Многоспектральная система контроля заживления РАН оптически прозрачными биоматериалами Текст научной статьи по специальности «Прочие технологии»

УДК 621.37

МНОГОСПЕКТРАЛЬНАЯ СИСТЕМА КОНТРОЛЯ ЗАЖИВЛЕНИЯ РАН ОПТИЧЕСКИ

ПРОЗРАЧНЫМИ БИОМАТЕРИАЛАМИ

В.М. Строев, А.Ю. Куликов, А.Б. Буслаев, О.С. Микерова

В статье рассматривается многочастотный способ восстановления изображений, искаженных гидрогелем, приведена модель формирования оптического изображения, а также получено решение, позволяющее восстанавливать изображения, сформированные телевизионной системой

Ключевые слова: медицинские видеосистемы, матрица фоточувствительных приборов с зарядовой связью (ФПЗС), телевизионная система

Поиск и изучение новых лекарственных средств, стимулирующих процессы регенерации, представляет важную задачу современной фармакологии. Несмотря на то, что имеется много биологически активных препаратов, стимулирующих метаболические процессы и относящихся к различным фармакологическим группам, по-прежнему сохраняется потребность в новых эффективных медикаментозных средствах, регулирующих процессы регенерации.

В настоящее время имеется много наработок в области гидрогелевых перевязочных материалов. Они обладают исключительной абсорбционной способностью и поддерживают высокий порог паро-влагопроницаемости, не распадаются под воздействием умеренного количества экссудата и не высыхают, а также обеспечивают влажную среду и тем самым способствует заживлению раны. Прозрачный гелевый диск позволяет визуализировать рану.

Применение светопроницаемого материала позволяет контролировать степень заживления раны через перевязочный материал, что исключает необходимость удаления, смены или частичного снятия с кожи прилипшего перевязочного материала для оценки степени заживления.

Современные медицинские видеосистемы позволяют врачу и пациенту увидеть видеоизображение заболевания до и после лечения. Они предоставляют уникальную возможность увидеть изменения формы и цвета тканей, функциональные и структурные изменения за счет электронного увеличения (до 800х). К недостаткам таких систем следует отнести отсутствие адаптации к среде, через которую осуществляется видеонаблюдение.

Строев Владимир Михайлович - ТГТУ, канд. техн. наук, доцент, тел. 8(4752)73-01-79

Куликов Андрей Юрьевич - ТГТУ, канд. техн. наук, ассистент, тел. 8(4752)47-28-61

Буслаев Алексей Борисович - ВАИУ, канд. техн. наук, преподаватель, тел. 8-905-051-19-05 Микерова Олеся Сергеевна - ВАИУ, курсант, тел. 8-951-552-46-40

Цель статьи - разработка теоретических предпосылок адаптации систем видеонаблюдения к изменению оптических параметров среды наблюдения.

В настоящее время налажено промышленное производство отечественных гидрогелевых раневых покрытий Гелепран.

Гелепран - это повязка с гидрогелевым покрытием, которое представляет собой мягкую, прозрачную, эластичную, хорошо моделируемую пластину, содержащую до 70% воды. Обеспечение влажной среды на ране совместно с лекарственной терапией обеспечивает наилучшее качество и кратчайшие сроки заживления.

Исследования проведенные в институте хирургии им. А.В .Вишневского показали [1], что при использовании Гелепрана ожоговые раны быстрее, чем в сравниваемой группе, очищались от некроза и переходили в 3 фазу раневого процесса. В ряде случаев при ожогах II степени для полной эпителиза-ции раны было достаточно двукратного наложения покрытия. Полная эпителизация ожогов Ш-А степени наступала на 13-21 сутки. В сравниваемой группе ожоговые раны 111-А степени эпителизировались на 17-27 сутки от момента травмы. Особенно эффективным было использование покрытий Гелепран для лечения «мозаичных» ожогов 111-АБ степени. За счет активного очищения от некротических фокусов, активизации краевой и островковой эпителиза-ции на этих участках пересадка кожи не потребовалась.

