Размещено на http://www.allbest.ru/

История развития фотооксигемометрии

1. С чего все начиналось…

Одним из первых, кто полностью оценил значение изучения газов крови, был И.М. Сеченов. Еще в 60-х годах прошлого столетия. Позднее, в 1898 г., английский физиолог Холден разработал принцип химического вытеснения кислорода из его соединения с гемоглобином при помощи красной кровяной соли (железосинеродистого калия). Этот принцип был с успехом использован Баркрофтом (1913) в его дифференциальном манометре для изучения газового состава крови.

Американский биохимик Ван Слайк (1917) соединил оба принципа - сеченовский принцип химического вытеснения кислорода красной кровяной солью в своем приборе для анализа газа крови. Более поздняя, манометрическая модель аппарата Ван Слайка и Нейлля (1922) получила очень широкое распространение и стала обычным прибором в экспериментальных лабораториях и клиниках.

Методика артериальной пункции помогла установить основные факты в области физиологии и патофизиологии крови, прежде всего ее дыхательной функции, получить первоначальные общие сведения о величине артериального насыщения крови кислородом.

О рефлекторном изменении дыхания во время артериальной пункции писали Книппинг и Рона (1928), Помплюн (1928) и др. не только сам укол, но и связанные с ним условно-рефлекторные раздражения (подготовка к уколу, протирание кожи спиртом, нащупывание артерии и т.п., даже само ожидание пункции) существенно изменяют дыхание (Т.С. Истаманова 1950, А.Г. Дембо 1957). А всякое изменение дыхания, задержка его или усиление, неизбежно влияют на высоту артериального насыщения крови кислородом. Это были первые шаги на пути к неинвазивным методам измерения.

Потом вопрос об изучении прижизненного напряжения кислорода в тканях, сдвинулся с мертвой точки, благодаря разработке методики кислородных микроэлектродов, позволяющих измерять напряжения кислорода в очень ограниченных участках ткани.

2. Современные неинвазивные гемодинамические исследования

На сегодняшний день в клинике внутренних болезней существует множество бескровных методов гемодинамических исследований. Перечислим некоторые из них, для того чтобы иметь более широкое представление о том месте которое среди них занимает интересующий нас метод фотооксигемометрии:

сфигмография (графическая регистрация механических перемещений ограниченного участка артерии, возникающих под воздействием пульсовой волны)

флебография (регистрация изменений объема югулярных вен, т.е. кривых центрального венного пульса)

плетизмография (метод регистрации изменений объема органа или части тела, связанных с изменениями его кровенаполнения)

объемная сфигмография (занимает промежуточное положение между сфигмографией и плетизмографией)

артериальная осциллография (регистрация изменений объема (кровенаполнения) тканей в условиях компрессии или декомпрессии)

окклюзионная плетизмография (сочетание плетизмографии с элементами осциллографии)

ангиотензиотонография (объединяет принцип окклюзионной плетизмографии, артериальной осциллографии и волюметрических способов определения артериального и венозного давления)

тахоосциллография (определение параметров артериального давления)

фонотахоосциллография (модификация предыдущего метода)

фотоэлектроплетизмография (основана на просвечивании тканей монохроматическим светом, попадающим на фотодатчик)

реовазография (основана на регистрации изменений электрического тока высокой частоты во время его прохождения через ткани)

поликардиография (синхронная регистрация ряда кривых, связанных с электрофизиологическими и механическими явлениями, которые происходят в процессе сердечной деятельности)

и т.д.

Оксигемометрией называется фотометрический метод непрерывного измерения степени насыщения крови кислородом, основанный на спектральных особенностях гемоглобина.

Впервые фотоэлектрический метод для наблюдения за оксигенацией и восстановлением гемоглобина в живом организме был применен в начале 30-х годов в Германии. В 1932 году Николаи применил фотометрию для наблюдения за ходом и химической кинетикой восстановления оксигемоглобина. Спустя два года Крамер описал фотоэлектрическое устройство, с помощью которого он измерял содержание кислорода в растворах гемоглобина и в гемолизированной крови.

Зависимость между пропусканием монохроматического света и концентрацией поглощающего свет вещества выражается законом Бугера - Ламберта - Бера, согласно которому числовое значение логарифма поглощения света пропорционально концентрации с растворенного вещества.

