информационный портал по вопросам биомедицинской инженерии

Сейчас на сайте 0 пользователей и 0 гостей.

Вход в систему

аватар: саиф мохаммед гамиль
Пульсоксиметр

Введение
 
Во многих странах Европы и США пульсоксиметрия входит в стандарт обязательного мониторинга во время наркоза, так как надежно фиксирует эпизоды гипоксемии и позволяет своевременно проводить лечебно-профилактические мероприятия. В период пробуждения пульсометрия служит надежным методом для контроля восстановления жизненных функций, прежде всего, адекватного дыхания и кровообращения.
Таким образом пульсометрия является, вероятно, единственным практически пригодным методом оперативного выявления ранних признаков гипоксемии, являющейся главной причиной осложнений во время проведения анестезии.
У больных, которым проводилась ИВЛ смесью с высоким содержанием кислорода, может развиваться гипоксемия во время перевода из операционной в палату интенсивной терапии за счет остаточного действия анестетиков, наркоанальгетиков и миорелаксантов. Другими причинами могут быть ожирение и нарушение бронхиальной проходимости (бронхиальная астма в анамнезе, в период ремиссии). По данным [1], из 95 больных 1-11 класса риска АSА, у 12% сатурация кислорода в крови во время транспортировки была ниже 85%, а у 35% -ниже 90%. Никакой взаимосвязи с возрастом, видом анестетика, длительностью наркоза и уровнем сознания при транспортировке обнаружено не было.
В условиях работы выездных бригад скорой и неотложной помощи пульсоксиметрия быстро дает ценные данные о состоянии больных, страдающих широким кругом заболеваний, и позволяет осуществлять оценку эффективности неотложных мер оказания помощи и диагностику состояния больных при транспортировке в стационар.
Практическая польза пульсоксиметрии состоит в выявлении гипоксемии у самых разных категорий больных любого возраста и любой степени тяжести. Пульсоксиметрия расширяет тот небогатый арсенал объективных методов исследования (АД, ЧСС, иногда ЭКГ), которые обычно используются врачами выездных бригад, позволяет документировать состояние больных при доставке их в лечебные учреждения.
Во многих странах, включая Российскую Федерацию, пульсоксиметрия включена в перечень методов оценки состояния плода при рождении и в раннем неонатальном периоде в случае асфиксии. По данным [2] обследования 100 новорожденных (62 получены путем кесарева сечения), средняя величина SрО2 у новорожденных через 1 мин. после рождения составила 59%, причем у 25% детей SрО2 была ниже 50%, из которых у 10% - ниже 30%. Величина SрО2 хорошо коррелировала с оценкой новорожденных по шкале Апгар. М.Sendak и др. [2] сообщили о 4 наблюдениях использования пульсоксиметрии во время реанимации новорожденных первых минут жизни и дали высокую оценку этой методике “по сравнению с единственным методом определения сатурации в подобной ситуации - интенсивностью цианоза”. При оживлении 11-месячного ребенка V. Narang [3] установил, что пульсоксиметрия отражает эффективность реанимации через адекватность оксигенации периферических тканей.
Пульсоксиметрия хорошо выявляет гипоксемию у новорожденных, но не выявляет гипероксию (что связано с малой крутизной кривой диссоциации оксигемоглобина при РО2 > 90 мм рт.ст., при этом небольшие изменения SaO2 в ( 1 - 2)% происходят при значительных колебаниях РО2 в 1 - 20 мм рт.ст.). Эта проблема особенно важна для новорожденных с высоким содержанием в крови фетального Нb. Следовательно, значение SpО2, регистрируемое пульсовым оксиметром, может быть менее 100% при РО2 выше 90 мм рт. ст.. На это следует обратить особенное внимание у недоношенных детей, у которых клеточные мембраны эритроцитов повреждаются при гипероксии свободными радикалами, а также для профилактики фибролентарной гиперплазии и развития слепоты при гипероксии у новорожденных.
Фотоплетизмограмма, регистрируемая пульсоксиметром, может быть представлена в виде кривой на экране дисплея или пульсирующего “столбика”, следящего за изменением объема артериальной крови в месте расположения датчика. Отображение фотоплетизмограммы необходимо для визуального контроля формы сигнала при настройке пульсоксиметра. Для оценки амплитуды артериального пульсового выброса во многих приборах имеется специальный индикатор, который позволяет следить за состоянием периферической гемодинамики.
Снижение амплитуды фотоплетизмограммы часто свидетельствует о развитии периферического спазма, например, вследствие централизации кровообращения (сохранение адекватного кровотока мозга и сердца и обеднение периферического кровотока при неадекватном наркозе, шоке, кровопотере и т.д.). Редкой причиной является системное снижение артериального давления.
Способы отображения информации, используемые в пульсоксиметрах, дают наглядное представление об измеряемых физиоловических показателях. Вычисленные значения сатурации крови кислородом и ЧСС отображаются в виде соответствующих цифровых значений на дисплее прибора.
Фотоплетизмограмма, регистрируемая прибором, может быть представлена в виде кривой на графическом дисплее или в виде пульсирующего “столбика”, следящего за изменением объема артериальной крови в поле зрения датчика. Отображение ФПГ позволяет вести визуальный контроль формы сигнала и обладает диагностической ценностью. Для оценки абсолютного значения артериальных пульсаций вводится специальный масштабный индикатор амплитуды пульсаций. Отображение ФПГ отражает состояние периферической гемодинамики, что особенно важно при проведении реанимационных процедур.
Пульсоксиметры позволяют производить накопление измеряемых данных длительностью до 8 часов. Результаты измерений за требуемый промежуток времени в виде трендов SрО2 и ЧСС могут выводиться на экран дисплея или могут быть распечатаны на встроенном или внешнем принтере.

