Способ определения концентрации общего гемоглобина в биологической ткани

(51) МПК НАЦИОНАЛЬНЫЙ ЦЕНТР ИНТЕЛЛЕКТУАЛЬНОЙ СОБСТВЕННОСТИ СПОСОБ ОПРЕДЕЛЕНИЯ КОНЦЕНТРАЦИИ ОБЩЕГО ГЕМОГЛОБИНА В БИОЛОГИЧЕСКОЙ ТКАНИ(71) Заявитель Белорусский государственный университет(72) Авторы Лысенко Сергей Александрович Кугейко Михаил Михайлович Стецик Виктор Михайлович(73) Патентообладатель Белорусский государственный университет(57) Способ определения концентрации общего гемоглобина в биологической ткани, в котором направляют на исследуемый участок ткани оптическое излучение с длинами волн 1 и 2, равными 524 и 578 нм соответственно, а также излучение с длиной волны 3, равной 662 или 773 нм, принимают диффузно отраженное от ткани излучение на трех указанных длинах волн по меньшей мере в трех различных точках, расположенных на расстояниях , где 1, 2, 3, от точки направления излучения на ткань, измеряют для каждого сочетанияи , где 1, 2, 3, сигнал диффузного отражения (,), рассчитывают нормированную величинукаждого из измеренных сигналов в соответствии с выражением(,)/(1,), раскладывают вектор измеренияс компонентами по собственным векторам его ковариационной матрицы и находят его главные компоненты , а затем определяют численное значениеискомой концентрации в соответствии с уравнением множественной регрессии где- количество главных компонентов вектора- численные коэффициенты, найденные заранее методом наименьших квадратов при аппроксимации указанным выше уравнением статистических данных о множестве смоделированных связей величин главных компонентов векторас концентрацией гемоглобина в ткани при множестве различных значений ее оптических свойств, лежащих в известном диапазоне нормальных свойств указанной ткани. Предлагаемое изобретение относится к области лабораторного медицинского анализа,аналитического приборостроения. Содержание гемоглобина в биологических тканях определяет жизнедеятельность всего организма человека, поэтому мониторинг гемоглобина является необходимой клинической процедурой для достоверной оценки текущего состояния пациента и последующего прогноза развития критических состояний в анестезиологии, реаниматологии и интенсивной терапии. Процедура, используемая в настоящее время для определения уровня гемоглобина в крови, включает взятие пробы крови, обработку ее в трансформирующем растворе с целью разрушения эритроцитов и прямое фотометрирование полученной пробы 1. Данная процедура не обладает оперативностью, требует строгого выполнения длительных операций и высокой квалификации медперсонала. Известны способ неинвазивного измерения кровенаполнения участков тела и устройство для его реализации 2. Способ включает облучение исследуемого участка световым потоком, измерение спектральной интенсивности светового потока, прошедшего через этот участок, вычисление концентрации гемоглобина в ткани по измеренным интенсивностям светового потока. К недостаткам данного способа следует отнести влияние на точность измерений вариаций рассеивающих свойств ткани и ее пигментации. Кроме того, для вычисления концентрации гемоглобина требуется определение калибровочных констант перед каждым измерением. Известны также способ определения компонентов крови и устройство для его реализации, основанные на подаче на поверхность пульсирующей среды сопределяемыми компонентами оптического излучения, которое спектрально разделено помонохроматическим составляющим, измерении данных спектральных составляющих света в моменты пульсации среды при принудительном изменении толщины измеряемого объекта 3. Строгая привязка способа к анатомической части тела и кардиоритму исключает возможность ее использования для определения содержания гемоглобина в поверхностных слоях кожи и слизистых оболочек органов, а также в тех случаях, когда кардиоритм отсутствует. Необходимость измерения толщины измеряемого объекта, использование только -1 уравнений для определениякомпонент крови также вносят вклад в погрешность определения данных компонент, в том числе и концентрации гемоглобина. На погрешность метода влияет и состояние верхнего слоя кожных тканей, например эпидермиса кожи. Известны также способ определения состояния биологической ткани, состоящий в облучении исследуемого участка ткани источником лазерного или узкополосного светодиодного излучения с различной длиной волны, мощностью, поляризацией и другими физическими параметрами луча, освещающего ткань и диагностическая система для его реализации 4. Для определения концентрации гемоглобина требуется определение из измеряемых сигналов с использованием уравнения переноса излучения погонных коэффициентов поглощения и рассеяния. При этом необходимость знания индикатрисы