Wydział Elektryczny
Instytut Elektrotechniki i Elektroniki Przemysłowej
mgr inz . Dariusz Prokop
ZASTOSOWANIE WIELOCZUJNIKOWEGO
OPTOELEKTRONICZNEGO SYSTEMU POMIAROWEGO DO BADANIA PRZEBIEGÓW FALI TĘTNA
Rozprawa doktorska przedłożona Radzie Wydziału Elektrycznego Politechniki Poznańskiej
Promotor:
prof. dr inż. hab. Anna Cysewska-Sobusiak
Poznań 2017
Spis treści
Streszczenie ... 5
Wykaz ważniejszych wybranych oznaczeń i skrótów ... 7
1. Wstęp ... 9
1.1. Określenie problematyki pracy ... 9
1.2. Cele, teza i zakres pracy ... 12
2. Podstawy nieinwazyjnego pozyskiwania fali tętna obwodowego ... 14
2.1. Czynności fizjologiczne układu krwionośnego ... 14
2.2. Fala tętna – właściwości fali tętna i sposoby jej pozyskiwania ... 16
2.3. Nieinwazyjne sposoby detekcji fali tętna ... 18
3. Sygnał fotopletyzmograficzny ... 20
3.1. Specyfika wykorzystywanych efektów interakcji promieniowanie optyczne-tkanki .. 20
3.2. Parametry sygnału PPG ... 24
4. Sposoby opisu sygnału ... 29
4.1. Sygnały pomiarowe ... 29
4.2. Podstawowe parametry sygnałów i ich oceny ... 30
4.3. Ocena podobieństwa sygnałów ... 32
4.4. Aproksymacja i funkcje aproksymujące ... 34
4.5. Parametry sygnału w dziedzinie częstotliwości ... 38
5. Wieloczujnikowy system akwizycji sygnałów PPG ... 40
5.1. Systemy pomiarowe ... 40
5.2. Struktura wykonanego systemu pomiarowego ... 45
5.2.1.Założenia do budowy systemu ... 45
5.2.2.Opis konstrukcji wykonanego systemu ... 45
5.3. Czujniki optoelektroniczne ... 48
5.3.1.Założenia konstrukcyjne ... 48
5.3.2.Struktura i rodzaje wykonanych czujników optoelektronicznych ... 50
5.3.3.Badania wpływu parametrów czujników na pozyskiwany sygnał PPG ... 58
5.3.3.1. Długość fali diod LED ... 58
5.3.3.2. Natężenie emitowanego promieniowania oświetlającego wybrany fragment organizmu człowieka ... 63
5.3.3.3. Odległości fotoemiter – fotodetektor, czyli długość drogi optycznej ... 66
5.3.3.4. Siła docisku czujnika do obiektu ... 68
5.3.3.5. Liczba fotoemiterów i fotodetektorów w czujniku ... 70
5.4. Tor analogowy systemu pomiarowego ... 72
5.5. Tor cyfrowy systemu pomiarowego ... 83
5.5.1.Wstępne cyfrowe przetwarzanie pozyskanych sygnałów PPG ... 86
5.5.1.1. Cyfrowe metody filtracji szumu oraz innych składowych zakłócających ... 86
5.5.1.2. Właściwości filtrów NOI i SOI zastosowane w kondycjonowaniu sygnału PPG ... 87
5.5.1.3. Eliminacja składowej sieciowej poprzez koherentne uśrednianie sygnału .. 95
5.5.1.4. Adaptacyjna eliminacja składowych zakłócających sygnał PPG ... 97
5.5.2.Procedury analizy sygnału PPG ... 106
5.5.2.1. Struktura postaci czasowej sygnału ... 106
5.5.2.2. Procedury aproksymacji przebiegu czasowego sygnału ... 107
5.5.2.3. Wyznaczanie składowej zmiennej pozyskanego sygnału PPG ... 115
5.5.2.4. Nieparametryczne sposoby oceny kształtu sygnału ... 118
5.5.2.5. Detekcja kształtu i charakterystycznych cech sygnału ... 120
5.5.2.6. Metody analizy sygnału PPG w dziedzinie częstotliwości ... 125
5.5.2.7. Wyznaczanie okresu i częstości sygnału PPG ... 128
5.6. Sprawdzenie systemu pomiarowego ... 133
6. Badania eksperymentalne sygnałów pozyskanych przy wykorzystaniu wykonanego systemu ... 139
6.1. Metodyka prowadzonych badań ... 139
6.1.1.Miejsca pozyskiwania sygnałów ... 139
6.1.2.Rodzaje i zakres wykonanych badań ... 139
6.1.3.Rodzaj i zakres dokonanej analizy parametrów pozyskanych sygnałów ... 140
6.2. Wyniki przeprowadzonej analizy sygnałów ... 141
6.2.1.Grupa I: Sygnały PPG pozyskane z czujników umieszczonych na palcach prawej i lewej ręki ... 141
6.2.1.1. Analiza składowej stałej sygnałów PPG ... 144
6.2.1.2. Analiza składowej zmiennej sygnałów PPG ... 145
6.2.1.3. Współczynnik pulsacji sygnału PPG ... 146
6.2.1.4. Współczynnik profilu sygnału PPG ... 147
6.2.1.5. Okres podstawowy T sygnałów PPG ... 148
6.2.1.6. Czas wystąpienia pierwszego maksimum tA ... 149
6.2.1.7. Opóźnienia czasowe td między sygnałami PPG ... 150
6.2.1.8. Korelacje sygnałów PPG ... 151
6.2.1.10.Analiza częstotliwościowa sygnałów PPG ... 155
6.2.2.Grupa II: sygnały PPG pozyskane w wielu miejscach organizmu ... 157
6.2.2.1. Analiza składowej stałej sygnałów PPG ... 159
6.2.2.2. Analiza składowej zmiennej sygnałów PPG ... 160
6.2.2.3. Współczynnik pulsacji sygnałów PPG ... 161
6.2.2.4. Współczynnik profilu sygnału PPG ... 162
6.2.2.5. Okres podstawowy T sygnałów PPG ... 163
6.2.2.6. Czas wystąpienia pierwszego maksimum tA ... 164
6.2.2.7. Opóźnienia czasowe td pomiędzy sygnałami PPG ... 165
6.2.2.8. Korelacje sygnałów PPG ... 166
6.2.2.9. Koherentne uśrednianie sygnałów ... 168
6.2.2.10.Analiza częstotliwościowa sygnałów PPG ... 170
6.3. Wnioski z przeprowadzonych badań ... 172
7. Podsumowanie ... 175
Literatura ... 178
Dodatek ... 188
Streszczenie
Tematyka pracy mieści się w obszarze metrologii optoelektronicznej i biomedycznej. Dotyczy biopomiarów bazujących na zjawiskach optycznych zachodzących w obiekcie biologicznym, a w szczególności nieinwazyjnej fotopletyzmografii (PPG). Fotopletyzmografia jest optoelektroniczną metodą badania przebiegu fali tętna poprzez oddziaływanie promieniowania optycznego na warstwy tkanek. Pomimo tłumiącego charakteru naczyń obwodowych, pozyskiwany za pomocą czujnika sygnał PPG zawiera cechy przebiegu fali tętna.