Применение покрытий Гелепран хорошо переносится больными [2]. Покрытия хорошо моделируются на небольших плоских ранах. Вместе с тем небольшие размеры повязки и влажная структура затрудняют ее фиксацию на обширных ранах. Прозрачность покрытия позволяет наблюдать за раной без снятия повязки, однако при нахождении на ране в течение 2-3 дней повязка пропитывается отделяемым и становилась мутной. В случае отсутствия раневого отделяемого и появления участков эпите-лизации отмечается высыхание покрытия и плотная

его фиксация к поверхности. Это требует более частой замены покрытий на этапных перевязках.

Анализ изображений участков тела с ожогом, идентичных участков тела с ожогом после наложения Гелепрана и автоматической коррекции контраста и цвета позволил сделать следующие выводы:

- наложение даже свежего покрытия приводит к изменению оптического образа пораженного участка;

- применение покрытия приводит к уменьшению контраста, размыванию изображения и, что самое главное к изменению цветового восприятия, что затрудняет визуальный анализ течения процесса лечения;

- наблюдается ослабление красного цвета в изображении ожога с наложенной повязкой, что характерно для прохождения света через мутную воду;

- автоматическая коррекция контраста и цвета не позволяет восстановить исходное изображение и может привести к ложным заключениям.

Сорбирование раневого отделяемого приводит к изменению состава покрытия и, соответственно к изменению ее прозрачности. Изменение прозрачности будет равномерным по поверхности покрытия из-за большого процента воды в нем.

Анализ состава гидрогелевой повязки позволяет сделать заключение о возможности принятия за ее модель модели мутной воды.

Световой поток, проникающий в воду и проходящий сквозь толщу воды, ослабевает за счет поглощения и рассеяния.

Потеря энергии световым лучом с длиной волны X вследствие поглощения при прохождении толщи воды г составляет 12(Х) = 1д ■ I~х( 1)2, где 10 -энергия светового луча, входящего в воду, 1г - энергия луча на глубине г, Ая) показатель поглощения.

Вода неодинаково поглощает световые лучи различных длин волн, т.е. обладает избирательным поглощением. Показатели поглощения Ля) - волн видимой части солнечного спектра для дистиллированной воды приведены в таблица 1.

Сильнее всего поглощаются лучи красной части спектра (с длиной волны более 0,6 мкм), почти совершенно не поглощаются короткие (зеленые, синие и фиолетовые лучи с длиной волны менее 0,5 мкм).

Кроме поглощения световые лучи в толще воды испытывают рассеяние, в результате чего энергия света с глубиной ослабляется.

Таблица 1

Показатели поглощения Ля) - волн видимой части солнечного спектра

Цвет Красный Оранжевый Желтый Зеленый Синий Фиолетовый

Длина волны, мкм 0,65-0,70 0,60-0,65 0,55-0,60 0,50-0,55 0,45-0,50 0,40-0,45

х(я) *103 (м-1) > 500 ~ 350 ~ 60 ~ 25 2 0

Рассеяние света связано с прохождением света через неоднородную среду. Неоднородностями являются молекулы воды и взвешенные частицы, вызывающие оптическую неоднородность мутной воды. Характер рассеяния света зависит от размеров рассеивающих частиц. Поэтому рассматривают раздельно рассеяние света частицами, имеющими размеры меньше длины волны падающего света - молекулярное рассеяние, и рассеяние света крупными частицами, соизмеримыми с длиной волны падающего света.

Ослабление светового потока за счет рассеяния при прохождении толщи воды г определяется формулой I2(Х) = 10 • I-к(1^, где 1о - энергия светового луча, входящего в воду, I - энергия луча на глубине г, к(я) - показатель рассеяния, определяемый как

к\1)= а/ , где а - модуль рассеяния.

Ослабление энергии светового потока за счет рассеяния обратно пропорционально четвертой степени длины световой волны. Поэтому в воде сильнее всего рассеиваются лучи зеленой и особенно синей части спектра с длиной волны менее 0,5 мкм.

В результате совместного эффекта поглощения и рассеяния света с глубиной происходит ослабление светового потока и изменение его спектрального

состава.

В природе процессы поглощения и рассеяния света действуют одновременно. Поэтому при проникновении света в глубину воды его ослабление будет происходить за счет обоих процессов.

Суммарное ослабления светового потока за счет поглощения и рассеяния будет равно

1Х(Я) = 1: ■ I-[к(д)+х(д)]2 = 10 • I~г(л), где т(л) - спектральный коэффициент ослабления (рассеяния и поглощения).