рас 2 18653 1 2014.10.30 сеяния, использования предположения об однородности исследуемого слоя в значительной степени сказываются на погрешности определения данного параметра. Не устраняет данный способ и влияния на точность измерений вариаций рассеивающих свойств среды. Наиболее близким к предлагаемому изобретению является способ 5, в котором измеряются коэффициенты диффузного отражениябиологической ткани на двух изобестических длинах волн окси-2 и деоксигемоглобина , а концентрация общего гемоглобина в ткани определяется на основе ее корреляции с отношением коэффициентов для изобестических длин волн. Для предварительного установления данной корреляции используются измерениядля множества образцов биоткани или моделирующих ее фантомов с известным содержанием гемоглобина. К недостаткам данного метода следует отнести влияние на точность измерений вариаций рассеивающих свойств ткани и ее пигментации, отсутствие учета таких форм гемоглобина, как карбоксигемоглобин и метгемоглобин. Кроме того, устройство, реализующее данный метод, требует калибровки перед каждым измерением, что затрудняет его применение в широкой клинической практике. Предлагаемое изобретение направлено на решение задачи повышения точности определения концентрации общего гемоглобина в биологических тканях за счет учета присутствия в ней молекул оксигемоглобина, деоксигемоглобина, метгемоглобина и карбоксигемоглобина, исключения влияния вариаций параметров тонкого верхнего слоя ткани (например, эпидермиса кожи) и ее рассеивающих свойств, устранения калибровочных измерений, а также снижения стоимости способа. Для решения данной задачи направляют на исследуемый участок ткани оптическое излучение с длинами волн 1 и 2, равными 524 нм и 578 нм соответственно, а также излучение с длиной волны 3, равной 662 нм или 773 нм, принимают диффузно отраженное от ткани излучение на трех указанных длинах волн по меньшей мере в трех различных точках, расположенных на расстояниях , где 1, 2, 3, от точки направления излучения на ткань, измеряют для каждого сочетанияи , где 1, 2, 3, сигнал диффузного отражения (, ), рассчитывают нормированную величинукаждого из измеренных сигналов в соответствии с выражением(, )/ (, ), раскладывают вектор измеренияс компонентамипо собственным векторам его ковариационной матрицы и находят его главные компоненты , а затем определяют численное значениеискомой концентрации в соответствии с уравнением множественной регрессии 0,9685 где- количество главных компонентов вектора- численные коэффициенты, найденные заранее методом наименьших квадратов при аппроксимации указанным выше уравнением статистических данных о множестве смоделированных связей величин главных компонентов векторас концентрацией гемоглобина в ткани при множестве различных значений ее оптических свойств, лежащих в известном диапазоне нормальных свойств указанной ткани. Сущность данного изобретения поясняется с помощью фиг. 1-4. На фиг. 1 представлена схема экспериментальной установки, реализующей предлагаемый способ. Оптоволоконный зонд 5 для измерения коэффициентов диффузного отражения (КДО) биологических тканей содержит два передающих волокна (каналы возбуждения) 4, между которыми вплотную размещаются принимающие волокна (каналы регистрации) 7. Излучение от лазерных диодов 1 при помощи светоделительных пластинок 2 последовательно подается в каналы возбуждения 4. Рассеянное тканью 6 в заднее полупространство излучение попадает в принимающие волокна 7, через которые оно поступает на фотоприемники или фокусируется микрообъективом 8 на линейку ПЗС 9. Таким образом, излучение регистрируется одновременно во всех пространственных каналах регистрации. Сравнение 3 18653 1 2014.10.30 профилей рассеянного излучения от симметрично расположенных каналов возбуждения позволяет оценить степень неоднородности освещаемого объема и тем самым выбирать оптимальный для проведения измерений участок кожи. В качестве альтернативы может использоваться такая конфигурация оптических волокон, при которой в центре зонда 5 находится канал посылки, а по нескольким направлениям от него симметрично размещаются каналы регистрации. Такая схема также позволяет выявлять неоднородность исследуемого участка ткани и, кроме того, позволяет увеличить уровень полезного сигнала на фоне шума за счет большей суммарной собирательной способности принимающих волокон. Регистрируемые сигналы (, ) в рассматриваемой оптоволоконной схеме зависят от спектрально-пространственного профиля КДО - (, ), а также от аппаратурных констант и мощности излучения лазерных диодов 0(, ) 0 (, ),где- расстояние между центрами посылающего и принимающего волокон- длина волны излучения- спектральная