // Phys. Biol. Med, №4, 1980. - p. 695-709], содержащее источник сплошного излучения в видимом диапазоне спектра, излучение которого через волоконно-оптический световод подводится к исследуемому участку кожи; отраженное кожей излучение собирается с помощью волоконно-оптического световода и направляется на входную щель монохроматора, а на выходной щели монохроматора размещен приемник отраженного излучения, соединенный с блоком обработки данных. С помощью монохроматора и приемника, расположенного на выходной щели монохроматора, регистрируется спектральная зависимость коэффициента отражения кожи в диапазонах спектра 510-610 нм и 645-705 нм, измеренные величины в блоке обработки данных обрабатываются и преобразуются в определяемые величины степени выраженности эритемы и меланиновой пигментации кожи.

Недостатком данного устройства являются его большие габариты и необходимость использования дорогостоящего спектрального оборудования (монохроматор), работающего только в специально приспособленных лабораторных помещениях, что создает определенные ограничения для широкого применения данного устройства в медицине, особенно в операционных помещениях. Кроме того, хотя поглощение света другими хромофорами кожи, кроме гемоглобина и меланина, и не велико в этих спектральных диапазонах, их влияние на регистрируемые коэффициенты отражения кожи в диапазонах спектра 510-610 нм и 645-705 нм тоже может быть в ряде случаев ощутимым, но оно никак не учитывается в данном приборе и методе, что снижает точность диагностики.

Известно более простое и дешевое устройство для определения степени выраженности эритемы кожи [Kopola Н., Lahti A., Myliyla R.A., Hannuksela М. Two channel fiber optic skin erythema meter. // Optical Engineering, v. 32, №2, 1993. - p. 222-226], содержащее два светоизлучающих диода, являющихся источниками излечения в двух спектральных диапазонах (545-575 нм и 620-710 нм), излучение которых с помощью волоконно-оптического световода подводится к коже, а отраженное кожей излучение регистрируется фотоприемником, который соединен с блоком обработки данных. Отличительной особенностью этого устройства является то, что измеренные величины в блоке обработки данных обрабатываются и преобразуются в определяемую величину степени выраженности эритемы, пропорциональную отношению коэффициентов отражения кожи, измеренных в обозначенных спектральных интервалах. Отсутствие монохроматора и использование в качестве источников излучения светоизлучающих диодов делает прибор легким и компактным, что потенциально позволяет использовать его в качестве прибора широкого диагностического применения. Однако недостатком данного устройства является его невысокая точность при определении индекса эритемы (кровенаполнения) кожи, т.к. не учитывается, в первую очередь, степень меланиновой пигментации - поглощение света меланином эпидермиса, которое сильно влияет на регистрируемые коэффициенты отражения кожи, особенно в диапазоне длин волн 545-575 нм, и неучет которого сильно сказывается на точности определения кровенаполнения (степени выраженности эритемы) кожи. Также не учитывается вклад в поглощение (хоть и небольшой) и других хромофоров кожи, что тоже снижает точность диагностики.

Известно также аналогичное устройство для определения степени выраженности эритемы кожи (Diffey B.L., Oliver R.J., Fair P.M. A portable inatrument for quantified erythema induced by ultraviotet radiation. // British Jour, Dermatol., 1984, v. III, pp. 663-672), содержащее светоизлучающие диоды также двух типов, являющиеся источниками излучения в двух спектральных диапазонах 545-575 нм и 650-680 нм, излучение которых с помощью волоконно-оптического световода подводится к коже: отраженное кожей излучение собирается другим волоконно-оптическим световодом и направляется на фотоприемник, соединенный с блоком обработки данных, который преобразует измеренные величины коэффициентов отражения кожи в двух указанных спектральных диапазонах в величины оптической плотности кожи в тех же спектральных диапазонах 545-575 нм и 650-680 нм и рассчитывает величину степени выраженности эритемы как величину, пропорциональную разности этих оптических плотностей.

Недостатками данного устройства, так же, как и предыдущего, является невысокая точность определения индекса эритемы из-за неучета вклада пигмента меланина и других хромофоров в оптическую плотность кожи в используемых спектральных диапазонах длин волн.

