close

Вход

Забыли?

вход по аккаунту

?

Методы и алгоритмы повышения эффективности функционирования систем контроля концентрации глюкозы в крови

код для вставкиСкачать
Общая характеристика работы
Актуальность темы исследования. Разработка и совершенствование
методов и средств неинвазивного (не повреждающего ткани организма)
контроля химического состава крови является одним из важных
направлений развития медицинской техники. При таких нарушениях
функционирования организма, как сахарный диабет, необходимой
является процедура измерения концентрации глюкозы в крови (КГК).
Именно на основании данных о КГК, пациент самостоятельно принимает
решение о степени необходимой коррекции. Большинство применяемых
систем являются инвазивными и требуют забора образца крови для
проведения каждого измерения, которые необходимо производить не
менее 3 раз в день. Низкая эффективность функционирования
существующих систем неинвазивного контроля КГК, выражающаяся как
в низкой точности измерений и невозможности непрерывного контроля,
так и в совокупности других критериев, не позволяет применять их для
решения задачи.
В настоящее время решением задач неинвазивного определения КГК
занимается множество исследовательских групп. Значительный вклад в
исследования был внесен такими учеными, как Д.К. Клонофф, И.А.
Новиков, Е.В. Власова, Е.И. Глинкин, Дж. Бурмейстер, Й. Олесберг,
Р. Розенталь, О. Халил, М. Робинсон и др. Разработки неинвазивной
системы контроля КГК ведутся в СПбГЭТУ «ЛЭТИ», ТГУ, ТПУ, а также
зарубежными компаниями OrSense, Integrity Applications и др.
В работах в рассматриваемой предметной области основное внимание
уделено, методам неинвазивного определения КГК, основанных как на
прямом определении КГК в тканях организма, так и на косвенном
определении КГК на основании интенсивности физиологических
процессов, связанных с процессами регуляции КГК, а также принципам
построения и аспектам испытаний неинвазивных систем. Значительная
часть работ посвящена спектроскопическим методам, которые
показывают наиболее высокую точность неинвазивного определения
КГК. Работы в области спектроскопии биологических тканей (С.А.
Терещенко, В.В. Тучин, Д.А. Рогаткин и др.) посвящены главным
образом теоретическому решению задачи переноса излучения в
сильнорассеивающих средах.
Несмотря на существенный прогресс в области электроники,
оптоэлектроники и методов обработки информации, разработки в
3
области оптического неинвазивного определения КГК не обеспечивают
необходимой точности и требуют дальнейшего усовершенствования.
В настоящей работе система неинвазивного контроля КГК
рассматривается как сложная техническая система, а основное внимание
уделено
анализу
системных
связей
и
закономерностей
функционирования, возникающих при портативной реализации системы.
Настоящая работа посвящена разработке методов и алгоритмов
повышения точности неинвазивного определения КГК, а также
технических решений, реализующих разрабатываемые методы,
обеспечивающих
высокую
эффективность
функционирования
неинвазивных систем контроля КГК.
Разработка высокоточной портативной неинвазивной системы
контроля КГК является актуальной задачей, решение которой позволит
существенно повысить качество жизни пациентов с сахарным диабетом,
а также обеспечит задел для создания автоматизированных систем
поддержания КГК на основе неинвазивного контроля.
Объектом исследования являются портативные спектроскопические
системы контроля концентрации глюкозы в крови.
Предмет исследования – методы, алгоритмы и средства управления
и обработки информации в системах контроля концентрации глюкозы в
крови.
Цель диссертации. Разработка методов, алгоритмов и средств
управления и обработки информации в системах контроля концентрации
глюкозы в крови на основе теоретических и прикладных исследований
системных связей и закономерностей функционирования подобных
систем с целью повышения эффективности их функционирования.
В соответствии с целью диссертационной работы поставлены
следующие задачи.
1. Разработка и анализ математической модели неинвазивной
спектроскопической системы контроля концентрации глюкозы в крови.
2. Анализ функционирования системы контроля концентрации
глюкозы в крови в идеализированных условиях с целью определения её
оптимальных оптических характеристик. Разработка алгоритма
определения концентрации глюкозы в биологических тканях.
3. Системный анализ портативной реализации системы контроля
концентрации глюкозы в крови с целью выявления связей между
измеряемыми величинами и состоянием системы, а также
закономерностей их изменения.
4
4. Разработка алгоритмов и методов повышения эффективности
функционирования системы. Разработка экспериментального образца
системы, реализующего разработанные алгоритмы и методы.
5. Подготовка и проведение испытаний экспериментального образца
системы, включающие разработку испытательного стенда, разработку
методики испытаний, проведение измерений и анализ полученных
данных.
Научная новизна работы.
 Разработана
математическая
модель
системы
контроля
концентрации глюкозы в крови, описывающая взаимодействие
электромагнитного излучения переменной интенсивности на длине
волны 1600 нм с многослойной биологической тканью.
 Предложены методы, алгоритмы и средства управления и
обработки информации, обеспечивающие повышение точности
определения
концентрации
глюкозы
в
крови
неинвазивной
фотометрической системой контроля.
 Научно обоснована и реализована возможность создания
портативной неинвазивной системы контроля концентрации глюкозы в
крови, обладающей точностью, сопоставимой с инвазивными аналогами,
применимой в системах автоматизированной инсулинотерапии.
Практическая значимость работы.
