Россия |
Спектрофотометрия в обратно рассеянном свете. Гемоглобиномеры и сенсоры кровенаполнения
19.3. Неинвазивные гемоглобиномеры
19.3.1. Первый сенсор гемоглобина, работавший "на отражение"
Принцип действия и конструкция первого интеллектуального неинвазивного гемоглобиномера – сенсора, предназначенного для измерения концентрации гемоглобина, были запатентованы в 1994 г. [ [ 273 ] , [ 274 ] ] и описаны в [ [ 179 ] ]. Структура его оптоэлектронной части показана на рис. 19.8.
В середине 90-х годов еще не было достаточно узкополосных сине-зеленых светодиодов, излучающих свет в нужных для гемоглобиномера спектральных интервалах. Поэтому в качестве источника света использовалась миниатюрная импульсная лампа-вспышка (1) высокого давления для фотоаппаратов, располагавшаяся из соображений электробезопасности внутри корпуса прибора. (Для работы лампы требовалось напряжение до 300 В, а сила разрядного тока в коротком миллисекундном импульсе достигала 50 А).
![Оптоэлектронная часть неинвазивного гемоглобиномера "ИГН-300": 1 - миниатюрная лампа-вспышка; 2 - вспомогательный светофильтр; 3 - световод зондирующего пучка; 4 - плоскость выхода световодов; 5 - световод опорного пучка; 6 - световод измерительного пучка; 7 - сине-зеленый светофильтр; 8 - фотоприемник измерительного канала; 9 - БИК светофильтр; 10 - фотоприемник опорного канала; 11 - условно показан путь света сквозь исследуемый участок тела](/EDI/06_03_17_3/1488752433-23564/tutorial/622/objects/19/files/19_08.gif)
Рис. 19.8. Оптоэлектронная часть неинвазивного гемоглобиномера "ИГН-300": 1 - миниатюрная лампа-вспышка; 2 - вспомогательный светофильтр; 3 - световод зондирующего пучка; 4 - плоскость выхода световодов; 5 - световод опорного пучка; 6 - световод измерительного пучка; 7 - сине-зеленый светофильтр; 8 - фотоприемник измерительного канала; 9 - БИК светофильтр; 10 - фотоприемник опорного канала; 11 - условно показан путь света сквозь исследуемый участок тела
Лампа-вспышка излучает свет непрерывного спектра в диапазоне длин волны приблизительно от 300 до 1300 нм. Коротковолновая часть спектра (до 450 нм) сразу отсекалась вспомогательным светофильтром (2). Остальной свет с помощью пучка оптических волокон (3) направлялся к исследуемому участку тела человека. Из обратно рассеянного телом света с помощью волоконно-оптических световодов (5) и (6) отбирались симметрично расположенные пучки, выходящие из тела на расстоянии 1,5 мм от места входа зондирующего светового пучка перпендикулярно поверхности тела. Для этого волоконно-оптические световоды 3, 5 и 6 были выведены торцами в общую плоскость (4). Расстояние между ними было конструктивно фиксировано, плоскость 4 сошлифована и оптически отполирована. Отобранные для измерений пучки обратно рассеянного телом света через волоконно-оптические световоды 5 и 6 направлялись к опорному и измерительному каналам. В измерительном канале перед фотоприемником (8) был установлен узкополосный интерференционный светофильтр (7), который пропускал на фотоприемник только излучение узкого спектрального интервала из сине-зелёной области спектра. В опорном канале перед фотоприемником (10) был установлен узкополосный интерференционный светофильтр (9), который пропускал на фотоприемник только излучение узкого спектрального интервала из ближней инфракрасной области спектра.
При измерениях т.н. "общего ( total ) гемоглобина крови" результат измерения не должен зависеть от насыщенности крови кислородом. Поэтому длина волны света , пропускаемого светофильтром 7 в измерительном канале была выбрана так, чтобы коэффициенты поглощения двух главных форм гемоглобина совпадали. Изучение показало, что для этого пригодны такие спектральные интервалы: (506,5
7) нм, (523
7) нм, (549
7) нм, (569
7) нм, (586
7) нм. Опорная длина волны
была выбрана между 830 и 960 нм, где все формы гемоглобина, как и другие компоненты крови и живой ткани, поглощают свет относительно слабо. Рассеяние и фоновое поглощение света на обеих указанных длинах волны приблизительно одинаковы.
Для фильтрации полезных сигналов от помех, кроме оптических интерференционных светофильтров, использован тот факт, что излучение света лампой-вспышкой длится лишь несколько миллисекунд. Усиленные сигналы от фотоприемников с помощью операционных усилителей интегрировались на конденсаторах. Интегрирование в обоих каналах прекращалось, когда напряжение на конденсаторе в опорном канале достигало заданного порога. Поэтому светосумма, набранная в опорном канале, всегда была одинакова. Если пропускание кожи было меньше обычного, например, из-за пигментации или загара, то интегрирование продолжалось дольше, а в случае более прозрачной кожи время интегрирования автоматически сокращалось. Тем самым компенсировалось и влияние флуктуаций интенсивности излучения лампы-вспышки. Благодаря интегрированию в течение порядка 1 мс, автоматически отфильтровывались шумы и помехи с частотами выше 3 кГц.