Известно также и устройство, аналогичное по назначению и по техническому решению, позволяющее определять по регистрируемой оптической плотности кожи в спектральном диапазоне 545-575 нм степень выраженности кожной эритемы с коррекцией регистрируемой оптической плотности на индекс меланиновой пигментации тканей [Измеритель физико-биологических характеристик кожи // Свидетельство РФ на полезную модель RU №4900 U1 с приоритетом от 16.09.96, МПК⁶ А61В 1/00]. Это достигается в устройстве путем предварительного вычисления индекса меланиновой пигментации по регистрируемой оптической плотности на дополнительных двух длинах волн 660 и 710 нм.

Это устройство содержит полую оптическую головку с размещенными на ее стенках светоизлучающими диодами, генерирующими излучение в спектральных диапазонах 545-575 нм и 620-900 нм и размещенным в верхней части головки фотоприемником, регистрирующим одновременно отраженное и обратно рассеянное кожей излучение. Электронная схема устройства содержит источник питания, соединенный через блок коммутации с оптической головкой, блок обработки данных и индикатор определяемых величин. При этом выражение для вычисления индекса эритемы по результатам измерений имеет вид:

где Е носит название индекса эритемы и является критерием содержания крови (гемоглобина) в кожной ткани человека; D1 и D3 - вычисленные по результатам измерений оптические плотности кожи на длинах волн λ₁ и λ₃ соответственно. Δλ₁₃=λ₁-λ₃; М - вычисленный по результатам измерений индекс меланиновой пигментации кожи.

К существенным недостаткам этого устройства относится то, что конструкция устройства и методики измерения построены по принципу одновременной регистрации как отраженного от поверхности ткани излучения (от границы раздела «ткань-воздух»), так и обратно рассеянного излучения, т.е. вышедшего из нее за счет актов многократного внутреннего рассеяния на неоднородностях внутритканевой структуры. Этот недостаток сильно ограничивает диагностические возможности аппаратуры для реальной медицинской практики. Излучение, отраженное от границы раздела, равно как и излучение, выходящее из самых верхних слоев ткани, т.е. не проникающее внутрь до глубин залегания капилляров и мелких венул и артериол, практически не несет в себе полезной медицинской информации и, следовательно, является для данного метода помеховым или фоновым излучением. В представленной в данном устройстве схеме измерения отделить это фоновое излучение от обратно рассеянного излучения, выходящего из более глубинных слоев ткани и несущего, собственно, основную информацию об уровне насыщения тканей кровью (содержании гемоглобина), не представляется возможным. Следовательно, точность и достоверность диагностики параметров кровенаполнения в этом устройстве заведомо занижены. Также не учитываются возможные ошибки определения уровня кровенаполнения от поглощения света другими, кроме гемоглобина и меланина, хромофорами тканей. Более того, применение описываемого устройства весьма ограничено в реальной клинической практике, т.к. полая оптическая головка с открытой входной апертурой не удовлетворяет стандартным требованиям по стерилизации и дезинфекции изделий медицинского назначения [Стерилизация изделий медицинского назначения. Методы, средства и режимы / ОСТ 42-21-2-85]. Кроме того, ее габариты достаточно велики, чтобы использовать ее интраоперационно на малых участках доступа к тканям.

Наиболее близким по назначению и по техническому решению прототипом для данного заявляемого устройства является медицинское диагностическое устройство для неинвазивной спектрофотометрической оценки параметров кровоснабжения кожи и слизистых оболочек органов человека, предложенное в [Рогаткин Д.А., Колбас Ю.Ю. Диагностическое устройство для измерения физико-биологических характеристик кожи и слизистых оболочек in vivo - Патент РФ №2234853 от 26.12.2002, Бюл. №24/04]. Прибор предназначен для определения уровня объемного капиллярного кровенаполнения поверхностных слоев мягких биологических тканей (кожа, слизистые оболочки органов), среднего уровня оксигенации (сатурации) смешанной крови микроциркуляторного русла обследуемой биоткани и среднего уровня ее меланиновой пигментации. Этот прибор является многофункциональным, определяет, в отличие от приведенных выше аналогов, еще отдельно и уровень содержания оксигенированной фракции гемоглобина в тканях и органах, но в части определения объемного кровенаполнения аналогичен по своему принципу действия приведенным выше и определяет уровень кровенаполнения по содержанию общего гемоглобина с коррекцией результатов измерений на поглощение света эпидермальным меланином.

