Автореферат (Биотехническая система контроля венепункции на основе измерений электрического импеданса), страница 2

При этом удельноеэлектрическое сопротивление на частоте 100 кГц для мягких тканейзадавалось равным 5,0 Ом∙м, венозной крови – 1,35 Ом∙м.Экспериментальные исследования проводились на специальносозданном стенде, состоящем из имитатора мягких тканей,представленного желатиновой основой, разбавленной раствором NaCℓ доудельного электрического сопротивления 5,0 ± 0,2 Ом∙м, и имитаторавенозного сосуда, представленного тканными искусственными сосудами,изготовленными из пористого политетрафторэтилена, с гофрированнойстенкой. Искусственные сосуды различных диаметров заполнялись5желатиновой массой с удельным электрическим сопротивлением 1,35 ± 0,1Ом∙м.Для определения приемлемой схемы измерения импеданса сиспользованием в качестве одного из электродов металлическойинъекционной иглы были рассмотрены следующие схемы измерения:- биполярная схема, у которой один электрод представленинъекционной иглой, а второй расположен на коже над веной;- тетраполярная схема, в которой один токовый электрод расположенна коже над веной, и инъекционная игла последовательно выступает вкачестве одного из потенциальных электродов, а также в качестве второготокового электрода;- комбинированная схема, при которой оба токовых электродарасположены на коже над веной, а инъекционная игла-электрод вводится ввену между ними, и измеряется импеданс между иглой - электродом иодним из токовых электродов.В качестве критерия приемлемости схемы измерения вводилсяпараметр относительного изменения электрического импеданса δ кпроколу венозного сосуда, который рассчитывался по формуле (1):Z max  Z min100% ,(1)Z maxгде Zmax – значение импеданса при контакте иглы-электрода с внешнейповерхностью имитатора вены; Zmin – значение импеданса после проколавнешней стенки вены и расположения окончания иглы-электрода вцентральной части имитатора вены.В результате экспериментальных исследований с использованиемстенда и вычислительного эксперимента установлено, что наибольшееотносительное изменение электрического импеданса к проколу обладаетбиполярная схема измерения, которая также имеет минимальноеколичество электродов и не осложняет работу медицинского персонала.Именно биполярная схема была принята в качестве базовой дляопределения ключевых параметров метода контроля венепункции.На следующем этапе были проведены теоретические иэкспериментальные исследования, направленные на определениеприемлемых с точки зрения относительных изменений электрическогоимпеданса к проколу вены, таких параметров электродной системы как:размер поверхностного накожного электрода, расположенного над веной;расстояния между иглой-электродом и поверхностным электродом(Рисунок 1).6Рисунок 1.

Изменение расположения и размера электродной системыа – игла-электрод; б – поверхностный электрод; в – венозный сосуд;г – мягкая тканьа) удаление иглы-электрода от поверхностного электрода на расстояние:1 – 20 мм; 2 – 40 мм; 3 – 60 мм; 4 – 80 мм; 5 – 100 мм;б) площадь поверхностного электрода при исследованиях составляла:1х1; 3х3; 5х5; 10х10; 20х20; 30х30 ммВ главе отмечено, что относительное изменение импеданса кпроколу определяется такими параметрами как: глубина залегания вены иее диаметр; удельные электрические сопротивления мягких тканей икрови; размера поверхностного электрода и диаметра иглы-электрода.Экспериментальные исследования, выполненные с помощьюсозданного стенда, показали, что при прочих равных условиях,приближение игольчатого электрода к поверхностному и увеличениеразмеровповерхностногоэлектродаприводиткувеличениюотносительного изменения импеданса к проколу. На Рисунке 2 приведеныотмеченные выше данные и зависимости для вычислительногоэксперимента при глубине залегания 5 мм вены диаметром 5 мм.Рисунок 2.

Результат анализа численных моделейДля определения диапазонов эффективной работы биотехническойсистемы, с определенными размерами и расположением электродов,7разработаны численные модели с переменным диаметром вены ипеременной глубиной ее залегания.Проведены исследования зависимости относительного измененияимпеданса к проколу стенки венозного сосуда диаметром 5 мм, приувеличении глубины его залегания. Результат расчета электрическогоимпеданса для различных позиций иглы-электрода показал, что прииспользовании электродной системы с поверхностным электродом,имеющим площадь контактной поверхности 20х30 мм и иглы-электрода,измерения информативны до глубины 10 мм. Установлено, что с ростомглубины залегания происходит уменьшение относительного измененияимпеданса, и значения импеданса глубоко расположенных сосудовстановится близким к значениям импеданса при двойном проколеповерхностных сосудов, что затрудняет определение факта прокола.В главе представлены результаты теоретических и практическихисследований введения игольчатого электрода в мягкие ткани вертикальнои под углом 10 - 20° к поверхности предплечья, которые показываютсопоставимость результатов расчета сопротивления растеканию тока.В третьей главе представлены результаты исследований процессов ипараметров, влияющих на изменение электрического импеданса привенепункции, с использованием разработанной электродной системы.Дляконтактаинъекционнойиглысизмерительнымпреобразователем был изготовлен специальный фиксатор, минимальнозатрудняющий манипуляции при венепункции.Регистрацияэлектрическогоимпедансапроводиласьсиспользованием компьютерной системы для неинвазивного мониторингацентральной гемодинамики «РеоКардиоМонитор», разработанной нафакультете биомедицинской техники, в МГТУ им.