Практическая значимость работы заключается в том, что результаты
работы позволяют осуществлять измерения концентрации глюкозы в
жидких средах неинвазивно с точностью, сопоставимой с инвазивными
глюкометрами: более 96,5 % в зонах А и В по шкале Кларка. С
использованием полученных результатов возможно создание новых
классов устройств для неинвазивного измерения КГК и для длительной
персональной инсулинотерапии пациентов на основе неинвазивного
мониторинга.
На результаты работы получено 3 свидетельства о государственной
регистрации
программы
для
ЭВМ.
Основные
результаты
диссертационной работы были использованы при выполнении ПНИ в
рамках Соглашений о предоставлении субсидии № 14.578.21.0186 от
03.10.2016 (уникальный идентификатор проекта – RFMEFI57816X0186)
и № 14.579.21.0152 от 26.09.2017 (уникальный идентификатор проекта –
RFMEFI57917X0152), Федеральная целевая программ «Исследования и
разработки по приоритетным направлениям развития научнотехнологического комплекса России на 2014—2020 годы».
5
Методология и методы исследования.
В диссертационной работе был проведён анализ зависимости
интенсивности прошедшего через биологическую ткань инфракрасного
излучения от времени, характеристик оптической системы и
концентрации глюкозы в данной ткани. Для решения поставленных задач
применялись методы системного анализа, обработки информации,
математического и физического моделирования. Для подтверждения
эффективности
полученных
результатов
работы,
произведена
техническая реализация предложенных методов и алгоритмов, и
проведена серия экспериментов. В качестве инструментария
использованы разработанный в рамках работы стенд, включающий
стандартные средства измерения, а также среда Matlab.
Основные положения, выносимые на защиту.
1. Разработанная математическая модель системы контроля
концентрации глюкозы в крови позволяет осуществлять расчёт
концентрации глюкозы в крови на основе данных об интенсивностях
входного и выходного пучков, о толщине объекта и о показателе
ослабления излучения биологической тканью.
2. Разработанный стенд имитации динамики концентрации глюкозы
в крови обеспечивает управляемое физиологическое изменение
концентрации глюкозы в объекте-модели, визуализацию показаний
лазерного и фотодиодов в режиме реального времени и является
адекватным инструментом оценки эффективности функционирования
спектроскопических систем контроля концентрации глюкозы в крови.
3. Разработанный на основе предложенных алгоритмов и методов
повышения эффективности функционирования систем контроля
концентрации глюкозы в крови экспериментальный образец портативной
системы позволяет определять концентрацию глюкозы в модельных
растворах со средней погрешностью не более 18 % в диапазоне более
100 мг/дл. Клиническая точность составляет – более 96,5 % значений в
зонах А и В по шкале ошибок Кларка и 0 % в зонах D и E по шкале
Паркс.
4. Экспериментальный образец портативной системы контроля
концентрации глюкозы в крови, основанный на разработанных
алгоритмах и методах, в качестве измерителя глюкозы применим в
системах автоматизированной инсулинотерапии на основе алгоритмов
прогнозирования концентрации глюкозы в крови.
6
Апробация результатов исследования.
По теме диссертации была опубликована 31 работа в научных
журналах и в сборниках конференций, из них 10 работ в изданиях,
входящих в международные базы цитирования Scopus, PubMed, Springer
и Web of Science и приравненных к перечню ВАК, а также 3 статьи
входят в журналы из перечня ВАК.
Основные результаты диссертационного исследования были
представлены в публикациях, докладах и выступлениях на следующих
конференциях:
– 22-я Всероссийская межвузовская научно-техническая конференция
студентов и аспирантов «Микроэлектроника и информатика - 2015»
(Москва, 2015);
– 23-я Всероссийская межвузовская научно-техническая конференция
студентов и аспирантов «Микроэлектроника и информатика - 2016»
(Москва, 2016);
– 24-я Всероссийская межвузовская научно-техническая конференция
студентов и аспирантов «Микроэлектроника и информатика - 2017»
(Москва, 2017);
– XVIII
Международная
научно-практическая
конференция
«Современные тенденции развития науки и технологий» (Белгород,
2016);
– 2017 IEEE Conference of Russian Young Researchers in Electrical and
Electronic Engineering (Москва, 2017);
– XX международная научно-техническая конференция «Медикоэкологические информационные технологии» (Курск, 2017);
– 44th European Society for Artificial Organs and 7th International
Federation for Artificial Organs Congress (Вена, Австрия, 2017);
– 25th Global Diabetes Summit and Medicare Expo (Дубай, ОАЭ, 2017);
– 13th German-Russian Conference on Biomedical Engineering (Ахен,
Германия).
Вклад автора заключается в непосредственном участии в постановке
и
проведении
экспериментальных
исследований,
разработке
математической модели системы, принципов её технического
построения, алгоритмов функционирования и расчёта КГК, проведении
численных расчетов, анализе экспериментальных данных, написании
научных статей и их подготовки к публикации.
Объем и структура диссертации. Диссертация состоит из введения;
четырёх глав, заключения, списка литературы. Общий объем
диссертации 194 страницы, включая 10 таблиц, 80 рисунков и схем и 2
7
приложения. Список
наименований.
использованной
литературы
содержит
114
Содержание работы
Во введении обоснована актуальность темы исследования,
сформулированы цель и задачи работы, показана научная новизна и
практическая значимость результатов. Изложены основные положения,
выносимые на защиту, приведены сведения о публикациях и об
апробации работы.
Глава 1 содержит аналитический обзор литературных источников,
посвященных проблеме контроля концентрации глюкозы в крови.
Рассмотрены и классифицированы применяемые методы и средства
контроля, а также рассмотрены методы оценки эффективности подобных
систем.