Прибор содержит источник питания (например, компьютер, электропитание осуществляется через устройство сопряжения - интерфейсную плату), обеспечивающий энергией все элементы устройства, соединенную с ним оптическую головку, включающую в себя источники излучения, излучающие энергию в различных спектральных диапазонах, в том числе источник, излучающий свет в диапазоне спектра 520-590 нм, и фотоприемник, регистрирующий обратно рассеянное тестируемой тканью излучение, при этом оптическая головка выполнена с открытыми полостями, стенки которых покрыты светопоглощающим материалом, а источники излучения установлены в указанных открытых радиально расположенных полостях. В центральной открытой полости расположен фотоприемник, при этом его входное окно при проведении диагностики располагается на поверхности тестируемой биологической ткани так, чтобы исключить попадание в него отраженного от границы раздела воздух-ткань излучения. Блок управления работой излучателя, выполненный с возможностью соединения с источником излучения оптической головки; блок обработки данных; блок усилителя аналоговых электрических сигналов с фотоприемника и их преобразования в цифровую форму, вход которого выполнен с возможностью соединения с выходом фотоприемника, а выход которого выполнен с возможностью соединения с блоком обработки данных; и индикатор определяемых величин, соединенный с выходом блока обработки данных. При этом блок обработки данных и индикатор определяемых величин расположены в том же, что и источник питания, компьютере, который вычисляет по результатам измерений конечные медико-биологические показатели.

К основным и существенным недостаткам устройства, взятого за прототип, применительно к рассматриваемой проблеме определения уровня кровенаполнения поверхностных слоев органов и тканей человека относятся:

1. Избыточное число излучателей в оптической головке, что увеличивает габариты оптической головки прибора и не позволяет использовать данное устройство интраоперационно.

2. Излучатели расположены радиально вокруг фотоприемника по секторам в отдельных полостях для каждого спектрального диапазона и длин волн, поэтому, фактически, при диагностике излучение от разных излучателей (разных длин волн) эффективно просвечивает разные участки тканей вокруг фотоприемника по его радиусу, что снижает точность диагностики, т.к. при вычислении содержания гемоглобина и меланина в ткани принципиально, чтобы освещался один и тот же участок тканей. Содержание кровеносных сосудов и оптических неоднородностей в ткани, ее биохимический состав неравномерны на масштабах оптической головки устройства-прототипа (2-3 см в диаметре), поэтому разные участки тканей, освещаемые излучением разных длин волн, содержат разное количество гемоглобина и меланина, и более грамотным было бы равномерное освещение ткани по всей апертуре фотоприемника и, соответственно, усреднение показаний по всему освещаемому диагностическому объему в ткани с одновременным уменьшением области освещения до размеров 5-10 мм.

3. Вычисление содержания гемоглобина происходит с учетом меланиновой пигментации, но не учитывается содержание других хромофоров в ткани. Погрешности определения меланиновой пигментации увеличивают погрешности вычисления и уровня кровенаполнения поверхностных слоев органов и тканей, т.е. точность и достоверность диагностики остаются не очень высокими.

4. Комплектация устройства подразумевает обязательное использование компьютера, что существенно осложняет и ограничивает его повсеместное применение.

Таким образом, существует потребность в устройстве, лишенном вышеуказанных недостатков.

Техническим результатом настоящего изобретения является создание более точного и компактного устройства для спектрофотометрической оценки уровня кровенаполнения поверхностных слоев тканей и органов человека in vivo, позволяющего объективно определять искомый параметр равномерно в освещаемом объеме, исключая влияние на показания прибора других хромофоров, кроме крови, с возможностью использования устройства как для оценки выраженности эритемы для поверхностных слоев кожи, так и для интраоперационной экспресс-оценки уровня кровенаполнения поверхностных слоев и других тканей и органов во время хирургических операций.

