Хламов М.Г., Шкуридина Е.С.
Донецкий национальный технический университет,
кафедра электронной техники
Abstract. Michael Khlamov, Katerina Shkuridina. Development of flow di-agram of fibre-optical oximeter. This article contains the analytical review of the methods of the determination to concentration oxygen in blood. Described method of the operative oxygemoglobin’s checking. The optical and structured schemes of measurement’s instrument were designed.
Хламов М.Г., Шкуридина Е.С. Разработка структурной схемы оптоволокон-ного оксиметра. Cтатья содержит аналитический обзор методов определения концентрации кислорода в крови. Описан метод оперативного контроля ок-сигемоглобина. Разработаны оптические и структуные схемы средства изме-рения.
Хламов М.Г., Шкурідіна Е.С. Розробка структурної схеми оптоволоконного оксиметра. Стаття містить аналітичний огляд методів визначення концент-рації кисню в крові. Описаний метод оперативного контролю оксигемоглобі-ну. Розроблені оптичні і структуниє схеми засобу вимірювання.
Ключевые слова: оксигемоглобін, функциональная сатурація, коэф-фициент экстинкции, оптоволоконный измеритель, характеристика преобразования, погрешность измерения.
Постановка задачи и используемые явления. Целью работы является разработка структурной схемы прибора измерения концентрации кислорода в артериальной крови пациента при оперативном контроле за его состоянием.
Нормальный газообмен в легких человека обеспечивает удаление угле-кислого газа из крови и насыщение ее кислородом. В транспортировке газов к легким и от них участвует гемоглобин в трех фракциях: оксигемоглобин (HbO2), карбоксигемоглобин (СОНb) и метгемоглобин (MetНb).
Артериальная кровь человека кроме восстановленного гемоглобина и оксигемоглобина содержит по крайней мере еще два вида гемоглобина, не участвующих в транспорте кислорода: метгемоглобин (MetНb) и карбокси-гемоглобин (СОНb). Исключая патологические состояния, эти фракции со-держатся в артериальной крови в низких концентрациях: МеtНb – 0,2 ...0,6%, СОНb – 0...0,8%.
При резком увеличении доли дисфункциональных фракций гемоглоби-на, например, при отравлениях угарным газом, методики определения функ-циональной сатурации дают результаты, расходящиеся со значениями фрак-ционной сатурации.
В анестезиологическом мониторинге при анализе состава дыхательной газовой смеси определяется содержания СО2 в выдыхаемом воздухе. С этой целью используется метод капнометрии, позволяющий в реальном мас-штабе 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 со- ответствует величине PСО2 артериальной крови. Следящее измерение PETСО2, достигаемое гораздо более простыми техническими средствами чем PСО2 артериальной крови, обладает высокой диагностической ценностью в респираторном мониторинге.
Поэтому при разработке оксиметра выбрана методика определения сте- пени насыщения артериальной крови кислородом контроля по двум компо- нентам: по содержанию в крови гемоглобина и оксигемоглобина, пренебре- гая содержанием метгемоглобина и карбоксигемоглобин в связи с их малой долей.
Степень насыщения кислородом определяется величиной функциональ- ной сатурации крови кислородом:
SаО2 фун = ([НbО2 ] / ([НbО2 ] + [Нb]))100 %,
где [НbО2 ] и [Нb] – концентрация соответстветственно оксигемоглобина и гемоглобина.
Кровь человека – оптически плотная субстанция, при прохождении оп- тического излучения через ее слой интенсивность потока быстро убывает в соответствии с законом Бугера-Ламберта. Поскольку составляющие крови (гемоглобин и оксигемоглобин) имеют различные молярные коэффициенты поглощения (см. рис. 1) [1 Медприборы], то двухчастотный спектрофото- метрический метод [2 Калинкин] позволяет установить концентрацию окси- гемоглобина и гемоглобина в крови и вычислить функциональную сатурацию.
