1.1.2 Разработка лабораторной установки по тестированию оптической плотности биотканей
Выбор диагностической аппаратуры в качестве базовой при контроле состояния сердечно-сосудистой системы (ССС) определяется как информативностью метода, так и удобством снятия биологической информации с биологического объекта (БО). В связи с этим основные проблемы создания аппаратуры для оценки состояния БО связаны, на наш взгляд, со следующим [2, 3].
Объективное наложение на регистрируемые параметры различных артефактов (движение БО, внешние воздействия и др.).
Сложность измерения и обработки физиологической информации, которая обусловлена индивидуальностью многих показателей биологического объекта, а также избыточностью поступающей информации.
Указанное выше, приводит разработчиков аппаратуры к необходимости решения таких задач, как разработка датчиков, которые обеспечивали бы исключение или ослабление артефактов уже на стадии получения первичной информации, то есть до ее обработки; поиск адаптивных алгоритмов обработки данных, приспособленных для конкретных видов сигналов и обеспечение доступного для оператора представления получаемой информации (образные средства представления информации, сигнализирующие, например, лишь о выходе контролируемого параметра за допустимые пределы).
Основываясь на опыте построения аппаратуры для контроля физиологического состояния человека и животных [3-5], в том числе и в рамках работы над проектом: проведение поисковых научно-исследовательских работ по направлению «Биомедицинские и ветеринарные технологии жизнеобеспечения и защиты человека и животных» по проблеме «Исследование и разработка принципов создания автоматизированного комплекса для диагностики сердечнососудистой системы в ветеринарии», был разработан макет лабораторной установки для исследования изменений оптической плотности биотканей.
При его разработке учитывались следующие требования к узлам разрабатываемой аппаратуры: усилитель фотосигнала должен быть с программируемым коэффициентом усиления, поскольку кровоснабжение различных участков БО и условия снятия информации с БО (температура, состояние кожных покровов и др.) существенно отличаются друг от друга. По этим же причинам должна быть введена и регулировка мощности излучения источников излучения; блок регистрации, оснащенный монитором, должен обеспечить наблюдение снимаемых фотоплетизмограмм перед их регистрацией с целью предварительной настройки аппаратуры и анализа качества пульсовых кривых (определенной амплитуды, влияния артефактов), а также предварительной оценки состояния ССС БО, так как по форме фотоплетизмограммы оператор уже может дать предварительное заключение о состоянии ССС БО; блок регистрации также должен иметь достаточный объем памяти, обеспечивающий хранение информации о большом числе обследуемых для формирования баз данных, позволяющих вести углубленный анализ физиологического состояния БО.
Структурная схема макета лабораторной установки для исследования изменений оптической плотности биотканей приведена на рисунке 10.
Рисунок 10 - Структурная схема макета лабораторной установки
Она включает в себя следующие функциональные узлы:
1. Управляющий микроконтроллер:
1.1 - АЛУ.
1.2 - Устройство формирования импульсов (генераторы).
1.3 - Аналогово-цифровой преобразователь.
1.4 - Интерфейс.
2. Буферный усилитель-формирователь тока для инфракрасного светодиода.
3. Оптоэлектронный датчик:
3.1 - Инфракрасный светодиод.
3.2 - Инфракрасный фотодиод.
4. Биологический объект.
5. Усилитель-преобразователь с изменяемым коэффициентом преобразования.
6. Полосовой фильтр (фильтры нижних и верхних частот).
7. Усилитель переменного напряжения.
8. Ключевой синхронный детектор.
9. Полосовой фильтр (фильтры нижних и верхних частот).
10. Усилитель переменного напряжения с изменяемым коэффициентом передачи.
11. Интегральный фильтр низкой частоты с изменяемой частотой среза.
12. Устройство управления и регулировки усилителей.
13. Интерфейсный адаптер для связи с компьютером.
На рисунке 11 представлена принципиальная электрическая схема разработанного макета лабораторной установки. Рассмотрим принцип работы установки.
При включении системы микроконтроллер 1 по заданной программе настраивает порты 1.4 и активизирует формирователь тактовых сигналов 1.2. Формирователь тактовых сигналов имеет 3 выхода, два из которых формируют сигнал на буферный усилитель-формирователь тока 2 для инфракрасного светодиода 3.1 и синхронный детектор 8. Частота этих сигналов одинакова и равна 10 кГц, форма сигнала – меандр. При этом один выход усилителя-формирователя служит для модуляции тока излучения, другой - для коммутации синхронного детектора. Также имеется возможность при одинаковой частоте на выходах программно менять фазу сигнала. С третьего выхода элемента 1.2 снимается меандр с возможностью перестройки частоты. Этот сигнал поступает на интегральный фильтр нижних частот (ФНЧ) 11. Изменяя частоту на входе фильтра, можно управлять его частотой среза.