Ф₁() = Ф₀() * exp [-k() * c * l], где

Ф₀() - световой поток, падающий на объект;

k() - константа поглощения веществом излучения с длиной волны (или удельный показатель поглощения);

l - расстояние, пройденное излучением.

В 1935 году Крамер показал, что закон Бэра применим и к растворам гемоглобина, даже в случае высокой концентрации последнего, близкой к уровню гемоглобина в крови. В ходе исследований было установлено, что пропускание света цельной кровью также в общем подчиняется закону Бэра, т.е. существует практически линейная зависимость между содержанием оксигемоглобина в крови и значением логарифма поглощения света при разном насыщении крови кислородом. Однако в приборной реализации полное подчинение закону Бэра не могло иметь место, так как светофильтры пропускают не монохроматический свет, а цельная кровь представляет собой не истинный раствор. Реальные измерения показывают, что цельная кровь поглощает свет в гораздо большей степени, чем прозрачные раствор гемоглобина или гемолизированная кровь при одинаковой общей концентрации гемоглобина. Непрозрачность цельной крови можно объяснить двумя причинами:

рассеиванием света эритроцитами;

большим поглощением света внутриклеточным гемоглобином вследствие преломления и отражения света как между эритроцитами, так и внутри них;

Многократное преломление света ведет к удлинению пути светового луча, и, следовательно, к увеличению величины общего поглощения света вследствие повторного поглощения его одними и теми же частицами гемоглобина. Поэтому абсорбция света цельной кровью почти в 5 раз превышает поглощение гемолизированной кровью, что имеет первостепенное значение для оксигемометрических измерений.

3. Методические основы разделения фотоплетизмографии и оксигемометрии

Светопроницаемость различных частей тела определяется светопроницаемостью мягких тканей и светопроницаемостью крови, заполняющей кровеносные сосуды. Если первая величина является практически неизменной на протяжении небольших отрезков времени, то вторая весьма изменчива. Она зависит как от общего количества крови, находящегося в данный момент в сосудах исследуемой части тела, так и от ее физических свойств, определяемых преимущественно концентрацией форменных элементов и химическим составом. Регистрация общей светопроницаемости органа не дает возможности определить относительное участие в ее изменениях того или иного фактора. Некоторыми из них можно, однако, пренебречь, учитывая незначительность вносимых ими ошибок (к таким факторам относятся, химический состав плазмы, химический состав и количество лейкоцитов). Другие факторы, например содержание эритроцитов, существенно влияют на удельную светопроницаемость крови, но при определенных условиях остаются неизменными и могут быть учтены. Очень большое влияние на удельную светопроницаемость крови оказывает гемоглобин. Общая его концентрация в периферической крови на протяжении небольших отрезков времени также является величиной достаточно постоянной, но соотношение восстановленного и окисленного гемоглобина при тех же условиях подвержено большим колебаниям. Окраска крови при отсутствии патологических дериватов (СОНв, метгемоглобин) зависит исключительно от насыщенности ее кислородом.

Таким образом, причины изменений проницаемости белого света через ткани органа можно свести к двум основным переменным факторам: объему крови в данном участке тела и степени насыщенности ее кислородом. Если исключить влияние первого из них, то регистрация светопроницаемости может служить показателем степени насыщенности крови кислородом. Этот принцип положен в основу создания различных моделей оксигемометров (Крепс, 1959). В настоящее время на базе этого принципа созданы пульсовые оксиметры.

Если же исключить влияние второго фактора, то регистрация изменений светопроницаемости будет отражать изменения кровенаполнения органа. Этот принцип положен в основу фотоплетизмографии.

Методически оказалось возможным разграничить указанные два фактора благодаря особенностям спектральных свойств окисленного и восстановленного гемоглобина. Если для просвечивания органа использовать свет с длиной волны от 650 до 750 нм, то разница в светопоглощении между окисленным и восстановленным гемоглобином оказывается очень большой и малейшие изменения соотношения этих веществ в крови в значительной степени сказываются на светопроницаемости органа. Если же для просвечивания применять свет с длиной волны от 750 до 900 нм, то разница становится настолько ничтожной, что увеличение или уменьшение насыщенности крови кислородом не оказывает сколько-нибудь выраженного влияния на светопроницаемость органа. Таким образом, при фотоплетизмографии необходимо использовать свет инфракрасной части спектра, чтобы единственным переменным фактором, определяющим светопроницаемость органа, являлась степень его кровенаполнения.