Спектрофотометрические приборы анализа крови реализованы в виде лабораторного оборудования и, не смотря на принимаемые меры по автома- тизации процедур клинических анализов, не обеспечивают получения
результатов в режиме реального времени («on line»). Оперативные средства контроля насыщения кислородом крови такие, как пульсометрические и ок- симетрическая катетерная система измерения насыщения in vivo [1] обладают рядом недостатков; первая низкими точностью и достоверностью, вторая – низкими чувствительностью и точностью. Недостатки первой связаны с су- щественным влиянием кожного покрова и тканей на процессы светопогло- щения. Второго – низкой светосилой обмена излучением через боковые по- верхности световода-источника и световода-приемника и неравномерный слой крови между ними.
Как известно [3], при распространении плоской электромагнитной вол- ны в поглощающей среде напряженность электрического поля волны экспо- ненциально убывает по мере проникновения излучения в поглощающую сре- ду. Так при одномерном случае имеем
где Е0 – амплитуда вектора напряженности электрического поля, еу – орт в направлении у, w– круговая частота колебаний распространяющейся волны, n – коэффициент преломления среды, в которой распространяется волна, x – направление распространения волны, c – скорость распространения электро- магнитной волны в вакууме, y – коэффициент экстинкции, описывающий уменьшение амплитуды вектора напряженности электрического поля.
С другой стороны согласно закону Бугера – Ламберта при прохождении слоя поглощающего вещества толщиной х изменение интенсивности моно- хроматического оптического потока определяется как
I(x) = I0exp(-*x),
где – линейный показатель поглощения вещества.
Учитывая переход от амплитудных величин к энергетическим и пре- небрегая отличием скорости распространения электромагнитного излучения в вакууме и воздухе, связь линейного показателя поглощения с коэффициен- том экстинкции задается в виде:
Оптические свойства сильно поглощающего вещества задаются ком- плексным показателем преломления. Вводя комплексное значение показате- ля преломления в формулу, определяющую коэффициент отражения, полу- чим обобщение для случая поглощающей среды. В частности, для нормаль- ного падения луча из вакуума (n1 = 1) на поверхность поглощающей среды (п*2 = п – i) имеем
Поскольку линейный показатель поглощения и выражается через кон центрацию поглощающего вещества С соотношением
- = kнС,
где kн – натуральный коэффициент поглощения монохроматического излуче- ния веществом.
Полученная цепочка отношений позволяет установить связь между ве- личиной отраженного оптического потока от поверхности сильно погло- щающего вещества и его концентрацией.
В случае двухкомпонентной сильно поглощающей среды измерения мо- гут производиться на двух длинах волн оптического излучения. В качестве опорной выбирается изосбестическая длина волны равная 0,805 мкм, на ко- торой коэффициенты поглощения гемоглобина и оксигемоглобина равны (см. (рис.1). Для этого случая справедливы соотношения:
где L – длина оптического пути в поглощающем веществе; – изосбестиче- ская длина волны; k0() = kg() = k() – коэффициенты поглощения ок- сигемоглобина и гемоглобина на изосбестической длине волны; С0 и Сg – от- носительные концентрации оксигемоглобина и гемоглобина; W – общий вес гемоглобина на единицу объема крови.
Из последнего следует:
В качестве основной измерительной длины волны выбирается волна из- лучения = 0,66 мкм, на которой коэффициенты поглощения гемоглобина и оксигемоглобина максимально отличаются. С учетом предыдущего, для волны получим:
Принимая во внимание, что С0 + Сg = 1, относителная концентрация оксигемоглобина определяется как
Здесь значения коэффициентов экстинкции на длинах волн и оп- ределяется по результатам измерений отраженных потоков излучения на этих длинах волн. Коэффициенты отражения вычисляются как отношение отра- женного потока к падающему на поверхность поглощающей среды. Расчет значений коэффициентов экстинкции выполняется по формуле
где n – коэффициент преломления плазмы крови.
Оптическая схема прибора по измерению концентрации кислорода в крови. В ходе разработки прибора, реализующего предложенный метод измерения кислорода в крови, предложена структура оптической схемы, представленная на рисунке 2.
Система состоит из лазера с длиной волны 660 нм. Конструкция вы- бранного лазера позволяет подключить его к оптоволокну с помощью специ- ального коннектора. В качестве оптоволоконного кабеля выбрано полимер- ное многомодовое оптоволокно. Отношение диаметра ядра к оптической оболочки 200/220 микрон (±15 микрон). Коэффициент ввода при таком со- единении зависит от величины воздушного зазора коннектор-световод, вели- чины возвратных потерь и величины потока попадающего в световод с уче- том углов расхождения потока лазера (эллипсоидное излучение).