1.     Принципы мониторинга функции внешнего дыхания
 
Важное место в медицине критических состояний занимает слежение за показателями функции внешнего дыхания с целью контроля процесса газообмена между организмом и окружающей средой. Основными звеньями этого процесса являются легочная вентиляция, обмен газов между альвеолярным воздухом и кровью, транспорт газов кровью, обмен газов в тканях, клеточное дыхание. Оценка параметров физиологических систем, реализующих эти функции, в зависимости от вида клинического мониторинга обладает различной диагностической ценностью [2].
Анестезиологический мониторинг респираторной функции имеет своей целью выявление специфических нарушений газообмена, связанных с ошибками и осложнениями при проведении интубации, ИВЛ, возникновением дыхательных дисфункций во время наркоза и в послеоперационном периоде. Наибольшей диагностической ценностью в этом случае обладают методики контроля газового состава крови и анализа концентрации газов во вдыхаемой и выдыхаемой газовой смеси [3].
Контроль газов крови включает определение содержания растворенного кислорода и углекислого газа. Наибольшее применение в практике клинического мониторинга получило слежение за уровнем оксигенации крови, позволяющее вести диагностику состояния с целью предотвращения эпизодов гипоксемии и гипоксии. Наблюдения за цветом кожи и слизистых оболочек, с целью определения наступления цианоза, дает недостаточную точность диагностики гипоксемии (до 40% случаев оказывается невыявленными).
Наилучший результат диагностики (близкий к 100%) достигается при использовании неинвазивных методик полярографического чрескожного измерения напряжения кислорода и пульсоксиметрии, с помощью которой производится определение сатурации крови кислородом [4].
Методика пульсоксиметрии, получившая повсеместное распространение в анестезиологической практике, характеризуется сочетанием высокой точности определения сатурации кислорода (единицы процентов), высокого быстродействия (оценка производится за время нескольких сердечных сокращений) с доступностью и простотой использования.
Пульсоксиметрия внесена в современные стандарты интраоперационного мониторинга как обязательная методика при любых видах хирургических вмешательств [3]. Введение в широкую клиническую практику пульсоксиметров считается наиболее значительным достижением в мониторинге безопасности пациента за последние 15 лет. Только в США к 1995г. использовалось в клинической практике более 300 тыс. пульсоксиметров 35 фирм-изготовителей [5].
Респираторный мониторинг включает также контроль параметров вентиляции и концентрации газов в дыхательной системе. Параметры вентиляции оцениваются с помощью спирометрических датчиков, встраиваемых в дыхательный тракт аппаратуры ИВЛ и измеряющих объемные и динамические параметры дыхания.
Большое распространение в респираторном мониторинге получила методика капнометрии, позволяющая определить с помощью инфракрасных датчиков, расположенных в воздушной магистрали, связанной с дыхательной системой, динамику изменения концентрации СО2. В капнографических мониторах в цифровой форме индицируются значения частоты дыхания, концентрации СО2 на выдохе, отображается на графическом дисплее капнограмма (кривая изменения концентрации СО2 во времени). Считается, что капнограмма обладает такой же информативностью о работе легких, как ЭКГ о работе сердца [6]. Мониторинг концентрации СО2, с целью контроля вентиляции пациента, включен в стандарты интраоперационного мониторинга большинства развитых стран [6].
В последние годы респираторные мониторы, использующие пульсоксиметрию и капнометрию, конструктивно объединяют с наркозно-дыхательной аппаратурой, что позволяет вести совместный контроль на одном дисплее параметров дыхания, газообмена и данных ИВЛ.
 
2.     Диагностические показатели газообмена и газов крови
 
Клинический мониторинг газов крови включает контроль физиологических параметров, отражающих содержание кислорода и углекислого газа в крови. В качестве регистрируемых диагностических показателей используются величины напряжения кислорода и углекислого газа в крови, а также степень насыщения гемоглобина крови кислородом в артериальной или смешанной венозной крови. Величина напряжения кислорода в крови (РО2) определяется величиной парциального давления кислорода в воздухе, находящегося в соприкосновении с кровью, при котором между кислородом воздуха и кислородом, растворенным в крови, устанавливается равновесие. Значение РО2 характеризует способность крови растворять в себе то или иное количество кислорода, т.е. отражает процесс усвоения кислорода в легких.
Величина РО2 измеряется в единицах давления, чаще всего в мм рт.ст., аналогично величине парциального давления газа. Парциальное давление кислорода в воздухе определяется величиной барометрического давления воздуха и фракционной концентрацией кислорода в сухом воздухе.
Так, если при нормальном атмосферном давлении воздуха 760 мм рт.ст. доля кислорода в воздухе составляет 21%, то парциальное давление кислорода во вдыхаемом воздухе равно 150 мм рт.ст.( из атмосферного давления дополнительно вычитается давление водяных паров, равное при температуре тела 370С - 47 мм рт.ст.). Венозная кровь имеет величину РО2 значительно ниже, чем парциальное давление кислорода в альвеолярном воздухе, поэтому при прохождении крови через легкие она оксигенируется, то есть насыщается кислородом. Артериальная кровь имеет диапазон “нормальных” значений РО2 от 70 до 116 мм рт.ст. [2].
Кислород в крови переносится в основном эритроцитами, вступая в химическую связь с гемоглобином ( Hb ). Соединяясь с гемоглобином, кислород образует легко диссоциирующее соединение оксигемоглобин ( НbО2):
 
О2 + Нb <=> НbО2
 
Окисление гемоглобина определяется напряжением растворенного в крови кислорода и характеризуется кривой диссоциации НbО2 (рисунок 1), представляющей собой зависимость величины степени насыщения гемоглобина крови кислородом (SаО2) от РО2.
Верхняя часть кривой, соответствующая нормальному насыщению артериальной крови кислородом (> 95%), показывает способность гемоглобина связывать большое количество О2 при значительных колебаниях РО2, например, при изменениях парциального давления кислорода во вдыхаемом воздухе, что встречается при ингаляции газовой смесью бедной кислородом.
 

