информационный портал по вопросам биомедицинской инженерии

Сейчас на сайте 0 пользователей и 0 гостей.

Вход в систему

аватар: Awaldougoubah Moussa

Спектрофотометрические и нефелометрические устройства, предназначенные для оценки оксигенации крови, различаются между собой только конструкциями датчиков. При спектрофотометрическом методе оценивается абсорбция светового излучения разных частот, а при нефелометрическом - рассеяние и отражение светового потока на разных частотах. Преобразовательная часть сигналов фотоэлектрического датчика не имеет отличий, носящих принципиальный характер. При проектировании устройств для оксиметрии следует учитывать:

  • наличие электрических наводок от сети 50 Гц и от физиотерапевтической и хирургической аппаратуры;
  • наличие оптических помех, вызванных попаданием света от других источников на широкополосной фотоприемник;
  • наличие помех физиологической природы (влияние двигательных артефактов, дыхания, изменений формы пульсовой волны, перераспределение объема крови, "находящейся в поле зрения" датчика, при изменениях положения конечности и пр.).

Для подавления электрических помех используются фильтры низких частот аналогового или цифрового типа. Это возможно благодаря тому, что полезная информация сосредоточена в полосе частот до 10 Гц, что значительно ниже частот, в диапазоне которых осуществляются электрические помехи.
Ослабление оптических помех осуществляется с помощью: оптического экранирования (конструктивное построение датчика); коммутации источников света с высокой частотой и синхронным выделением (детектированием) информационных сигналов; использования усилителей электрических сигналов, имеющих линейность в широком динамическом диапазоне, а также усилителей с управляемым внешними сигналами коэффициентом усиления; использования дополнительных операций при получении информационных сигналов. Так, в частности, иногда применяют три измерительные операции. В первой - через объект пропускается свет, находящийся в красной области спектра, во второй - в инфракрасной, в третьей - включаются одновременно оба источника света. В этой операции регистрируется общая фоновая засветка, в состав которой входят и сигналы оптических помех. Затем полученный и запомненный сигнал фоновой засветки вычитается из сигналов, полученных при измерениях в красной и инфракрасной областях. В результате этой операции несколько ослабляется действие фоновой засветки на полезный сигнал.
Помехи физиологической природы удается уменьшить только при обработке измерительных сигналов. При этом используются алгоритмы, в которых учтено то обстоятельство, что спектральный состав сигнала, характеризующего пульсации крови, находится в области частот 0,5÷4 Гц. Двигательные артефакты находятся в более высокочастотной области (около 7 Гц) и носят случайный характер.
Для вычисления отношения в ряде случаев используют первые гармоники разложений сигналов красного и инфракрасного каналов в ряд Фурье, что позволяет получить более точную калибровочную характеристику, но увеличивает сложность технического устройства и его программного обеспечения. Для потребителей, обычно, это не очень важно, так как обработка сигналов осуществляется автоматически, с помощью микропроцессора, по заложенному в него алгоритму.
Структурная схема канала измерителя SpO2 приведена на рис. 1 (монитор КМ21 прикроватный реанимотолога, модель МПР-01 "Тритон").
В измерительном канале используется метод, когда на объект измерения воздействуют красным и инфракрасным излучениями. По сигналу с микропроцессора с формирователя импульсов излучения подаются электрические импульсы на светодиодные излучатели датчика.

Рис.  Структурная схема канала измерения

Излучение, созданное ими, проходит через биоткань пациента или отражается от элементов ее (в зависимости от конструкции датчика). При этом уровень потока, падающего на фотоприемник датчика, оказывается промодулированным пульсирующей кровью.
Электрические импульсы с фотоприемника подаются во входную часть электронного усилителя. Далее они усиливаются с помощью усилителя, имеющего переменный регулируемый коэффициент усиления (K1-var). С помощью устройств выборки и хранения УВХ1 и УВХ2 импульсы, полученные при облучении красным и инфракрасным светом, разделяются на два канала и преобразуются в квазинепрерывные напряжения. Сигналы УВХ1 и УВХ2, содержащие сумму постоянной и переменной составляющих в соответствующей области длин волн, подаются на входы АЦП и на входы фильтров высокой частоты ФВЧ1 и ФВЧ2. С выхода АЦП сигналы в форме кодов вводятся в микропроцессор. На выходы ФВЧ1 и ФВЧ2 проходят только переменные составляющие сигналов, поданных на их вход.
С помощью коммутатора они поочередно подаются на вход второго усилителя с переменным управляемым коэффициентом усиления (K2-var). В нем сигнал переменной составляющей усиливается до необходимого значения. Затем он подается на вход АЦП и вводится в микропроцессор, в котором выполняется расчет значения SpO2 . Значения коэффициентов усиления усилителей K1 и K2 устанавливаются сигналами микропроцессора, исходя из значений получаемого суммарного сигнала (K1)и переменного сигнала пульсовых колебаний (K2).
Благодаря этому осуществляется автоматическая регулировка усиления (АРУ) у усилительного тракта. В некоторых технических решениях цепью АРУ охватывают и излучатели света. Это обусловлено тем, что в противном случае усилитель должен был бы иметь динамический диапазон, в котором обеспечивалась бы линейность в 60 дБ, что технически выполнить значительно сложнее. Регулировка уровня светового излучения, падающего на биологическую ткань, позволяет уменьшить влияние ее геометрических размеров и индивидуальных свойств.
Частота коммутирующих импульсов берется достаточно большой - порядка 1 кГц и более.
Для ориентировочной оценки оксигенации крови используются и более простые, дешевые оксиметрические измерители. Но они по существу, являются только приближенными индикаторными устройствами, мало пригодными для серьезного непрерывного мониторинга в палатах реанимации.
Из-за использования различных алгоритмов обработки получаемых измерительных сигналов, различия в длинах волн светового воздействия при использовании излучателей различных тицов, неодинаковости спектральных чувствительностей у различных фотоприемников, и зависимости результатов от интенсивности светового потока, показания, даваемые оксиметрами различных фирм, расходятся между собой. Их калибровка затруднена из-за отсутствия метрологически аттестованных образцовых мер оцениваемого параметра. Поэтому наиболее достоверные результаты при калибровке получают путем сравнения показаний оксиметра со значениями, полученными при исследовании проб крови с помощью лабораторных спектрофотометров.

Комментарии

Отправить комментарий

Содержание этого поля является приватным и не предназначено к показу.
  • Доступны HTML теги: <a> <em> <strong> <cite> <code> <ul> <ol> <li> <dl> <dt> <dd> <img> <table> <td> <tr> <hr> <div> <span> <h1> <h2> <h3> <h4> <h5> <h6> <p> <pre> <adress> <center>
  • Строки и параграфы переносятся автоматически.

Подробнее о форматировании

3 + 2 =
Решите эту простую математическую задачу и введите результат. Например, для 1+3, введите 4.

Комментарии