информационный портал по вопросам биомедицинской инженерии

Сейчас на сайте 0 пользователей и 0 гостей.

Вход в систему

Недавно присоединились

  • Сергей Посохов
  • Roman Polostnikov
  • Абдусаламов Магом...
  • Комиссаров Мэлор ...
  • Олег Матвеевич
аватар: АЛЬ-факих али мохаммед
Содержание 
  Введение 
1. Диагностические показатели газообмена и газов крови 
2. Мониторинг степени насыщения гемоглобина крови кислородом 
3. Методика пульсовой оксиметрии 
4. Клиническое использование пульсоксиметрии 
5. Мониторинг дыхательных газов 
6. Заключение 
7. Источники 
 Введение 
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. 
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.  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.  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 .  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.  Анализ дыхательной газовой смеси в системах анестезиологического мониторинга позволяет определить относительную концентрацию СО2 , О2 и анестетиков.  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 . Мониторинг концентрации СО2, с целью контроля вентиляции пациента, включен в стандарты интраоперационного мониторинга большинства развитых стран . Мониторинг концентрации анестетиков в дыхательной системе осуществляется с помощью мультигазовых анализаторов, показывающих процентную концентрацию анестезирующих агентов (N2O, halothane, enflurane, isoflurane и др.). Принцип работы анализаторов основан на специфической абсорбции анестетиками инфракрасного излучения определенных длин волн или на измерении прироста массы пьезокварцевого преобразователя, покрытого материалом, который абсорбирует анестезирующие агенты при прохождении через датчик дыхательной газовой смеси.  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. 
 1. 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.  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 (рис.38), 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. 


Рисунок 1 - Кривые диссоциации оксигемоглобина 

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.   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) .  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 : 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. 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. Значение содержания СО2 в выдыхаемом воздухе в этот момент времени соответствует величине PСО2 артериальной крови. Поэтому следящее измерение PETСО2, достигаемое гораздо более простыми техническими средствами чем PСО2 артериальной крови, обладает высокой диагностической ценностью для респираторного мониторинга.  Важную диагностическую информацию дает анализ, регистрируемой в реальном масштабе времени, физиологической кривой - капнограммы. Эта кривая представляет собой зависимость текущего значения PСО2 во времени. Капнограмма обычно отображается на графическом дисплее мониторного прибора, что позволяет определить параметры дыхания и визуально оценить динамику процесса дыхания.
 

2. Мониторинг степени насыщения гемоглобина крови кислородом
Спектрофотометрическая оксиметрия 

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 исследуемую пробу света (рис.2): Iпр = Iпад ехр ( – А),


Рисунок 2 - К закону Вееr-Lambert.

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.
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 (рис. 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.
 

 
 


Рисунок 3 - Зависимость поглощения света от длины волны излучения для различных форм гемоглобина 

 

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 . 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 таких 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 .
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.  
  
3. 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 (рис. 4).


Рисунок 4 - Датчик фотоплетизмограммы при исследовании кровотока в пальце руки

Согласно закону В-L, величина абсорбции света пропорциональна толщине слоя поглощающего вещества, т.е. при исследовании кровотока определяется размером сосуда или объемом крови, проходящим через исследуемый участок тканей. Сужение и расширение сосуда под действием артериальной пульсации кровотока вызывают соответствующее изменение амплитуды сигнала, получаемого с выхода фотоприемника. Фотоплетизмограмма (ФПГ) получаемая после усиления и обработки сигнала фотоприемника (рис.5) характеризует состояние кровотока 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.

 
 
 


Рисунок 5 - Фотоплетизмограмма периферического пульса

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 . 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 “базовую” составляющую, определяемую оптическими свойствами кожи, венозной и капиллярной крови и других тканей исследуемого участка (рис.6). 


Рисунок 6 - Распределение абсорбции света в тканях 

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 (рис.6) для двух длин волн излучения. Для этой цели в датчике используются два источника излучения с различными спектральными характеристиками. 

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 (рис. 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= (рис. 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 (рис.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. 

 


Рисунок 7 - Калибровочная кривая пульсоксиметра 

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.
На практике используются два типа датчиков, первый, анализирующий излучение светодиодов, проходящих через ткани, и второй - излучение, отраженное от исследуемых тканей.
Датчики проходящего излучения (рис. 4) 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 . Расположение отражательного датчика на головке плода позволяет осуществить фетальный мониторинг сатурации и ЧСС в родах . 

