Существующие методы и разработки

      Существующие методы анализа – лабораторные, требуют относительно больших затрат времени, порядком десятков минут, что в аварийных ситуациях недопустимо и должно быть сокращено. Существующие лабораторные методы направлены на определение оптической плотности. Оптическая плотность крови очень велика, нужен очень тонкий слой, поэтому кровь дополнительно разводят плазмой, что снижает точность определения кислорода лабораторными методами.

Определение содержания кислорода в крови на ртутном аппарате Ван-Слайка

     Насыщенность гемоглобина кислородом определяли на ртутном аппарате Ван-Слайка, причем исследование продолжалось 2–2,5 часа, так как нужно было сначала определить содержание кислорода в крови, затем насытить ее до 100 % насыщения в сатураторе и определить кислородную емкость и только затем высчитать процент оксигемоглобина НbО2. Недостатки этого метода очевидны: длительность анализа и использование ртути.

Газохроматографический метод определения кислорода в крови

     Газохроматографический метод анализа O2 в крови имеет ряд преимуществ: для определения необходим незначительный объем крови 0,1-0,2 мл, на проведение анализа затрачивается всего несколько минут. В хроматографах, специально предназначенных для анализа растворенных и связанных газов крови, операцию химической обработки пробы крови проводят в отдельном реакторе и по окончании реакции выделившуюся смесь газов выдувают потоком газа-носителя в прибор. Такой постепенный ввод пробы анализируемой газовой смеси может привести к уменьшению эффективности разделения хроматографической колонки и уменьшению точности анализа.
     Объем пробы крови во всех опытах составлял 0,1 мл. Уменьшение размера пробы крови приводит к снижению точности анализа. Относительная точность хроматографического определения газов в крови составляет ±3%. Порог чувствительности для О2 и N2 равен примерно 0,5 об.%, для СО2 — примерно 2 об.%. Для повышения чувствительности измерений можно увеличить объем отбираемой крови до 0,5 мл. Продолжительность анализа около 10 мин.
      Газохроматографический метод анализа O2 в крови имеет ряд преимуществ, в частности, точность измерения, но газохроматограф представляет собой установку лабораторного типа больших габаритов, что предполагает его местное применение только в лаборатории и непригодность для экспресс-анализа в аварийных ситуациях, а также использование реактивов представляет неудобства и вносит дополнительную погрешность в результат измерения.

Средства, реализующие потенциометрический метод

     Средства, реализующие потенциометрический метод определения содержания кислорода в крови, представлены оксигемометрами и оксигемографами. По сравнению с предыдущем методом они дают возможность быстро и непосредственно получить величину насыщения крови кислородом в процентах и позволяют проводить непрерывное наблюдение за больным.
     Устройство оксигемометров. Фотоэлемент, представленный на рисунке 1, – это металлическая пластинка, покрытая светочувствительным материалом (селен, сернистое серебро, кремний и др.). В отечественных оксиметрах применяется в качестве чувствительного материала кремний. Кремниевая пластинка накладывается на медную пластинку. Под влиянием лучей света из светочувствительного материала «выбиваются» электроны, которые образуют электронное облачко, в результате чего сама кремниевая пластинка, заряжаясь положительно, приобретает потенциал. Если соединить кремниевую и медную пластинки (последняя имеет нулевой потенциал) с гальванометром, то отклонение его стрелки будет регистрировать разность потенциалов.

Рисунок 1 – Принцип реализации потенциометрического метода

     Разность потенциалов будет тем больше, чем больше интенсивность светового потока, направленного на фотоэлемент. Если пропустить красный луч света длиной волны около 600 мкм через слой крови на фотоэлемент, то тем больше этого света пройдет через кровь и, следовательно, тем меньше его поглотится, чем больше в крови будет оксигемоглобина. Оксигемоглобин практически не поглощает красный луч света, а восстановленный гемоглобин почти полностью поглощает его. Значит, чем больше в данной крови будет оксигемоглобина, тем больше красного света дойдет до фотоэлемента и тем больше отклонится стрелка гальванометра. Если шкалу гальванометра отградуировать на проценты насыщения гемоглобина кислородом, то отклонение стрелки покажет степень насыщения крови кислородом.
     При увеличении толщины слоя одной и той же крови в 2 раза произойдет уменьшение количества красного луча света, прошедшего эту кровь, и показание на шкале гальванометра уменьшится, несмотря на то, что насыщение крови кислородом осталось прежним. Следовательно, для правильного измерения насыщения гемоглобина крови кислородом в крови с различной толщиной слоя необходимо учитывать эту толщину. Для автоматической регистрации толщины слоя крови используется зеленый луч света с длиной волны 800 мкм. Зеленый луч света одинаково поглощается как окисленным гемоглобином, так и восстановленным, и его интенсивность после прохождения крови будет зависеть от толщины слоя крови: чем уже слой, тем зеленого луча пройдет больше, и наоборот. Зеленый и красный лучи света регистрируются раздельно двумя фотоэлементами, которые составляют «дифференциальный датчик». Эти два фотоэлемента соединены с гальванометром через «рамочную» схему:

      Из схемы следует, что показания одного фотоэлемента автоматически компенсируют показания второго фотоэлемента. Кровь – достаточно плотная субстанция, и т.к принцип действия основан на измерении коэффициента поглощения, то показания зависят от толщины слоя, что вносит дополнительную погрешность и увеличивает продолжительность процесса измерения.