При РО2 <40 мм рт.ст. способность гемоглобина связывать О2 резко падает. В этом случае диссоциация облегчается, что характерно для процессов в тканях организма, активно потребляющих О2. В капиллярах это явление усиливается из-за увеличения напряжения СО2, что еще более облегчает отдачу О2 тканям. Величина напряжения углекислого газа РСО2 в крови характеризует процесс выведения из организма СО2. РСО2 исчисляется аналогично величине РО2, в тех же единицах, чаще всего в мм рт.ст. Диапазон “нормы” для РСО2 составляет от 35 до 45 мм рт.ст. [6].
Важной характеристикой оксигенации крови, широко используемой в системах клинического мониторинга, является величина степени насыщения гемоглобина крови кислородом - SаО2 (сатурация крови кислородом). Определение данного параметра имеет некоторые особенности, связанные с тем, что кровь взрослого человека кроме восстановленного гемоглобина и оксигемоглобина содержит по крайней мере еще два вида гемоглобина, не участвующих в транспорте кислорода: метгемоглобин (MetНb) и карбоксигемоглобин (СОНb). Исключая патологические состояния, эти фракции содержатся в крови в достаточно низких концентрациях: МеtНb - 0,2 ...0,6%, СОНb - 0...0,8% (для некурящих лиц) [7].
Существуют методики оценки газов крови нечувствительные к содержанию дисфункциональных фракций. В этом случае определяется величина так называемой функциональной сатурации крови кислородом:
 
SаО2 фун = ( [ НbО2 ] / ( [ НbО2 ]+ [ Нb] ))100 %,
 
где [...] - концентрация соответствующего вещества.
В расчете величины SаО2 не принимаются во внимание фракции гемоглобина не участвующие в транспорте кислорода. Более точные данные о сатурации крови дают методики измерений, определяющие так называемую фракционную сатурацию крови кислородом :

SаО2фр = ([НbО2] / [НbО2]+[Нb]+[СОНb]+[МеtНb]))100%.
 
Следует отметить, что при резком увеличении доли дисфункциональных фракций гемоглобина, например, при отравлениях угарным газом, методики определения функциональной сатурации дают результаты, расходящиеся со значениями фракционной сатурации. В этом случае использование данных функциональной сатурации приводит к ошибочному представлению о степени оксигенации крови [6].
В анестезиологическом мониторинге наибольший интерес при анализе состава дыхательной газовой смеси представляет определение содержания СО2 в выдыхаемом воздухе. С этой целью используется метод капнометрии, позволяющий в реальном масштабе времени вести измерение величины парциального давления СО2 (или значение объемной концентрации) в момент окончания выдоха - PETСО2.
 
3.                 Мониторинг степени насыщения гемоглобина крови кислородом
 
В исследовании оксигенации крови широко используется методика спектрофотометрии, заключающаяся в измерении поглощения света, прошедшего через пробу крови в различных спектральных диапазонах.
 

 
Количественная спектрофотометрия крови основана на использовании закона Вееr-Lambert ( B-L ) для растворов, который связывает интенсивность падающего (Iпад) и интенсивность проходящего (Iпр) сквозь ис пробу света (рисунок 2):
 
Iпр = Iпад ехр ( – А),
 
где А = k [С] d - величина абсорбции (поглощения); здесь k - коэффициент молярной экстинкции, постоянный для каждого вещества и длины волны падающего света,[C] - концентрация поглощающего свет вещества, d - толщина слоя поглощающего вещества [8].
Поглощение света для постоянной толщины слоя исследуемого вещества, определяемого, например, размером измерительной кюветки, зависит от коэффициента экстинкции и пропорционально концентрации поглощающего вещества. Зависимость коэффициента экстинкции от длины волны падающего света образует спектр поглощения вещества.
Для n-компонентных растворов суммарная абсорбция Аj , измеренная на длине волны излучения l j может быть представлена в виде
 

 
Данное выражение позволяет определить концентрации веществ-компонентов раствора [Сi], измеряя величину абсорбции на различных длинах волн света, для которых коэффициенты экстинкции исследуемых веществ известны. В этом случае выражение для суммарной абсорбции дает систему уравнений (j = [1,m], где m - количество используемых в измерениях длин волн света), имеющее решение при m>n.
Исследование оптических свойств крови с целью определения степени ее оксигенации показывает, что каждая форма гемоглобина имеет свой собственный спектр поглощения (рисунок 3). Так, НbО2 имеет минимум поглощения в красной части спектра, где поглощение редуцированного Нb выше; в инфракрасной (ИК) части спектра поглощения НbО2 становится несколько выше поглощения Нb. СОНb имеет резко падающую зависимость поглощения и в ИК области его поглощение незначительно. МеtНb имеет более сложную зависимость поглощения от длины волны излучения, однако можно выделить характерные участки спектра, где оптические свойства МеtНb существенно отличаются от свойств других форм гемоглобина [7]. 
 