Celem rozprawy jest opracowanie i konstrukcja wielokanałowego systemu pomiarowego do nieinwazyjnej detekcji, rejestracji i analizy sygnałów PPG za pomocą odbiciowych czujników optoelektronicznych. Założono, że czujniki mogą być umieszczone w różnych miejscach na powierzchni ciała człowieka. Rozpatrywany w pracy odbiciowy wariant interakcji promieniowanie optyczne-obiekt, w porównaniu do jednoczujnikowych rozwiązań transmisyjnych, znacznie poszerza możliwości aplikacyjne pozyskiwania sygnału PPG i analizy jego parametrów.
W syntetycznej formie przedstawiono właściwości optyczne obiektów biologicznych i zachodzące interakcje podczas propagacji promieniowania optycznego w tkankach.
Omówiono zjawiska biorące udział w powstaniu i propagacji fali tętna oraz scharakteryzowano podstawy fizyczne optoelektronicznych metod pozyskiwania sygnału PPG i czynników warunkujących jego poprawną detekcję.
Przedstawiono podstawy metod analizy i przetwarzania sygnałów, które stanowiły punkt wyjścia do opracowania autorskiego specjalistycznego oprogramowania, wspomagającego sterowanie pracą systemu oraz przetwarzanie i analizę pozyskanych sygnałów PPG. Wybór i działanie zastosowanych procedur numerycznych ukierunkowano na efektywne przetwarzanie fali tętna jako głównej składowej tych sygnałów.
Zaprezentowano opracowany wielokanałowy mobilny system pomiarowy, w którym wykorzystano autorskie czujniki odbiciowe. Wybór odpowiedniej struktury czujników został poprzedzony licznymi badaniami wpływu ich parametrów elektrycznych, optycznych i mechanicznych na parametry pozyskiwanego sygnału PPG. Sprawdzono również warianty konstrukcji modułów systemu pomiarowego i przedstawiono wyniki eksperymentalnego sprawdzenia jego parametrów oraz prawidłowości działania przy zastosowaniu wybranych procedur testowych.
Przy udziale reprezentatywnej grupy osób-ochotników przeprowadzono liczne badania eksperymentalne za pomocą zestawu czujników odbiciowych, umieszczonych w wybranych miejscach ciała. Uzyskano szereg wniosków poznawczych i przydatnych w praktyce.
Uzasadniają one celowość zastosowania wielokanałowego systemu pomiarowego do detekcji, rejestracji i analizy sygnałów PPG, pozyskiwanych jednocześnie z odpowiednich miejsc na powierzchni ciała, m.in. na potrzeby porównywania przebiegów fali tętna.
Summary
The subject of the work is connected with the optoelectronic and biomedical metrology. It relates to biomeasurements basing on optical phenomena existing in a biological object, with special consideration of the noninvasive photoplethysmography (PPG).
Photoplethysmography is an optoelectronic method of pulse waveform examination by influencing of optical radiation on the tissue layers. Despite the attenuation of peripheral blood vessels, a PPG signal to be acquired with a sensor contains the attributes of a given pulse waveform.
The main aim of the thesis is to design and construct a multichannel measuring system for noninvasive detection, recording and analysis of PPG signals with reflectance optoelectronic sensors. It was assumed that the sensors may be placed in different sites of human body surface. The reflectance variant of interaction between optical radiation and the examined object significantly broadens application possibilities in comparison to transmission single sensor solutions used to acquire and analyze PPG signals.
The author presents synthetically the optical properties of biological objects and interaction caused by optical radiation propagation through tissues. Phenomena participating in creation and propagation of the pulse wave as well as the physical basis of optoelectronic methods making possible to detect PPG signals properly have been described.
The fundamentals of the methods which allow the author to design an original specialist software have been presented. This software is able to aid system operation as well as processing and analysis of the PPG signals. The choice and operation of numerical procedures are oriented to process effectively the pulse wave as the major component of these signals.
The work presents a multichannel mobile measuring system that is equipped with the original reflectance sensors made by the author. Numerous tests in order to determine how electrical, optical and mechanical parameters of sensors can influence on parameters of the PPG signals were made before the selection of appropriate sensor structures. Variants of system modules have been tested. The system was also experimentally checked on its operation correctness with the selected test procedures.
A lot of experimental studies with a set of reflectance sensors placed on the selected body sites have been made on a group of representative volunteers. A number of conclusions for research and practical purposes were obtained. The results justify the usefulness of application of the proposed multichannel system for the detection, recording and analysis of PPG signals acquired simultaneously from the appropriate body sites to compare the pulse waveforms.
Wykaz ważniejszych wybranych oznaczeń i skrótów
A, ̂ – wektor współczynników funkcji
BW – metoda wyznaczania współczynników funkcji aproksymującej CT – pojemność wejściowa przetwornika I/U
Cf – pojemność sprzężenia zwrotnego d[n] – sygnał wejściowy filtru adaptacyjnego e[n] – sygnał różnicowy filtru adaptacyjnego F – siła wywierana na czujnik
FFT – szybka transformata Fouriera fg – częstotliwość graniczna fs – częstotliwość próbkowania
f – rozdzielczość częstotliwościowa H(z) – transmitancja operatorowa z Hb – hemoglobina zredukowana HbO2 – hemoglobina utlenowana
HR – częstość rytmu serca (Heart Rate) Ifd – prąd fotodiody
IfdAV – wartość średnia prądu fotodiody
Ifdpp – wartość międzyszczytowa prądu fotodiody IfdRMS – wartość skuteczna prądu fotodiody
Iwe, Iwy, Io – natężenie promieniowania
Ir – względne natężenie promieniowania Iz – prąd zasilający diodę lub diody LED ka – współczynnik amplitudy
kp – współczynnik pulsacji kr – współczynnik profilu Kt – kurtoza, miara skupienia
Kuo – wzmocnienie wzmacniacza operacyjnego w otwartej pętli LAR – metoda wyznaczania współczynników funkcji aproksymującej LS – metoda wyznaczania współczynników funkcji aproksymującej l – odległość pomiędzy fotoemiterem a fotodetektorem
M – rząd filtru
Me – mediana
MSE – błąd średniokwadratowy n – współczynnik załamania
N – liczba próbek
NOI – rodzaj filtru cyfrowego
OD – gęstość optyczna (Optical Density) PaO2 – prężność tlenu
PPG – fotopletyzmografia (PhotoPlethysmoGraphy) sygnał PPG – sygnał fotopletyzmograficzny
r, r(x,y) – współczynnik korelacji R2 – współczynnik determinacji Rf – rezystancja sprzężenia zwrotnego RMSE – pierwiastek błędu średniokwadratowego
̅ – odchylenie standardowe
̅ – wariancja
SO – saturacja tlenowa krwi
Sk – skrośność, miara asymetrii SNR – współczynnik sygnału do szumu SOI – rodzaj filtru cyfrowego
SSE – suma kwadratów błędów niewyjaśniona przez model SSR – suma kwadratów błędów wyjaśniona przez model SST – całkowita suma kwadratów błędów
T – okres sygnału
t – czas
tA – czas wystąpienia maksimum A w okresie sygnału PPG tB – czas wystąpienia maksimum B w okresie sygnału PPG U, Uwe, Uwy – napięcie, napięcie wejściowe, napięcie wyjściowe Vx – współczynnik zmienności
WLS – metoda wyznaczania współczynników funkcji aproksymującej X – macierz zmiennych wejściowych
̅ – wartość średnia
x(t) – wartość chwilowa sygnału
X[k] – dyskretna transformata Fouriera sygnału x[n]
X(j) – transformata Fouriera sygnału x(t) x[n] – wartość chwilowa sygnału dyskretnego xmax – wartość maksymalna
xmin – wartość minimalna xpp – wartość międzyszczytowa xRMS – wartość skuteczna
Y – wektor zmiennych wejściowych y[n] – sygnał wyjściowy filtru adaptacyjnego
yi – nieznana rzeczywista wartość pomiaru w i-tym punkcie
̂ – wartość funkcji aproksymującej w punkcie i z[n] – sygnał zakłóceń
– pulsacja
i – błąd aproksymacji w punkcie i
– długość fali
1. Wstęp
1.1. Określenie problematyki pracy
Funkcjonowanie układu krwionośnego budziło zainteresowanie już w starożytności [85, 139].