Для датчиков пульсоксиметров используются специально разработанные бескорпусные светодиоды красного и инфракрасного диапазонов, размещенные на одной подложке для совмещения оптических осей излучения  . Высокая крутизна спектральной характеристики абсорбции Нв и НвО2 в области красного и инфракрасного излучения (рис.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.  Структурная схема пульсоксиметра показана на рис. 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. 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. 

Рисунок 8 - Структурная схема пульсоксиметра 

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 (рис.38) 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 процесса, т.е. изменение сатурации в течение определенного времени.
Требования быстродействия измерений сатурации связаны с тем, что на определенных стадиях ведения наркоза, например, интубации, возможно быстрое развитие эпизодов гипоксемии, которые могут привести к гипоксическим состояниям, чреватым серьезными осложнениями. Реальным требованием анестезиологической практики является длительность процесса измерения и оценки сатурации, составляющая не более 6...10с. 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 частотной характеристики 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.  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 сигнала 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.  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 .
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 .  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 . 
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 . 
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 данный момент времени.  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 .  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 с помощью введения 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 . 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% . 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 , полностью имитирует процесс газообмена в организме человека. Система содержит мембранный оксигенатор (рис.9), 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.

 
 
 
 

Рисунок 9 - Система in-vivo градуировки пульсоксиметров

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.  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. Изображение кривой на экране дисплея монитора автоматически масштабируется таким образом, чтобы размах ФПГ занимал большую часть экрана. 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.  

4. Клиническое использование пульсоксиметрии 

А. Наркоз
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. Причинами гипоксемии во время операции могут являться:
- уменьшение фракции кислорода ( Fi O2 ) во вдыхаемом газе;
- уменьшение альвеолярной вентиляции;
- нарушение диффузии газов;
- отек легких;
- эмболия легочных артерий;
- бронхоспазм;
- пневмоторакс;
- накопление секрета в трахее;
- однолегочная интубация.
Устранение гипоксемии заключается в увеличении FiО2 и восстановлении проходимости дыхательных путей.
При вводном наркозе пульсоксиметр помогает контролировать адекватность самостоятельного дыхания и выбор момента для начала вспомогательного дыхания через маску, не допуская выраженной гипоксемии.
На этапе интубации трахеи возможно более раннее, чем выявленное с помощью клинических данных, определение начала истощения запасов кислорода в легких на фоне миопаралитического апноэ.
В особенности это касается пациентов со сниженной функциональной остаточной емкостью (ФОЕ) легких при ожирении, беременности, асците, у которых часто возникает цианоз даже при неосложненной интубации трахеи. Полезен также пульсоксиметрический контроль купирования данных осложнений с помощью ИВЛ.
На этапе поддержания наркоза эпизоды гипоксемии могут встречаться при дислокации эндотрахеальной трубки, ее отсоединении от дыхательного аппарата, случайном снижении FiО2 и т. д.. Гипоксемия, связанная с данными погрешностями в технике проведения эндотрахеального наркоза, выявляется с помощью пульсоксиметрии на ранних этапах, что позволяет своевременно их устранить, не допуская развития тяжелых осложнений. Пульсоксиметрия полезна также для диагностики осложнений во время наркоза, не связанных с нарушениями техники его проведения. Например, “необъяснимое” снижение насыщения крови кислородом на 2-5% при кесаревом сечении в первые две минуты после извлечения плода может свидетельствовать об микроэмболии легочной артерии (воздухом, околоплодными водами). Подобная картина встречается в 5-10% анестезий при кесаревом сечении и обычно самостоятельно проходит.
Ориентировать врача на увеличение шунтирования крови в легких и поиски причин этого может сохранение пониженной SpО2, несмотря на увеличение концентрации кислорода во вдыхаемой смеси (увеличение альвеолярно-капиллярного градиента кислорода). Причиной этого могут быть эмболия легочных сосудов, скопление слизи в бронхах и др.. Если снижение SpО2 удается купировать повышением FiО2 (уменьшение альвеолярно-капиллярного градиента), то это может свидетельствовать об ухудшении диффузии кислорода через капиллярно-альвеолярную мембрану, например, вследствие начавшегося или усилившегося интрастициального отека легких.  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.