4. Методика фотооксигемометрии

Предложенная в 70-х годах методика фотооксигемометрии 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 мониторинга сатурации артериальной крови кислородом. Согласно закону Бугера - Ламберта - Бера: интенсивность I₀ падающего света при распространении в среде уменьшается по закону

I = I₀ exp (- cl),

где l - толщина слоя, - показатель поглощения (на единицу концентрации c вещества), 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. 1) характеризует состояние кровотока в месте расположения датчика.

Рис. 1. Фотоплетизмограмма периферического пульса

В частности, когда давление крови повышается или возникает вазодилятация сосудов, амплитуда ФПГ возрастает, при снижении давления или вазоконстрикции сосудов амплитуда падает.

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. 2).

Рис. 2. 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 амплитуда сигнала датчика (рис. 2) 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. Этому условию удовлетворяют красная и ближняя инфракрасная области спектра излучения. 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 фотооксигемометрии используется нормирование сигналов поглощения света, для чего измеряется постоянная составляющая в моменты диастолы А₌ и находится отношение амплитуды пульсирующей составляющей А_~ к величине А₌ (рис. 2):

A_норм=A_~/A.

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=(A_~/A₌)^кр/(A_~/A₌)^инф,

где индекс

_кр - относится к абсорбции в красной области спектра, _инф - в инфракрасной области спектра.

кислород кровяной газ фотооксигемометрия

5. Особенности построения фотооксигемометров (помехи)

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 укрепляются на кончике пальца руки или ноги, мочке уха пациентов, у детей датчик часто закрепляется на стопе в области большого пальца или на ладони.

Высокая крутизна спектральной абсорбции Hb и HbO₂ в области красного и инфракрасного излучения требует малого разброса центральной длины волны излучения светодиодов, используемых в датчике. Для красного диапазона длина волны излучения должна находиться в пределах 66010 нм.

В качестве светоприемников в датчиках фотооксигемометров используются кремниевые фотодиоды, обладающие высокой чувствительностью в области «красного» и «инфракрасного» диапазонов излучения, быстродействием и низким уровнем шума.

Структурная схема фотооксигемометра показана на рис. 6. 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 усиленном 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 сигналов (более 60 дБ). Это требование обусловлено значительным разбросом оптических характеристик кожи, подлежащих тканей, выраженности пульсаций кровотока в месте расположения датчика у различных пациентов.

Рис. 3. Структурная схема фотооксигемометра

Реализация требуемого динамического диапазона достигается использованием цифровой АРУ, охватывающей каскады усиления ФПГ сигнала и источника тока, питающего светодиоды. Система АРУ поддерживает выходные сигналы усиленного тракта на уровне номинального напряжения входа АЦП вычислителя с целью уменьшения шума квантования. Вычислитель фотооксигемометра содержит программное обеспечение, реализующее первичную обработку ФПГ сигнала, алгоритмы выделения артериальных пульсаций по «красному» и «инфракрасному» каналам, вычисления отношения R и определения величины SpO₂ по занесенной в памяти вычислителя калибровочной зависимости. Сложность алгоритмов, используемых при обработке сигналов в фотооксигемометрах, объясняется высоким уровнем помех, сопровождающих регистрацию ФПГ, а также требованиями высокой точности и быстродействия измерений. Требования стандартов по фотооксигемометрии устанавливают основную погрешность измерения сатурации в диапазоне (80…90)% равную 2%, (50…79)% - 3%, для сатурации ниже 50% погрешность обычно не нормируется.

Высокая точность фотооксигемометрии для значений сатурации более 80% необходима для надежной дифференциации развития состояния гипоксемии и гипоксии. В этом диапазоне кривая диссоциации гемоглобина имеет малую крутизну (рис. 4) и небольшое уменьшение сатурации означает сильное изменение напряжения кислорода в крови, что является предвестником гипоксии.

Рис. 4. Кривые диссоциации оксигемоглобина

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. Реальным требованием анестезиологической практики является длительность процесса измерения и оценки сатурации, составляющая не более 6…10 с. Основные помехи, влияющие на точность измерения сатурации, имеют электрическую, оптическую и физиологическую природу.

Электрические помехи (наводки) возникают в усиленном тракте фотооксигемометра в результате влияния внешних электромагнитных поле, 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 используют аналоговые фильтры нижних частот в усилительном тракте, а также цифровая фильтрация.