Lata rozwoju i postępu cywilizacyjnego wymusiły opracowywanie coraz nowszych i doskonalszych metod diagnostyki układu krwionośnego. Pierwszych wzmianek dotyczących badania jego kondycji na podstawie fali tętna doszukano się na papirusach Ebrersa sporządzonych około 1500 p.n.e. w Egipcie [139, 153]. Następne doniesienia pochodzą ze starożytnych Chin, a ich autorami byli: Pien Ts’Io (5 w. p.n.e.) i Wang Shu-He (3 w. p.n.e.) [85]. Należy tu zaznaczyć, iż metody diagnostyczne oraz wnioski z nich płynące zawarte są w kanonie medycyny chińskiej i obowiązują do dziś [32, 129]. Kolejnych ważnych spostrzeżeń związanych z falą tętna dokonali w starożytnej Grecji Herophilos z Chalkedon oraz w Rzymie Claudius Galen (129–199) [49]. Wieki średnie nie obfitowały w spektakularne odkrycia naukowe w dziedzinie medycyny, jednakże słynnym przedstawicielem tej epoki był Avicena (980–1037), który w swej praktyce kierował się oceną fali tętna [45]. Czasy renesansu pozwoliły na poszerzenie możliwości badawczych, a tym samym na rozkwit nauk medycznych. Jako głównych przedstawicieli tej epoki można wymienić: poznańskiego lekarza, słynnego w całej Europie Józefa Strusia (1510–1568), autora dzieła pt. ”O tętnie”
[105, 134], W. Harveya (1578–1657), który wyjaśnił zagadnienia krążenia krwi oraz pracy serca w ujęciu mechanicznym [46], oraz Santorio Santorio (1561–1636), który skonstruował pierwszy przyrząd diagnostyczny – tzw. pulsilogium [79]. Wszyscy ci badacze opierali się na starożytnych spostrzeżeniach Galena i wnieśli znaczny wkład w rozwój diagnostyki układu krążenia na podstawie poczynionych obserwacji fali tętna, dokładnie ją klasyfikując i opisując [85]. Badania były prowadzone metodą palpacyjną (rys. 1.1a) ze zdumiewającą starannością.
a) b)
Rys. 1.1. Badanie fali tętna: a) palpacyjnie [85], b) sfigmometrem zwanego bębenkiem Mareya [100]
Wieki XVII i XVIII zaowocowały spektakularnym rozwojem nauk ścisłych, będących podstawą medycyny. W tym okresie zaczęto konstruować pierwsze przyrządy rejestrujące
falę tętna i równolegle powstały pierwsze próby opisu hemodynamiki1 układu krwionośnego.
Jako reprezentanta tych badań należy przywołać Leonharda Eulera, który w roku 1755 opracował aktualne do dziś podstawy mechaniki płynów [36]. W XIX wieku powstało wiele prac, m.in. O. Franka, dotyczących szybkości rozchodzenia się fali tętna oraz sprężystości naczyń, co przyczyniło się do opracowania pierwszych modeli układu krwionośnego (zwanymi modelami Windkessela) [154]. P. Broemser w 1918 roku zastosował analizę widmową Fouriera fali tętna, wyznaczając 40 składowych tętna tętnicy głównej oraz 6 do 8 składowych tętna obwodowego. Na tej podstawie wraz z O. F. Rankem sformułował w 1940 roku równania na potrzeby wyznaczania parametrów fizycznych układu krążenia [51, 64].
Ètienne-Jules Marey jest pierwszym konstruktorem urządzenia do rejestracji fali tętna zwanego bębenkiem Mareya (1860) (rys. 1.1b) [92, 100]. Dzięki niemu zarejestrował on pierwsze sfigmogramy na kimografie fali tętna, dokładnie ją opisując. W następnych latach S.
Potain i J. Mackenzie wykorzystując to urządzenie, rejestrowali sfigmogramy, kardiogramy, flebogramy w różnych okolicach ciała. Przełomem w diagnostyce układu krążenia była pierwsza próba pozyskania elektrokardiograficznego sygnału EKG2 człowieka przez D. Wallera w 1887 roku [4, 151]. W kolejnych latach W. Einthoven udoskonalił sposób pomiaru sygnałów EKG (rys. 1.2), wyjaśniając zależność pomiędzy elektryczną aktywnością serca a jego mechaniczną pracą, za co otrzymał nagrodę Nobla w 1924 roku [16]. Rozwój nowych technologii umożliwił zarówno obserwacje nowych zjawisk, jak i konstrukcję urządzeń do ich obserwacji. W roku 1937 jako jedni z pierwszych Hertzman i in.
opublikowali artykuł o sygnale PPG pozyskanym odbiciowo na palcu ręki [52]. Jednym z osiągnięć było pozyskanie fali tętna w badaniach związanych z oksymetrią, dokonanych w roku 1940 przez G. A. Millikana oraz pulsooksymetrią3, zainicjowane przez Takuo Aoyagi (1972) (rys. 1.2b) [124, 125, 152].
a) b)
Rys. 1.2. Pierwsze stanowiska pomiarowe do badań: a) elektrokardiograficznych, b) pulsooksymetrycznych
1 Hemodynamika – część fizjologii układu krążenia związana z mechaniczną pracą serca i dynamiką fali tętna [123, 132].
2 Elektrokardiografia EKG (Electrocardiography ECG) – podstawowa nieinwazyjna metoda badania elektrycznej aktywności serca za pomocą elektrod odpowiednio rozmieszczonych na powierzchni klatki piersiowej; na podstawie zapisu sygnału EKG można m.in. wnioskować o zaburzeniach rytmu serca [4, 144].
3 Pulsooksymetria – nieinwazyjna optoelektroniczna metoda pomiaru saturacji tlenowej krwi tętniczej [8, 18, 21, 124, 125], wykorzystująca zasady spektrofotometrii i fotopletyzmografii.
Pierwszym komercyjnie dostępnym i efektywnym użytkowo przyrządem tego typu był pulsooksymetr wyprodukowany przez firmę Nellcor w 1983 roku [152, 163]. Przedmiotem oksymetrii krwi tętniczej są pomiary dwóch wskaźników utlenowania: wysycenia hemoglobiny tlenem, czyli saturacji tlenowej SaO2 = HbO2/(HbO2+Hb) oraz ciśnienia jakie wywiera tlen rozpuszczony w osoczu, czyli prężności tlenu PaO2 [21]. Każda z postaci hemoglobiny (utlenowanej Hb02 i zredukowanej Hb) w sposób selektywny absorbuje promieniowanie, co pozwala określić SaO2% na podstawie praw spektrofotometrii [149, 162].
Tradycyjne pomiary inwazyjne wykonywane są na próbkach krwi pobieranych z tętnicy.