Б. Транспортировка больного из операционной

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 , 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 педиатрической практике, во время транспортировки, сатурация кислородом снижается ниже 90% у 20-25% детей, несмотря на прексигенацию 100% кислородом . Особенно часто, как и у взрослых, гипоксемия связана с ожирением и бронхиальной астмой в стадии ремиссии.  Многие авторы считают, что областью применения пульсоксиметрии должна быть пред- и послеоперационная транспортировка больного. Даже после стандартной премедикации (50 мкг фентанила) у 20% больных старше 64 лет возникала дыхательная депрессия и гипоксемия при стабильных АД и ЧСС. Проводилось сравнение SаО2 во время послеоперационной транспортировки у 200 больных. Среднее значение SаО2 в группе больных с самостоятельным дыханием воздухом при транспортировке составила 91,76 ± 1%, а во второй группе больных, получивших через маску О2 - 95 ± 0,6%. В первой группе гипоксемия возникла у 21 больного (причем у трех с SаО2 падала до 80%), а во второй группе снижение SаО2 до 90% было всего у трех пациентов . Эти данные свидетельствуют о необходимости применения пульсоксиметров при транспортировке больных из операционной для оценки гипоксемии и, в случае необходимости, проведения ингаляции кислорода.

В. Транспортировка больных машинами скорой и неотложной помощи

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.

Г. Кислородная терапия и респираторная поддержка.

Пульсоксиметрия используется для оценки эффективности кислородной терапии в палате в процессе “отучения” от респиратора / 99 /. В процессе ИВЛ или вспомогательной вентиляции легких пульсоксиметрия является надежным методом контроля адекватности режима вентиляции.
При дыхании с помощью респиратора, как показали исследования в палатах реанимации, кратковременная десатурация возникает при отсасывании мокроты из трахеи (среднее снижение SрО2 на 5,3%), интубации трахеи (5,2%), рвоте (3,8%), кашле (3,1%) и т.д. .  Использование пульсоксиметрии и кислородной терапии в домашних условиях показало, что она весьма полезна для дозирования физических упражнений. При этом выяснилось, что 4 из 36 пациентов кислород вообще не требовался. У пожилых и у больных с поражениями сердца и легких пульсоксиметрия используется для контроля безопасности физиотерапевтических и бальнеологических процедур. Пульсоксиметрия является незаменимой при диагностике и лечении синдромов ночного апное. Ночное мониторирование SрО2 пациента позволяет объективно установить число и продолжительность эпизодов ночного апное и оценить эффективность лечебных мероприятий.

Д. Беременность поздних сроков и роды

У 1 - 4% беременных поздних сроков, получающих тонолитическую терапию b -адреномиметиками (алупент, сальбутамол и др.), возможно развитие отека легких. Это связано с недостаточной селективностью препаратов, которые наряду со стимуляцией b 2 -рецепторов матки, вызывающих расслабление миометрия, одновременно стимулируют и b 1 - адренорецепторы миокарда и сосудов малого круга кровообращения. Вероятность отека легких возрастает при переливании, например, окситоцила в 400-800 мл физраствора (т.к. у беременных отмечается олигоцитемическая гиперволемия и указанные объемы жидкости могут оказаться чрезмерными ), а также у беременных и рожениц с гестозом (нарушение проницаемости капилляров малого круга чревато развитием отека легких). Поэтому оксиметрия должна входить в стандарт мониторинга у беременных и рожениц данных категорий. .
Имеется сообщение о величине SаО2 при обезболивании у рожениц; уровень десатурации сильно зависел от концентрации N2О и О2 во вдыхаемой смеси. Перидуральная анальгезия мало влияла на уровень SаО2.
В процессе родов отмечаются небольшие колебания SаО2 у рожениц (обычно в пределах 2-3%) во время сократительного маточного цикла, однако величина SаО2 не опускается ниже безопасного уровня (90-92%). В случае развития синдрома нижней полой вены возможно снижение сатурации крови матери.
При угрозе или развитии гипоксии внутриутробного плода пульсоксиметрия позволяет выявить эффективность лечебно-профилактической ингаляции кислорода ( повышение SаО2 у роженицы при возрастании FiО2).
О возможности с помощью пульсоксиметрии получать диагностические признаки эмболии околоплодными водами при кесаревом сечении говорилось в разделе об использовании пульсоксиметров при наркозе. D.Quance  приводит клиническое наблюдение эмболии околоплодными водами у первобеременной, когда спустя одну минуту после извлечения плода отмечено снижение сатурации гемоглобина со 100 до 71%, что вначале было единственным симптомом осложнения. В дальнейшем признаки эмболии прогрессировали, развилась гипотензия, цианоз, набухание яремных вен. На секции диагноз подтвердился.
У родильниц в первые минуты после отделения плаценты нередко развивается озноб, сопровождающийся небольшим снижением SрО2 на 2 -3%. Описанные признаки могут усиливаться или возобновляться при массаже матки. Данная клиническая картина вполне может быть связана с микроэмболией околоплодными водами за счет массивного всасывания последних в венозные капилляры родовых путей через поврежденный эндометрий.