В чистой воде ослабление света минимальное и определяется преимущественно поглощением света. Рассеяние света имеет одинаковый порядок с поглощением только в голубой части спектра (от 0,3 до 0,5 мкм) с максимумом при длине световой волны 0,460 мкм. При длинах волн более 0,580 мкм доля рассеяния в общем ослаблении света не превышает 1%.

С увеличением замутненности воды, возрастает значение рассеяния в суммарном ослаблении вследствие наличия в воде крупных взвешенных частиц. Одновременно возрастает и поглощение крупными частицами, что вызывает общее увеличение суммарного ослабления и смещение минимума ослабления в зону более длинных волн.

Оптические свойства кожи тоже изменяются с изменением длины волны [2]. На рис. 1, 2 приведе-

ны результаты исследования кожи двух пациентов. Ряд 1 показывает значения коэффициента отражения для очагов поражения при значениях длины волны Х=440-495нм, Х=495-580нм, Х=580-640нм, Х=640-760нм, ряд 2 - значения коэффициента отражения для здоровой кожи при Х=440-495нм, Х=495-580нм, Х=580-640нм, Х=640-760нм.

Рис. 1. Коэффициенты отражения для участков кожи первого пациента при значениях длины волны Х=440-495нм, Х=495-580нм, Х=580-640нм, Х=640-760нм.

Рис. 2. Коэффициенты отражения для участков кожи второго пациента при значениях длины волны Х=440-495нм, Х=495-580нм, Х=580-640нм, Х=640-760нм.

Таким образом, оптические свойства объекта наблюдения и среды распространения (Гелепран) света зависят от длины волны света X и, следовательно, при изменении прозрачности среды распространения света будет происходить искажение цветного изображения. Поэтому, для улучшения визуализации ожогов через Гелепран необходимо проводить восстановление формируемых ЯвВ изображений для каждой цветовой составляющей в отдельности с последующим их объединением.

Рассмотрим процесс накопления заряда ячейкой матрицы фоточувствительных приборов с зарядовой связью (ФПЗС) телевизионной системой наблюдения за состоянием пациента с лазерным импульсным подсветом.

Лазерный луч подсвечивает участок

поверхности кожи F(х, у) . Изображение

подсвечиваемого участка воспринимается матрицей ФПЗС, причем каждый элемент матрицы

воспринимает изображение определенного элемента подсвечиваемой поверхности. Освещенность подсвечиваемого элемента участка поверхности площадью A определяется выражением [3]:

Ф0 А

E = --cos(NR0), А

(1)

где Ф0 - световой поток, излучаемый квантовым генератором на элемент участка поверхности;

R0 - расстояние от точки визирования до фотоприемника (под знаком cos стоит угол между нормалью к касательной участка поверхности N и направлением визирования).

При прохождении лазерных лучей сквозь слой Гелепрана освещенность поверхности на основании закона Бугера в приближении однократного рассеяния [4] снижается на коэффициент пропускания

1 т(х,ул), где г(х, y, л) - спектральный коэффициент

ослабления (рассеяния и поглощения). Следовательно, с учетом мешающего воздействия слоя Гелепрана, освещенность имеет вид:

— А

E'(x, y,X) = Е ■ 1 ~T(xy'h) = ■ cos(NR0 )■ 1 ~T(xyh) (2)

А

Неровности подсвечиваемой поверхности кожи больше длины волны излучения лазера, поэтому такая поверхность подчиняется законам Ламберта, для которой, как известно [5], яркость излучения не зависит от угла наблюдения и равна:

А

D/ Ч E'(x,y,K)■ p(x,y) —0 ■ cos(NR0) T(x,y,k)

B(x,y, л) =-------------= p(x, y)----------------------1 ,

n A ■ n

где p(x, y) - локальное значение коэффициента отражения поверхности в точке визирования.