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, обусловленной абсорбцией излучения светодиодов в тканях. Для подавления оптических помех используют метод трехфазной коммутации светодиодов датчика. В первые две фазы коммутации поочередно включается либо «красный», либо «инфракрасный» светодиод датчика, в третьей фазе оба светодиода включаются 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. Сильная фоновая засветка датчика может стать причиной возникновения искажений в усиленном тракте, поэтому фотоприемник и первые каскады усиления должны обладать линейностью характеристики в большом динамическом диапазоне входных сигналов. Ослабление фоновых засветок достигается также конструктивным построением датчика с использованием 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 её амплитуды у различных пациентов. Движение конечности с закрепленным на ней датчиком вызывает перераспределение объема крови, находящегося в поле зрения датчика, что дает на выходе фотоприемника помеховый сигнал. Ослабление этих помех особенно важно при выделении максимумов артериальных пульсаций фотоплетизмографических сигналов обоих каналов. 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. Влияние двигательного артефакта на регистрацию ФПГ сигнал может быть оценено с помощью встроенной экспертной системы, работающей на основе анализа соотношения амплитуд первой и второй гармоник Фурье сигнала артериальных пульсаций. Снижение этого соотношения говорит о росте влияния помех и снижения достоверности показаний прибора.

Точность измерения сатурации в фотооксигемометрах определяется калибровочной зависимостью, устанавливаемой при градуировке приборов. «Золотым» стандартом градуировки считается проведение одновременных измерений сатурации исследуемым фотооксигемометром и эталонным прибором у добровольцев, вдыхающих газовую смесь заданного состава.

В качестве эталонов используются кюветные многоволновые оксиметры, анализирующие пробу артериальной крови. 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, полностью имитирует процесс газообмена в организме человека. Система содержит мембранный оксигенатор (рис. 5), 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.

Рис. 5. Система in-vivo градуировки фотооксигемометров

Данная система позволяет проводить точную градуировку прибора при значениях сатурации менее 50%. При производстве фотооксигемометров для обеспечения точности измерения сатурации используются оптико-электронные имитаторы, имеющие заданные метрологические характеристики.

Имитатор имеет оптическую головку, помещаемую в поле зрения датчика фотооксигемометра вместо участка тела пациента. Головка имитатора содержит фотоприемник, располагаемый напротив светодиодов датчика. 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. Способы отображения информации, используемые в фотооксигемометрах, дают наглядное представлениях об измеряемых физиологических показателях. Вычисленные значения сатурации крови кислородом и ЧСС отображаются в виде соответствующих цифровых значений на дисплее прибора.

В большинстве случаев предполагается, что фракция дисгемоглобинов (MetHb и COHb) не превышают 2% и её долей в определении сатурации можно пренебречь. Однако при колебаниях этой фракции показания пульсоксиметра могут отличаться от величин по которым производилась градуировка прибора. Поэтому для более корректного обозначения показаний фотооксигемометров используется термин SpO₂, применяемый большинством изготовителей аппаратуры, который подчеркивает возможность ошибок определения сатурации при возрастании фракций дисгемоглобинов. Ошибки могут возникать при низкой тканевой перфузии или выраженной вазоконструкции вследствии слабости пульсации в месте расположения датчика прибора. При выраженной гемоделюции, анемии и кровопотере высокие показатели SpO₂ не гарантируют безопасный уровень доставки кислорода к тканям, т.к. общая кислородная емкость крови при этом может оказаться недостаточной.

Фотоплетизмограмма может быть представлена в виде кривой на графическом дисплее или в виде пульсирующего «столбика», следящего за изменением объема артериальной крови в поле зрения датчика. Для оценки абсолютного значения артериальных пульсаций вводится специальный масштабный индикатор амплитуды пульсаций.

6. Принцип работы фотооксигемометра

Принцип работы всех оксиметров, в том числе пульсовых, являющихся спектрофотометрическими приборами, основан на различиях спектров поглощения света оксигемоглобином (HbO₂) и дезоксигемоглобином (HbR - восстановленным или редуцированным гемоглобином). Основная задача оксиметрии состоит в определении насыщения (saturation) артериальной крови кислородом

, (1)

где HbO₂ - концентрация оксигемоглобина, THb - общее содержание гемоглобина.