Этот технический результат достигается тем, что в устройстве для спектрофотометрической оценки уровня кровенаполнения поверхностных слоев тканей и органов человека, содержащем источник питания, обеспечивающий энергией все элементы устройства, соединенную с ним оптическую головку, включающую в себя источник излучения, излучающий свет в диапазоне спектра 520-590 нм и фотоприемник, регистрирующий обратно рассеянное тестируемой тканью излучение, при этом оптическая головка выполнена с открытой полостью, стенки которой покрыты светопоглощающим материалом, а источник излучения установлен в открытой полости; блок управления работой излучателя, выполненный с возможностью соединения с источником излучения оптической головки; блок обработки данных; блок усилителя аналоговых электрических сигналов с фотоприемника и их преобразования в цифровую форму, вход которого выполнен с возможностью соединения с выходом фотоприемника, а выход которого выполнен с возможностью соединения с блоком обработки данных; и индикатор определяемых величин, соединенный с выходом блока обработки данных, дополнительно включает в себя единый внешний корпус и датчик давления, открытая полость расположена в центре фотоприемника кольцеобразной формы, при этом оптическая головка размещена на поверхности датчика давления, выполненного с возможностью регистрации давления оптической головки на тестируемую ткань, а выход датчика давления выполнен с возможностью соединения с блоком обработки данных, к которому дополнительно присоединено запоминающее устройство для хранения промежуточных результатов измерений, а источник питания, блок управления работой источника излучения, блок усилителя аналоговых электрических сигналов с фотоприемника и их преобразования в цифровую форму, блок обработки данных, запоминающее устройство и индикатор определяемых величин представлены единым электронным блоком, заключенным в корпусе устройства.

Принцип действия нового устройства предлагается базировать на явлении выдавливания крови из кожи или другой клеточной ткани при небольшом нажатии на нее (локальном давлении от 1 до 10⁵ Па) и на изменении вследствие этого ее оптических свойств за счет локального обескровливания. При спектрофотометрическом синхронном и измерении оптических плотностей обследуемой клеточной ткани до нажатия на нее и в сам момент нажатия (приложенного давления), разность измеренных оптических плотностей будет определяться только разницей от кровенаполнения ткани (органа), поэтому никакие другие «статические» хромофоры, в частности, содержание меланина в зоне обследования, не будут влиять на показания прибора (их содержание не меняется при надавливании). Это означает, что прибор можно сделать компактным и дешевым, с одним единственным излучателем в диапазоне спектра 520-590 нм, где ярко выраженный провал в спектре отражения (обратного рассеяния) обусловлен, главным образом, поглощением гемоглобина (α и β полосы) и поглощение излучения разными фракциями гемоглобина в среднем одинаково. Изменение концентрации гемоглобина приводит к изменению площади и формы этого провала, поэтому, если представить спектр отражения или спектр обратного рассеяния тестируемой ткани в виде спектральной зависимости ее оптической плотности D(λ), то оценка площади под кривой в диапазоне 520-590 нм путем измерения оптической плотности в этом диапазоне позволяет количественно и достаточно точно определить содержание крови (гемоглобина) в этой ткани.

В целом это явление изменения оптических свойств при надавливании на ткани за счет обескровливания известно и описано, например, применительно к спектрофотометрическим измерениям in vivo в медицине в [Рогаткин Д.А., Лапаева Л.Г., Быченков О.А., Терещенко С.Г., Шумский В.И. Основные источники погрешностей в неинвазивной медицинской спектрофотометрии. 4.2. Медико-биологические факторы погрешностей // Измерительная техника, №4, 2013. - с. 66-71]. Однако эффективного, компактного, дешевого устройства для измерения кровенаполнения, который был бы основан на этом явлении и который мог бы использоваться в том числе интраоперационно на малых участках кожи и тканей и при операциях с ограниченным доступом, на рынке медицинской техники пока нет.