чувствительности приемника- функция пропускания оптической системы. Коэффициенты (, ) зависят от оптических параметров среды и собирательной способности оптических волокон. Для устранения необходимости калибровки измерений (, ) будем оперировать с отношением сигналов для пространственно разнесенных каналов регистрации(, )/(1, ) (- количество каналов регистрации). Следует отметить, что, помимо исключения калибровочных измерений, использование для решения обратной задачи отношений сигналов диффузного отражения для пространственно разнесенных точек на поверхности биологической ткани позволяет также исключить и влияние ее тонкого верхнего слоя (например, эпидермиса кожи) на точность восстановления параметров нижнего слоя (например, дермы кожи). Это связано с тем, что оптические пути, проходимые светом в тонком верхнем слое, для рядом расположенных каналов регистрации примерно одинаковы и вычитаются при делении соответствующих им сигналов (, ). Известно, что измерения диффузного рассеяния на нескольких расстояниях от точки освещения позволяют разделить вклады рассеяния и поглощения в регистрируемые сигналы. Если для решения обратной задачи использовать нормированные сигналы диффузного рассеяния , то для одновременного определения объемных коэффициентов поглощенияи рассеяниябиологической ткани необходимо осуществлять измерение ее рассеяния не менее чем на трех расстояниях от излучающего световода. Как было отмечено выше, отношенияне зависят от параметров тонкого верхнего слоя ткани,например от ее пигментации, а значит, определяемые на их основе спектрыхарактеризуют компонентный состав только нижнего слоя. Его основой является слабопоглощающая, обескровленная ткань, в которой проходят сосуды, наполненные кровью. Коэффициент поглощения крови определяется концентрацией общего гемоглобина и его химическим составом. В нормальных условиях гемоглобин на 96-98 состоит из оксигемоглобина 2. Содержание производных гемоглобина, не способных переносить кислород, обычно невелико (1-4 ), но при патологических состояниях может существенно увеличиваться. Клинически значимыми производными гемоглобина являются деоксигемоглобин , карбоксигемоглобини метгемоглобин . Исходя из анализа спектров поглощения , 2,и 6, для определения концентрации общего гемоглобинавыбраны длины волн 1524 нм,2578 нм, 3662 нм (или 3773 нм). Длина волны 2 соответствует максимуму поглощения 2 (( 2 )0,22 г/л) и в то же время является изобестической точ 2 койи 2)(2)0,14 г/л). Причем даже при низком содержании 2 в крови, равном 60 , его поглощение в 2,3 раза превосходит суммарное поглоще 4 18653 1 2014.10.30 ниеи . Вкладв общее поглощение на этой длине волны незначителен 2)0,06 г/л). Таким образом, измерение (2) позволяет оценить концентрацию 2. Длина волны 3662 нм является изобестической точкойии характеризуется низким поглощением 2 и , что обуславливает высокую чувствительность(3) к суммарной концентрациии . Альтернативной длиной волны является 3773 нм - также изобестическая точкаи . Коэффициенты поглощения 2, ина этой длине волны сравнимы по величине, а поглощениепрактически отсутствует. Следовательно, при известной концентрации 2 из измерения (3) можно определить суммарную концентрациюи . И наконец, установив суммарную концентрацию 2,и , можно по измерению коэффициента поглощения на их изобестической длине волны 1 оценить концентрацию , а значит, и . Исходя из вышеизложенного, для определения концентрации общего гемоглобина в биологической ткани необходимы измерения ее диффузного отражения на длинах волн 1,2 и 3 не менее чем на трех расстояниях от точки освещения. Причем исходя из точности определения , более предпочтительно восстанавливать данный параметр напрямую из измеряемых сигналов , чем из коэффициентов . Однако сигналысодержат как спектральную, так и пространственную составляющие информации и не допускают простой одномерной интерпретации. Для удобства их анализа необходимо получить более однородную структуру данных. Значенияможно рассматривать как компоненты случайного вектора . Разложим векторпо системе собственных векторовего ковариационной матрицы, образующих ортогональный базис 7. Коэффициенты разложения(главные компоненты) любой реализации векторанаходятся по формуле(1)(-),где- средний вектор 1- количество главных компонент. В связи с быстрой сходимостью рассматриваемого разложения на первые собственные векторы приходится большая часть изменчивости вектора , а соответствующие им главные компоненты содержат в себе практически столько же информации, сколько ее и было в исходных данных. Следовательно, для восстановленияможно использовать не сам вектор измерений, а его главные компоненты. С точки зрения