Составляющая THb включает в себя HbR, HbO2, а также такие компоненты, как COHb - карбоксигемоглобин, MetHb - метгемоглобин, и другие составляющие, которые относятся к дисфункциональным фракциям гемоглобина и не участвуют в процессе переноса кислорода. Насыщение артериальной крови кислородом, определяемое (1), называется фракционным насыщением. Содержание дисфункциональных фракций составляет в крови примерно 1-3%, но может доходить до 20% при различных патологиях. Учитывая, что применяемый двухспектральный метод не различает по спектральным характеристикам HbO2, COHb и MetHb, введено понятие функционального насыщения, определяемого как:

.

Различие при этом состоит в примененном методе градуировки прибора: по функциональному или фракционному насыщению.

Важным фактором, влияющим на насыщение гемоглобина кислородом, то есть определяющим сродство Hb к O₂, является напряжение кислорода в крови. На смещение кривой диссоциации влияют pH, температура и другие параметры, изменение которых может привести к дополнительным погрешностям и, следовательно, величины этих параметров необходимо учитывать при градуировке оксиметров.

Основой метода оксиметрии является закон Бугера-Ламберта-Бера и спектры поглощения различных компонент гемоглобина. Этот закон определяет количественную оценку поглощения света. Такой оценкой является оптическая плотность

,

где - интенсивность падающего света; - интенсивность прошедшего света; - коэффициент экстинкции (поглощения); - концентрация растворенного вещества; - толщина слоя.

Следует отметить, что этот закон строго справедлив только для монохроматического света и растворов. Поэтому в реальном объекте неточное выполнение закона приводит к дополнительным погрешностям. Уменьшить суммарную погрешность можно за счет специальной градуировки прибора.

Суммарное поглощение смеси веществ определяется как сумма поглощений компонент. Это позволило применить следующую модель объекта исследования при измерении насыщения крови методом пульсовой оксиметрии. Суммарное поглощение света каждой длины волны определяется компонентами HbR, HbO₂ и тканями. Используя пульсовую составляющую крови, можно записать дополнительно два уравнения для различных моментов времени. При этом система уравнений для пульсовой оксиметрии будет выглядеть следующим образом:

, (2)

где , - интенсивность падающего красного и инфракрасного света; , , , - интенсивность прошедшего света для красного (л₁) и инфракрасного (л₂) света для двух различных моментов времени, например, в точках минимального и максимального значения плетизмограммы соответственно; , , , - коэффициенты экстинкции для HbR, HbO₂ и для двух длин волн л₁=660 нм и л₂=800 нм; , - концентрация соответственно HbR, HbO₂; d_1, d₂, d - толщина слоя HbR и HbO₂ при максимуме и минимуме пульсовой и для всех остальных тканей (без учета крови).

Необходимо решить систему уравнений (2) для нахождения зависимости

.

Система уравнений (2), как показано в [], однозначно разрешима относительно SpO₂ с учетом того, что величины Д=d₁-d₂ для красного и инфракрасного света одинаковы:

, (3)

где , , i=1,2.

Выражение (3) и есть главная функциональная зависимость, которая лежит в основе работы всех пульсовых оксиметров. Пульсовой оксиметр измеряет с возможно большей точностью величину R, затем ставит в соответствие измеренному значению R величину SpO₂ по градуировочной характеристике, заложенной в память прибора в виде функции или таблицы. Точность измерения пульсовым оксиметром SpO₂ и частоты пульса зависит от качества разработки и изготовления усилительного тракта, включающего первичный измерительный преобразователь, от алгоритма обработки сигнала и от градуировочной характеристики.

Пульсовая оксигемометрия имеет ряд недостатков, главным из которых является невозможность определения абсолютных значений оксигенации, особенно при использовании окклюзионных методов.

Решить эти сложности можно с помощью двухлучевого метода фотометрических исследований, основанного на использовании двух каналов в первичном измерительном преобразователе с совмещенными потоками излучения (пульсовой оксиметр относится к однолучевым фотометрическим приборам). Один из оптических каналов служит измерительным (аналитическим), а другой опорным (компенсационным). Оба канала формируются в исследуемой ткани и различаются длиной хода лучей, обусловленной различным, но обязательно постоянным, расстоянием между двумя фотоприемниками и излучателем.

Рис. 6. Структурная схема двухлучевого ОЭИП с совмещенными потоками

СУ - система управления, УОИ - устройство отображения информации.