Сахарный диабет вызывает нарушение системы регуляции
концентрации глюкозы в крови, выражающееся в некорректном
осуществлении обратной связи при превышении величиной КГК
целевого значения. Для компенсации данного нарушения необходима
внешняя коррекция. Для определения степени требуемого внешнего
регулирующего воздействия на организм необходимо непрерывно и
точно определять текущее значение регулируемой величины.
Для
решения
данной
задачи
применяются
устройства,
осуществляющие измерение физических величин, возникающих при
реакции
окисления
глюкозы
ферментом
глюкозооксидазой.
Измерительные приборы на основе данного метода требуют забора крови
или краткосрочной подкожной имплантации электрохимического
сенсора, содержащего указанный фермент. Известен ряд неинвазивных
методов, основанных на измерении физических характеристик, прямо
или косвенно связанных с концентрацией глюкозы в крови, среди
которых
одной
из
наиболее
широких
групп
являются
спектроскопические методы, показывающие наибольшую точность
определения КГК.
Применяемые для контроля КГК устройства можно разделить на
клинико-лабораторные,
лабораторно-персональные,
персональные,
инвазивные мониторы, неинвазивные глюкометры и неинвазивные
мониторы глюкозы. В то время как область применения первых двух
групп ограничена периодической оценкой состояния пациента,
персональные инвазивные глюкометры и мониторы успешно
8
применяются для долгосрочного контроля КГК. Разработки в области
неинвазивных устройств пока не позволяют обеспечить необходимую
эффективность для их успешного применения.
Оценка точности работы глюкометров не имеет единого подхода, так
как погрешность определения КГК при разных номинальных значениях
имеет разный клинический эффект. Так погрешность в 100 мг/дл при
КГК 400 мг/дл приводит к клинически верному решению, как и
погрешность в 100 % при КГК в 20 мг/дл. В то же время погрешность в
100 мг/дл при КГК в 20 мг/дл приводит к потенциально опасному
состоянию. Для устранения данного недостатка и оценки клинической
точности широко применяются шкалы ошибок Кларка и Паркс,
определяющие зоны риска для измерений в полном диапазоне КГК.
Данные шкалы позволяют оценить надежность и потенциальные риски
применения системы контроля.
Для широко используемых инвазивных устройств мониторинга КГК
характерными являются следующие показатели точности: средняя
погрешность в области нормальной КГК порядка 15–18 %, по шкале
Кларка – порядка 95-98 % попадают в зоны А и В. Приближение к
данным показателям может свидетельствовать о достаточной точности
разработанной системы.
Разрабатываемая система должна иметь сопоставимые показатели
точности определения КГК, быть портативной, неинвазивной и
обеспечивать
возможность
непрерывного
мониторинга
КГК.
Исследования в области повышения эффективности функционирования
спектроскопических систем контроля КГК посвящены главным образом
принципам технического построения данных систем, а также решению
задачи переноса излучения в рассеивающих средах, при этом как
правило не рассматриваются внутренние связи и закономерности,
возникающие при портативной реализации системы.
Глава 2 посвящена моделированию изучаемой системы контроля
концентрации глюкозы в крови, теоретическому и экспериментальному
анализу построенной модели.
Для выявления закономерностей в исследуемой системе и получения
формулы для расчёта КГК необходимо построение математической
модели системы контроля КГК во взаимодействии с исследуемым
биологическим объектом.
Рассмотрим систему, включающую в себя источник излучения,
исследуемый биологический объект и приёмник излучения. Обобщив на
случай рассеивающих сред закон Бугера-Ламберта-Бера, определяющий
9
ослабление параллельного монохроматического пучка излучения в среде,
получим следующее выражение:


 a   s    l
(1)
I  I0e
,
где I – интенсивность прошедшего излучения, I0 – интенсивность
входящего излучения, l – толщина среды, a – показатель поглощения
среды, s – показатель рассеяния среды.
В общем случае биологический объект не является однородным.
Рассмотрим его как набор i-x гомогенных слоёв (рис.1), каждый из
которых состоит из набора j-х компонентов, описывающихся молярной
концентрацией
cij , молярными показателями рассеяния
sj   
и
поглощения aj    .
Рис. 1. Многослойная модель системы контроля
концентрации глюкозы в крови
Пренебрежём отражением на границах соприкосновения слоёв. А. Бер
показал, что на взаимодействие веществ со светом не влияет наличие
других веществ. В общем случае излучение не является строго
монохроматическим и интенсивности пучков будут зависеть от длины
волны  . Тогда уравнение ослабления для данной модели примет вид:

  li  t  cij  t  aj   sj   
I  t ,    I0  t ,   e
i
j
10

.
(2)
Концентрацию глюкозы (компонент g) в крови (слой b) cbg  t  для
данной модели можно выразить следующим образом:
I  t,  
ln 0
  li  t   cij  t  aj     sj   
I  t,  
i
j  g i b
cbg  t  
.
(3)
lb  t  ag     sg   




В общем случае все параметры, кроме молярных показателей
рассеяния и поглощения могут изменяться во времени. Данная модель
содержит значительное количество неизвестных функций, зависящих от
времени и длины волны излучения, некорректный расчёт каждой из
которых ведёт к повышению погрешности определения искомой
величины.