Предлагаемое новое устройство (Фиг. 1) состоит из оптической головки (1), содержащей источник излучения (2) (светодиод), излучающий свет диапазоне спектра 520-590 нм, и приемник оптического излучения - фотоприемник (3) (например, кремневый фотодиод) с центральным отверстием (4) кольцеобразной формы, которые вместе смонтированы в оптической головке (1) таким образом, что излучение источника (2) может проходить через отверстие (4) в фотоприемнике, за счет того, что миниатюрный источник излучения (2) располагается в этом отверстии-полости (4) фотоприемника (3), как показано на Фиг. 1. Устройство также включает в себя датчик давления (5), (например, тензодатчик), к которому смонтирована оптическая головка (1). Датчик давления (5) выполнен с возможностью фиксации величины создаваемого оптической головкой давления на тестируемую область клеточной ткани при измерениях. Устройство также включает в себя единый электронный блок (6), содержащий источник питания (7), выполненный с возможностью обеспечения энергией всех блоков устройства; блок управления (8) работой источника излучения (2), соединенного с источником излучения (2) оптической головки (1); блок усиления аналоговых электрических сигналов с фотоприемника и их преобразования в цифровую форму (9), блок обработки данных (10), запоминающее устройство (11) и индикатор определяемых величин (12). Единый электронный блок (6) заключен в единый внешний корпус (13) устройства (Фиг. 3). При этом выход фотоприемника (3) соединен со входом блока усиления аналоговых электрических сигналов с фотоприемника и их преобразования в цифровую форму (9), выход блока усилителя аналоговых электрических сигналов с фотоприемника и их преобразования в цифровую форму (9) соединен со входом блока обработки данных (10), с которым также соединено запоминающее устройство (11), а выход блока обработки данных соединен со входом индикатора определяемых величин (12).

Работа устройства осуществляется следующим образом. При проведении диагностики чувствительную поверхность фотоприемника (3) располагают непосредственно на поверхности тестируемой биологической ткани (13) (Фиг. 2). Источник излучения (2) освещает тестируемую область биологической ткани (14) симметрично по всем направлениям через отверстие кольцевого фотоприемника (3), что позволяет добиться равномерной засветки тестируемого объема ткани и фотоприемника (3) обратно рассеянным оптическим излучением по всем направлениям по диаметру фотоприемника (3), а также локально уменьшить освещаемую область до размеров 5-10 мм.

При легком касании оптической головкой (1) прибора тестируемой биологической ткани (13) и регистрации начального давления датчиком давления (5) в диапазоне 1-2 Па происходит регистрация фотоприемником (3) величины обратно рассеянного оптического излучения при наличии крови в тестируемой области (13), по которому в блоке обработки данных (10) вычисляется коэффициент обратного рассеяния R1 и оптическая плотность D1:

Эта величина сохраняется в памяти запоминающего устройства (11).

Далее при дальнейшем надавливании на тестируемую биологическую ткань при достижении давления 10⁵ Па происходит вторая регистрация фотоприемником величины обратно рассеянного оптического излучения, по которому в блоке обработки данных (10) вычисляется коэффициент обратного рассеяния R2 и оптическая плотность D2 уже обескровленной ткани:

На заключительном этапе в блоке обработки данных с учетом сохраненного в памяти устройства D1 вычисляется индекс кровенаполнения ткани по аналогии с формулой (I) по разности D1 и D2, но без учета меланина:

где K - калибровочный коэффициент (в формуле (1) K=100).

Таким образом, предлагаемое устройство определяет искомый параметр равномерно в освещаемом объеме, исключая влияние на показания прибора других хромофоров, кроме крови. Поскольку современная схемотехника позволяет выполнить все перечисленные оптико-электронные компоненты предлагаемого устройства весьма миниатюрными, на уровне микрочипов, само такое устройство может быть весьма компактным, монолитным и автономным, заключенным в единый внешний корпус, выполненным в габаритах шариковой ручки, как показано на Фиг. 3, или, даже менее, что позволяет использовать его и для интраоперационной оценки уровня кровенаполнения поверхностных слоев тканей и органов во время проведения хирургических операций.

Таким образом, в данном предлагаемом устройстве достигаются все заявленные цели изобретения.