Лучистый поток от источника излучения ИИ падает на объект исследования и после взаимодействия с ним одна часть отраженного потока поступает на первый фотоприемник ФП1, а другая часть потока попадает на второй фотоприемник ФП2, дальний от источника излучения, причем поток, падающий на второй фотоприемник, будет ослаблен больше, чем поток, падающий на первый фотоприемник, поскольку второй фотоприемник расположен на большем расстоянии от источника излучения, чем первый.

Для двухлучевого оксиметра можно составить четыре уравнения, подобные уравнениям пульсового оксиметра:

, (4)

где , - интенсивность падающего красного и инфракрасного света; , , , - интенсивность прошедшего света для красного (л₁) и инфракрасного (л₂) спектральных диапазонов, который поступает на два фотоприемника - компенсационного 1 и аналитического 2 каналов; l₁, l₂ - расстояние между излучателем и фотоприемниками 1 и 2; остальные обозначения те же, что и в системе уравнений (3) для пульсового оксиметра.

Полученная система уравнений (4) позволяет без привязки к пульсовым колебаниям уровня кровенаполнения сосудов получить величину SaO₂ по традиционному соотношению:

,

где , - оптические плотности на двух длинах волн, а M, N - постоянные коэффициенты для выбранных длин волн.

Выходной сигнал устройства первичной обработки будет характеризовать оптическое свойство исследуемой среды и этот сигнал не зависит от исходного потока, а определяется отношением коэффициентов экстинкции, которое отражает оптическое свойство среды на участке между фотоприемниками. Такая оптическая структура преобразователя дает возможность сформировать по электрическим сигналам фотоприемников на каждой длине волны два уравнения, позволяющих вычислить искомое оптическое свойство без привязки к пульсовым колебаниям, хотя пульсовые колебания могут быть получены по анализу частотных характеристик сигналов. Постоянство расстояния между фотоприемниками служит основой метрологического обеспечения измерений оптических свойств и, следовательно, степени насыщения гемоглобина крови кислородом.

«Двухцветные» оксигемометры обеспечивают проведение одного измерения в одной из изобестических точек гемоглобина (чаще всего около 805 нм), в которой поглощение (отражение) окисленной и восстановленной форм одинаково, а другого - в точке максимальной разницы между поглощением (отражением) гемоглобина и оксигемоглобина. Благодаря этому точность определения степени оксигенации гемоглобина с помощью «двухцветных» приборов выше, чем в случае «одноцветных». При регистрации прошедшего через кровь излучения используется соотношение

В_пр = а - в ф _л,1,2

где а и в-постоянные коэффициенты; ф _л,1,2 =Ф_пр(л₂)/Ф_пр(л₁) - относительный коэффициент пропускания; Ф_пр(л₁), Ф_пр(л₂)-

интенсивности пропущенных кровью потоков на длинах волн л₁ и л Для рассеянного кровью излучения степень насыщения определяется с помощью другого соотношения:

В_р = а' - в'с ф _л,1,2,

где с _л,1,2 = Ф_от(л₂)/Ф_от(л₁) - относительный коэффициент отражения; Ф_от(л₂), Ф_от(л₁) - интенсивности отражённых кровью потоков на длинах волн л₁ и л₂

Методы исследования оптических свойств биологических тканей разделяют по виду регистрируемого после взаимодействия лучистого потока (в проходящем, отраженном потоках), по числу спектральных диапазонов (одноволновые, двухволновые, колориметрические, спектральные), по способу канализации лучистой энергии от источника к исследуемому участку ткани и от него к ФЭП, по числу потоков энергии (однолучевые и двухлучевые). Выбор схемы измерений определяется исследуемым оптическим свойством ткани и расположением исследуемого участка.

7. Фотометрические параметры и параметры пульсовой кривой

Анализу процессов преобразования параметров излучения в электрический сигнал и обратно посвящено большое число работ, и методы, предложенные в них, при необходимости могут быть использованы для расчета фотометров. В меньшей степени развиты методы анализа погрешностей преобразований электрических сигналов в фотометрические параметры и параметры оптических излучений. Сложность такого анализа заключается в том, что эти параметры в общем случае функционально зависят от нескольких электрических сигналов. Измерение каждого сигнала, а также процесс их первичной обработки сопровождаются погрешностями, которые искажают значение выходного параметра. Одновременный учет влияния всех источников погрешности и представляет основную задачу анализа. Поэтому возникает проблема разработки таких аналитических методов исследования, которые позволяют получить расчетные соотношения для оценки точности, помехоустойчивости и чувствительности фотометров непосредственно по отношению к измеряемому параметру.