Воспроизводимость результатов измерений на одном и том же участке тела одного и того же человека иллюстрирует рис. 19.9, где показаны результаты 60 проведенных подряд измерений. По горизонтали отложены измеренные значения, по вертикали – количество полученных результатов из выделенного диапазона значений (от 130 до 132, от 132 до 134 и т.д.). Приблизительно гауссовское распределение свидетельствует о случайном характере разброса результатов.
![Гистограмма результатов неинвазивных измерений концентрации гемоглобина сенсором ИГН-300 на руке человека](/EDI/06_03_17_3/1488752433-23564/tutorial/622/objects/19/files/19_09.gif)
Рис. 19.9. Гистограмма результатов неинвазивных измерений концентрации гемоглобина сенсором ИГН-300 на руке человека
Дисперсия отклонений не превышала 5-7 % от среднего значения. Сенсор хорошо отслеживал изменения концентрации гемоглобина в ткани, вызванные различными факторами: приливами и оттоками крови, повышением (понижением) артериального давления, уменьшением (повышением) концентрации гемоглобина в крови, вызванным, например, кровотечением или внутривенным вливанием крови, и т.д.
19.3.2. Принцип измерения концентрации гемоглобина
Спектральные интенсивности света, отбираемого оптическими волокнами для измерений на выходе из тела, описываются уравнениями:
![]() |
( 19.5) |
![]() |
( 19.6) |
![\lambda_O, \lambda_{\textit{И}}](/sites/default/files/tex_cache/be2a606a8e0f664a96c8eada8afcd2ba.png)
– спектральные интенсивности света на входе в тело;
– безразмерные коэффициенты, учитывающие пропускание света кожей, эффективность отбора и передачи оптических сигналов к фотоприемнику, пропускание светофильтров и спектральную чувствительность фотоприемников в опорном и измерительном каналах;
– коэффициенты рассеяния света тканью на исследуемом участке тела, задаются в мм-1;
– коэффициенты фонового поглощения света, т.е. всеми другими компонентами ткани, кроме гемоглобина, также в мм-1;
– молярные коэффициенты поглощения света гемоглобином (
), задаются л/(моль*мм);
– молярная концентрация гемоглобина, моль/л;
– средняя длина пути, который проходит в ткани свет, выделяемый и принимаемый оптическими волокнами (мм).
Если выражение (19.5) поделить на выражение (19.6) и учесть то, что при длинах волны и
рассеяние и фоновое поглощение света практически одинаковы (т.е.
и
), а молярные коэффициенты поглощения гемоглобином отличаются сильно
, то получим:
![]() |
( 19.7) |
Это выражение можно рассматривать как уравнение для нахождения концентрации гемоглобина . Решив его, находим
![]() |
( 19.8) |
Величины и
– это константы прибора и определяются его конструкцией, а величины
и
– оптические константы гемоглобина. Поэтому выражение для вычисления концентрации гемоглобина можно представить в виде
![]() |
( 19.9) |
![a](/sites/default/files/tex_cache/0cc175b9c0f1b6a831c399e269772661.png)
![b](/sites/default/files/tex_cache/92eb5ffee6ae2fec3ad71c777531578f.png)
19.3.3. Современный вариант сенсора гемоглобина
Когда на рынке появились лазерные светодиоды, излучающие свет нужных длин волн, оказалось возможным существенно упростить конструкцию и улучшить технические характеристики сенсора гемоглобина. Новая принципиальная оптическая схема показана на рис. 19.10.
Здесь используются лазерные диоды 1 и 1а, один из которых излучает свет с требуемой длиной волны , а второй – свет с длиной волны
. Электронная схема управления излучением лазерных диодов 2 включает их поочередно. С помощью оптического концентратора и смесителя 3 свет от обоих лазерных диодов направляется через оптический соединитель Х1.1 в гибкий волоконно-оптический кабель 4. Этот кабель электрически и оптически соединяет основной корпус прибора с легкой выносной оптоэлектронной головкой. Внутри этой головки свет по оптическому волокну подается к центру 5 выхода головки, который приводится в оптический контакт с исследуемым участком тела 6.
Из волокна остросфокусированный пучок света ("световой зонд") входит сквозь кожу в живую ткань. Часть прошедшего сквозь ткань и обратно рассеянного света выходит наружу. Оптический узел 7 выделяет из этого света нужную составляющую. По оптическому волокну 8 выделенная составляющая направляется на фотоприемник. В те интервалы времени, когда излучает лазерный диод 1, фотоприемник формирует электрический сигнал, пропорциональный спектральной интенсивности
, а когда излучает лазерный диод 1а, то формируется сигнал, пропорциональный спектральной интенсивности І_O.