 
Для измерения концентрации всех четырех форм гемоглобина необходимо провести измерения поглощения света, по крайней мере, на четырех длинах волн. Для целей клинической оксиметрии можно предположить, что концентрация фракций СОНb и МеtНb мала по сравнению с концентрацией НbО2 и Нb, тогда функциональную сатурацию артериальной крови можно определить с помощью измерений только на двух длинах волн света.
Для определения фракционной сатурации необходимо использовать четыре длины волны излучения, чтобы дополнительно найти концентрации МеtНb и СОНb. Многолучевая спектрофотометрия проб крови используется в кюветных оксиметрах, применяемых в лабораторной практике.
Попытки непосредственного использования методики спектрофотометрии для построения мониторных приборов неинвазивного чрескожного измерения сатурации артериальной крови кислородом не привели к успеху из-за неустойчивости показаний таких приборов [8]. Это связано с тем, что при спектрофотометрии тканей, содержащих кровеносные сосуды (например, при просвечивании ушной раковины), не удается дифференцировать артериальный и венозный гемоглобин. Сильное влияние на результаты измерения сатурации абсорбционных свойств кожи и подлежащих тканей приводит к необходимости индивидуальной калибровки приборов для каждого пациента.
Прямая спектрофотометрия крови используется в волоконно-оптических оксиметрах, применяемых для оценки оксигенации венозной крови (SvО2). Для этой цели применяются специальные катетеры подключичной вены или легочной артерии, используемые обычно для определения параметров внутрисердечной гемодинамики, дополнительно содержащие два изолированных друг от друга оптических волокна. Рабочие концы волокон с оптическими насадками закреплены на торце катетера, размещаемом в исследуемом сосуде. Противоположные концы волокон соединены с оптоэлектронным преобразователем. Вход “передающего” волокна подключен к источнику зондирующего излучения, вход “приемного” - к фотоприемнику спектрофотометра. Таким образом, на выходе фотоприемника образуется сигнал, пропорциональный доле света, рассеянного от некоторого объема крови, окружающего кончик катетера в сосуде. Измерения проводят на трех длинах волн 800, 700, 670 нм, что повышает точность определения SvО2.
Мониторинг SvО2, осуществляемый вместе с определением сердечного выброса методом термодилюции, имеет высокую диагностическую ценность, особенно в грудной хирургии при выборе тактики лечения в послеоперационном периоде. Чрескожная спектрофотометрия используется в церебральных оксиметрах для мониторинга величины региональной сатурации крови в сосудах мозга (rSO2). Согласно физиологическим данным, сосудистое русло каждого региона мозга на 75% состоит из венозных, 20% артериальных и 5% капиллярных сосудов. Таким образом, значения rSО2, получаемые при чрескожной спектрофотометрии, оказываются усредненными и наиболее близкими к сатурации оттекающей от мозга венозной крови.
Величина церебральной rSО2 является важным показателем адекватности церебральной оксигенации, так как одним из первых компенсаторных механизмов тканевого дефицита кислорода является усиление его экстракции из протекающей крови, что сопровождается быстрым снижением сатурации оттекающей венозной крови [7].
Для определения rSО2 используют излучение ближней ИК области в диапазоне 650...1100 нм. ИК излучение глубоко проходит в ткани, что позволяет использовать датчики rSО2, накладываемые на кожу лба пациента. Мониторинг церебрального rSО2 имеет важное значение в кардиохирургии при проведении экстракорпарального кровообращения в условиях гипотермии, в нейрохирургии, трансплантологии.
 
4.                 Методика пульсовой оксиметрии
 
Предложенная в 70-х годах методика пульсовой оксиметрии основана на использовании принципов фотоплетизмографии, позволяющих выделить артериальную составляющую абсорбции света для определения оксигенации артериальной крови. Измерение этой составляющей дает возможность использовать спектрофотометрию для неинвазивного чрескожного мониторинга сатурации артериальной крови кислородом. В соответствии с методикой фотоплетизмографии участок тканей, в котором исследуется кровоток, располагается на пути луча света между источником излучения и фотоприемником датчика (рисунок 4).

 

Согласно закону Бургера-Ламберта, величина абсорбции света пропорциональна толщине слоя поглощающего вещества. Сужение и расширение сосуда под действием артериальной пульсации кровотока вызывают соответствующее изменение амплитуды сигнала.
Фотоплетизмограмма (ФПГ) получаемая после усиления и обработки сигнала фотоприемника (рисунок 5) характеризует кровоток в месте расположения датчика.
В частности, когда давление крови повышается или возникает вазодилятация сосудов, амплитуда ФПГ возрастает, при снижении давления или вазоконстрикции сосудов амплитуда падает.Изменения в форме ФПГ могут указывать на развитие гемодинамических нарушений на исследуемом участке сосудистого русла, поэтому ФПГ отображается на графическом дисплее монитора для использования в клинической диагностике / 37 /.
Для неинвазивного определения оксигенации крови в “поле зрения” фотоплетизмографического датчика помещается участок тканей, содержащий артериальные сосуды. В этом случае сигнал с выхода датчика, пропорциональный абсорбции света, проходящего через ткани, включает две составляющие: пульсирующую компоненту, обусловленную изменением объема артериальной крови при каждом сердечном сокращении, и постоянную составляющую, определяемую оптическими свойствами кожи, венозной и капиллярной крови и других тканей исследуемого участка (рисунок 6).
 


