Аннотация результатов, полученных в 2021 году
Фотоплетизмография (ФПГ) — оптический метод выявления изменений объема крови в микрососудистом русле биологической ткани. Многие аспекты формирования сигнала ФПГ до сих пор не изучены. В частности, неизвестно, как форма зарегистрированного сигнала ФПГ зависит от геометрии освещения ткани. В рамках работы было проведено моделирование формы пульсовой волны, регистрируемой методом ФПГ, с использованием метода Монте-Карло. Для этого была разработана трехслойная оптическая модель кожи. Модель была экспериментально проверена для разных длин волн (660, 810 и 940 нм) и расстояний источник-детектор (от 4 до 10 мм). Экспериментальные данные показали хорошее соответствие численным расчетам, что позволяет говорить об адекватности и объективности разработанной модели. Наилучшее соответствие удалось получить для длины волны 810 нм. Результаты моделирования формы пульсовой волны методом Монте-Карло показали, что она зависит от расстояния источник-детектор. Наиболее выраженная диастолическая волна наблюдается на расстоянии 6 мм для длины волны 810 нм. Полученные результаты позволили сформулировать требования к датчикам ФПГ, работающим на отражение, для регистрации наиболее выраженного сигнала пульсовой волны.

Аннотация результатов, полученных в 2022 году
Были выполнены численные расчеты методом Монте Карло (МК) применительно к технологии некогерентной оптической флуктуационной флоуметрии (НОФФ). На основе разработанной трехслойной оптической модели кожи проведены расчеты параметра кровотока для разных расстояний источник-детектор (РИД) и разных длин волн (568 и 810 нм). В моделировании МК был использован известный метод фотонного взвешивания. При моделировании в среду был запущен 1 млрд. фотонов. При этом были использованы круглый источник диаметром 1 мм и квадратный детектор шириной и длиной 1 мм. Регистрируемый обратно рассеянный поток излучения был вычислен относительно падающего на ткань потока. Расчеты были проведены для РИД от 1 до 14 мм с шагом 1 мм. Это позволило построить зависимости уровней кровотока от РИД. Также были рассчитаны средние оптические пути распространения фотонов от источника до детектора для всех значений РИД. Главный результат, который был получен по результатам численного моделирования МК, – это нелинейная зависимость кровотока от РИД и от среднего оптического пути распространения фотонов от источника до детектора. Было установлено, что кровоток зависит от этих величин в виде экспоненциальной функции 1-exp(-b•x), где b – константа, x – РИД или средняя длина оптического пути. Для длины волны 568 нм эта зависимость проявляется на участке РИД 1-6 мм, а для длины волны 810 нм на отрезке 1-10 мм. Это является логичным и физиологически обоснованным результатом. Известно, что чем больше РИД, тем глубже свет проникает в ткань. Как результат, в область освещения (диагностический объем) попадает больше сосудов. Поскольку в более глубоких слоях дермах располагаются сосуды с большим диаметром, то с увеличением глубины проникновения фотонов суммарный кровоток увеличивается за счет попадания в область зондирования большего количества таких сосудов с большим диаметром. Стоит отметить, что данный эффект наблюдается также и в лазерной допплеровской флоуметрии (ЛДФ), что, видимо, является фундаментальным свойством подобных оптических измерений. Но расстояние между передающим и принимающим оптическими волокнами в ЛДФ ограничено 1.4 мм. На таком расстоянии средняя диагностическая глубина на длине волны 780 нм составляет всего 0.6-0.7 мм, что не включает в себя глубокие сосудистые сплетения дермы. Столь малый диагностический объем определяет известный недостаток ЛДФ – зависимость показаний прибора от индивидуальной архитектуры микрососудистого русла в исследуемом объеме тканей. Наш метод НОФФ позволяет преодолеть этот недостаток за счет большего РИД и диагностического объема, соответственно. Были определены РИД оптического датчика, обеспечивающие наибольшую чувствительность при измерениях кровотока, а также обоснован оптимальный диапазон РИД с точки зрения комбинированной регистрации двух параметров: пульсовой волны и кровотока. Он составил 3-6 мм для зеленой области спектра (568 нм) и 4-8 мм для инфракрасной области (810 нм). Полученные теоретические результаты были подтверждены экспериментально в исследованиях на стенде. Для