Микроконтроллер настраивает устройство управления (УУ) 12, состоящее из двух блоков: 12.1 (микросхема MCP4011), и 12.2 (микросхема MAX5414). MCP4011 – это 64 ступенчатый потенциометр с возможностью цифрового управления. MAX5414 – это два 256 ступенчатых потенциометра с возможностью цифрового управления. С регулятора 12.1 напряжение поступает на буферный усилитель-формирователь 2, задавая тем самым выходной ток излучателя. Туда же поступает тактовый сигнал, который модулирует выходной ток излучателя (инфракрасный светодиод) 3.1. В результате на излучатель подаются импульсы с частотой 10 кГц и стабильным током.
Отразившись от внутренних слоев биоткани исследуемого биологического объекта 4, световой поток, модулированный кровотоком, поступает на фотоприемник 3.2, преобразуясь в модулированный электрический сигнал. Ток с фотоприемника поступает на преобразователь ток-напряжение 5, коэффициент преобразования которого изменяется цифровым регулятором УУ 12.2. С выхода преобразователя 5 напряжение поступает на АЦП 1.3. Оцифрованный сигнал служит для управления коэффициентом преобразования через УУ 12.2. Процесс регулировки продолжается до тех пор, пока сигнал не установится в номинальное значение. Далее сигнал через пассивный фильтр 6 поступает на вход усилителя переменного напряжения 7, где отсекается постоянная составляющая сигнала, а переменная усиливается. Коэффициент усиления равен 5.
С выхода усилителя 7 переменный сигнал поступает на вход синхронного детектора (СД) 8. Если усиленные модулирующие импульсы совпадают по фазе с коммутирующими импульсами синхронного детектора 8, то на выходе формируются импульсы положительной полярности.
Далее, поступая на фильтр нижних частот полосового фильтра 9, импульсы сглаживаются, и на выходе ФНЧ формируется положительный полезный сигнал. С выхода ФНЧ через пассивный фильтр верхних частот (ФВЧ) полосового фильтра 9 сигнал поступает на усилитель переменного напряжения с изменяемым коэффициентом передачи 10. Управление коэффициентом передачи осуществляется вторым регулятором 12.2. Далее сигнал поступает на фильтр нижних частот 11 и затем на АЦП 1.3, где он оцифровывается и через интерфейсный адаптер 13 передается в компьютер.
Рассмотрим аппаратную реализацию прибора.
Управляющий микроконтроллер – AT Mega48.
Буферный усилитель-формирователь тока для инфракрасного светодиода 2 выполнен на микросхеме AD8532 (DA4.1). AD8532 – двухканальный операционный усилитель (ОУ) с высоким выходным током (до 250 мА).
Резисторы R30, R31 выполняют функцию защиты ОУ и излучателя от перегрузки.
Усилитель-преобразователь с изменяемым коэффициентом преобразования 5 (DA1.2) выполнен на операционном усилителе OPA2337 (двухканальный rail to rail ОУ с высоким входным сопротивлением (1013 Ом), низкой входной емкостью (4 pФ), низким входным током (10 pA)). Обратная связь в виде Т–образного контура частотно скорректирована. Конденсатор С1 «срезает» высокие частоты более 15 кГц, а конденсатор C2 наоборот увеличивает коэффициент преобразования на высоких частотах. Регулировка усиления выполнена на цифровом потенциометре MAX5414 (DD4.1).
Полосовой фильтр - это ФНЧ и ФВЧ, причем роль полосового фильтра играют цепи коррекции в обратной связи всех ОУ. До синхронного детектора полоса пропускания составляет 10 кГц, а после детектора частота среза выбрана 500 Гц. Роль ФВЧ играет цепочка С3, R6, частота среза которой выбрана 5 кГц.
Усилитель переменного напряжения 7 (DA1.1), коэффициент усиления которого около 5. Он служит для усиления переменной составляющей фототока, а также преобразует униполярный сигнал в биполярный, относительно «виртуальной земли».
Синхронный детектор включает в себя инвертирующий повторитель, выполненный на ОУ (DA2.2) и цифровой аналоговый ключ (DD1.1), выполненный на микросхеме 74HC4053. Для правильной работы детектора фазы входного и коммутирующего сигналов должны совпадать.
Полосовой фильтр 9 – фильтр нижних частот третьего порядка выполнен на ОУ DA2.1, частота среза которого составляет 48 Гц. Роль ФВЧ играет цепочка С10, R21, а также подключенные через цифровой аналоговый ключ (DD1.2) резисторы R19, R20. Подавая напряжение на коммутирующий вход DD1.2, можно менять частоту среза ФВЧ. Это нужно для ослабления влияния дыхательных волн на пульсовой сигнал, а также для более быстрого выхода усилителя в «рабочий режим» при перегрузках оконечного усилителя.