Pomiar jest skomplikowany, czasochłonny i może grozić komplikacjami oraz błędnymi wynikami, gdyż krew ma tendencje do wyrównywania parcjalnego ciśnienia tlenu do poziomu w otoczeniu. Badania in vitro nie dają możliwości ciągłego monitorowania utlenowania krwi. Wariant transmisyjny pulsooksymetrii – jedynej znanej metody nieinwazyjnego monitorowania SaO2 – bazuje na skojarzonym wykorzystaniu dwóch zjawisk:
selektywnej absorpcji promieniowania przez HbO2 i Hb oraz naturalnych pulsacji utlenowanej krwi tętniczej, która będąc w ciągłym ruchu cyklicznie zasila każdy zbiór żywych tkanek. Nieinwazyjne pomiary saturacji tlenowej wymagają jednak detekcji i przetwarzania wielkości związanych ze względnie małą ilością krwi pulsującej w rytm fali tętna. Przebieg fotopletyzmograficzny PPG (PhotoPlethysmoGraphic), którego główną składową jest fala tętna4, uzyskuje się w sposób prześwietleniowy lub odbiciowy. Wariant prześwietleniowy jest bardziej korzystny z punktu widzenia skutecznej realizacji pomiarów saturacji tlenowej. Jedną z głównych przyczyn są względnie mniejsze selektywne zmiany wykrywanych „odbitych” pulsacji tętniczych, a więc także względnie mniejsza ich czułość na zmiany saturacji obiektu [8, 152]. Krew pulsująca w głębokich tętnicach jest reprezentowana przez krew włośniczkową zawartą w obwodowych naczyniach kapilarnych badanego obiektu.
Gęsta sieć naczyń tego typu znajduje się między innymi w palcach ręki, małżowinie usznej, przegrodzie nosowej, języku. Do określenia stężenia molowego dwóch składników (HbO2, Hb) w mieszaninie konieczne jest zastosowanie co najmniej dwóch długości fali – dla 660 nm i 940 nm różnice we właściwościach absorpcyjnych są jednoznacznie wykrywalne (rys. 1.3).
Rys. 1.3. Krzywe absorpcji hemoglobiny utlenowanej HbO2 i zredukowanej Hb [162]
4 Fala tętna – fala formowana w efekcie sprężystego odkształcania ścian naczyń tętniczych, która nie jest tożsama z przepływem krwi; fala tętna przemieszcza się wzdłuż układu tętniczego od aorty ku obwodowi, ulega odbiciu w wielu miejscach układu i ma różną amplitudę oraz kształt w różnych miejscach; prędkość fali tętna PWV (Pulse Wave Velocity) może być wskaźnikiem sztywności ścian naczyń tętniczych; przydatność
100 1000 10000 100000 1000000
250 350 450 550 650 750 850 950
Współczynniki absorpcji [l/molcm]
λ[nm]
HbO Hb
660 nm 940 nm
Czujnik pomiarowy zawiera fotodetektor i dwa fotoemitery załączane naprzemiennie. Prąd wyjściowy fotodetektora zmienia się w rytm pulsacji tętniczych dla długości fali 660 nm i 940 nm i jest podstawą do wyznaczenia SaO2 [18]. Zalety biooptycznych pomiarów saturacji tlenowej sprawiają, iż ciągle odnajdywane są ich nowe zastosowania diagnostyczne we współczesnej medycynie. Pulsooksymetry stosuje się między innymi: na oddziałach intensywnej opieki medycznej [90, 138], do monitorowania stanu noworodków [35, 47, 121], w badaniach zaburzeń snu i oddechu [71, 73, 116], w diagnozowaniu żywotności miazgi zęba [60, 63, 122], w telemedycynie do zdalnego monitorowania stanu pacjenta [80, 86, 157], do monitorowania stanu pacjenta podczas badania metodą rezonansu magnetycznego MRI (Magnetic Resonance Imaging), wykorzystując do tego łącza światłowodowe [127, 152], oraz w wielu innych sytuacjach, w których występuje zagrożenie niedotlenieniem.
Współczesne trendy rozwojowe w inżynierii pomiarowej obejmują m.in. zagadnienia nieinwazyjnych biopomiarów oraz szczegółowego obrazowania obiektów biologicznych.
Pozyskiwanie sygnału fotopletyzmograficznego się w to wpisuje. Głównym atutem badania sygnału PPG jest możliwość oceny hemodynamiki, co nie jest dostępne poprzez standardowo wykonywane badanie EKG. Natomiast dokonując jednocześnie rejestracji fali tętna obwodowego i sygnału elektrokardiograficznego można otrzymać informacje o aktywności bioelektrycznej serca i właściwościach hemodynamicznych organizmu człowieka [107].
Obecnie w pomiarach sygnału PPG prawie wyłącznie stosuje się jednoczujnikowe układy pomiarowe wykorzystujące transmisyjny wariant interakcji światło-tkanka. Przebieg fotopletyzmograficzny, częstokroć jako dodatkowa informacja, wyświetlany jest na ekranach pulsooksymetrów jako obraz fali tętna generowanego przez napływającą krew. Pomiar jednoczujnikowy w wariancie transmisyjnym ma liczne zalety, ale także istotne ograniczenia.
Rozpatrywany w pracy wieloczujnikowy system wykorzystujący odbiciowy wariant interakcji, w porównaniu do jednoczujnikowych rozwiązań transmisyjnych, znacznie poszerza możliwości aplikacyjne pozyskiwania sygnału PPG i analizy jego parametrów.
1.2. Cele, teza i zakres pracy
W pracy podjęto badania mające na celu pomiary i rejestrację sygnałów fotopletyzmograficznych przy użyciu wieloczujnikowego systemu pomiarowego wyposażonego w zestaw czujników odbiciowych.
Głównym celem pracy jest opracowanie i konstrukcja wieloczujnikowego systemu pomiarowego do nieinwazyjnej detekcji, rejestracji i analizy sygnałów fotopletyzmograficznych za pomocą czujników optoelektronicznych, które mogą być umieszczone w różnych miejscach na powierzchni ciała człowieka.
Postawiono następującą tezę:
Zastosowanie wielokanałowego systemu pomiarowego z wykorzystaniem zestawu optoelektronicznych czujników odbiciowych umożliwia ocenę przebiegów fali tętna jako głównej składowej sygnałów fotopletyzmograficznych pozyskiwanych jednocześnie z odpowiednich miejsc na powierzchni ciała.
W celu potwierdzenia tezy sformułowano i zrealizowano następujące cele szczegółowe:
analiza fizjologii funkcjonowania układu krwionośnego i propagacji fali tętna,
analiza zjawisk biofizycznych umożliwiających nieinwazyjne pozyskiwanie fali tętna, jako składowej sygnału PPG,
analiza rodzajów sygnałów biomedycznych i metod ich przetwarzania,
budowa wieloczujnikowego systemu pomiarowego do nieinwazyjnego badania przebiegu fotopletyzmograficznego,
badania skonstruowanych struktur czujników,
opracowanie zestawu procedur cyfrowego przetwarzania sygnałów fotopletyzmograficznych,
przeprowadzenie badań eksperymentalnych przy wykorzystaniu wykonanego systemu,
analiza i interpretacja otrzymanych wyników.