оперативности мониторинга концентрации гемоглобина представляет интерес возможность ее расчета на основе аналитического выражения, связывающего ее с главными компонентами измеренийдля трех вышеуказанных . Такое выражение может быть получено на основе измерений или численного расчетадля множества образцов биоткани или моделирующих ее фантомов с известными значениямии последующего регрессионного анализа ансамбля реализацийи 8. В частности, в качестве такого выражения может использоваться полиномиальная регрессия где 6 - степень полинома. Численные значения коэффициентовопределяются путем расчета по формуле (1) главных компонентдля всех реализаций(каждой из которых соответствует конкретное значение ) и использования метода наименьших квадратов для аппроксимации статистической связи междуи . После получения векторови , а также вышеотмеченного аналитического выражения они могут применяться для получения по измеряемым значениямуже неизвестной заранее концентрации гемоглобина. Таким образом, способ определения концентрации общего гемоглобина в биологической ткани включает измерение сигналов ее диффузного рассеяния (, ) на длинах волн 1524 нм, 2578 нм, 3662 нм или 3773 нм при трех или более расстоянияхмежду каналами возбуждения и регистрации, вычисление нормированных сигналов 5(, )/(1, ), нахождение по формуле (1) их главных компонентов и определение концентрации гемоглобина на основе множественной регрессии между ней и найденными главными компонентами. Рассмотрим более детально процесс получения,и коэффициентов регрессии (2) на примере определения концентрации гемоглобина в тканях кожного покрова человека. Для получения ансамбля реализацийииспользуется статистическая модель кожи, включающая спектры поглощения и рассеяния компонентов кожи и диапазоны вариаций ее структурных и биохимических параметров. Верхний слой кожи - эпидермис с толщиной 50-130 мкм, нижний - дерма, которая в оптическом плане считается бесконечно толстой. Показатель преломления слоев кожи относительно воздуха 1,4-1,5 считается одинаковым, поэтому френелевское отражение излучения имеет место только на границе раздела кожи с внешней средой. Объемные коэффициенты поглощения эпидермисаи дермымоделируются как линейная комбинация коэффициентов поглощения обескровленной ткани , меланинаи гемоглобина( )( ),( )(10) где -(-0), где 0632 нм,(3-8)10-2 (мм-1) и(6-8)10-3 (нм-1) - параметры, характеризующие спектральную зависимость 0,5-25- объемная концентрация меланина в эпидермисе 64500 г/мольмолярная масса гемоглобина 0,2-14 г/л - концентрация общего гемоглобина в дерме 2 , ,и- молярные коэффициенты поглощения соответственно оксигемоглобина, деоксигемоглобина,карбоксигемоглобина и метгемоглобина в см-1/(моль/л)240-98 ,1-40 ,0,1-20 ,0,1-20- объемные концентрации производных гемоглобина- корректирующий фактор, учитывающий эффект локализованного поглощения света кровеносными сосудами,5-30 мкм - средний диаметр капилляров. Спектр редуцированного коэффициента рассеянияэпидермиса и дермы моделируется как суперпозиция спектров рассеяния, соответствующих рассеивателям Ми и Рэлея с размерамиисоответственно где 0632 нм 1-10 мм-10,1-0,6 - доля рассеяния Ми 0,5-1,0 - параметр спектральной зависимости рассеяния Ми. Параметры ,иявляются структурными параметрами кожи, поскольку характеризуют объемное содержание и размер ее эффективных рассеивателей (волокон соединительной ткани). Следует отметить, что для учета возможного увеличения объемного коэффициента рассеяния кожи за счет контакта с ней измерителя верхняя граница диапазона вариаций параметравыбрана примерно в три раза выше максимального значениядля кожи человека. Для моделирования вышеописанного эксперимента по распространению оптического излучения в коже человека используется метод Монте-Карло 9, основанный на прослеживании случайных блужданий большого количества фотонов (конкретно использовалось 3106 фотонов) от точки их влета в среду до их поглощения или вылета из среды. После статистического моделирования траекторий всех фотонов рассчитывалась функция поверхностного распределения коэффициента направленного рассеяния 18653 1 2014.10.30 где- интенсивность излучения, выходящего из элементарной площадки на расстоянииот начала координат в телесном угле 2, описанном вокруг направления- поток излучения, падающего на среду в точке 0 в направлении нормали к ее поверхности. Для канала регистрации, расположенного на расстоянииот канала возбуждения, определяемой величиной (, ) является отношение мощности регистрируемого сигнала к мощности зондирующего светового пучка, которое, с учетом радиальной симметрии функции (, ), можно записать как 0 где 0 и- соответственно радиусы