этого были записаны сырые сигналы с кончика указательного пальца 5 здоровых добровольцев. Сигналы были записаны для двух длин волн (568 нм и 810 нм) и разных РИД (4, 6, 8 и 10 мм) в режиме на отражение. Проведённые измерения для длины волны 810 нм показали, что наилучшие сигналы регистрируются на расстоянии 10 мм (соотношение сигнал/шум – 63 ед.). Сигналы хорошего качества также были получены на расстояниях 6 и 8 мм (соотношение сигнал/шум составило 49 и 55 ед., соответственно). Было обнаружено, что расчетный показатель кровотока нелинейно увеличивается с ростом РИД. Для длины волны 568 нм наилучшие сигналы были получены в диапазоне РИД от 3 до 6 мм. Таким образом, экспериментальные данные показали хорошее соответствие с теоретическими данными. Однако, с точки зрения стандартизации измерений методом НОФФ, нелинейная зависимость кровотока от РИД – это не очень хороший результат, поскольку приборы с разными РИД в оптических датчиках могут давать разный выходной сигнал кровотока. Для исключения этого эффекта была предложена процедура нормировки параметра кровотока на экспоненциальную функцию от фактического РИД в датчике в виде 1-exp(-2.9•РИД). В пределах обоснованного интервала 4-8 мм, нормировка позволяет проводить стандартизированные измерения независимо от реальных РИД, используемых в датчиках. Нормировка также была проверена и подтверждена экспериментально. Проведено исследование влияния параметров цифровой фильтрации на обрабатываемые сигналы пульсовой волны в разрабатываемой технологии. Для этого сырые сигналы были записаны на 20 здоровых добровольцах без сердечно-сосудистых заболеваний. Средний возраст испытуемых составил 26.2±2.5 лет. Сырые сигналы были записаны на длине волны 568 нм с подушечки указательного пальца испытуемых с частотой дискретизации 320 Гц и сохранены на компьютер для дальнейшей обработки. Далее записанные сигналы были обработаны различными способами в программной среде LabView (National Instruments, USA). Было исследовано влияние разных фильтров с разными параметрами на сигналы пульсовой волны в ФПГ. Во-первых, было оценено влияние полосы пропускания полосового фильтра Баттерворта на форму пульсовой волны. Для этого, один и тот же сигнал отфильтровывался в разных частотных диапазонах: 0.1-10 Гц, 0.1-5 Гц и 0.1-2 Гц. Это позволило оценить эффект временной задержки фильтра. Было найдено, что уменьшение верхней частоты среза фильтра ниже 10 Гц приводит к демпфированию дикротической выемки и фазовому сдвигу сигнала пульсовой волны. Следовательно, полоса пропускания фильтра для минимизации искажений пульсовой волны составляет примерно 0.1–10 Гц. Во-вторых, были исследованы различные типы фильтров с бесконечной импульсной характеристикой (Баттерворта, Бесселя и Чебышева 2 рода) разных порядков (2-го, 4-го и 6-го). Для оценки вызванных фильтрацией изменений формы пульсовой волны были использованы индекс асимметрии (SQI) и индекс отражения (RI) ФПГ сигнала, которые характеризуют временные и амплитудные свойства пульсовой волны, соответственно. Фильтры Баттерворта и Бесселя показали примерно одинаковые результаты, в то время как фильтр Чебышева 2 рода показал совершенно разные результаты. Минимальные искажения ФПГ сигнала наблюдаются при использовании фильтров Баттерворта и Бесселя 2-го порядка. Таким образом, эти фильтры могут быть рекомендованы для использования в разрабатываемой комплексной технологии исследования периферической микрогемодинамики для морфологического анализа сигнала пульсовой волны. На основе проведенных теоретических и экспериментальных исследований были сформулированы специализированные медико-технические требования к приборам, реализующим предлагаемую комплексную технологию для одновременной регистрации кровотока и пульсовой волны: - расстояние между источником света и фотоприемником (РИД) в оптических датчиках приборов должно находиться в диапазоне 3-6 мм для зеленой области спектра и 4-8 мм для инфракрасной области; - для исключения вариаций измерения кровотока между разными приборами, связанных с разными значениями РИД в датчиках приборов, измерения кровотока должны нормироваться на экспоненциальную функцию вида 1-exp(-2.9•РИД); - для обеспечения минимальных амплитудных и фазовых искажений сигнала пульсовой волны необходимо использовать фильтры Баттерворта и Бесселя 2-го порядка с полосой пропускания 0.1–10 Гц.