Podstawowe istotne informacje dotyczące sposobów i różnych metod pozyskiwania obrazu fali tętna, w tym w postaci sygnału fotopletyzmograficznego, omówiono w rozdziałach 2 i 3. W rozdziale 2 omówiono wybrane zagadnienia dotyczące funkcjonowania układu krwionośnego, zjawisk i parametrów biofizycznych obiektów biologicznych.
Rozdział 3 przedstawia opis podstaw fizycznych metod optoelektronicznych pozyskiwania sygnału fotopletyzmograficznego oraz czynników warunkujących jego poprawną detekcję.
Omówiono najistotniejsze składowe sygnału fotopletyzmograficznego z punktu widzenia ich właściwości diagnostycznych oraz parametry opisujące pojedynczy okres krzywej PPG.
Rozdział 4 dotyczy teoretycznych podstaw analizy i przetwarzania sygnałów, które stanowiły punkt wyjścia do opracowania autorskiego oprogramowania. Na początku dokonano klasyfikacji sygnałów określając cechy i właściwości sygnałów biologicznych. W dalszej kolejności przedstawiono te właściwości, które są pomocne w ocenie parametrycznej i nieparametrycznej sygnałów biologicznych zarówno w dziedzinie czasu, jak i częstotliwości.
Rozdział 5 dotyczy opracowanego wieloczujnikowego systemu pomiarowego do badania sygnałów fotopletyzmograficznych. W pierwszym podrozdziale przedstawiono wymagania i strukturę zbudowanego systemu, a w kolejnych podrozdziałach omówiono każdy z jego elementów zastosowanych zarówno w części analogowej, jak i cyfrowej systemu. Rozdział zakończono przedstawieniem wyników eksperymentalnego sprawdzenia parametrów systemu pomiarowego przy zastosowaniu wybranych procedur testowych.
Rozdział 6 zawiera wyniki badań eksperymentalnych wykonanych przy wykorzystaniu zbudowanego systemu pomiarowego, za pomocą czujników umieszczonych w wybranych miejscach na ciele badanych osób. Liczne tabele ze szczegółowymi wynikami pomiarów i obliczeń dotyczące poszczególnych wariantów eksperymentów zestawiono w Dodatku.
Podsumowanie rezultatów rozprawy zawarto w rozdziale 7, uwypuklając te, które zdaniem autora można zaliczyć do uzyskanych w pracy osiągnięć poznawczych oraz praktycznych.
2. Podstawy nieinwazyjnego pozyskiwania fali tętna obwodowego
2.1. Czynności fizjologiczne układu krwionośnego
Życie człowieka można wyrazić poprzez "uderzenia" jego serca, bijącego około 1 miliard razy. Układ krążenia stanowi system realizujący podstawowe procesy życiowe, do których należy ciągłe dostarczanie tlenu i substancji odżywczych do wszystkich komórek organizmu oraz odprowadzanie dwutlenku węgla do płuc i produktów przemiany materii do nerek [13, 144]. Zatem można stwierdzić, że rola układu krążenia polega na realizacji funkcji transportowej i logistycznej, przez którą rozumie się rozprowadzanie nośników informacji (hormony) i substancji katalizujących reakcje chemiczne (enzymy). Krew krąży w układzie zamkniętym i bierze czynny udział w procesach termoregulacji. Zakłócenia w przepływie krwi powodują dysfunkcję wielu organów i w konsekwencji mogą prowadzić do śmierci. Podstawowe elementy układu krążenia to:
serce, składające się z dwóch przedsionków i dwóch komór,
tętnice i żyły krążenia dużego (stanowiące zbiornik tętniczy duży oraz zbiornik żylny duży),
tętnice i żyły krążenia małego (będące zbiornikiem tętniczym płucnym oraz zbiornikiem żylnym płucnym),
dwie sieci naczyń włosowatych (jedna łącząca zbiornik tętniczy duży ze zbiornikiem żylnym dużym oraz druga łącząca zbiornik tętniczy płucny ze zbiornikiem żylnym płucnym) [144].
Podstawowym zadaniem serca jest przepompowywanie krwi ze zbiorników żylnych do zbiorników tętniczych i utrzymanie odpowiedniego ciśnienia zapewniającego stały przepływ krwi przez naczynia włosowate. W zbiornikach żylnych gromadzona jest krew wypełniająca serce oraz pewna jej rezerwa, uruchamiana w czasie zwiększonego zapotrzebowania na krew, np. podczas przyspieszenia akcji serca. Na dany cykl pracy serca składa się faza skurczu, w czasie którego opróżniana jest zawartość komór oraz faza rozkurczu, w której komory są wypełniane krwią. Jednokierunkowość przepływającej krwi w trakcie pracy serca wymuszana jest obecnością zastawek niepozwalających na cofanie się krwi. Lewa komora pompuje krew do aorty wypełniając tzw. zbiornik tętniczy duży.
Parametry hemodynamiczne, jakimi opisuje się tę część układu, to: ciśnienie krwi skurczowe SBP (Systolic Blood Pressure) i rozkurczowe DBP (Diastolic Blood Pressure), częstość akcji serca HR (Heart Rate), objętość wyrzutowa serca SV (Stroke Volume), pojemność minutowa serca CO (Cardiac Output), wskaźnik sercowy CI (Cardiac Index). Z punktu widzenia diagnostycznego w pierwszej kolejności dokonuje się pomiaru ciśnienia zmieniającego się w cyklu pracy serca. Ciśnienie skurczowe wyznaczane jest w okresie maksimum wyrzutu serca, natomiast ciśnienie rozkurczowe jest najniższym ciśnieniem w fazie rozkurczu (rys. 2.1).
Tłoczona krew rozciąga ściany elastycznych tętnic, których napięcie utrzymuje ciśnienie w czasie rozkurczu, zapewniając ciągły przepływ [144].
Rys. 2.1. Ilustracje cyklu pracy układu krwionośnego [144]
Pulsujący przepływ krwi odbywa się od serca do naczyń włosowatych zgodnie z gradientem ciśnienia w układzie zamkniętym. Średnia prędkość przepływu krwi w aorcie to 0,6 m/s, przy czym w miarę oddalania się od serca maleje, osiągając w małych tętnicach wartość zaledwie kilka cm/s [144]. Przepływ ściśle zależy od średnicy naczyń oporowych, czyli małych tętniczek, oraz od lepkości krwi. Praca serca powoduje wytworzenie fali ciśnieniowej, określanej falą tętna, odkształcającej ścianki tętnic, która rozchodzi się od serca wzdłuż tętnic aż do naczyń włosowatych. Kolejnym elementem układu krążenia jest zbiornik żylny, poprzez który krew odpływa do serca. Diagnostyka układu żylnego koncentruje się głównie na pomiarze ciśnienia, które w dużej mierze zależy od takich czynników jak: ruchy oddechowe klatki piersiowej, praca serca i pozycja osoby badanej. Fala tętna żylnego jest gorzej wyczuwalna i ma bardziej skomplikowany kształt, dając informacje o kondycji układu żylnego [70].
Układ krążenia powiązany jest ściśle z układem nerwowym stanowiącym o jego właściwej pracy, jak również z układem oddechowym wspomagającym czynności krążenia
ml
Ciśnienie
Objętość
krwi. Przyczyny dysfunkcji tak skomplikowanego systemu mogą być różne, a do ich wyjaśnienia potrzebny jest szereg informacji pozyskanych różnymi metodami diagnostycznymi. Zastosowanie nowych technologii oraz wykorzystanie lepszych metod detekcji i kondycjonowania sygnałów biologicznych, szczególnie w ostatnim stuleciu, umożliwia bezinwazyjną ocenę wielu parametrów układu krwionośnego.
