 |
Факультет: Компьютерных Информационных Технологий и Автоматики Кафедра: Электронной техники Специальность: Электронные Системы Тема магистерской работы: Исследование и обоснование структурной схемы оксиметра методом имитационного моделирования Научный руководитель: к.т.н., доц. Хламов М.Г. |
|
|
~~~~~~~~~~~~~~~~~~~~~~~~~~~~~~~~~~~~~~~~~~~~~~~~~~~~~~~ Автореферат Предполагаемая научная новизна Существующие методы и разработки Планируемый и полученный собственный результат. Важное место в медицине критических состояний занимает слежение за показателями функции внешнего дыхания с целью контроля процесса газообмена между организмом и окружающей средой. В связи с этим возникает необходимость в создании приборов диагностики, с помощью которых можно было бы с высокой достоверностью установить степень работоспособности легких. Для предупреждения гипоксемии у больных под наркозом (во время операции) и в реанимационных палатах необходимо контролировать концентрации кислорода в артериальной крови и своевременно уведомлять о ее снижении. На сегодняшний день приборов для оперативного контроля содержания кислорода в крови очень мало. Самым распространенным является пульсоксиметрия, но к сожалению этот метод дает большую погрешность и не может использоваться при некоторых заболеваниях. Возникает проблема более точного контроля насыщения артериальной крови кислородом. Контролируемыми показателями насыщения является сатурация и парциальное давление, которые при нормальном газообмене должны находиться в пределах 95–98% и 90–115мм рт.ст. соответственно. Поэтому разработка приборов оперативного контроля содержания кислорода в крови является актуальной задачей. Цель работы: промоделировать работу прибора оперативного контроля концентрации кислорода в артериальной крови. Измерение процентного содержания кислорода и его контроль в гемоглобине крови являются необходимыми при контроле жизнедеятельности пациента в ходе операции и в процессе восстановления. Задачами работы является обоснование фотометрического метода, основанного на фиксировании отраженного потока, разработка и обоснование структурной схемы, элементов конструкции прибора, а также повышение точности измерения и быстродействия прибора. Предполагаемая научная новизна Научная новизна заключается в повышении точности путем непосредственного введения фотопотока в сосуд через специальный катетер, использование отраженной составляющей потока, с учетом влияющих факторов: изменение рН крови и температуры тела человека Существующие методы и разработки Существуют три метода определения концентрации кислорода в крови: 1. Лабораторный – требует инвазивного взятия образца крови и не дает возможности исследовать концентрацию в динамическом режиме. Для исследования нужен очень тонкий слой, поэтому кровь дополнительно разводят плазмой, что снижает точность определения кислорода. 2. Газохроматографический – осуществляется с помощью специального хроматографа. Также требует взятие пробы крови, около 0,1-0,2 мл, которая исследуется в течение нескольких минут. Достоинством метода является высокая точность – ±3%, однако 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. 3. Фотометрический – метод пульсовой оксиметрии. Методика пульсовой оксиметрии основана на использовании принципов фотоплетизмографии, позволяющих выделить артериальную составляющую абсорбции света для определения оксигенации артериальной крови. В соответствии с методикой фотоплетизмографии участок тканей, в котором исследуется кровоток, располагается на пути луча света между источником излучения и фотоприемником датчика (рисунок 1). 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 1 – Датчик пульсоксиметра Путем анализа формы сигнала фотоплетизмограммы (ФПГ) (рисунок 2) 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.
Рисунок 2 – Фотоплетизмограмма периферийного пульса Для определения сатурации используется методика двухлучевой спектрофотометрии. Измерение абсорбции света производится в моменты систолического выброса, то есть в моменты максимума амплитуды сигнала датчика 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 (рисунок 3). 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 измерения концентрации всех четырех форм
гемоглобина необходимо провести измерения поглощения света, по
крайней мере, на четырех длинах волн.
Рисунок 3 - Зависимость поглощения света от длины волны излучения для различных форм гемоглобина Пульсоксиметр состоит из периферического датчика, микропроцессора, дисплея, показывающего кривую пульса, значение сатурации и частоты пульса. Структурная схема пульсоксиметра показана на рисунке 4. Большинство аппаратов имеют звуковой сигнал определенного тона, высота которого пропорциональна сатурации, что очень полезно, если не виден дисплей пульсоксиметра. Датчик устанавливается в периферических отделах организма, например, на пальцах, мочке уха или крыле носа. В датчике находятся два светодиода, один из которых излучает видимый свет красного спектра (660 нм), другой – в инфракрасном спектре (940 нм). Свет проходит через ткани к фотодетектору, при этом часть излучения поглощается кровью и мягкими тканями в зависимости от концентрации в них гемоглобина. Количество поглощенного света каждой из длин волн зависит от степени оксигенации гемоглобина в тканях.