Сила света, отраженного элементом

поверхности в направлении апертуры фотоприемника с учетом прохождения обратно сквозь слой Гелепрана, описывается следующим выражением:

I(x,y,A) = B(x,y,X) ■ ¿~T(x'y,h} ■ А =

А

= p,x,y)—0COS(NR‘,.(-T Х'УЛ) (3)

П

Тогда через объектив с диаметром D на фоточувствительную ячейку ФПЗС пройдет

световой поток:

А

—0 ■cos(NR0 )

—a(x,y,X) = I(x,у,Л) ■ Q = p(x,y)--------------x

(4)

S

где о = — - телесный угол, стягиваемый приемной

К2о

оптической системой ЛСВ, имеющей площадь объ-

тл2

п ■ Б

ектива 5 =-------- с вершиной на отражающем эле-

4

менте участка поверхности А.

Тогда выражение (4) запишем в следующем

виде:

ФА (х, у, Л) = С(х,у,Л)-

Фо'* 4 Я

■I

- 2т ■ (х,у,к )

(5)

л

где С(х,у,Л) = р(х, у) ■ ео$(^Я0 ) -безразмерный

коэффициент, характеризующий отражательную способность участка кожи.

Выражение (5) определяет световой поток, отраженный от подсвеченной поверхности и падающий на фоточувствительный элемент матрицы ФПЗС. Однако аналогичное отражение происходит и от слоя Гелепрана [7]. Поэтому в направлении фотоприемника будет также наблюдаться поток излучения:

2

Ф'А (х, у, Л) = Фо^г • (1 -1-т(хук);, (6)

4^1

где Ят - расстояние от приемной системы до верхней кромки Гелепрана (учитывая, что расстояние Я0 значительно больше толщины слоя Гелепрана, будем считать Ят = Яо).

Таким образом, суммарный световой поток Ф5 (х, у, Л) имеет следующий вид:

Ф5(ху,Л) = Фа(х,у,Л) + Ф’а(хУ,Л) . (7)

Для определения заряда (х,у,Л) , накопленного в 1-ой ячейке ФПЗС, воспользуемся следующим выражением [8]:

Чг(х,У,Л) = Q■ Ф5(х,У’Л)^п , (8)

где Q - чувствительность ячейки, зависящая в основном от квантового выхода, внутреннего фотоэффекта и коэффициента поглощения полупроводниковой подложки; 1п - время накопления.

Тогда, с учетом (5) и (7) выражение (8) запишем в виде

Q■tn-Фп-В2

/ о \ ^ п 0

Чг (х, У, Л) = ----- ----X

4 ■ЯО

[с(х,у,Л) ■ I-2 ■ г(х’уД) +1 -1 ~г(х'уЛ)

].

(9)

Выражение (9) позволяет определить количество заряда, накопленного в 1-ой ячейке ФПЗС, при априорно известных данных о дальности Я0.

Анализ полученных выражений позволил предложить модель влияния мутного слоя Гелепра-на на изображение участка кожи, рис. 3.

- 2 ■ т{х,у,л)

1 -1

-т{ х,у,Л)

4

Рис. 3. Структурная схема модели влияния слоя Гелепрана на изображение.

Исходная яркость сигнала в виде произведения потока лазерного излучения Ф0 на коэффициент

С (л, х, у), претерпевает низкочастотную фильтрацию мутным слоем Гелепрана [9], уменьшение яркости двукратным рассеивающим слоем за счет ум-

I -2т(х,у,Л)

ножения на коэффициент -------------2---, увеличение

Я02

яркости за счет вуалирующего эффекта отражения

1 -1

-т(х,у,Л)

Я,

и умножение на коэффициент

4

результате рассеяния лазерного излучения на вход приемной системы падает световой поток

Ф5 (х, У, Л) .

Для решения обратной задачи лазерного зондирования поверхности, т. е. получения истинного изображения исследуемого объекта, необходимо в выражении (9) определить коэффициент С(Х,х,у) относительно потока Ф5 (х, у, Л) (8). Однако в этом

выражении присутствуют две неизвестных величины С(Х,х,у) и г(х,у, Л). Поэтому составляем систему из двух уравнений:

ФБ(х,у,Л) = ФБ\с(Лх,у)- 1-[уЛ> +\-Гт(хуЛ>] (10)

ФБ(х,уЛ2) = [С(Л, х,у[ +\-Г(хуЛ ]

4 ■ Яо

2

Я

о

Чтобы решить полученную систему необходимо уточнить взаимосвязь т( х, у, Л1) и т( х, у, Л2 ), а также С(Х,х,у1) и С(Х,х,у2).