Н.Э. Баумана, имеющейсертификационные документы для клинических исследований.Экспериментальные исследования включали измерения насозданном экспериментальном стенде, а также с привлечениемдобровольцев. Эти измерения проводились в медико-технологическомцентре МГТУ им. Н.Э. Баумана и ГКБ №1 им. Н.И. Пирогова г. Москвы спомощью медицинского персонала и соблюдением необходимых правиласептики.Измерение электрического импеданса в процессе венепункции наэкспериментальном стенде и добровольцах показало их подобие, однако,при использовании стенда имелась возможность визуально фиксироватьпроцессы движения иглы в имитаторе мягких тканей, касание иглы стенкивенозного сосуда и его прокол.

На Рисунках 3 и 4 приведены типичныезависимости изменения импеданса.8Рисунок 3. Изменение электрического импеданса при проведенииэкспериментальных исследований на лабораторном стендеа – движение иглы в среде-имитаторе мягких тканей; б – касание иглыэлектрода стенки имитационного сосуда; в – первый прокол стенки сосудаРисунок 4. Типичная зависимость изменения электрического импедансапри проколе стенки венозного сосудаа – движение инъекционной иглы в мягких тканях; б – первый проколстенки веныПолученные результаты позволили оценить динамический диапазонизмерения электрического импеданса, чувствительность и приемлемуючастоту дискретизации измерительного канала. Эти данные показывают,что в процессе проникновения иглы-электрода в вену, происходитуменьшение импеданса. Амплитудные и временные параметры этогопроцесса могут выступать в качестве критерия при проколе.

Однако,анализ временных зависимостей электрического импеданса от временипункции показывает, что в процессе проникновения иглы-электрода в9мягких тканях могут возникать похожие на прокол комплексы измененияимпеданса, которые маскируют собственно прокол (Рисунок 5).Рисунок 5. Анализ процессов, влияющих на изменение электрическогоимпедансаа) экспериментальный сигнал; б) производная экспериментального сигнала1 – движение иглы-электрода в мягких тканях, 2 – прокол стенкивенозного сосудаПричем, поскольку процесс проникновения иглы-электрода в мягкиеткани сопровождается уменьшением импеданса, относительное изменениеэлектрического импеданса в момент прокола уменьшается при болееглубоком расположении вены.Для учета данных процессов в главе приведен анализнеравномерного движения иглы-электрода в мягких тканях.

Показано, чтоизменение импеданса во времени описывается выражением:dZ dZV (t) ,dt dx(2)где V(t) – скорость движения иглы-электрода в мягких тканяхZ4x ln,2 ld0(3)где Z – электрический импеданс, ρ – удельное электрическоесопротивление тканей, х – глубина проникновения иглы-электродадиаметром d0.dZВ главе отмечено, чтоdx можно представить в виде:10dZ F (y)  Z2 ,dxпричемгде1 1  ln y(), ln 2 y4xd  0 ,y .d02F (y) (4)(5)(6)Приведенный в главе численный эксперимент показал, что прихарактерных для венепункции параметрах, изменение функции F(у)находится в диапазоне от -0,025 до -0,033, что не существенно влияет наdZизменение функциис увеличением глубины.

Причем, α учитываетdxвлияние диаметра применяемой иглы-электрода.Полученные результаты показали, что в случае нормирования(dZ) на величину Z 2 изменение функции ( dZ ) d02 определяетсяdtdt Zизменением скорости введения иглы-электрода в мягкие ткани ипроникновением в вену. В главе показано, что применение данногонормирования позволило увеличить отношение сигнал/шум (SNR)экспериментальных сигналов, в среднем, на 24 дБ (Рисунок 6).Рисунок 6.

Учет процессов, влияющих на электрический импеданса) до нормирования; б) после нормирования1 – движение иглы в мягких тканях2 – первый прокол стенки вены11Четвертая глава посвящена исследованиям параметров функцииХ1  (dZ d0) , как при проколе, так и в случаях его отсутствия,dt Z 2разработке алгоритмического обеспечения для идентификации комплексов– кандидатов на прокол, а также исследованиям эффективностиразработанных в работе средств и методов.На Рисунке 7 представлено типичное изменение функции Х1(комплекс – кандидат на прокол) при первом проколе венозного сосудаиглой-электродом, а также первая производная по времени и изменениеd0функциипри проколе, показаны анализируемые параметры дляZ (t)идентификации первого прокола стенки вены.Рисунок 7. Изменение функции X1 при первом проколе стенки вены1 – интегральное значение исследуемой функции; 2 – исследуемаяфункции; 3 – первая производная исследуемой функции12В главе отмечено, что, полученные параметры функции Х1 являютсяследствием взаимодействия иглы-электрода со стенкой венозного сосуда впроцессе венепункции и ее движения в мягких тканях.Для снижения пространства значимых параметров проведенкорреляционный анализ, по результатам которого было определено пятьнезависимых параметров из четырнадцати, а именно:∆t1 – время формирования переднего фронта функции Х1 в моментпрокола стенки венозного сосуда;∆t2 – время формирования заднего фронта функции Х1 в моментпрокола стенки венозного сосуда;∆t3 – время формирования переднего фронта функции Х1 в моментдвижения иглы в мягких тканях около венозного сосуда;maxПр1 – максимальное значение функции Х1 в момент проколавенозного сосуда;х2 – значение функцииd0Z (t)в момент прокола стенки сосуда.На основании полученных данных и результатов проведенногоанализа предложен метод определения прокола стенки сосуда на основечисленного значения логистической функции f(x) (7).f ( х) 11  e x,(7)x  z0  At1  z1  At 2 z 2  At 3  z3  Amax Пр1  z 4  Ax 2  z5 , (8)где х – параметр логистической функции; z0 – свободный член; z –коэффициент регрессии; А – значение независимой переменной.В главе отмечено, что подобные логистические модели традиционноиспользуются для предсказания события на основе множества признаков изарекомендовали себя в близких к рассматриваемой области.