Е. Пульсоксиметрия в неонаталогии и педиатрии

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  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. / 81 / 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 / 81 / установил, что пульсоксиметрия отражает эффективность реанимации через адекватность оксигенации периферических тканей.
Данные S.Fanconi, T.Kurki , использовавших пульсоксиметрию у детей в палате интенсивной терапии, установили тесную корреляцию ( r = +0,95 ... 0,98) между данными пульсоксиметрии и показателями SaО2, полученными инвазивно.

5. Мониторинг дыхательных газов 
 
Методика и аппаратура капнометрии
Методика капнометрии заключается в непрерывном измерении концентрации СО2 в выдыхаемой пациентом газовой смеси. Для этой цели используются масс-спектрометры, газоанализаторы Roman и ИК-абсорбционные анализаторы. Последние получили наиболее широкое распространение в аппаратуре капнометрии из-за относительно невысокой стоимости, простоты измерений и возможности создания портативных мониторов.  Измерение СО2 в ИК-капнометрах основано на определении поглощения ИК излучения пробой газа на определенной длине волны (около 4,3 мкм), определяемой максимумом спектра поглощения (рис.10) для СО2. Величина поглощения согласно закону В-L (4.3) оказывается пропорциональной концентрации СО2.


Рисунок 10- Спектр поглощения излучения дыхательных газов

А. Наркоз Датчик капнометра включает измерительную ячейку, через которую проходит анализируемый газ, источник ИК-излучения и фотоприемник. Для устранения влияния дрейфа измерительной схемы в датчике используется импульсное ИК-излучение.  Для анализа выдыхаемого газа датчик капнометра может быть размещен либо в приборе, либо в специальной трубке, установленной в дыхательном контуре пациента. В первом случае используется пробоотбор газа из дыхательного контура пациента путем аспирации газа в измерительную ячейку датчика.

Во втором случае анализируется основной поток газа, выходящий из эндотрахеальной трубки дыхательного контура пациента. Аспирационные капнометры с пробоотбором газа получили наибольшее распространение в клиническом мониторинге, так как они оказываются более простыми в использовании и могут применяться у неинтубированных пациентов с расположением пробоотборной трубки в верхних дыхательных путях. Система пробоотбора газа аспирационного капнометра включает пробоотборник, размещаемый в дыхательном контуре пациента, и трубку для соединения с прибором (рис.10). На входе прибора перед измерительной ячейкой устанавливается ловушка для влажного конденсата, содержащегося в аспирируемом газе. Влага образуется из-за того, что водяные пары с температурой выдыхаемого газа (37оС) конденсируются при более низкой (комнатной) температуре на стенки пробоотборной трубки. Кроме того, при ИВЛ вдыхаемый газ поддерживается теплым и влажным, что увеличивает содержание водяных паров в выдыхаемом газе. Измерительная ячейка надежно защищается от проникновения водяных паров, так как их присутствие в анализируемой пробе газа влияет на степень поглощения ИК-излучения на рабочей длине волны капнометра (рис.11), что может привести к погрешности измерения содержания СО2.  Кроме того, защита от влаги необходима для предотвращения закупорки пробоотборной линии вязким компонентом конденсата (слизью), так как соединительные трубки линии имеют малый внутренний диаметр. 

 

Рисунок 12- Пробоотборник аспирационного капнометра

Последнее связано с требованием уменьшения времени задержки регистрации данных, обусловленного задержкой прохождения пробы газа от точки забора до измерительной ячейки. 
Время задержки газа в пробоотборной системе зависит от объема соединительной трубки и скорости пробоотбора. Обычно скорость пробоотбора устанавливается в пределах 50...150 мл/мин. При длине соединительной трубки 1,5...2,0 м, для обеспечения времени отклика рибора порядка 1 с, внутренний диаметр трубки должен составлять около 1 мм. Если для сокращения времени задержки выбрать более высокую скорость пробоотбора и она окажется выше скорости выдыхаемого газа, то в пробоотборную систему начнет подсасываться свежий газ, что приведет к ошибкам измерения концентрации СО2.