 
Путем анализа формы сигнала ФПГ можно выделить его фрагменты, соответствующие моментам систолического выброса. Именно в эти короткие промежутки времени на вершине систолы удается наиболее точно определить сатурацию артериальной крови кислородом. Для определения сатурации используется методика двухлучевой спектрофотометрии. Измерение абсорбции света производится в моменты систолического выброса, то есть в моменты максимума амплитуды сигнала датчика (рисунок 6) для двух длин волн излучения. Для этой цели в датчике используются два источника излучения с различными спектральными характеристиками [6].
Для получения наибольшей чувствительности определения сатурации кислорода длины волн излучения источников необходимо выбирать в участках спектра с наибольшей разницей в поглощении света оксигемоглобином и гемоглобином. Этому условию удовлетворяют красная и ближняя инфракрасная области спектра излучения (рисунок 3).
При длине волны излучения 660 нм (красная область) гемоглобин поглощает примерно в 10 раз больше света, чем оксигемоглобин, а на волне 940 нм (инфракрасная область) - поглощение оксигемоглобина больше, чем гемоглобина. Для повышения точности определения сатурации методом пульсовой оксиметрии используется нормирование сигналов поглощения света, для чего измеряется постоянная составляющая в моменты диастолы А= и находится отношение амплитуды пульсирующей составляющей A» к величине А= (рисунок 6) : Анорм = А» / А=.
Эта процедура выполняется для каждой длины волны излучения. Нормированная величина поглощения не зависит от интенсивности излучения светодиодов, а определяется только оптическими свойствами живой ткани.
Для получения значений сатурации рассчитывают отношение нормированных величин поглощения света для двух выбранных длин волн:
 
R = (А» / А =)кр / (А» / А= )инф ,
 
где индекс кр - относится к абсорбции в красной области спектра, инф - в инфракрасной области спектра.
Величина R эмпирически связана со значениями сатурации калибровочной зависимостью, полученной в процессе градуировки прибора (рисунок 7). Отношение R изменяется от 0,4 для 100% сатурации до 3,4 при 0% сатурации. Отношение, равное 1, соответствует сатурации 85%. Ход кривой определяется теоретической зависимостью, основанной на соотношениях для поглощения света. Однако для точного определения сатурации необходимо уточнение калибровочной зависимости по экспериментальным данным, полученным, например, с помощью кюветного оксиметра.
Следует отметить, что величина отношения R не зависит от оптических характеристик кожи, подлежащих тканей, а определяется оптическими свойствами артериального выброса крови, что определяет высокую точность измерения сатурации в пульсоксиметрии.
 


 
5.                 Особенности построения пульсоксиметров
 
Фотоплетизмографический датчик пульсоксиметра содержит два светоизлучающих диода, работающих один в “красной”, другой - в “инфракрасной” области спектра, а также широкополосный фотоприемник. Конструктивно датчик выполняется таким образом, что при его расположении на поверхности тела человека на фотоприемник поступает свет излучателей, ослабленный участком тканей, содержащим артериальный сосуд [9].
На практике используются два типа датчиков, первый, анализирующий излучение светодиодов, проходящих через ткани, и второй - излучение, отраженное от исследуемых тканей. Датчики проходящего излучения укрепляются на кончике пальца руки или ноги, мочке уха пациентов, у детей датчик часто закрепляется на стопе в области большого пальца или на ладони. Датчики, регистрирующие рассеянное тканями излучение, размещаются на поверхности тела в проекции сонной или височной артерии [8]. Расположение отражательного датчика на головке плода позволяет осуществить фетальный мониторинг сатурации и ЧСС в родах [9].
Для датчиков пульсоксиметров используются специально разработанные бескорпусные светодиоды красного и инфракрасного диапазонов, размещенные на одной подложке для совмещения оптических осей излучения. пульсоксиметр дыхание кровь газообмен
Высокая крутизна спектральной характеристики абсорбции Нв и НвО2 в области красного и инфракрасного излучения (рисунок 3) требует малого разброса центральной длины волны излучения светодиодов, используемых в датчике. Для красного диапазона длина волны излучения должна находиться в пределах 660± 5 нм, для инфракрасного - 940± 10 нм.
Технологический разброс длины волны излучения при производстве светодиодов может достигать значения ± 15 нм / 90, 91 /. Поэтому возникает необходимость произвести отбраковку светодиодов по длине волны излучения, что удорожает датчик пульсоксиметра. Некоторые производители мониторной аппаратуры идут по другому пути. Для различных значений длин волн излучения светодиодов вводится коррекция калибровочной зависимости, связывающей отношение R и значение сатурации. Это обстоятельство заставляет с осторожностью относиться к возможности замены датчиков пульсоксиметров без проведения уточнения градуировки прибора.
В качестве фотоприемников в датчиках пульсоксиметров используются кремниевые фотодиоды, обладающие высокой чувствительностью в области “красного” и “инфракрасного” диапазонов излучения, быстродействием и низким уровнем шума. Типовая структурная схема пульсоксиметра показана на рисунке 8. Фотоприемник преобразует интенсивность ослабленного тканями “красного” и “инфракрасного” излучения в электрический сигнал, поступающий в тракт усиления. Излучатели датчика включаются поочередно, т.е. коммутируются с частотой порядка 1000 Гц, что позволяет использовать для регистрации излучения один коммутируемый фотоприемник. Далее в усилительном тракте сигналы “красного” и “инфракрасного” излучения разделяются на два канала с помощью импульсов управления коммутатора, переключающих светодиоды. В каждом канале производится измерение двух составляющих ФПГ сигнала, обусловленных постоянной и пульсирующей составляющими абсорбции, необходимых для вычисления величины R и определения сатурации по калибровочной кривой [8].
Особенностью усилительного тракта является необходимость усиления сигналов фотоприемника в достаточно большом динамическом диапазоне входных сигналов (более 60дБ). Это требование обусловлено значительным разбросом оптических характеристик кожи, подлежащих тканей, выраженности пульсаций кровотока в месте расположения датчика у различных пациентов. Реализация требуемого динамического диапазона достигается использованием цифровой АРУ, охватывающей каскады усиления ФПГ сигнала и источника тока, питающего светодиоды. Система АРУ поддерживает выходные сигналы усилительного тракта на уровне номинального напряжения входа АЦП вычислителя с целью уменьшения шума квантования.
 