2.2. Fala tętna – właściwości fali tętna i sposoby jej pozyskiwania
Tętno określa chwilowe, zgodne ze skurczami serca, miejscowe rozciągnięcie (odkształcenie) sprężystej ściany tętnicy z towarzyszącym wzrostem ciśnienia. Tętno jest obwodowym wykładnikiem mechanicznej pracy serca. Bezpośrednią przyczyną wymuszenia fali tętna jest skurcz lewej komory serca wtłaczający do aorty objętość krwi równą około 80 ml (w stanie spoczynku u człowieka o masie 70 kg) [144]. Skurcz ten powoduje wzrost ciśnienia i powstanie fali ciśnieniowej odkształcającej ściany tętnic (rys. 2.2).
Rys. 2.2. Obraz przebiegu fali tętna w aorcie
Fala tętna jest naturalną cechą organizmu i rozchodzi się wzdłuż naczyń tętniczych do naczyń włosowatych, odwzorowując zmiany objętości krwi tętniczej ściśle powiązane z pracą serca.
Kształt i prędkość przemieszczającej się fali zależy od elastyczności ścian i ich przebiegu w organizmie. W tętnicach o ścianach elastycznych fala tętna przesuwa się wolniej, natomiast w tętnicach o ścianach twardych rozchodzi się szybciej. W tętnicach o przebiegu prostym rozchodzi się szybciej niż w tętnicach krętych. Wartość prędkości fali tętna mieści się w granicach od 5 do 9 m/s i jest dziesięć do piętnastu razy większa od średniej prędkości przepływu skurczowego krwi w aorcie w warunkach prawidłowych. Charakter tętna tętniczego może ulec zmianie wskutek wystąpienia cech patologicznych [144].
a) b)
Rys. 2.3. Cechy fali tętna: a) tętna obwodowego, b) tętna tętnicy szyjnej [70]
Zapis graficzny (rys. 2.3), zwany sfigmografem fali tętna, rozpoczyna się gwałtownym wzrostem amplitudy nazywanym ramieniem wstępującym lub anakrotycznym powodowanym przyrostem ciśnienia na skutek rzutu krwi z komory serca do tętnicy głównej. Po osiągnięciu maksimum skurczowego (plateau) przebieg przechodzi w strome lub łagodne ramię
Wcięcie dykrotyczne
zstępujące (katakrotyczne) z wyraźnie zaznaczonym wcięciem dykrotycznym (rozkurczowym, incisura). Po nim pojawia się ponowny wzrost amplitudy zwany falą dykrotyczną lub falą odbicia. Jej powstanie tłumaczone jest odbiciem słupa krwi od zastawek tętnicy głównej. Dalej następuje powolny wydłużony spadek amplitudy na skutek odpływu krwi do naczyń włosowatych w czasie rozkurczu. Kształt i amplituda rozchodzącej się ku obwodowi fali tętna zmienia się w miarę oddalania się od serca. Przebiegi tętna obwodowego i tętna centralnego różnią się wskutek występowania zjawisk tłumienia oraz drgań własnych obwodowego układu naczyniowego. W zapisach fali tętna naczyń usytuowanych blisko serca ujawnia się wpływ czynności zastawek oraz skurczu serca i przedsionków zwany falą presfigmiczną (rys. 2.3b) [70]. Przejście fali z tętnic centralnych ośrodkowych do tętnic obwodowych objawia się zmianą kształtu krzywej tętna. Hemodynamika obwodowego układu krwionośnego powoduje wytłumienie i przesunięcie wcięcia dykrotycznego ku dołowi, które staje się mniej ostre lub zanika wraz z falą dykrotyczną tłumiąc falę presfigmiczną [134]. Właściwości fizyczne fali tętna, które uwzględniane są w badaniu klinicznym, to:
Częstość tętna HR (Heart Rate) określa liczbę uderzeń serca na minutę bpm (beat per minute). Zależy od wielu czynników takich jak: wiek, wysiłek fizyczny, stan emocjonalny i u dorosłego człowieka wynosi średnio 70 bpm (tętno częste HR>100 bpm, tętno rzadkie HR<50 bpm);
Rytm, czyli miarowość tętna określana przez zmiany odstępów czasowych występujących pomiędzy kolejnymi uderzeniami (np. tętno miarowe, niemiarowe oddechowe, niemiarowe ekstrasystoliczne);
Wypełnienie (amplituda) związane z siłą wyrzutu objętości krwi przez serce, co przekłada się na amplitudę rejestrowanej fali tętna (np. tętno o dużej amplitudzie nazywane jest wysokim a o małej amplitudzie tętnem małym, ponadto można spotkać tętno nazywane: nitkowatym, dziwacznym, naprzemiennym);
Napięcie (objętość) tętnicy powodowane przez opór, jaki ściana naczynia stawia płynącej krwi, co ściśle związane jest z wartością ciśnienia. Dobrym napięciem określa się elastyczne zachowanie tętnicy, natomiast słaba elastyczność wiąże się z napięciem miękkim;
Chybkość jest cechą wynikającą z tempa narastania i tempa zanikania fali tętna, oznaczającą szybkość narastania poszczególnych odcinków fali tętna ramienia wstępującego i zstępującego. Duża prędkość narastania fali tętna jest określana terminem tętna chybkiego, natomiast mała - tętna leniwego;
Jednoimienność określana przez porównanie badanego tętna na jednoimiennych kończynach (występuje tętno jednakowe lub tętno nierówne) [134].
Właściwe rozpoznanie cech fali tętna oraz detekcja jej kształtu daje wskazówki do rozpoznania: wydolności serca, chorób naczyń obwodowych, stanu aorty, wad zastawkowych, wysokości ciśnienia tętniczego. Przykładowe obrazy fali tętna szyjnego pokazano na rysunku 2.4 [70].
a) b) c) d)
Rys. 2.4. Fala tętna rejestrowana na tętnicy szyjnej: a) osoby zdrowej w wieku 40 lat, b) w przypadku miażdżycy tętnicy głównej, c) przy niedomykalności zastawki aorty, d) przykład tętna dwubitnego [70]
2.3. Nieinwazyjne sposoby detekcji fali tętna
Sygnał fali tętna był jednym z pierwszych, którego pomiaru można było dokonać w sposób nieinwazyjny bez specjalnych narzędzi. Pomiar dotyczył tętnic rozłożonych powierzchniowo, ludzki zmysł dotyku i jego czułość stanowiły podstawę subiektywnej oceny właściwości diagnostycznej fali tętna. Łatwość wykonania tego pomiaru sprawia, że jest stosowany także obecnie [134]. Bardziej dokładna analiza fali tętna wymaga jednak odpowiednich przyrządów bazujących na różnych zjawiskach fizycznych, umożliwiających jej graficzny zapis.