Анализ расчетных соотношений для разных фотометрических параметров позволяет разделить их на три группы. К первой группе ФП_I относятся параметры , , , m и другие, сигналами ОЭИП соотношением типа H=u₁/u₂ или H=u₂/u₁. К этой же группе можно отнести и более сложные параметры и k, связанные с Н линейной зависимостью (1-H). Вторую группу ФП_II образуют параметры r₁, г₂ и , связанные линейной зависимостью с соотношением П = u₁/(u₁ + u₂), при этом r₁=П; r₂ = 1 - П; К = 2П - 1. В третью группу ФП_III входят параметры, связанные нелинейными зависимостями с параметрами групп ФП_I и ФП_II; таким параметром является оптическая плотность (D).

Соотношения Н и П являются определяющими для соответствующей группы; они задают так называемые «параметры модификации». Для характеристики точности измерений любого параметра из групп ФП_I и ФП_II, достаточно оценить ошибки их измерений. Зная ошибку измерений параметра Н, нетрудно оценить и точность измерения D.

Свойства исследуемой среды оцениваются с помощью двух параметров: коэффициента пропускания и оптической плотности . Важным свойством параметра D является его аддитивность: оптическая плотность D смеси n химически не реагирующих между собой веществ равна сумме оптических плотностей компонентов D, i:

Информативные параметры пульсовых кривых можно разделить на первичные (амплитудные, временные и частотные); производные от первичных, полученные путем простых математических операций; статистические показатели, характеризующие закономерности изменения разных параметров во времени; показатели корреляционных зависимостей; обобщенные показатели, характеризующие деятельность сердечно-сосудистой системы и состояние организма в целом. Характер пульсовой кривой зависит от систолического выброса, интенсивности кровотока, вязкости крови, состояния сосудистых стенок, соотношения пре- и посткапиллярного давления и т.д. Характер медленноволновой ритмики отражает деятельность центральных вазомоторных механизмов.

Пульсовая волна кровенаполнения имеет следующие основные компоненты (рис. 7, а): крутой систолический подъем (АК) - анакротическая фаза, или анакрота, и нисходящую часть (KB), которая соответствует катакротической фазе, или катакроте. На рис. 7, б представлена дифференцированная кривая волны кровенаполнения, которая показывает скорость изменения исходной кривой. На анакроте различают два участка - период быстрого крове наполнения от начала восходящей части волны до точки наиболее крутого ее подъема (АС на рис. 7, а) - точка С соответствует проекции вершины дифференциальной кривой (рис. 7, б), на исходную пульсовую кривую, и период медленного кровенаполнения (СК). На катакроте расположена так называемая дикротическая волна (МДВ). В некоторых случаях может наблюдаться в конце катакротической фазы волна с небольшой амплитудой, называемая «венозной волной» (V).

Из амплитудных параметров пульсовой волны выделяют следующие:

1. Максимальная амплитуда пульсовой волны Н Она является показателем величины пульсового кровенаполнения сосудов и пропорциональна соотношению объемов притока артериальной крови и оттока венозной в момент максимального растяжения сосудистого русла. На величину Н₂ значительно влияют ударный объем крови и тонус сосудов и слабо - частота сердечных сокращений и артериальное давление.



Рис. 7. К определению гемодинамических показателей при комплексных исследованиях (пояснения см. в тексте)

Отношение амплитуда на уровне инцизуры к амплитуде систолической волны Н₃/Н₂ - «дикротический индекс». Он отражает периферическое сосудистое сопротивление, т.е. степень расширения или сужения артериол.

3. Отношение амплитуды на уровне вершины дикротического зубца к амплитуде систолической волны Н₄/Н₂ - «диастолический индекс». Он отражает тонус венозных сосудов.

4. Отношение Н₁/Н₂ характеризует периферическое сопротивление.

5. Амплитуда венозной волны Н₅ является характеристикой венозного оттока.

6. Отношение амплитуды Н_0,5 на половине интервала а₁-В к амплитуде систолической волны Н₂. Оно отражает условия венозного оттока.