При применении лазерных диодов удается ввести в оптическое волокно почти весь излучаемый ими световой поток, при использовании обычных светодиодов – до 30% светового потока. Ранее же, при использовании миниатюрной лампы-вспышки, удавалось ввести лишь 5-10% излучаемого светового потока. Это существенно улучшило использование оптических сигналов и позволило существенно сэкономить энергию питающих аккумуляторных батарей.
Конструкция выносной оптоэлектронной головки показана на рис. 19.11.
![Конструкция выносной оптоэлектронной головки сенсора гемоглобина: 1 – корпус головки; 2 – насадка-диафрагма; 3 – оптическое волокно; 4 – фиксатор облучателя; 5 – конусообразный оптический фокон; 6 – фотоприемник; 7 – предварительный усилитель фототока; 8 – фиксатор соединительного кабеля; 9 – кабель](/EDI/06_03_17_3/1488752433-23564/tutorial/622/objects/19/files/19_11.gif)
Рис. 19.11. Конструкция выносной оптоэлектронной головки сенсора гемоглобина: 1 – корпус головки; 2 – насадка-диафрагма; 3 – оптическое волокно; 4 – фиксатор облучателя; 5 – конусообразный оптический фокон; 6 – фотоприемник; 7 – предварительный усилитель фототока; 8 – фиксатор соединительного кабеля; 9 – кабель
Головка приводится в оптический контакт с исследуемым участком тела со стороны насадки 2, которая одновременно является и диафрагмой для ограничения не используемой части обратно рассеянного телом света. Конусообразный оптический фокон 5 является внутри полым, имеет форму воронки. Внутри его полости расположен фиксатор облучателя 4, позволяющий точно центрировать выход оптического волокна. Оптическое волокно 3 входит в эту полость сквозь небольшое отверстие в стенке фокона. Собираемый фоконом 5 обратно рассеянный свет поступает на фотоприемник 6. Получаемый электрический сигнал, пропорциональный интенсивности собранного света, усиливается в миниатюрном предварительном усилителе сигналов 7, тоже размещенном внутри головки.
Фиксатор 8 механически крепит соединительный кабель и препятствует проникновению внутрь головки постороннего света. Геометрия торца насадки-дифрагмы 2, которая приводится в оптический контакт с телом, показана на рис. 19.11 справа. Прозрачный круг 10 в центре – это торец входного оптического волокна 3, имеющий диаметр 1 мм. Через него зондирующий пучок света вводится в ткань. Прозрачное кольцо 11, концентрическое с кругом 10, – это торец конусообразного оптического фокона, через который отбирается для измерения только та часть обратно рассеянного телом света, которая выходит на заданном расстоянии от точки входа светового зонда. Условия внутреннего отражения в фоконе таковы, что к фотоприемнику 6 доходят только составляющие обратно рассеянного света, выходящие перпендикулярно к поверхности тела 10-20
.
Таким образом, конструкция выносной оптоэлектронной головки обеспечивает выполнение всех сформулированных в п. 19.2.4 требований технологии измерений в обратно рассеянном свете. Применение описанного фокона, размещение в головке также фотоприемника и предварительного усилителя фототока на порядок повысило эффективность использования светового сигнала. По соединительному кабелю передается теперь значительно усиленный электрический сигнал с низким выходным омическим сопротивлением, что резко уменьшает влияние шумов. Благодаря узкополосности излучения лазерных диодов стали не нужны сложные и дорогие интерференционные светофильтры. Используется только один фотоприемник и тракт усиления. Для питания источников света не требуется высокое напряжение, что повышает электробезопасность прибора.
Общий вид современного варианта сенсора гемоглобина показан на рис. 19.12.
![Общий вид портативного сенсора гемоглобина: 1 – корпус сенсора; 2 – выносная оптоэлектронная головка; 3 – соединительный кабель](/EDI/06_03_17_3/1488752433-23564/tutorial/622/objects/19/files/19_12.jpg)
Рис. 19.12. Общий вид портативного сенсора гемоглобина: 1 – корпус сенсора; 2 – выносная оптоэлектронная головка; 3 – соединительный кабель
Размеры основного блока сенсора – 145x52x40 мм, масса – 0,3 кг. Масса выносной оптоэлектронной головки – до 40 г. Длина соединительного кабеля 0,5 м или 1 м. При измерениях торец головки приводится в оптический контакт с исследуемым участком тела. Головка не должна оказывать никакого существенного давления на тело, чтобы не менять его кровенаполнение. После нажатия кнопки "Пуск" встроенный микроконтроллер организует весь процесс измерения: включение источников света, модуляцию их светового потока, прием и усиление сигналов, поступающих от головки, их демодуляцию, разделение, измерение спектральных интенсивностей, расчет концентрации гемоглобина. Имеется функция автоматического регулирования интенсивности зондирующего пучка света (порядка 0,1 мВт) в зависимости от оптических свойств кожи. Результаты измерения выводятся на жидкокристаллический дисплей, запоминаются в долговременной памяти, откуда могут быть переданы во внешний компьютер. Энергоёмкости встроенного аккумулятора хватает на проведение до 20 тыс. измерений.