Początkowo stosowano proste, mechaniczne i mało wygodne przetworniki fali tętna, zastąpione później przez przetworniki elektryczne i optoelektroniczne. Nieinwazyjnego badania i rejestracji fali tętna można dokonać kilkoma sposobami poprzez:
Badanie palpacyjne, które jest najstarszą metodą wykrywania fali tętna przez dotyk nad tętnicą szczególnie: szyjną, udową, promieniową. Zaletą metody jest szybkie i łatwe zastosowanie. Wady to: wymagane względnie duże doświadczenie osoby badającej, brak możliwości zapisu fali tętna, subiektywne i ograniczone odczucia analizowanych cech fali tętna [70, 134, 144];
Badanie za pomocą czujników piezoelektrycznych, elektrostatycznych typu infraton Boucke-Brechta. Tego rodzaju czujniki reagują na bardzo małe zmiany ciśnienia a przyłożone do tętnicy dają sygnał będący pochodną fali tętna [70];
Badanie balistokardiograficzne rejestrujące ruch ciała ludzkiego spowodowany odrzutem wyrzucanej krwi z serca. To zjawisko powoduje mimowolne ruchy niektórych części ciała (nogi, ręce) na skutek zmian ciśnienia w rytmie fali tętna.
Badany musi w badaniu przyjąć odpowiednią pozycję i ułożenie ciała [13];
Badanie Dopplera USG pozwalające na rejestrację fali tętna oraz innych parametrów hemodynamicznych nie tylko na tętnicach powierzchniowych, ale również wewnątrz ciała człowieka [16];
Badanie Dopplera optyczne, które bazuje na wykorzystaniu zjawiska rozpraszania światła przez upostaciowane składniki krwi. Wykorzystuje się w tym celu promieniowanie laserowe oświetlające badane naczynia krwionośne [91];
Badanie pletyzmograficzne5 polegające na rejestracji zmian objętości napływającej krwi. Pośrednio wykonuje się to przez pomiar impedancji będący funkcją objętości badanej części ciała (najczęściej kończyn) [54, 130];
5 Pletyzmografia PG (Plethysmography) – metoda detekcji i rejestracji zmian objętości krwi zachodzących w rytm fali tętna; sygnał pletyzmograficzny odzwierciedlający odkształcenia ścian naczyń tętniczych można zarejestrować za pomocą różnych czujników.
Badanie fotopletyzmograficzne6, w którym wykorzystuje się właściwości optyczne oświetlanych tkanek. Badanie to pozwala na rejestrację fali tętna obwodowego [5, 6, 18, 143].
6 Fotopletyzmografia PPG (Photoplethysmography) – fotoelektryczna metoda detekcji i rejestracji zmian objętości krwi zachodzących w rytm fali tętna; za pomocą czujnika optoelektronicznego można zarejestrować
3. Sygnał fotopletyzmograficzny
3.1. Specyfika wykorzystywanych efektów interakcji promieniowanie optyczne-tkanki
Przebieg fotopletyzmograficzny PPG jest obrazem cyklicznych zmian ilości krwi tętniczej zachodzących w rytm pracy serca. Podstawowa składowa rejestrowanego sygnału to fala tętna będąca wynikiem przyrostu ilości krwi tętniczej wewnątrz naczyń tętniczych wskutek skurczu serca. Przebieg fali tętna można otrzymać poprzez rejestrację wiązki światła przechodzącej przez lub odbitej od wybranej warstwy tkanek. W procesie utworzenia sygnału PPG7, mającego charakter modulacji amplitudy, biorą udział zjawiska mechaniczne i optyczne, które ocenia się wykorzystując zasady spektrofotometrii [19, 143].
Obiekt biologiczny to niejednorodne środowisko będące zbiorem jonów, cieczy oraz substancji organicznych, których głównym składnikiem jest woda. Taka struktura wykazuje szczególne właściwości optyczne zmieniające się pod wpływem zachodzących procesów życiowych. Żadna teoria nie potrafi dotąd w jednoznaczny sposób opisać wszystkich optycznych zjawisk zachodzących w bardzo złożonym obiekcie. Wiązka światła oświetlająca badany obiekt może zostać w różnych frakcjach odbita, pochłonięta, przepuszczona, rozproszona i odbita wstecznie (rys. 3.1). Parametry charakteryzujące optykę tkanek to m.in.
współczynniki: odbicia, absorpcji, rozpraszania, załamania. Poszczególne organy zawierają warstwy tkanek charakteryzujące się zróżnicowanymi współczynnikami optycznymi zależnie od ich funkcji i umiejscowienia. Oświetlany obiekt biologiczny ma silnie niejednorodną
„mętną” strukturę, która jednocześnie absorbuje i rozprasza promieniowanie optyczne [18].
Rys. 3.1. Zjawiska towarzyszące interakcji światło-obiekt biologiczny
7 Sygnał fotopletyzmograficzny PPG - biooptyczny sygnał odzwierciedlający propagację krwi w naczyniu w rytm pulsacji tętniczych; główną składową tego sygnału jest obwodowa fala tętna, a można go pozyskać nieinwazyjnie za pomocą optoelektronicznego czujnika zawierającego fotoemiter (dioda LED) oraz fotodetektor (fotodioda).
Składowe kierunkowe i dyfuzyjne związane z rozpraszaniem sumują się, dając rejestrowaną wiązkę w danym kierunku, a propagacja promieniowania optycznego przez dany obiekt opisywana jest wielkościami związanymi z odbiciem i transmisją promieniowania. Efekt transmisji jest możliwy do zarejestrowania tylko w przypadku obiektów optycznie cienkich.
Obiekty optycznie grube pozwalają obserwować tylko zjawisko odbicia promieniowania optycznego, poprzez rejestrację odbicia kierunkowego oraz rozpraszania wstecznego.
Optoelektroniczna rejestracja sygnału wymaga zastosowania czujnika optoelektronicznego umożliwiającego utworzenie pomiarowego łącza optycznego, w skład którego wchodzą:
źródło promieniowania optycznego (fotoemiter), wybrany badany fragment organizmu oraz odbiornik promieniowania (fotodetektor).
a) b)
Rys. 3.2. Warianty koncepcji czujników wykorzystujące interakcje światło-obiekt biologiczny: a) wariant prześwietleniowy, b) wariant odbiciowy
Ze względu na rodzaj interakcji światło-tkanki, stosuje się dwa rozwiązania techniczne czujnika optoelektronicznego: wykorzystujące wariant transmisyjny (prześwietleniowy) lub reflektancyjny (odbiciowy) (rys. 3.2). Wariant prześwietleniowy jest powszechniej realizowany w obszarach organizmu optycznie cienkich, przeważnie dobrze ukrwionych, gdzie światło z łatwością przenika przez całą badaną strukturę (palce, małżowina uszna, itp.) [18, 141]. Liczba tego typu miejsc jest jednak mała, co jest podstawowym ograniczeniem stosowania wariantu prześwietleniowego. Stosując wariant odbiciowy, można powierzchniowo badać obszary optycznie grube rozłożone na całym obszarze ciała człowieka.
Wykrywane pulsacje w większości przypadków mają znacznie mniejszą amplitudę niż przy zastosowaniu wariantu prześwietleniowego i ściśle zależą od miejsca, w którym umieszczono czujnik. Poziom sygnału PPG generowany przez czujnik jest dużo bardziej zróżnicowany, a możliwości detekcji zależą od parametrów oferowanych przez układ pomiarowy [109]. Z punktu widzenia mocowania czujników na ciele człowieka, czujniki transmisyjne łatwo aplikować, gdyż są projektowane i budowane z myślą umieszczania ich tylko na wybranych częściach ciała człowieka. Czujniki odbiciowe mają płaską obudowę, którą mocuje się najczęściej za pomocą taśm, plastrów, opasek, co utrudnia ich wystarczającą stabilizację, a tym samym pozyskanie sygnałów o odpowiednim wysokim poziomie [5]. Oprócz rozmieszczenia fotoemiterów i fotodetektorów w czujniku nie bez znaczenia dla rejestracji sygnału PPG jest użycie jako fotoemitera źródła światła o odpowiedniej mocy promieniowania i charakterystyce widmowej oraz odpowiednio dopasowanego fotodetektora.