Для
определения
перспективности
использования
спектрофотометрического
метода
исследуем
систему
в
идеализированных условиях. В случае фиксированной толщины объекта,
постоянной концентрации всех веществ, идеальных оптических
элементов и отсутствии рассеяния модель примет вид:
I
ln 0  l  cbj aj   
I   jg
(4)
cbg 
.
l ag   
В простейшем случае единственным компонентом объекта кроме
искомого будет растворитель, спектр поглощения которого можно найти
с большой точностью, зависящей только от характеристик
используемого спектрофотометра. Минимизация погрешности сводится
к поиску максимума ag с учётом инструментальной погрешности и
погрешности определения показателя поглощения растворителя.
Для исследования спектра
ag   
проведены исследования на
спектрофотометре Hitachi U-3400 [12, 20], имеющем спектральный
диапазон 185–2600 нм. Установлено, что вода в данном диапазоне имеет
несколько окон пропускания: 300–1350 нм, 1550–1850 нм, 2150–2280 нм.
При
анализе
спектра
поглощения
глюкозы
ag   
обнаружены
максимумы на длинах волн 1600±3 нм и 2270±6 нм, при этом
инструментальная погрешность для второй области существенно выше
при более низком значении относительной оптической плотности.
11
Анализ детекторов в данных спектральных областях показал снижение
точности приёмников с ростом длины волны, что делает измерения в
средней ИК-области спектра менее перспективной, чем для ближней
ИК-области.
Проведенные исследования модельных растворов крови показали, что
в диапазоне 1600±3 нм показатели поглощения компонентов крови
практически постоянны, в то время как для процессов рассеяния наличие
узких линий нехарактерно. Таким образом, использование лазерного
диода со спектром, не превышающим указанный диапазон, позволяет
пренебречь зависимостью от λ в системе.
Временные зависимости длины оптического пути определяются
периодическими пульсациями в сосудах с частотой порядка 1–2 Гц, а
также долговременными изменениями в организме с характерным
временем, превышающим сутки. При проведении измерений с частотой
много меньшей, чем частота пульсаций, можно принять оптические пути
не зависящими от времени, однако вследствие непредсказуемости
долговременных изменений возникает необходимость в периодической
калибровке системы.
Из литературных данных о спектрах поглощения биологических
тканей и веществ можно сделать вывод, что на длине волны 1600 нм
поглощение всех основных компонентов биологических тканей
существенно ниже поглощения глюкозы. Исключение составляет вода и
белок, имеющие довольно высокие коэффициенты поглощения,
практически равные между собой. С учетом этого, а также того, что за
достаточно короткий промежуток времени содержание жидкости и белка
в периферийном кровотоке, как и концентрация рассеивающих
компонентов в тканях, практически неизменны, введем показатель
ослабления излучения тканями r, который будем считать не зависящим
от времени. Тогда формулу для расчёта средней КГК в тканях можно
записать следующим образом:
I t 
ln 0
I t 
r
cg  t  
 a.
a
(5)
g l
g
Зная ag , l , и r , можно вычислить концентрацию глюкозы в объекте
по данным о входном и выходном излучении. В ходе исследования
простых растворов получено значение ag для длины волны 1600 нм,
12
остальные же величины могут быть получены из экспериментов для
конкретного объекта. Таким образом, на основе формулы (5) можно
осуществлять расчёт КГК, при этом для корректности расчетов при
проектировании системы должны быть учтены ограничения и условия,
введенные в ходе моделирования.
Глава 3 посвящена системному анализу портативной реализации
системы контроля КГК, разработке алгоритмов и методов повышения
эффективности функционирования системы.
На основе результатов моделирования разработана портативная
реализация исследуемой системы контроля (рис.2). Макет [21, 23, 24]
представляет собой простейшую реализацию фотометрического метода,
состоит из лазерного и фотодиодов, между которыми устанавливается
исследуемый
образец,
а
также
электронных
компонентов,
обеспечивающих управление лазером и регистрацию данных фотодиода.
Управление лазером осуществляется с персонального компьютера
посредством интерфейса USB/UART. Для приёма визуализации и
обработки данных реализован ряд программ в пакете Matlab [14, 26].
Рис. 2. Портативный макет системы контроля КГК:
структурная схема и внешний вид
Аналогично лабораторным исследованиям проведены измерения при
постоянной толщине объекта l и отсутствии рассеяния, результаты
которых показали значительно более низкую точность определения КГК.
13
Задачей системного анализа портативной реализации являлось
выявление закономерностей её функционирования, снижающих точность
измерений, а также разработка методов и алгоритмов компенсации
данных факторов.Исследованы системные связи и закономерности,
связанные с внешними, эклектическими, оптическими, механическими и
энергетическими воздействиями, а также закономерности свечения
лазера и показаний системы регистрации излучения. Также изучены
линейность зависимости мощности излучения от напряжения,
воспроизводимость, собственный шум.
Данные с АЦП фотодиода являются сильно зашумлёнными,
отмечается существенный дрейф значения I0 (t ) , определяемого как
I (t ) c
g , r 0
. В случае полупроводникового источника излучения мощность
лазерного излучения зависит от тока и температуры I0 (t )  f (i, T ) .
Анализ электрической схемы показал, что погрешность формирования
управляющего тока много меньше вклада температуры. В биологическом
объекте температура является постоянной величиной, вследствие чего
зависимостями ag T  , r T  можно пренебречь, таким образом, при
постоянном управляющем токе
I0  t  I  t   I0 T  I T   const , при
этом установлено, что зависимость I0 T  нелинейна, а производная
dI0 T  dt немонотонна.