Усилитель переменного напряжения с изменяемым коэффициентом передачи 10 включает в себя два каскада усиления. Первый – на операционном усилителе DA3.2 выполнен в неинвертирующем включении. В цепь обратной связи включен цифровой потенциометр DD4.2, что позволяет изменять коэффициент усиления от 2 до 51. Второй каскад выполнен в инвертирующем включении на ОУ DA3.1. Его коэффициент усиления равен двум.
Интегральный фильтр нижних частот с изменяемой частотой среза DD5 (микросхема MAX 292). MAX 292 – активный фильтр с переключаемыми конденсаторами (ФНЧ Бесселя 8 порядка). Частота среза данного фильтра может изменяться в диапазоне 0,2…20000 Гц. Данный каскад используется для ослабления помехи 50 Гц, а также может использоваться для выделения «кривой дыхания».
Интерфейсный адаптер для связи с компьютером 13 выполнен на микросхеме FT232R (DD6). FT232R – преобразователь интерфейса USB – RS232.
Расположение элементов на плате показано на рисунках 12 и 13.
Рисунок 12 - Вид на плату сверху
Рисунок 13 - Вид на плату снизу
Внешний вид прибора представлен на рисунке 14. Размеры корпуса 704023 мм3. Прибор подключается к компьютеру с ОС Windows в USB порт. Питание прибора поступает от компьютера. К прибору через разъем подключается датчик и интерфейсный кабель. На панель прибора выведен индикатор питания. Все регулировки осуществляются с компьютера.
Применение в схеме прибора каскада «синхронного детектора» позволило получить высокую чувствительность, ослабить внешние помехи и наводки.
Рисунок 14 - Внешний вид прибора
Прибор обеспечивает первичный съем, усиление, фильтрацию и сохранение фотоплетизмограмм для последующего анализа и обработки данных. В программе применен алгоритм цифрового сглаживания резких отклонений пульсового сигнала при артефактах различной природы.
Прибор содержит отключаемую автоматическую регулировку усиления (АРУ). АРУ оптимизирована на минимальный ток излучения светодиода и нормальный сигнал.
Частота дискретизации сигнала 1000 Гц. Данные сохраняются в бинарном виде. Формат данных 8 бит. Так как ЦАП прибора 10 разрядный, то было введено 3 степени чувствительности: 5, 10 и 20 мВ/ деление.
Регистрация фотоплетизмограмм на персональный компьютер с помощью прибора представлена на рисунке 15.
Рисунок 15 – Работа прибора совместно с компьютером
В состав лабораторной установки был включен и доработанный встраиваемый пульсоксиметрический модуль OEM-OXI-DRB-5 фирмы Microlux, с помощью которого регистрировались фотоплетизмограммы (рисунок 16). В качестве датчиков были использованы датчики совместимые со стандартом Nellcor. Длина волны красного светодиода 0,66 мкм, длина волны инфракрасного светодиода 0,89 мкм.
Рисунок 16 – Доработанного встраиваемого пульсоксиметрического модуля OEM-OXI-DRB-5 фирмы Microlux с датчиками
В модуле предусмотрен цифровой фильтр верхних частот для подавления дыхательного (низкочастотного) компонента сигнала ФПГ. Имеется также фильтр для снижения влияния артефактов движения.
Экран компьютера имеет вид, показанный на рисунке 17. В полях кривых непрерывно воспроизводятся сигналы фотоплетизмограммы в обоих оптических каналах. Голубым цветом отображается сигнал ФПГ инфракрасного канала, а красным цветом отображается сигнал ФПГ красного канала. В полях "Iик" и "Iкр" отображаются текущие коды тока светодиодов соответственно инфракрасного и красного каналов. В полях "Uик" и "Uкр" отображаются текущие уровни сигналов (в Вольтах) соответственно инфракрасного и красного каналов. В поле "Управление" выбирается режим подстройки токов (Авто или Ручной).
Рисунок 17 - Окно, формируемое программой модуля
Внешний вид модуля приведен на рисунке 18, где Х1 - разъем DRB-9F для подключения пульсоксиметрического датчика, X2 - интерфейсный разъем для подачи питания на модуль и для взаимодействия с модулем посредством двунаправленного асинхронного последовательного интерфейса (UART). Соединение макета установки с модулем и с компьютером осуществляется через шлейф для подключения модуля OEM-OXI к интерфейсной плате "Microlux Evaluation Board". Она выполняет следующие функции: формирование напряжения питания для модуля и преобразование уровней сигналов для подключения модуля непосредственно к USB-порту компьютера.