Вычислитель пульсоксиметра содержит программное обеспечение, реализующее первичную обработку ФПГ сигнала, алгоритмы выделения артериальных пульсаций по “красному” и “инфракрасному” каналам, вычисления отношения R и определения величины SрО2 по занесенной в памяти вычислителя калибровочной зависимости.
Сложность алгоритмов, используемых при обработке сигналов в пульсоксиметрах, объясняется высоким уровнем помех, сопровождающих регистрацию ФПГ, а также требованиями высокой точности и быстродействия измерений. Требования стандартов по пульсоксиметрии устанавливают основную погрешность измерения сатурации в диапазоне (80...99)% равную ± 2%, (50...79)% - ± 3%, для сатурации ниже 50% погрешность обычно не нормируется. Высокая точность пульсоксиметрии для значений сатурации более 80% необходима для надежной дифференциации развития состояния гипоксемии и гипоксии. В этом диапазоне кривая диссоциации гемоглобина имеет малую крутизну и небольшое уменьшение сатурации означает сильное изменение напряжения кислорода в крови, что является предвестником гипоксии. Увеличение допустимой погрешности при низких уровнях оксигенации (менее 80%) является клинически обоснованным, так как в этом диапазоне наибольшей ценностью обладает не абсолютное значение сатурации, а оценка динамики, т.е. изменение сатурации в течение определенного времени.
 