Różnice występujące w charakterystykach spektralnych poszczególnych składników wchodzących w skład badanego obiektu umożliwiają rejestrację zawartości określonych
optyczne, w którym istnieją najlepsze możliwości rejestracyjne zjawisk optycznych związanych z funkcjonowaniem badanego organizmu. W przypadku pozyskiwania sygnału fotopletyzmograficznego należy brać pod uwagę parametry optyczne wody, która stanowi ponad 60% masy ciała człowieka [144].
Rys. 3.3. Krzywe absorpcji podstawowych składników tkanek z zaznaczonym oknem optycznym [164]
Woda jako główny składnik tkanek silnie absorbuje promieniowanie ultrafioletowe i podczerwone, a w obszarze widzialnym istnieje okno transmisyjne obejmujące zakres (600-1200) nm. Inne substancje absorbujące promieniowanie to melanina, będąca pigmentem determinującym kolor skóry, oraz hemoglobiny Hb, HbO2 biorące udział w procesie krążenia krwi w organizmie. Różnice i podobieństwa we właściwościach pochłaniających hemoglobin widoczne na wykresach (rys. 1.3), stanowią podstawę nieinwazyjnego sposobu pomiaru saturacji tlenowej metodą pulsooksymetryczną (Pulse Oximetry) opisaną w rozdziale 1.
Rejestracji sygnału fotopletyzmograficznego dokonuje się za pomocą czujnika umieszczanego na powierzchni skóry. Skóra składa się z warstw o różnych grubościach, w których zawarte są wymienione absorbery [119]. Współczynniki absorpcji poszczególnych warstw skóry i współczynnika odbicia światła od jej powierzchni przedstawia rysunek 3.4.
Okno optyczne
Woda Hb HbO2 Melanina
λ [nm]
Absorpcja względna
a) b)
Rys. 3.4. Charakterystyki spektralne: a) zależność współczynnika absorpcji od długości fali dla poszczególnych warstw skóry i b) zależność odbicia światła o określonej długości fali od powierzchni skóry [67]
Na krzywej absorpcji skóry widać, że kształt jej zbliżony jest do przebiegów absorpcji hemoglobin. Przebiegi współczynników absorpcji i odbicia ulegają zmianom w wyniku zmian koncentracji absorberów zawartych w skórze np. pigmentów [110]. Charakterystyki współczynnika absorpcji i odbicia skóry wyznaczają użyteczny zakres długości fali fotoemitera i fotodetektora pomiędzy 600 i 1200 nm.
Pulsacje tętnicze propagują się wzdłuż całej drogi jaką przebywa krew, powodując wolne cykliczne zmiany rozmiarów warstw tkanek skutkujące zmianami długości drogi optycznej x pomiędzy fotoemiterem a powierzchnią światłoczułą fotodetektora w ustalonym kierunku. Miarą strat promieniowania będącą skutkiem absorpcji i rozpraszania fotonów jest selektywna gęstość optyczna OD obiektu. Zatem podstawą rejestracji sygnału PPG jest modulacja padającej wiązki światła na badany obiekt biologiczny wskutek zmian gęstości optycznej (rys. 3.5) [18].
Rys. 3.5. Zmiany rejestrowanego
transmitowanego natężenia promieniowania I oraz gęstości optycznej OD badanego
obiektu biologicznego
Rys. 3.6. Zmiany długości drogi optycznej w kierunku x w fazie skurczu i rozkurczu
wymuszenie
odpowiedź
W propagacji promieniowania przez dany obiekt w określonym kierunku można wyróżnić dwie fazy: fazę rozkurczu i fazę skurczu (rys. 3.6). Faza rozkurczu jest stanem odniesienia i ma postać składowej stałej związanej z krwią żylną oraz różnymi komórkami tkankowymi, natomiast faza skurczu dotyczy cyklicznych zmian małej ilości krwi tętniczej. Dwustanowa struktura modelu w ujęciu jednowymiarowym stanowi aproksymację właściwości fizycznych i optycznych obiektu i jest wystarczającą podstawą do wyznaczenia równania przetwarzania, wiążącego otrzymane sygnały z czujnika z parametrem estymującym zawartość określonego składnika, związanego z jednym z dwóch stanów obiektu [18].
3.2. Parametry sygnału PPG
W wyniku oddziaływań promieniowanie optyczne – tkanki otrzymuje się sygnał PPG będący sumą składowych, w których zawarte są cenne informacje diagnostyczne oraz niepożądane zakłócenia pomiarowe. Składowe zawarte w sygnale PPG są następujące:
Składowa stała związana z parametrami optycznymi obiektu, w szczególności wszystkich tkanek oprócz krwi tętniczej, oraz innymi czynnikami zależnymi od budowy czujnika i jego właściwego umiejscowienia;
Składowa zmienna, najcenniejsza informacyjnie z punktu widzenia właściwości hemodynamicznych naczyń krwionośnych; zawiera podstawową składową częstotliwościową fali tętna;
Składowa wolnozmienna, zwana składową oddechową, powodowana przez ruchy oddechowe klatki piersiowej wpływające na proces krążenia krwi. Kształtem sygnał ten jest zbliżony do sinusoidalnego o częstotliwości 5 do 10 razy mniejszej od podstawowej częstotliwości fali tętna;
Trend wolnozmienny, inaczej fluktuacje amplitudy sygnału PPG wywołane wpływem autonomicznego układu nerwowego. Częstotliwość tej składowej jest niższa od 0,1 Hz;
Składowa wysokoczęstotliwościowa o charakterze szumowym związana bezpośrednio z parametrami elektrycznymi całego toru pomiarowego;
Składowa stochastyczna; (artefakty ruchowe) generowana na skutek zmian dynamicznych obiektu (przemieszczeń czujnika z obiektem). Zjawisko ma charakter przypadkowy i trudno je wyeliminować;
Składowa sieciowa; sieć zasilająca 50 Hz generuje zakłócenia, które wskutek zjawiska indukcji elektromagnetycznej przenikają do toru pomiarowego. Można je ograniczyć, stosując ekranowanie systemu pomiarowego oraz skuteczną filtrację;
Składowe zakłócające pochodzące z różnych zewnętrznych źródeł światła (słońce, żarówka, jarzeniówka, lampa LED). Główne sposoby przeciwdziałania tym zakłóceniom to odpowiednia konstrukcja czujnika oraz adaptacyjne metody filtracji.
Postacie czasowe składowych rzeczywistych przebiegów PPG zostały przedstawione w rozdziale 5.5.2.1. Na rysunku 3.7 pokazano powiązanie poszczególnych składowych z wybranymi informacjami diagnostycznymi. Składowa oddechowa „cieszy się”
zainteresowaniem wielu badaczy w obszarze schorzeń związanych z tzw. bezdechem sennym zarówno u dorosłych, jak i noworodków [71, 116]. Czujnik optoelektroniczny umieszczony w wybranym miejscu daje możliwość wykrywania problemów oddechowych związanych z częstością i głębokością oddychania, np. w trakcie znieczulenia oraz narkozy pacjenta. Drugą