Рисунок 18 - Внешний вид модуля
Разработанный прибор для макета лабораторной установки по сравнению с пульсоксиметрическим модулем OEM-OXI-DRB-5 имеет более широкий диапазон регулирования токов источников излучения и коэффициентов усиления измерительного канала, более широкую полосу пропускания измерительного канала 0,2…40 Гц, что позволяет выявить в ряде случаев более тонкую структуру пульсовой кривой.
При разработке оптоэлектронных датчиков, предназначенных для оснащения макета лабораторной установки, исследовалось влияние усилия прижатия датчика к биоткани. Это связано с тем, что при сравнительно малой силе прижима на форму фотоплетизмограммы сильно влияют такие факторы как внешняя освещенность, неоднородность биологических тканей и т.п. При сравнительно большой силе прижима нарушается нормальное кровообращение в области установки датчика, и форма пульсовой кривой приобретает сглаженный вид [6], анакрота и катакрота становятся более пологими, а амплитуда в большинстве случаев снижается. В результате теряется тонкая структура пульсовой кривой. Найденные по такой фотоплетизмограмме гемодинамические показатели имеют низкую диагностическую ценность.
В связи с этим был разработан датчик усилия прижима оптоэлектронного датчика и предложена конструкция оптоэлектронного преобразователя, совмещенного с датчиком усилия, показанная на рисунке 19. На рисунке 19 обозначены: нажимная крышка 1, трансформаторы 2 и 3 с концентрично расположенными обмотками, ферритовый сердечник 4, пружина 5, оптоэлектронный преобразователь 6 и объект исследования 7, F – измеряемое усилие.
При нажатии на крышку 1 пружина 5 деформируется прямо пропорционально усилию F. Соответственно перемещается сердечник 4. Перемещение сердечника приводит к изменению эквивалентного коэффициента трансформации трансформаторов. Обычно подобные устройства в литературных источниках называют дифференциально-трансформаторными преобразователями [7].
Рисунок 19 - Конструкция датчика усилия прижима
Электрическая схема датчика усилия показана на рисунке 20. Первичные обмотки трансформаторов Т1 и Т2 соединены параллельно и подключены к источнику переменного напряжения. Вторичные обмотки соединены последовательно. Выходные сигналы, снимаемые с вторичных обмоток, раздельно детектируются. Разность продетектированных сигналов измеряется цифровым мультиметром (использовалась модель DT830B).
Переменный резистор R2 необходим для установки нуля. Резистор R1 позволяет производить калибровку датчика. Калибровка производилась следующим образом. С помощью набора образцовых грузов снималась характеристика датчика. Затем изменением положения движка резистора R1 характеристика изменялась таким образом, чтобы на пределе мультиметра «2 V» грузу массой 250 г соответствовало показание «250», а грузу массой 500 г – показание «500».
В экспериментальном макете датчика использовались диоды ГД507А. Все обмотки трансформаторов содержали 200 витков. Ферритовый сердечник имел диаметр 3 мм, длину 8 мм и магнитную проницаемость 1000.
Были проведены испытания датчика, в результате которых были установлены допустимые границы усилия прижима (см. раздел 1.4).
Рис. 20 - Электрическая схема датчика усилия прижима
Использование датчика силы прижима, встроенного в оптоэлектронный преобразователь, позволяет снизить влияние силы прижима на форму пульсовой кривой. Это в свою очередь повышает достоверность диагностики сосудистой системы биологического объекта.
а б
в
Рисунок 21 - Внешний вид датчиков с фотодиодом без собирающей линзы -а и с линзой -б, конструкция датчика –в, где 1 – корпус датчика; 2 – фотодиод; 3 – светодиод; 4 – подложка для крепления светодиода и фотодиода; 5 – провод питания датчика
Один из видов используемых оптоэлектронных датчиков, разработанный для лабораторной установки, представлен на рисунке 21. Конструкция датчика (рисунок 20 б) состоит из источника излучения (светодиод типа BIR-BM1331 с длиной волны 0,94 мкм), фотоприемник – фотодиод типа ФД -263. На рисунке 21а использованы светодиоды типа АЛ107Б и фотодиод типа ФДК-155. Расстояние d между осями приемника и источника выбирается, исходя из особенностей взаимодействия излучения с биотканью. На расстоянии d происходит наиболее эффективное измерение полезного сигнала фотоприемником.
Еще один вариант датчика, в котором ослаблено влияние разброса усилия его прижатия к биологическому объекту, показан на рисунке 22.
За счет перемещения подвижной части 3 можно установить постоянное давление на ткань. Перемещением крышки 6 можно регулировать давление на биоткань. Поверхность корпуса датчика 4 совпадет при установке с поверхностью подвижной части 3.
|
Рисунок 22 - Конструкция датчика с подвижным основанием – 3, на которой расположены источник – 1 и приемник – 2 излучения, где 4 – корпус, 5 – калиброванная пружина, 6 – крышка, с помощью которой можно регулировать силу сжатия пружины |