передающего и принимающего световодов-,2 расстояние между световодами 1,- числовая апертура оптического волокнаи- переменные интегрирования. Расчет (, ) осуществляется по следующей схеме. Случайным образом выбираются значения модельных параметров из вышеуказанных диапазонов, и производился расчет,и . Для каждой реализации оптических параметров кожи методом Монте-Карло вычисляются коэффициенты (, ), соответствующие конкретным геометрическим параметрам используемой схемы оптоволоконных измерений диффузного рассеяния (диаметр сердцевины волокон, расстояние между ними и их числовая апертура). Смоделированный ансамбль реализаций (, ) и , образующий обучающий массив данных, используется для расчета собственных векторов и получения регрессии (2) междуи . Оптимальное количество главных компонентв (2) определяется путем замкнутого численного эксперимента, заключающегося в следующем. Первоначально по формуле (1) определяются главные компоненты всех реализацийи устанавливаются регрессии междуглавными компонентами и . Далее перебираются все реализации модельных параметров и для каждой реализации осуществляется расчетс использованием (2) при наложении наслучайных отклонений в пределах(моделирующих погрешности измерения). Полученное в результате значениесравнивается со значением , соответствующим рассматриваемой реализации, и рассчитывается погрешность восстановления . После перебора всех реализаций вычисляется средняя погрешность восстановления . Оптимальное значениенаходится по минимуму средней погрешности. С использованием вышеописанного алгоритма оценим погрешности определения концентрации гемоглобина в тканях кожи из сигналов , измеряемых на основе представленной на фиг. 2 схемы оптоволоконных измерений диффузного рассеяния со следующими параметрами 1524 нм, 2578 нм, 3773 нм 10,43 мм, 21,06 мм, 31,69 мм диаметр сердцевины всех волокон 600 мкм, толщина оболочки 15 мкм,числовая апертура 1,0. В табл. 1 приведены собственные векторы , а в табл. 2 коэффициенты регрессий (2), соответствующие данной схеме измерений. Результаты вышеописанных численных экспериментов позволяют заключить, что при погрешности оптических измерений 5 для восстановленияоптимально использовать 4 главные компоненты исходных данных. На фиг. 3 приведены результаты восстановлениядля всего смоделированного ансамбля реализацийи(2, 3), а также указаны средние по ансамблю погрешности восстановления . На фиг. 4 приведены аналогичные результаты при наложении наслучайных отклонений в пределах 5 . Разброс точек на фигурах относительно прямойхарактеризует чувствительность решения обратной задачи к погрешности оптических измерений, а также к вариациям биофизических параметров кожи. Видно, что рассматриваемый способ позволяет определять концентра 7 18653 1 2014.10.30 цию гемоглобина во всем диапазоне ее возможных значений для кожи человека с погрешностью, достаточной для решения задач онкологии и хирургии. Таблица 1 Средний вектор измеренийи первые четыре собственных вектораковариационной матрицы-0,0170 Таким образом, измерения сигналов диффузного отражения света от биологических тканей (, ) в спектральных участках 524, 578 и 662 нм или 524, 578 и 773 нм при трех или более расстояниях(1, 2, 3) между точками посылки и регистрации излучения и уравнение множественной регрессии между главными компонентами нормированных сигналов(, )/(1, ) и концентрацией гемоглобина составляют основу простого и эффективного способа неинвазивного оперативного определения концентрации гемоглобина в биологической ткани, учитывающего присутствие в крови основных производных гемоглобина (оксигемоглобин, деоксигемоглобин, карбоксигемоглобин и метгемоглобин), исключающего влияние вариаций параметров тонкого верхнего слоя ткани (например, пигментации кожи) и ее рассеивающих свойств на результат измерений. Точность измерений также повышается и за счет исключения необходимости калибровочных измерений. При этом упрощается процедура измерений и повышается экономичность. Источники информации 1.57133350 , 1982. 2.0800074 1, 1997. 3.71984 С 2, 2005. 4.2344752 1, 2009. 5.2234242 2, 2004. 6.,., .. - , 2000. - . 268-278. 7. Зуев В.Е., Комаров В.С. Статистические модели температуры и газовых компонент земной атмосферы. - Ленинград Гидрометеоиздат, 1986. - С. 47-50. 8 18653 1 2014.10.30 8.Лысенко С.А., Кугейко М.М. Регрессионный подход к анализу информативности и интерпретации данных аэрозольных оптических измерений // Журн. прикл. спектр. 2009. - Т. 76. -6. - С. 876-883. 9. Пушкарева А.Е. Методы математического моделирования в оптике биоткани. СПб СПбГУ ИТМО, 2008. - С. 30-43. Национальный центр интеллектуальной собственности. 220034, г. Минск, ул. Козлова, 20.