I0  t  , I  t  должны определяться
соответственно как полная интенсивность входного и выходного
параллельных пучков. Для адекватного применения расчётов на основе
модели входной пучок должен быть параллельным, что требует его
фокусировки. Для одновременной регистрации обеих интенсивностей в
режиме реального времени предложено использовать дополнительный
фотодиод, интегрированный в лазер. Тогда в качестве I0 принимается
Согласно
модели
значения
I0  t   Iip  t   , где коэффициент

I c ,r 0
g
Iip
,
Iip – интенсивность
внутреннего фотодиода.
Исследования метода показали, что погрешности, связанные с
поляризацией излучения, а также собственные погрешности приёмников
14
требуют использования дополнительных методов компенсации
закономерностей свечения лазера.
В качестве одного из таких методов исследована возможность
обеспечения температурного равновесия в системе путём импульсного
управления работой лазера [4, 17]. Задача исследования заключалась в
подборе режима работы лазера, обеспечивающего максимальную
повторяемость.
Оптимизация
производилась
по
критерию
воспроизводимости импульсов, в качестве параметров выступали период
импульса и длина импульса. Вследствие того, что оптимальное значение
при различных периодах импульса практически постоянно, период
зафиксирован равным 60 с. При этом установлено, что наилучшая
воспроизводимость показаний оптической пары наблюдается при длине
импульса порядка 2–5 с, что обосновано в том числе тем, что в ходе
первых секунд работы лазера интенсивность I  t  является монотонной
гладкой функцией. Импульсный режим работы лазера также позволяет
снизить энергопотребление системы, большая часть которого приходится
на лазер.
Помимо управления системой достижение температурного
равновесия в системе можно достичь аппаратными средствами.
Исследована аппаратная температурная стабилизация [8, 27] лазера и
фотодиода на основе элементов Пельтье. Для автоматизированного
поддержания постоянной температуры использован программный ПИДрегулятор, входными данными для которого являлась разница
фактической и целевой температуры, а выходными коэффициент
пропорциональности тока, подаваемого на элемент Пельтье.
Эксперименты показали, что применение метода позволяет более, чем на
четверть снизить погрешность измерений, тем не менее существенно
повышается энергопотребление системы. В то же время температурная
стабилизация фотодиода обеспечивает постоянство коэффициента  при
незначительных энергозатратах.
Помимо закономерностей в системе, связанных с дрейфом
интенсивности
лазера,
возможны
долговременные
изменения
показателя r. Исследована возможность применения референсных
источников излучения. многоволновой схемы измерения. На длине
волны 1300 нм практически отсутствует поглощение компонентов крови,
включая воду, что позволяет определить количество рассеивающего
компонента. На длине волны 1440 нм вклад поглощения воды и белка
существенно больше вклада прочих компонентов тканей в ослабление
15
излучения. Тогда КГК из модели можно вычислить по следующей
формуле:
I t 
I t 
I t 
ln 0
  ln 0
  ln 0
I1  t 
I2  t 
I3  t 
(6)
cg  t  
l g
где λ1 – основная длина волны, λ2 , λ3 – дополнительные длины волн,
α,β – коэффициенты связи показателей поглощения на основной и
дополнительной длине волны.
Преимуществом данного метода является его независимость от
природы дрейфа, с его помощью можно в режиме реального времени
измерять показатель экстинкции тканей без глюкозы r. Введение
дополнительных длин волн позволит повысить устойчивость метода. В
то же время недостатком метода является сложность его портативной
реализации вследствие необходимости введения дополнительной
оптической системы. Также для определения длин волн необходимо
проведение дополнительных спектрофотометрических исследований
компонентов биологических тканей. Использование данного подхода
повышает энергопотребление и габариты системы и целесообразно при
недостаточной эффективности других методов.
В качестве объекта для проведения измерений с использованием
экспериментального образца системы контроля КГК предложена мочка
уха человека вследствие удобства доступа и относительно небольшой
толщины. С учётом этого для апробации предложенных методов
реализован экспериментальный образец системы контроля КГК (рис. 3),
состоящий из модуля управления с установленным лазером, источником
питания и платой управления и измерительного модуля (клипсы для
мочки уха), соединённых между собой оптоэлектрическим кабелем [1].
Для минимизации размеров в измерительном модуле установлена
оптическая система, обеспечивающая фокусировку и отражение
входного пучка. Произведены расчёты положения линз, оптических
окон, зеркал, в том числе с учётом аберраций линз. Прижимной
механизм основан на пружине сжатия и обеспечивает параллельную
окклюзию объекта.
При первичном тестировании разработанного экспериментального
образца системы анализ спектра регистрируемого сигнала показал
наличие двух шумовых линий 46,3 Гц и 139 Гц, кроме того выявлен
аддитивный импульсный характер шума. Для снижения шума применена
16
комбинация из низкочастотного фильтра Баттерворта, режекторных
фильтров Чебышёва 2-го рода, фильтра Савицкого-Голея и медианного
фильтра, в результате чего шумовая составляющая снижена до уровня,
много меньшего амплитуды дрейфа.
ЛД – лазерный диод, ФД – фотодиод, ip – внутренний фотодиод,
УЛД, УФД – блоки управления лазерным и фотодиодами,
ТС – блок термостабилизации фотодиода, МК – микроконтроллер,
ИП – источник питания, ПУ – панель управления,
Л – линза, З – зеркало, О – оптическое окно, П – пружина сжатия.
Рис. 3. Структурная схема экспериментального образца
системы контроля КГК
Для построения алгоритма расчёта КГК с помощью разработанного
экспериментального образца системы контроля КГК рассмотрим модель
(5). В расчётной формуле имеются две неизвестные величины l и r .