6.                 Анализ погрешностей измерений
 
Основные помехи, влияющие на точность измерения сатурации, имеют электрическую, оптическую и физиологическую природу.
Электрические помехи (“наводки”) возникают в усилительном тракте пульсоксиметра в результате влияния внешних электромагнитных полей, создаваемых, в частности, питающей сетью 50 Гц, электрохирургическим инструментом, физиотерапевтической аппаратурой. Подавление помех осуществляется путем частотной фильтрации сигналов, так как полезная информация в ФПГ сигнале сосредоточена, в основном, в диапазоне до 10 Гц, т.е. значительно ниже частотного диапазона помех. Для этой цели используются аналоговые фильтры нижних частот в усилительном тракте, а также цифровая фильтрация, дающая высокую крутизну спада АЧХ фильтров.
Помехи оптического происхождения возникают в случае попадания света от посторонних источников излучения (от хирургических ламп, ламп дневного света и т.п.) на фотоприемник датчика. Под действием данных помех уровень сигнала, снимаемого с фотоприемника, может изменяться, искажая сигнал, обусловленный абсорбцией излучения светодиодов в тканях. Для подавления оптических помех используют метод трехфазной коммутации светодиодов датчика. В первые две фазы коммутации поочередно включаются либо “красный”, либо “инфракрасный” светодиод датчика, в третьей фазе оба светодиода выключаются и фотоприемник регистрирует фоновую засветку датчика, включающую оптические помехи. Напряжение фоновой засветки запоминается и вычитается из сигналов “красного” и “инфракрасного” каналов, получаемых в первые две фазы коммутации. Таким образом, действие фоновой засветки датчика на полезный сигнал ослабляется [10].
Коммутация светодиодов с достаточно высокой частотой (намного превышающей частоты оптических помех) позволяет при выделении сигналов различных каналов в усилительном тракте использовать принципы синхронного детектирования, существенно улучшающие соотношения сигнал/шум. Сильная фоновая засветка датчика может стать причиной возникновения искажений в усилительном тракте, поэтому фотоприемник и первые каскады усиления должны обладать линейностью характеристики в большом динамическом диапазоне входных сигналов. Это необходимо для устранения амплитудных искажений переменной составляющей и подавления перекрестных помех. Ослабление фоновых засветок достигается также конструктивным построением датчика с использованием оптического экранирования.
Помехи физиологической природы оказывают наиболее сильное влияние на показания пульсоксиметров. К таким помехам можно отнести влияние двигательных артефактов, в том числе и дыхания, непостоянство формы пульсовой волны и снижение ее амплитуды у различных пациентов. Движение конечности с закрепленным на ней датчиком вызывает, например, перераспределение объема крови, находящегося в поле зрения датчика, что дает на выходе фотоприемника помеховый сигнал. Ослабление указанных помех особенно важно при выделении максимумов артериальных пульсаций фотоплетизмографических сигналов обоих каналов [10].
Помехоустойчивые алгоритмы выделения артериальных пульсаций и нахождения отношения R (аргумента калибровочной зависимости SpО2) основаны на обработке фотоплетизмографического сигнала во временной или частотной области. Во временной области для обнаружения артериальных пульсаций могут быть использованы алгоритмы фиксации диастолических и систолических значений фотоплетизмографического сигнала с помощью известных методов нахождения экстремальных точек сигналов, например, метод дифференцирования и фиксации нуля. Таким образом, для определения отношения R находятся значения сигналов, соответствующие переменной и постоянной составляющей абсорбции. Затем после согласования и усреднения вычисляется величина R и соответственно находится SрО2 [9].
По алгоритму “разделения” пульсовой волны вычисляются текущие значения отношения Ri на отрезке сигналов между двумя систолическими пульсациями, а затем эти значения определенным образом взвешиваются по критерию минимизации погрешностей и определяется величина R [9].
Более эффективным с точки зрения помехоустойчивости к артефактам движения представляется алгоритм, сводящийся к задаче нелинейного оценивания, которая может быть решена методом, основанным на максимизации функции правдоподобия [9].
Спектральный подход основывается на том, что частотные компоненты артериальных пульсаций лежат в диапазоне 0,5 ... 4 Гц, а двигательные артефакты находятся в более высокочастотной области (около 7 Гц) и носят случайный характер. Для вычисления отношения R используются первые гармоники разложения Фурье сигналов красного и инфракрасного каналов, что дает более точную оценку аргумента калибровочной зависимости [9].
Высокой помехоустойчивостью к артефактам движения обладают адаптивные алгоритмы, основанные на априорной информации о характере изменения сигнала и помех. Переменные составляющие сигналов обоих каналов обрабатываются цифровым фильтром, оптимизированным на выделение артериальной пульсации, как это часто делается для выделения QRS комплекса ЭКГ. Полученные сигналы поступают на обнаружитель, работающий по пороговому алгоритму. Порог обнаружения адаптивно изменяется как в зависимости от амплитуды пульсаций, так и в зависимости от априорной вероятности появления очередной пульсации.
В момент фиксации обнаружителем максимумов артериальных пульсации вычисляются величины R, которые подвергаются вторичной фильтрации, в результате которой происходит отбраковка ошибочных значений, а также усреднение данных за время нескольких пульсаций. Моменты фиксации артериальных пульсаций используются также в пульсоксиметрах для измерения длительности сердечного цикла, которые после вторичной обработки (сглаживания) пересчитываются в значение ЧСС [9].
С увеличением интенсивности помех, а также в случае снижения амплитуды пульсаций кровотока в поле зрения датчика показания пульсоксиметра могут не соответствовать уровню сатурации крови кислородом. В этих случаях повышение достоверности пульсоксиметрии может осуществляться введением в программное обеспечение прибора экспертной системы.
Анализируя соотношение сигнала и помехи, система в случае недопустимых условий измерения формирует для пользователя сообщения, позволяющие либо исправить положение (устранить артефакты), либо правильно истолковать показания прибора. Наиболее часто формируются сообщения, получаемые путем порогового контроля сигналов в усилительном тракте прибора, говорящие о случайном отключении датчика, “отсутствии пациента”, о сильной фоновой засветке, о снижении амплитуды пульса ниже допустимого с точки зрения шумов. Данные ситуации устраняются путем правильной установки датчика и выбора места его расположения на теле пациента.
Влияние двигательного артефакта на регистрацию ФПГ сигнала может быть оценено с помощью встроенной экспертной системы, работающей на основе анализа соотношения амплитуд первой и второй гармоник разложения Фурье сигнала артериальных пульсаций. Снижение этого соотношения говорит о росте влияния помех и снижения достоверности показаний прибора.
При использовании алгоритма “разделения” пульсовой волны увеличение разброса локальных значений отношения R также говорит о снижении достоверности определения сатурации [9].
Встроенная экспертная система позволяет защитить пользователя от неверных показаний прибора, возникающих в моменты резких изменений условий регистрации сигналов, например, при включении электрохирургического инструмента, ярких вспышек ламп освещения и пр., а также при нарушениях работы датчика.
Точность измерения сатурации в пульсоксиметрах определяется калибровочной зависимостью, устанавливаемой при градуировке приборов. "Золотым" стандартом градуировки считается проведение одновременных измерений сатурации исследуемым пульсоксиметром и эталонным прибором у добровольцев, вдыхающих газовую смесь заданного состава. В качестве эталонов используются кюветные многоволновые оксиметры, анализирующие пробу артериальной крови. Например, двухлучевой оксиметр ОSМ-2 (Radiometer, Denmark), измеряющий функциональную сатурацию, или оксиметр IL 482 (Instrumentation Laborotory, USA), работающий на четырех длинах волн (535,0; 585,2; 594,5; 626,6 нм), что позволяет определять концентрации НвО2, СОНb, Нb, МеtHb и значение фракционной сатурации с точностью до 0,5% [9].
Трудность получения клинических данных для низких значений сатурации (менее 80%) в экспериментах in-vivo заставляет экстраполировать калибровочную зависимость в этой области и снижать требования к точности измерений. Достаточно сложная система градуировки пульсоксиметров, описанная в [9], полностью имитирует процесс газообмена в организме человека. Система содержит мембранный оксигенатор (рис.46), источник гидравлических пульсаций, имитирующий артериальный кровоток и модель пальца, на который надевается датчик испытуемого пульсоксиметра. Система имеет пробоотборник крови для анализа с помощью кюветного оксиметра. Данная система позволяет проводить точную градуировку прибора при значениях сатурации менее 50%. При производстве пульсоксиметров для обеспечения точности измерения сатурации используются оптико-электронные имитаторы, имеющие заданные метрологические характеристики.
С помощью оптической головки происходит переизлучение световых потоков от светодиодов датчика к его фотоприемнику, причем передача сигналов фотоприемника головки к светодиодам имитирует абсорбцию света в тканях, включая формирование артериальной пульсации.
Изменение коэффициента передачи от фотоприемника головки к ее излучателям позволяет при испытаниях пульсоксиметра проверить весь допустимый диапазон изменения прозрачности тканей и амплитуды пульсаций. Изменяя соотношения амплитуд переменных составляющих по “красному” и “инфракрасному” каналу оптической головки, можно проверить необходимый диапазон измеряемых значений сатурации в соответствии с калибровкой имитатора, выполняемой по образцовому прибору.
 
7.                 Разработка структурной схемы пульсоксиметра
 
Структурная схема разработанного пульсоксиметра приведена на рисунке 10. В приборе осуществляется измерение концентрации кислорода в артериальной крови (SpO2) пациента и частоты сердечных сокращений. При снижении уровня концентрации ниже определенного порога подается сигнал тревоги. Информация может быть передана на компьютер с помощью интерфейса RS232. Отображение показателей осуществляется на ЖКИ. Датчики, используемые для измерения интенсивности сердечного ритма и насыщения крови, включают светодиоды видимого красного спектра (660 нм) и инфракрасного спектра (940 нм). Определение интенсивности насыщения крови кислородом осуществляется путём измерения интенсивностей света, прошедшего через тело пациента [10].
 