Используя систему перестройки частоты излучения лазера подбираем длины волн так, чтобы выполнялось условие:

т( x, У,Л1 )

т( x, y, Л2 )

= 2

(11)

Это достижимо, если Х2= 1,189 Х1. В этом случае можно считать, что С(Х,х,у1) = С(Х,х,у2)=С(х,у).

В результате решения системы уравнений (10) с учетом выражения (11) получим, что:

С( x,y) = G,5'

(X - 2 ■ d1)2

X2 + 4^d12 -2^d1 X

(12)

где X =

1GS-d 2 - S- d13 +12- d 2 ■ V 27 ■d 2 - 4^ d13 ] ;

d1 = 4■фs(x,У,Лl)■R2o -r Ф ■D2 ’

о

4 ■фs(x,y,Л2)■RJL -1

d 2 =

Ф-D2

Данное выражение позволяет определить коэффициент, характеризующий отражательную способность участка кожи, на основании двух изображений, полученных на двух различных длинах волн. С помощью вычисленного коэффициента восстанавливается истинное, неискаженное изображение исследуемого участка кожи.

Для практической реализации предложенного многочастотного метода восстановления изображения участка кожи, находящегося под слоем Гелеп-рана, необходимо два оптических квантовых генератора с непрерывной перестройкой частоты генерируемого излучения и два приемника на основе ФПЗС. Сигнал, отраженный от объекта, в виде светового потока Ф3 (x, y, Л) распределяется на полосовые фильтры, настроенные на частоты лазеров, и на определитель дальности R0. Далее по приведенному

выше алгоритму производится обработка сигнала. Перестройка частот лазера производится таким образом, чтобы отношение оптических толщ Гелепра-на т(Л) были равны 2, согласно (1G). Другие значения отношений, не равные 2, приводят к значительному и неоправданному усложнению решения задачи, либо не имеют решения вообще.

Таким образом, предложен двухчастотный способ восстановления изображений поврежденного участка кожи, искаженных мутным слоем Гелепрана, приведена модель формирования оптического изображения в условиях наблюдения за поврежденным участком кожи пациента через гелевую повязку, а также алгоритм восстановления изображения, сформированного активной телевизионной системой.

Литература

1. Бобровников А.Э., Крутиков М.Г. Современные

отечественные средства лечения ожогов. Институт хирургии им. А.В.Вишневского, 18.08.2008.

http://www.remedium.ru/

2. Журавель В.Г., Долгопятова Е.В., Журавель Р.В. (19) RU (11) 2187955 (13) C2 (51) МПК 7 A61B5/00 Способ определения патоморфологических изменений кожи по ее оптическим параметрам, регистрируемым in vivo. Ставропольская государственная медицинская академия.

3. Яворский Б.М., Детлаф А.А. Справочник по физике. М.: Наука, 1977. 942 с.

4. Гаврилов В.А. Видимость в атмосфере. Л.: Гидрометеоиздат, 1966. 324 с.

5. Климков Ю.М. Основы расчета оптикоэлектронных приборов с лазерами. М.: Советское радио, 1978. 264 с.

6. Пахомов А.Н. ПЗС-датчики изображений как нейроподобные среды. Радиотехника (журнал в журнале). 1999. №3. 51 с.

7. Каверина Л.В., Строев В.М. Адаптивная волоконно-оптическая система обработки изображений. Радиотехника (журнал в журнале). 2002. №5. 39-43 с.

8. Волковицкий О.А., Седунов Ю.С.

Распространение интенсивного лазерного излучения в облаках. Л.: Гидрометеоиздат, 1982. 312 с

9. Пратт В. Лазерные системы связи. М.: Связь, 1972. 232 с.

Тамбовский государственный технический университет Военный авиационный инженерный университет (г. Воронеж)

THE MULTISPECTRAL MONITORING SYSTEM OF HEALING OF RUSSIAN ACADEMY OF SCIENCES OPTICHESKI TRANSPARENT BIOMATERIALS

V.M. Stroev, A.J. Kulikov, A.B. Buslaev, O.S. Mikerova

In article the multifrequency way of restoration of the images deformed by hydrogel is considered, the model of formation of the optical image is resulted, and also the decision is received, allowing to restore the images generated by television system

Key words: medical videosystems, a matrix of photosensitive devices with charging communication, television system