Длина объекта l поддаётся прямому измерению, в то время как
первичное значение показателя ослабления r для измеряемого объекта
предложено определять в ходе серии из нескольких калибровочных
измерений с известным КГК cgk , определяемым референсным методом,
по формуле:
r
1 N 1 I0k
 ln  cgk ag .
N k 1 l Ik
(7)
В дальнейшем значение r может значительно измениться либо за
длительные промежутки времени, либо вследствие случайных
17
механических сдвигов измерительного модуля. Для долгосрочной
коррекции значения r необходима периодическая калибровка системы, в
то время как наличие и амплитуда сдвига может быть определена путём
анализа соотношения амплитуд импульсов в ходе одного измерения. На
основе предложенных методов построен алгоритм управления системой
контроля КГК (рис. 4).
n – количество выпадающих значений.
Рис. 4. Алгоритм управления и расчёта КГК системой контроля
Глава 4 содержит экспериментальные результаты работы и их
анализ. Описана подготовка экспериментальных исследований,
разработка стенда для проведения испытаний, проведение испытаний и
18
анализ полученных результатов. Проведена оценка применимости
полученных результатов.
Описанные ранее лабораторные исследования имеют ряд
существенных недостатков, связанных со стационарностью КГК в
образце и отсутствием терморегуляции. Для проведения испытаний
системы в условиях, приближенных к измерению на биологических
объектах, разработан стенд [5, 28], обеспечивающий управляемое
изменение концентрации глюкозы в образце-модели, имитируя динамику
физиологических процессов. Схема стенда представлена на рисунке 5.
Рис. 5. Схема стенда имитации динамики концентрации глюкозы в крови
Концентрация глюкозы измеряется в проточной кювете, через
которую циркулирует модельный раствор, формируемый в резервуаре.
Повышение концентрации глюкозы осуществляется путём добавления в
резервуар концентрата насосом-дозатором, снижения – путём
разбавления модельного раствора базовым (не содержащим глюкозы).
Блок управления обеспечивает функционирование насосов и клапана.
Расчёт необходимых концентраций производится автоматически при
помощи специального программного обеспечения [16], работающего на
основе математической модели регуляции глюкозы в крови человека [3,
9, 30], апробированной на базах клинических данных [6, 15],
обеспечивающей имитацию физиологических процессов.
19
С
использованием
разработанного
стенда
проведены
исследовательские испытания системы контроля КГК [1], включающие
оценку точности определения глюкозы в водном растворе и в модельном
растворе крови как по относительной погрешности, так и по
клиническим шкалам ошибок Кларка и Паркс. На рисунке 6 показаны
полученные шкалы ошибок.
Средняя абсолютная относительная ошибка в диапазоне КГК выше
100 мг/дл составляет менее 18 %. Более 96,5 % измерений попадают в
клинически корректные зоны А и В по шкале Кларка, отсутствуют
показания, попадающие в опасные зоны D и Е, а все показания в зоне С
являются
пограничными,
что
подтверждает
эффективность
разработанных алгоритмов и методов повышения точности.
а
б
Рис. 6. Результаты испытаний глюкометра
на шкалах ошибок Кларка (а) и Паркс (б)
Вследствие того, что расчётная КГК является усреднённой для
биологической ткани, возникает погрешность, связанная с задержкой
перехода глюкозы в клетки из крови порядка 5–10 минут. Устранение
данного
недостатка
возможно
при
использовании
системы
прогнозирования динамики КГК [10, 22, 25]. Информация о приёме
пищи или введении пациентом инсулина [11] используется для
прогнозирования повышения или снижения КГК и соответствующей
коррекции показаний глюкометра для их актуализации [19]. В то же
время изменение КГК имеет протяженных характер, значительные
изменения возникают на периодах времени порядка 1–2 ч, что делает
влияние указанной задержки несущественной.
20
Системы прогнозирования выполняют функцию обратной связи и
необходимы для функционирования аппаратов для автоматизированной
инсулинотерапии (рис. 7) [7, 29]. В подобной системе неинвазивный
глюкометр обладает более высокой эффективной точностью вследствие
дополнительной коррекции [2]. Разработанная система контроля КГК
вследствие неинвазивности и возможности непрерывного режима работы
применима в подобных аппаратах [13, 18, 31].
Также с учётом того, что погрешность определения концентрации
глюкозы в чисто-поглощающих средах ниже, чем в рассеивающих,
неинвазивный измеритель глюкозы на основе разработанных методов
может эффективно применяться для определения концентрации
осмотического агента – глюкозы – при перитонеальном диализе.
Рис. 7. Схема аппарата для адаптивной инсулинотерапии
Результаты проведенных исследований показали, что система
неинвазивного контроля КГК, основанная на разработанных алгоритмах
и методах может применяться для неинвазивного определения
концентрации глюкозы в модельных растворах с высокой клинической
точностью, сопоставимой с точностью инвазивных аналогов, а также в
системах для автоматизированной инсулинотерапии и искусственного
очищения крови.
21
В заключении подводятся итоги диссертационного исследования,
излагаются его основные результаты.
1. Построена математическая модель системы контроля концентрации
глюкозы в крови, экспериментально определены оптимальные
параметры модели. На основе анализа модели предложена техническая
реализация системы контроля КГК и получена формула для расчёта КГК.
2. В ходе анализа портативной реализации системы контроля КГК
определен характер шума элементов системы, выявлены нелинейные
температурные зависимости мощности лазерного излучения и
характеристик
фотоприемника,
снижающие
эффективность
функционирования системы.
3. Предложены алгоритмы и методы повышения эффективности
функционирования
системы
контроля
КГК.