Рисунок 4 –Структурная схема пульсоксиметра Достоинством метода является мгновенное получение результата, а недостатками – малая точность и большое количество влияющих факторов (температура, яркий свет, вибрация и др.), устранение которых связана с усложнением прибора или вовсе невозможно. Следовательно, в итоге получаем, что лабораторные методы обеспечивают достаточную точность, но дороги, габаритны и не могут использоваться для оперативного контроля над показателями. Фотометрические методы могут использоваться для оперативного контроля, но имеют низкую точность и зависят от многих влияющих факторов. Планируемый и полученный собственный результат В результате работы планируется разработать прибор для оперативного контроля над показателями, обеспечивающий точность порядка нескольких процентов. 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. В случае двухкомпонентной сильно поглощающей среды измерения следует производить на двух длинах волн оптического излучения. В качестве опорной выбирается изосбестическая длина волны равная 0,805 мкм, на которой коэффициенты поглощения гемоглобина и оксигемоглобина равны (см. рисунок 3). Для этого случая справедливы соотношения: c (l2)L = 4p×g(l2)×L/l2 = WL[k0(l2)C0 + kg(l2)Cg] = W×L×k(l2) (1) где c (l2) – коэффициент поглощения на изосбестической длине волны; γ(l2) – коэффициент экстинкции на длине волны: l2; L – длина оптического пути в поглощающем веществе; l2 – изосбестическая длина волны; k0(l2)=kg(l2)=k(l2) – коэффициенты поглощения оксигемоглобина и гемоглобина на изосбестической длине волны; С0 и Сg – относительные концентрации оксигемоглобина и гемоглобина; W – общий вес гемоглобина на единицу объема крови. Из последнего следует: W = 4p×g(l2)/[k(l2)× l2] (2) В качестве основной измерительной длины волны выбирается волна излучения l1 = 0,66 мкм, на которой коэффициенты поглощения гемоглобина и оксигемоглобина максимально отличаются. С учетом предыдущего, для волны l1 получим:
Принимая во внимание, что С0 + Сg = 1, относительная концентрация оксигемоглобина определяется как
Здесь значения коэффициентов экстинкции на длинах волн l1 и l2 определяется по результатам измерений отраженных потоков излучения на этих длинах волн. Коэффициенты отражения вычисляются как отношение отраженного потока к падающему на поверхность поглощающей среды. Расчет значений коэффициентов экстинкции выполняется по формуле
где
n
– коэффициент преломления плазмы крови, а
Конструктивно прибор состоит из оптического и электронного узлов. В схему оптического узла введен специальный катетер, вводимый непосредственно в сосуд и соединяемый с источниками и приемником с помощью оптоволокна (рисунок 5)
Рисунок 5 - Анимация работы оптического узла устройства
В
результате использования новых схемных решений и алгоритмов
моделирования удалось повысить точность и оперативность
контроля.
2. Булатов М.И., Калинкин И.П. . Практическое руководство по фотометрическим методам анализа -5-е изд., перераб.- Л.:Химия, 1986. - 432 с. Устранение влияния мешающих веществ специальными приемами фотометрических измерений 4. К.Ю. ЗюСоЧун Влияние различных факторов на кислородный баланс организма пациента во время операции. www.rusanesth.com/Genan/St_11_6.htm 6. Литвинова А.В., «Разработка и обоснование структуры прибора оперативного контроля содержания оксигемоглобина в крови человека»http:/masters.donntu.ru/2006/kita/litvinova/diss/index.htm7. Е.Хилл, М.Д. Стоунхэм, Оксфорд, Великобритания, Практическое применение пульсоксиметрии.8. Прикладная оптика: Учебник для оптических специальностей вузов. / М.И. Апенко, А.С. Дубовин, Г.В. Дурейко и др.; Под общ. ред. А.С. Дубовина, – 2-е изд., перераб. и доп. – М.: Машиностроение, 1992. – 480 с. 9. Скоков И.В. Расчет спектральных интерференционных приборов. – М.: Машиностроение, 1983. – 79 с., ил. – (Б-ка приборостроителя). 10 Имитационное моделирование в задачах оптического дистанционного зондирования / Креков Г.М., Орлов В.М., Белов В.В. и др. – Новосибирск : Наука, Сиб. отд-ние, 1988. – 165 с. 11. Джон Г.Вебстер «Медицинские приборы. Разработка и применение», К.:Медторг, 2004.-620с. 12. Климков Ю.М. Основы расчета опто-электронных приборов с лазерами. – М.: Сов. радио, 1978. – 264 с. 13. Методы цифрового моделирования и идентификации стационарных случайных процессов в информационно-измерительных системах / А.Н. Лебедев, Д.Д. Недосекин, Г.А. Стеклова, Е.А. Чернявский. - Л.: Энергоатомиздат.Ленинградское отделение, 1988.- 64 с. 14. Бендат Дж., Пирсол А. Измерение и анализ случайных процессов. – М.: Мир, 1974. – 464 с. 15. Stoneham MD,Saville GM,Wilson IH.Knowledge about pulse oximetry among medical and nursing staff.Lancet 1994:334:1339-1342 Ссылки на внешние источники действительны на 15.05.2009г. |