Излучение от источника поступает в световод так, чтобы ось потока из- лучения была направлена перпендикулярно плоскости торца световода, на- ходящегося внутри внутрисосудистого оптоволоконного катетера. Катетер представляет собой поливинилхлоридную пленку из непрозрачного материа- ла, которая служит экраном и устраняет возможность попадания в световод внешнего излучения. Диаметр катетера не более 270 мкм. Катетер проводит свет в кровь через передающее оптоволокно без потерь.
Так как оптоволокно непосредственно контактирует с кровью, то опти
ческий поток частично поглощается кровью, частично рассеивается, а часть его отражается. Отраженный выходной поток формирует оптический инфор- мационный сигнал.
Часть потока поглощается кровью, а отраженный световой поток воз- вращается катетером через принимающее оптоволокно на фотодиод.
С учетом распределения пространственной плотности фотоприемника рассчитан коэффициент ввода потока излучения в фотоприемник (2).
В процессе математического моделирования оптической системы были учтены потери при вводе в световод, усиление сигнала и коэффициент ввода в фотоприемник. Отдельных расчетов требуют потери в оптоволокне.
Структурная схема прибора по измерению концентрации кислорода в крови.
Работа излучающего лазера регулируется устройством стабилизации мощности излучения (УСМИ). Сигнал, излучаемый лазером (Л), поступает в оптическую систему (ОС), рассмотренную выше. Дальше сигнал поступает на фотодиод (ФД), далее на предварительный усилитель (ПУ), усиливается усилителем (У). На выходе амплитудного детектора (АД) получаем демоду- лированный сигнал без пульсаций. Сигнал поступает на активный фильтр (АФ), где происходит преобразование переменного сигнала в постоянный, изменяющийся во времени. Получаем интересующую информационную со- ставляющую, сдвинутую на величину постоянной составляющей сигнала. Поэтому далее в структурную схему включен масштабирующий преобразо- ватель (МП), убирающий неинформативную составляющую.
После преобразуем аналоговый сигнал цифровой (АЦП) и подаем его в микропроцессорную систему (МПС), выполняющую функцию обработки цифрового сигнала и вычислению концентрации кислорода. Окончательный результат подается на устройство индикации (УИ).
0 500 1000 80 100 Деся тич ный код Сатурация,
Характеристика преобразования. В ходе имитационного моделиро- вания выполнен расчет оптического сигнала, моделирование электрического сигнала, преобразование его в цифровую форму и этим же методом установ- лена характеристика преобразование.
Получена характеристика преобразования средства измерения (СИ) представленная на рис. 5.
Разработан алгоритм обработки данных измерения, обеспечивающий формирование результатов измерений в значениях сатурации и парциального давления. Алгоритм представляется в виде полинома, получены его коэффи-циенты (рисунок 6).
Применение данного алгоритма позволяет восстановить сигнал с по-грешностью порядка 0.3 %. Оценка погрешности получена в ходе моделиро-вания измерительного процесса.
Выводы:
1. Предложен метод оперативного контроля за степенью насыщения кро-ви кислородом основанный на измерении отраженного потока от поверхно-сти крови как сильно поглощающей среды.
2. Разработана оптическая и структурная схемы прибора контроля со-держания оксигемоглобина в крови in vivo.
3. Разработаны алгоритмы обработки данных измерения и получена ха-рактеристика преобразования средства измерения.
4. Разработанный прибор может входить в комплекс медицинских при-боров мониторинга состояния пациента в операционной или реанимационной палатах.
Список используемых источников
1. Медицинские приборы. Разработка и применение./Джон В. Кларк мл., Майкл Р. Ньюман, Валтер Х. Олсон и др.; Ред. Джон Г.Вебстер. – К.: Мед-торг, 2004, – 620 с.
2. Булатов М.И., Калинкин И.П. Практическое руководство по фотомет-рическим методам анализа, -5-е изд., Л.:Химия, 1986. – 432 с.
3. Носов Ю.Р. Оптоэлектроника – М.: Радио и связь, 1989, - 432 с.