Разработан
экспериментальный образец системы контроля КГК, реализующий
предложенные алгоритмы и методы.
4. Разработан стенд имитации динамики концентрации глюкозы в
крови, обеспечивающий управляемое физиологическое изменение
концентрации глюкозы в объекте-модели, визуализацию показаний и
состояния лазерного и фотодиодов в режиме реального времени.
5. В результате исследовательских испытаний экспериментального
образца системы контроля КГК установлено, что средняя относительная
погрешность определения концентрации глюкозы в модельных
растворах крови в диапазоне концентраций 100–200 мг/дл составляет
менее 18 %. Более 96,5 % измерений попадает в зоны А и В по шкале
ошибок Кларка.
Список опубликованных работ по теме диссертации:
I. Публикации в изданиях, рекомендованных ВАК РФ:
1. Пожар К.В. Применение метода трансмиссионной спектроскопии
для неинвазивного измерения концентрации глюкозы в крови //
Медицинская техника. – 2018. – № 4. – C. 22–24.
2. Rudenko, P.A., Pozhar, K.V., Litinskaia, E.L., Zhigaylo, A.N.
Development of the Short-term Blood Glucose Prediction Algorithm for Using
in Closed-loop Insulin Therapy Device // Proceedings of the 2018 IEEE
Conference of Russian Young Researchers in Electrical and Electronic
Engineering, ElConRus 2018. – 2018. – P. 1913-1915
3. Bazaev N., Litinskaia E., Pozhar K., Rudenko P. Mathematic model of
blood glucose dynamics // The International Journal of Artificial Organs.
22
Abstracts from the 44th ESAO and 7th IFAO Congress. 2017. Vol.40. №8.
P.437-438.
4. K.V. Pozhar, E.L. Litinskaia, N.A. Bazaev, V.M. Grinvald. Methods for
Improving Accuracy of Non-invasive Blood Glucose Detection via Optical
Glucometer // Proceedings of the 2017 IEEE Russia Section Young
Researchers in Electrical and Electronic Engineering Conference. – Saint
Petersburg: Tehnolit, 2017. – P. 439-441.
5. Пожар К.В., Литинская Е.Л., Базаев Н.А., Руденко П.А., Гринвальд
В.М., Жигайло А.Н. Стенд для контроля технических характеристик
аппарата «искусственная поджелудочная железа» // Медицинская
техника. – 2017. – №6(306). – С. 33-36.
6. Пожар К.В., Литинская Е.Л., Базаев Н.А., Руденко П.А., Гринвальд
В.М., Чекасин А.И. Метод получения дневных треков концентрации
глюкозы в крови по клиническим протоколам базы данных DirecNet //
Медицинская техника. – 2017. – №5(305). – С. 31-34.
7. Пожар К.В., Базаев Н.А., Жигайло А.Н., Литинская Е.Л. Основные
подходы к созданию портативного аппарата для автоматизированной
инсулинотерапии // Медицинская техника. – 2016. – №.6. – P. 31-33.
8. Пожар К.В., Литинская Е.Л., Базаев Н.А. Блок термостабилизации
источника лазерного излучения для портативного оптического
неинвазивного
глюкометра
//
Международный
научноисследовательский журнал. – 2016. – №7(49) – Часть 4. – С. 30-33.
9. Базаев Н.А., Пожар К.В., Руденко П.А. Математическое
моделирование динамики концентрации глюкозы в крови // Медицинская
техника. – 2014. – №6. – С. 8-11.
10. Базаев Н.А., Пожар К.В., Плетенев А.Н. Алгоритм краткосрочного
прогнозирования динамики концентрации глюкозы в крови //
Медицинская техника. – 2013. – №6. с. 31-33
11. Базаев Н.А., Плетенев А.Н., Пожар К.В. Классификация факторов,
влияющих на динамику концентрации глюкозы в крови. // Медицинская
техника. – 2013. – №2. – С. 39-42.
12. Базаев Н.А., Пожар К.В., Селищев С.В. Исследование
эффективности
спектрофотометрического
метода
неинвазивного
измерения концентрации глюкозы в крови. // Биомедицинская
радиоэлектроника. – 2013. – № 1. – С. 28-30.
13. Литинская Е.Л., Пожар К.В., Базаев Н.А., Руденко П.А.,
Гринвальд В.М., Чекасин А.И. Система с обратной связью для контроля
уровня концентрации глюкозы в крови // Биомедицинская
радиоэлектроника. – 2018. – № 5. – С. 36-39.
23
14. Программа управления макетом портативного неинвазивного
глюкометра: свид. 2012618735 Рос. Федерация / Н.А. Базаев, К.В. Пожар,
А.И.
Чекасин;
заявитель
и
правообладатель
федеральное
государственное автономное образовательное учреждение высшего
образования
«Национальный
исследовательский
университет
«Московский институт электронной техники». – зарег. 26.09.2012.
15. Программа для обработки, визуализации и оценки суточных
треков концентрации глюкозы в крови базы данных DirecNet: свид.
2017662810 Рос. Федерация / П.А. Руденко, К.В. Пожар, А. Н. Жигайло,
А.И.
Чекасин;
заявитель
и
правообладатель
федеральное
государственное автономное образовательное учреждение высшего
образования
«Национальный
исследовательский
университет
«Московский институт электронной техники». – № 2017619701; заявл.
27.09.2017; зарег. 17.11.2017.
16. Программа управления испытательным стендом для проведения
испытаний аппарата адаптивной инсулинотерапии: свид. 2017662548
Рос. Федерация / Е. Л. Литинская, К.В. Пожар, П.А. Руденко, А.И.