Проба анализируемого газа прокачивается через измерительную ячейку и после измерения может быть выпущена в атмосферу или с помощью выводной трубки возвращена в дыхательный контур. Возврат газа необходим при использовании закрытого дыхательного контура или в случае точной оценки метаболического объема газа.
Структурное построение аспирационного капнометра показано на рис.50. Проба газа поступает в прибор через ловушку влаги 2, представляющую собой цилиндрический стакан, установленный вертикально. В верхней крышке стакана размещены патрубки ввода и вывода пробы газа. В боковой стенке стакана имеется патрубок отсоса газа. Влага, конденсирующаяся в соединительной трубке, стекает на дно стакана, так как патрубок ввода газа направлен вниз. Вязкий компонент конденсата может перекрыть патрубок вывода газа.  В этом случае давление в аспирационной системе падает и по сигналу датчика давления 10 включается клапан отсоса 15, что приводит к отсосу газа через боковой патрубок стакана ловушки. Затем измерительная ячейка 3 продувается в направлении, обратном рабочему ходу газа струей воздуха поступающего через открытый клапан 11. После ловушки влаги анализируемый газ проходит измерительную ячейку 3 датчика, буфер давления 12, насос 16 и поступает на выходной патрубок прибора. 

Рисунок 13- Структурное построение аспирационного капнометра. 

Датчик капнометра выполнен по компенсационной двухканальной схеме, уменьшающей погрешности, связанные с нестабильностью элементов датчика. Свет излучателя 5 разделяется на два луча, один из которых проходит измерительную ячейку 3 и поступает на фотоприемник 7, другой поступает на тот же фотоприемник, проходя через компенсационную ячейку 4, заполненную газом с известной концентрацией СО2.  Включение каналов синхронизируется коммутатором 6, используемым далее в тракте усиления сигналов фотоприемника для разделения сигналов измерительного и компенсационного каналов. МикроЭВМ 14 выполняет процедуры обработки сигналов, компенсации погрешностей, связанных с нестабильностью источника излучения, дрейфом датчика и усилительной схемы, температурным дрейфом, определение текущей величины содержания СО2, вывода данных на дисплей 17.  Установка нуля прибора осуществляется с помощью клапана 11, при включении которого, а также клапана отсоса 15, комнатный воздух (содержание СО2 около 0,05%) проходит через измерительную ячейку 3 в обратном направлении. Градуировка и поверка капнометра осуществляется с помощью проб газов с калиброванной концентрацией СО2, входящих в комплект прибора. В поточных капнометрах датчик устанавливается непосредственно в дыхательном контуре пациента и может быть размещен в эндотрахеальной трубке. Скорость поступления анализируемого газа в датчик определяется здесь скоростью выдоха пациента, поэтому погрешности аспирационных капнометров, связанные с пробоотбором, а также с задержкой регистрации показаний, в поточных капнометрах устранены. В этих приборах более просто решается проблема защиты датчика от действия влаги, содержащейся в анализируемом газе. Измерительная камера с датчиком нагревается до температуры 40оС для предотвращения конденсации влаги. Датчик поточного капнометра строится по однолучевой двухволновой схеме, по которой измерение абсорбции ИК-излучения происходит попеременно на двух длинах волн. Первая длина волны является рабочей (максимум поглощения СО2), вторая выбирается в области малого поглощения СО2 и используется для получения сигнала компенсации, уменьшающего погрешность дрейфа датчика, а также погрешность, вызванную присутствием в анализируемом газе веществ, поглощающих ИК-излучение, в частности N2О.
В современной аппаратуре капнометрии осуществляется непрерывное измерение содержания СО2 и индикация в реальном масштабе времени величины ЕТРСО2 .
Градуировка показаний капнометров осуществляется либо в единицах парциального давления СО2, либо в единицах объемной концентрации. Диапазон измерений капнометров составляет 0 - 99 мм рт.ст. (0-10%). Точность измерения составляет порядка единиц процентов.  Большинство мониторных приборов имеет графический дисплей, на котором отображается капнометрическая кривая - капнограмма, представляющая собой график зависимости PCO2 от времени. Отображение капнограммы в реальном масштабе времени позволяет оценить параметры фаз дыхания; отображение капнограммы в замедленном темпе дает возможность визуально оценить тренд ЕТРСО2 на большом отрезке времени, например, на определенном этапе операции. 

6. Заключение 

Основной функцией аппарата внешнего дыхания является обеспечение организма кислородом и удаление двуокиси углерода, образующейся в тканях в процессе обменных реакций

При нормальном функционировании системы внешнего дыхания газовый состав крови остается постоянным даже при выполнении тяжелой физической работы, что обеспечивается достаточно мощным функциональным резервом системы внешнего дыхания. Тяжелые заболевания органов дыхания, сосудов малого круга кровообращения и грудной клетки ведут к нарушению газообмена между атмосферным воздухом и тканями и подключению компенсаторных механизмов, которые у здорового человека используются только при выполнении тяжелой физической работ (учащение и углубление дыхания, тахикардия).

7. Источники 

 http://www.symona.ru/md_003.htm

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

5 + 0 =
Решите эту простую математическую задачу и введите результат. Например, для 1+3, введите 4.

Комментарии