CC BY
15ВКВО-2019- МЕДИЦИНСКАЯ ФОТОНИКА И АГРОФОТОНИКА
DOI 10.24412/2308-6920-2021-6-246-247
ИЗМЕРЕНИЕ СИГНАЛОВ ПУЛЬСОВОЙ ВОЛНЫ С ИСПОЛЬЗОВАНИЕМ ВОЛОКОННО-ОПТИЧЕСКОЙ НИЗКОКОГЕРЕНТНОЙ ИНТЕРФЕРОМЕТРИИ
Ушаков Н.А. , Маркварт А.А., Лиокумович Л.Б.
Санкт-Петербургский Политехнический университет Петра Великого, г. Санкт-Петербург
E-mail: n.ushakoff@spbstu.ru
Мониторинг пульсовой волны широко используется для диагностики сердечно-сосудистых заболеваний, сахарного диабета и других проблем со здоровьем, поскольку он обеспечивает точную и достоверную оценку жесткости артерий [1]. Наиболее прямыми и точными способами измерения сигнала пульсовой волны (ПВ) и скорости пульсовой волны являются дренажные катетеры, которые, однако, являются инвазивными и поэтому не могут быть широко распространены. Измерение пульсовой волны используется в различных коммерческих приборах и широко исследуется в научной литературе с использованием новых датчиков, в том числе волоконно-оптических, преимуществами которых является электромагнитная нейтральность, отсутствие электрических токов в чувствительном элементе и достижимые высокая точность и разрешающая способность [2].
Основной целью данной работы является разработка методов измерения сигналов пульсовой волны различными волоконно-оптическими чувствительными элементами и их последующее сравнение. Для оценки их эффективности необходимо разработать метод оценки качества демодулированных сигналов пульсовой волны.
Оптическая когерентная томография (ОКТ) является одним из наиболее известных подходов биомедицинской визуализации, позволяющим получать трехмерные изображения тканей. Основным этапом ОКТ-визуализации является регистрация так называемого А-скана, рассчитываемого как преобразование Фурье измеренного спектра отраженного оптического сигнала [3], при этом 2-х и 3-х мерные изображения вычисляются путем объединения А-сканов.
При использовании оптической когерентной томографии для измерения сигналов ПВ (рисунок 2.4), основные пики отражения располагаются на глубине 230-260 мкм и соответствуют границе между эпидермисом и дермой. Учитывая, что показатель преломления эпидермиса составляет около 1,42 [4], положение пика соответствует типичной ширине эпидермиса около 150-200 мкм, из-за большого отличия показателя преломления дермы (около 1,36), относительно сильное отражение происходит на этой границе. Другими словами, изменение фазы отраженной световой волны можно отслеживать благодаря смещению границы между эпидермисом и дермой, которое вызвано пульсовой волной.
Многомодовое волокно на оконечности ОКТ зонда использовано для снижения потерь света, возникающих из-за дифракционной расходимости при распространении в исследуемых тканях. За счёт большего диаметра излучения на выходе многомодового волокна (использовалось градиентное волокно с диаметром сердцевины 50 мкм, в котором возбуждалась главным образом основная мода), дифракционная расходимость снижалась, и большая доля отражённого света захватывалась волокном.
Другими подходами, использованными в данной работе для измерения сигналов пульсовой волны, были волоконный интерферометр Фабри-Перо (ИФП) [5], волоконная брэгговская решетка (ВБР) и межмодовый интерферометр с одномодовым подключением (МИОП) [6].
Интерферометрические сигналы регистрировались при помощи установки, схематично показанной на рисунке 1, состоящей из спектрометра Ibsen I-MON USB512 (интервал измерения спектра 1,51 - 1,595 мкм, переменное время интегрирования от 10 до 100 мкс, частота измерения спектров до 3 кГц) и суперлюминисцентного диода Exalos EXS210066-01
Рис. 1. Схематичное изображение принципа измерения пульсовой (выходная м°щн°сть до 5 мВт, волны при помощи оптической когерентной томографии
ВКВО-2021- МЕДИЦИНСКАЯ ФОТОНИКА И АГРОФОТОНИКА
центральная длина волны 1,55 мкм, ширина спектра 160 нм), установленных на плате драйвера Exalos EBD5000. Оптический циркулятор использовался для направления света, отраженного в чувствительных элементах, на спектрометр и предотвращения обратного отражения на диод.
Сигнал с волоконной брэгговской решетки демодулировался путем аппроксимации измеренных спектров гауссовыми функциями. Демодуляция сигналов датчиков на основе интерферометра Фабри-Перо, межмодового интерферометра и ОКТ проводилась с использованием расчета фазы на основе быстрого преобразования Фурье, как это часто делается в случае спектральной интерферометрии [5].
После вышеупомянутой обработки интерференционных сигналов были получены сигналы пульсовой волны, измеренные четырьмя датчиками. Сравнение характеристик датчиков проводилось по следующим метрикам качества сигнала пульсовой волны: отношение сигнал/шум (ОСШ); процент успешно найденных сигнальных признаков (ПСП), таких как пики и провалы в сигнале пульсовой волны; коэффициент корреляции отрезков сигнала пульсовой волны (ККПВ), соответствующих различным ударам сердца.
Таблица 1. Сравнение метрик качества сигналов пульсовой волны для разных чувствительных элементов
ИФП ВБР ОКТ МИОП
ОСШ, дБ 65 30 69 40
ПСП, % 99 95 100 78
ККПВ, о.е. 0,91 0,96 0,96 0,81
На основе полученных результатов можно сделать выводы, что наиболее приемлемым способом для измерения сигналов пульсовой волны является датчик с использованием оптической когерентной томографии. Данный датчик явно лидирует по всем показателям, сферой его применений могут быть медицинские исследования, долговременные измерения пульсовой волны и другие области здравоохранения, требующие высокой точности измерений.
Литература
1. M.Peltokangas et al, IEEE J. Biomed. Heal. Informatics 21, 142-149 (2017)
2. R.Correia et al, J. Opt., 20, 073003 (2018)
3. R.A.Leitgeb, Biomed. Opt. Express 10, 2177 (2019)
4. H.Ding et al, Phys. Medicine Biol. 51, 1479-1489 (2006)
5. N.A.Ushakov, A.A.Markvart and L.B.Liokumovich, IEEE Sens. J. 20, 11302-11312 (2020)
6. S.Silva et al, Meas. Sci. Technol. 22, 085201 (2011)