Методика пульсовой оксиметрии

     Методика пульсовой оксиметрии основана на использовании принципов фотоплетизмографии, позволяющих выделить артериальную составляющую абсорбции света для определения оксигенации артериальной крови. Измерение этой составляющей дает возможность использовать спектрофотометрию для неинвазивного чрескожного мониторинга сатурации артериальной крови кислородом. В соответствии с методикой фотоплетизмографии участок тканей, в котором исследуется кровоток, располагается на пути луча света между источником излучения и фотоприемником датчика (рисунок 3).

     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 (рисунок 4) 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.

      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 (рисунок 5).

     Путем анализа формы сигнала ФПГ можно выделить его фрагменты, соответствующие моментам систолического выброса. Именно в эти короткие промежутки времени на вершине систолы удается наиболее точно определить сатурацию артериальной крови кислородом.
     Для определения сатурации используется методика двухлучевой спектрофотометрии. Измерение абсорбции света производится в моменты систолического выброса, то есть в моменты максимума амплитуды сигнала датчика (рисунок 5) 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.
     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 Апост и находится отношение амплитуды пульсирующей составляющей Aпер к величине Апост:

     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:

     Величина R эмпирически связана со значениями сатурации калибровочной зависимостью, полученной в процессе градуировки прибора (рисунок 6). 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.

     Достоинствами таких приборов является их мобильность и возможность проведения экспресс-анализов. Но недостатки заключаются в самой методике измерения, т.е. в невозможности точно синхронизировать момент максимума волны и излучение источника. А также из-за особенностей сердцебиения каждого человека будет наблюдаться фазовое запаздывание. Эти факторы приводят к погрешности измерения.

Фотометрическая 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 (рисунок 7):

Рисунок 7 – 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 Lj может быть представлена в виде

     Данное выражение позволяет определить концентрации веществ-компонентов раствора [Сi], измеряя величину абсорбции на различных длинах волн света, для которых коэффициенты экстинкции исследуемых веществ известны. В этом случае выражение для суммарной абсорбции дает систему уравнений (j = [1,m], где m - количество используемых в измерениях длин волн света), имеющее решение при m>n.
     Исследование оптических свойств крови с целью определения степени ее оксигенации показывает, что каждая форма гемоглобина имеет свой собственный спектр поглощения (рисунок 8). 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 8 – 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.
     Достоинством данного метода является то, что обеспечивается быстрота получения результатов, достаточная точность измерения. Но недостаток заключается в том, что при определении коэффициента поглощения необходимо учитывать толщину крови или предварительно разводить ее плазмой. Чтобы исключить эти недостатки, было предложено определять не коэффициент поглощения, а коэффициент отражения. А т.к содержится две составляющих, для выделения и конкретизации одной предложено использовать двухчастотный метод определения кислорода в крови, что позволит повысить точность и уменьшить погрешность измерения.

Перечень нерешенных проблем и задач

      Основными недостатками существующих на сегодняшний день методов определения насыщенности крови кислородом являются следующие:

• Большинство приборов являются установками лабораторного типа, их применение возможно только в лаборатории;
• Невозможность оперативного контроля;
• Низкая периодичность измерений, временные задержки в измерениях;
• Потенциометрические методы имеют низкое быстродействие и сложность электронных составов;
• В методике пульсовой оксиметрии невозможно точно синхронизировать момент максимума волны и излучение источника, наблюдается фазовое запаздывание;
• В фотометрических методах определяется коэффициент поглощения, который напрямую зависит от оптической плотности крови, в связи с чем кровь дополнительно разводят плазмой, что снижает точность определения кислорода лабораторными методами.

Таким образом, к нерешенным задачам относятся следующие:

     - оперативность контроля
     - использование не лабораторных методов без отбора крови
     - устранение человеческого фактора
     - повышение периодичности измерений и быстродействия прибора
     - уменьшение погрешности измерений

Планируемый и полученный собственный результат

      Цель разработки - создание прибора определения кислорода в крови фотометрическим методом. Так как кровь достаточно плотная субстанция, то при прохождении света через пробу крови значительная часть светового потока отражается. Поэтому целесообразнее определять коэффициент отражения, а не коэффициент поглощения. Гемоглобин красных кровяных телец имеет различный характер изменения коэффициента отражения в зависимости от степени насыщенности кислородом для световых волн различной длины.
     Для длины волны, находящейся в диапазоне 620…650 нм, зависимость сильная, а для длины волны 650…900 нм – слабая. Благодаря тому, что датчик работает на принципе различия коэффициентов отражения для различных длин волн и, кроме того, учтены такие влияющие факторы, как температура тела человека, обеспечивается точное измерение насыщенности крови кислородом.
     Данные передаются в ПЭВМ для последующего отображения, обработки и хранения, в результате чего автоматизируется и централизуется процесс определения содержания кислорода в крови человека.
     Прибор реализован в виде выносного оптического узла и электронного блока, который содержит два источника излучения, оптическую систему и один фотоприемник. Новые конструктивные решения обеспечивают повышение точности прибора и повышают его быстродействие.

Заключение

      В результате разработки прибора, использования новых схемных решений удалось повысить точность и быстродействие прибора.
     На основании результатов проведенного имитационного моделирования можно судить о погрешности измерения, которая будет составлять, по нашим оценкам, 3 – 5%, а время получения результатов – 2 с, что является хорошим показателем для приборов данного класса.
     В ходе выполнения работы намечены направления дальнейших исследований: разработка принципиальных схем, уточнение расчетов энергетических преобразований сигнала в оптической системе, разработка программного обеспечения, выбор микроЭВМ для обеспечения работы измерительной системы в режиме реального времени, а также интегрирование разработанного устройства в комплекс электронного оборудования современной операционной.

Список источников