К временным характеристикам пульсовой волны относят:

1) длительность пульсового колебания (АВ), соответствующую длительности сердечного цикла;

2) интервал Аа₁ отражающий период быстрого кровенаполнения и зависящий от ударного объема сердца и тонуса сосудов;

3) интервал а₂а₁, характеризующий период медленного кровенаполнения и описывающий особенности микроциркуляции;

4) интервал Аа_2, соответствующий длительности анакроты, отличающийся стабильностью и достаточно полно отражающий степень растяжения сосудистых стенок;

5) интервал а₂В, соответствующий длительности катакроты и характеризующий сократительную способность сосудов и их эластичность;

6) интервал от вершины пульсовой кривой до вершины дикротического зубца а₂а₄, характеризующий упругость стенок сосудов и условия венозного оттока;

7) отношение длительности фазы наполнения к общему времени цикла (сфигмографическая скорость) Аа₂/АВ, позволяющий судить о способности стенок сосудов к растяжению.

В том случае, если одновременно с записью пульсовой кривой производится запись электрокардиограммы (рис. 7, в), то к числу информативных параметров добавляются:

8) интервал времени от зубца (R) синхронно регистрируемой ЭКГ до начала пульсового цикла (RА), т.е. время запаздывания пульсовой волны; этот показатель отражает продолжительность прохождения волны от сердца до сосудов исследуемого участка и дает информацию о модуле упругости стенок сосудов на протяжении от аорты до места укрепления ОЭИП;

9) скорость распространения пульсовой волны RA/M (М - расстояние от сердца до исследуемого участка тела; этот же показатель может быть определен и для других участков сосудистого русла в том случае, если используется двухканальный прибор);

10) показатель упруговязких свойств сосудов (RA+Aa₂ на рис. 7, а);

11) показатель, также характеризующий упруговязкие свойства сосудов - (RА + Aa)/(Aa₃+a₄B) на рис. 7, а.

Следующая группа показателей - это амплитудно-временные и другие соотношения пульсовой волны:

максимальная скорость быстрого кровенаполнения

H₁/Аа₁ характеризующая скорость кровенаполнения крупных артерий;

скорость медленного кровенаполнения (Н₂-Н₁)/а₁а₂.;

артериальный приток Н₂/АВ;

показатель скорости кровенаполнения Н₂/Аа₂; с

индекс периферического сопротивления Н₄/а₄ В;

скорость оттока Н₂/ (а₂ а₄) С (С-частота сердечных сокращений в уд./мин);

показатель кровенаполнения, позволяющий косвенно и относительно оценить величину объемной скорости кровотока S_AB /(Aa₃+ а₄ /В), где S_AB - площадь, ограниченная пульсовой кривой и изолинией;

отношение площадей S_AB / S_Aа3;

отношение площадей S_AB / S_а4В;

соотношение площадей отдельных фаз, характеризующее гидравлическое сопротивление потоку крови S_а4В / S_Aа3;.

Частотный анализ пульсовых колебаний состоит в сравнении по энергии колебаний разных частот за определенный отрезок времени. Для этого с помощью спектрального анализа пульсовой кривой выделяются частоты в следующих пяти диапазонах: 1,5 ч 3; 4ч 7; 8 ч 13; 14 ч 20; 21 ч 30 Гц. Для каждого диапазона вычисляется средняя мощность колебаний.

Оценка пульсовых кривых по всем показателям без применения средств вычислительной техники - крайне трудоемкий процесс, поэтому глубокий и подробный анализ нефелограммы возможен на основе привлечения средств автоматизированной обработки данных в реальном масштабе времени. Такой подход может значительно повысить информативность исследований, если кроме фотометрических будут использоваться и другие методы регистрации сердечной деятельности.

В двухлучевых фотометрических системах выходным является не сигнал, а фотометрический параметр, функционально связанный с несколькими электрическими сигналами. Общий подход к анализу помехоустойчивости многолучевых измерительных каналов оптического типа путем определения отношения, эквивалентного отношению . В двухлучевом двухволновом фотометре, состоящем из двух источников излучения ИИ1 и ИИ2, четырех фотоприемников ФП1… ФП4, двух устройств первичной обработки УПО1 и УПО2 и устройства вторичной обработки УВО, вычисляется комплексный показатель. В качестве комплексного показателя могут использоваться различные функциональные зависимости от фотометрических параметров. Например, если оптические свойства в каждом спектральном диапазоне характеризовать параметром Н, т.е. в измерительных каналах определять:

H(1) = U1 (1) / U2 (1),

H(2) = U1 (2) / U2 (2),

то в качестве комплексного показателя можно выбрать отношение:

1 = H(1) / H(2).

Размещено на Allbest.ru