8.                 Разработка принципиальной схемы пульсоксиметра
 
Принципиальная схема пульсоксиметра приведена в приложении А. Зондирующее излучение в трансмиссионном датчике формируется с помощью двух светодиодов – красного и инфракрасного. Светодиоды питаются от кварцевого генератора переменного тока, дающего на выходе меандр с постоянной частотой. Светодиоды включены в противофазе, поэтому они загораются попеременно и не мешают работе друг друга.
В качестве фотоприёмника использован фотодиод, одинаково хорошо чувствительный как к красному, так и к инфракрасному диапазону спектра. Сигнал, снимаемый с фотодиода усиливается, проходит через узкополосный фильтр, где он фильтруется от помех. Затем сигнал выпрямляется и подаётся на фазовый селектор, реализованный программно в микроконтроллере.
В разработанном пульсоксиметре данные будут отображаться на трехразрядном семисегментном индикаторе с общим анодом. Применяется динамическая индикация. Микроконтроллер Atmega8 тактируется от внутреннего генератора частотой 8MHz. В схеме используется внутренний источник опорного напряжения 2,56V, т.к. выход Aref микроконтроллера соединен с ИОН, для обеспечения стабильности ИОН подключаем к выводу Aref конденсатор. Входом АЦП является линия PC0(ADCO). Рассчитаем максимальное напряжение Uemax подаваемое на вход АЦП по формуле:
 
Uemax = 1023*Uref/1024=1023*2.56/1024 = 2,5575V
 
Результат, сохраняемый в регистре ADC при изменении напряжения на входе АЦП вычисляется по формуле:
 
ADC = 1024*Uemax/Uref

Например при максимальном напряжении на входе 2,5575V результат преобразования будет таким:
 
ADC = 1024*2,5575/2,56 = 1023
 
При напряжении на входе 2V результат будет таким:
 
ADC = 1024*2/2.56 = 800
 
Чтобы на индикаторе получить реальные цифры в г/л гемоглобина результат преобразования надо умножить на коэффициент равный отношению максимального напряжения (4 разряда) подаваемого на вход делителя к максимальному результату преобразования АЦП.
В программе обработчика прерываний от АЦП результат преобразования перемножается на этот коэффициент и получается величина концентрации гемоглобина, т.к для операции умножения на дробное число микроконтроллеру потребуется много памяти, существует способ представить число 2,75 по другому, например: (ADC*11)/4. Настраиваем регистры АЦП и Таймера2, глобально разрешаем прерывания, так же в коде вычисляем средний показатель результата преобразования и выводим данные на индикатор.

В связи с малым энергопотреблением разработанный измеритель гемоглобина целесообразно питать от автономного источника питания. Выбираем аккумулятор TTR2945 -9.6V- 600mAh, акк. NiMH, имеющий ёмкость 600mAh. Такие аккумуляторы безопасны для окружающей среды, т. к. не содержат ртути и кадмия. NiMH технология считается экологически чистой. Благодаря высоким емкостным характеристикам и экологической частоте, никель-металлгидридные аккумуляторы находят все более широкое применение как в бытовых приборах, так и в профессиональной технике. В отличие от обычных одноразовых элементов питания, NiMH-аккумулятор держит напряжение "до последнего", а затем, когда энергия аккумулятора будет исчерпана, напряжение быстро снижается [10].

Заключение
 
В результате выполнения работы были проанализированы различные пульсоксиметры, предназначенные для измерения пульса и концентрации гемоглобина в крови. В практической части курсового проекта разработана электрическая принципиальная схема пульсоксиметра, работающего по оптическому принципу. В качестве источника излучения использованы инфракрасный и красный светодиоды, в качестве фотоприёмника – PN фотодиод, отличающийся очень высокой линейностью фотоэлектрической характеристики. Для устранения влияния естественного освещения применена схема с модуляцией зондирующего света частотой 32768 Гц. Для обработки результатов измерений в схеме использован экономичный микроконтроллер. Для отображения результатов измерений используется очень экономичный ЖК – индикатор. Всё это обеспечивает крайне малое энергопотребление схемы. Прибор питается от автономного источника питаний.

Библиографический список
 
1.                 Измерение электрических и неэлектрических величин: Учебное пособие для вузов: п/р Н.Н. Евтихеева.- М.:Энергоатомиздат, 1990.
2.                 Козлов А.А., Берковский А.Л., Простакова Т.М. // Клин. лаб. диагностика, 1997; №9, с. 19-20.
3.                 Энциклопедия клинических лабораторных тестов под ред. Н. Тица, М., Лабинформ, 1997 г.
4.                 Медицинские лабораторные технологии и диагностика, под ред. А.И. Карпищенко. Справочник, т 1, С. Петербург, 1998 г.
5.                 Справочник по клиническим методам исследования, под ред. Е.А. Кост, 2-е изд., М., 1975 г.
6.                 Медицинская электронная аппаратура для здравоохранения :Пер.с англ./Л. Кромвелл, М. Ардитти, и др. под ред. Утямышева Р М.: Радио и связь, 1981.
7.                 Блюменфельд Л.А.. Гемоглобин и обратимое присоединение кислорода, М., 1957.
8.                 Антонов В.С., Власенко В.И., Ованесов Е.Н. Патент РФ № 2052197, кл G 01 N 33/48, опубл. 10.01.96. Бюл. № 1.
9.                 Левшина Е.С., Новицкий П.В. Электрические измерения физических величин.- Л.: Энергоатомиздат, 1983.
10.            Микрокомпьютерные медицинские системы: Проектирование и применение. / Под ред. Томпкинса У., Уэбстера Дж. Пер. с англ. - М.: Мир, 1983.

 

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 + 7 =
Решите эту простую математическую задачу и введите результат. Например, для 1+3, введите 4.

Комментарии