Чекасин; заявитель и правообладатель федеральное государственное
автономное образовательное учреждение высшего образования
«Национальный исследовательский университет «Московский институт
электронной техники». – № 2017619699; заявл. 27.09.2017; зарег.
10.11.2017.
II. Публикации в изданиях не входящих в список ВАК РФ:
17. К.В. Пожар, Е.Л. Литинская. Повышение точности измерений
оптического неинвазивного глюкометра путём термостабилизации
источника излучения // Современные тенденции развития науки и
технологий: материалы XX междун. науч.-практ. конф. – Белгород:
ЭПИЦЕНТР, 2016. – С. 63-67.
18. Pozhar K.V., Bazaev N.A., Litinskaya E.L. Closed Loop System on the
Base of Non-Invasive Optical Glucometer // Journal of Diabetes, Metabolic
Disorders & Control. – 2016. – Vol.3. – Iss.7. – 00090.
19. Bazaev N.A., Pozhar K.V. Blood Glucose Prediction for “Artificial
Pancreas” System / Gluconeogenesis. – Rijeka, Croatia: InTech. – 2017. – P.
55-73.
20. Пожар К.В., Ефимов И.А. Спектрофотометрический метод
измерения уровня глюкозы в крови. / Микроэлектроника и информатика
– 2012. 19-я Всероссийская межвузовская научно-техническая
24
конференция студентов и аспирантов: Тезисы докладов. Москва, МИЭТ,
2012, с.255
21. Bazaev N.A., Pozhar K.V., Development of prototype of non-invasive
blood glucose meter based on spectrophotometric method. // Proceedings of
the VIII Russian-Bavarian conference on biomedical engineering. СанктПетербург, СПбГТУ «ЛЭТИ», 2012, с.68-71.
22. Плетенев
А.Н.,
Пожар
К.В.
Разработка
алгоритма
прогнозирования треков концентрации глюкозы в крови // Общество,
современная наука и образование: проблемы и перспективы: сб. науч. тр.
по мат-лам Междунар. науч.-практ. конф. 30 ноября 2012 г.: Часть 2 ; Мво обр. и науки РФ. Тамбов: Изд-во ТРОО «Бизнес-Наука-Общество»,
2012. с. 110-111.
23. Пожар К.В. Разработка портативного оптического неинвазивного
глюкометра. // Микроэлектроника и информатика – 2013. 20-я
Всероссийская
межвузовская
научно-техническая
конференция
студентов и аспирантов: Тезисы докладов. Москва, МИЭТ, 2013, с.286
24. Pozhar K., Pletenev A., Bazaev N. Development of optical noninvasive blood glucose meter // Proceedings of 1st Russian German
Conference on Biomedical Engineering RGC 2013. – Germany, Garbsen:
TEWISS, 2013. – P. 70.
25. Пожар
К.В.
Разработка
алгоритма
краткосрочного
прогнозирования концентрации глюкозы в крови. // Микроэлектроника и
информатика – 2014. 21-я Всероссийская межвузовская научнотехническая конференция студентов и аспирантов: Тезисы докладов.
Москва, МИЭТ, 2014, с.216
26. К.В. Пожар. Разработка программного обеспечения для
оптимизации измерений концентрации глюкозы в крови и управления
оптическим неинвазивным глюкометром / К.В. Пожар, Е.Л. Литинская //
Микроэлектроника и информатика: материалы 22-й Всерос. межвуз.
науч.-практ. конф. студ. и асп. – М.: МИЭТ, 2015. – С. 321.
27. К.В. Пожар. Разработка блока термостабилизации для оптической
системы экспериментального образца портативного неинвазивного
глюкометра / К.В. Пожар, Е.Л. Литинская // Микроэлектроника и
информатика: материалы 23-й Всерос. межвуз. науч.-практ. конф. студ. и
асп. – М.: МИЭТ, 2016. – С. 268.
28. К.В. Пожар. Разработка испытательного стенда для аппарата
автоматизированной инсулинотерапии / К.В. Пожар, А.Н. Жигайло //
Микроэлектроника и информатика: материалы 24-й Всерос. межвуз.
науч.-практ. конф. студ. и асп. – М.: МИЭТ, 2017. – С. 226.
25
29. К.В. Пожар. Концепция построения портативного аппарата
адаптивной инсулинотерапии / К.В. Пожар, А.И. Чекасин, Е.Л.
Литинская, А.Н. Жигайло // Медико-экологические информационные
технологии: материалы XX междун. науч.-техн. конф. – Курск: ЮЗГУ,
2017. – С. 102–118.
30. K.V. Pozhar. Blood glucose prediction based on sigma-model for
closed-loop systems / K.V. Pozhar, N.A. Bazaev // Journal of Diabetes &
Metabolism: Proceedings of 25th Global Diabetes Summit and Medicare
Expo. – 2017. – Vol.408 – Iss. 11. – P. 22.
31. E.L. Litinskaia, K.V. Pozhar, N.A. Bazaev, P.A. Rudenko,
V.M.Grinvald, A.I. Chekasin. A Closed-loop system for blood glucose level
control // Journal on Biomedical Radioelectronics. Proceedings of the 13th
Russian German Conference on Biomedical Engineering. – 2018. – P. 20–23.
26
Документ
Категория
Без категории
Просмотров
24
Размер файла
1 350 Кб
Теги
эффективность, кровь, алгоритм, метод, контроля, глюкоза, система, концентрация, функционирования, повышения
1/--страниц
Пожаловаться на содержимое документа