Афонина Ульяна Викторовна

1) дыхательную функцию крови за счет переноса О₂ от легких к тканям и СО₂ от клеток к легким;

2) регуляцию активной реакции (рН) крови, обладая свойствами слабых кислот (75% буферной емкости крови).

В норме гемоглобин содержится в крови в виде трех физиологических соединений:

1) оксигемоглобин (НbО₂) – гемоглобин, присоединивший О2; находится в артериальной крови, придавая ей ярко-алый цвет;

2) восстановленный, или редуцированный, гемоглобин, дезоксиге-моглобин (Нb) – оксигемоглобин, отдавший О2; находится в венозной крови, которая имеет более темный цвет, чем артериальная;

3) карбгемоглобин (НbСО₂) – соединение гемоглобина с углекислым газом; содержится в венозной крови.

Гемоглобин способен образовывать и патологические соединения:

1) Карбоксигемоглобин (НbСО) – соединение гемоглобина с угарным газом (окисью углерода);

2) Метгемоглобин (МеtHb) – соединение, в котором под влиянием сильных окислителей (анилин, бертолетова соль, фенацетин и др.) железо гема из двухвалентного превращается в трехвалентное. При накоплении в крови большого количества метгемоглобина транспорт кислорода к тканям нарушается, и может наступить смерть.

3.2 Методы измерения сатурации крови кислородом

Одним из основных показателей нормально функционирующего организма является насыщенность артериальной крови кислородом.

Сатурацией кислорода называют отношение количества оксигемоглобина к общему количеству гемоглобина в крови, выраженное в процентах. Сатурацию обозначают символами: SaO2 или SpO2.

Этот параметр отражается на числе эритроцитов. Методы определения его рассмотрим ниже.

Пульсоксиметрия

В зависимости от того, насколько насыщен гемоглобин кислородом, меняется длина световой волны, которую он способен поглотить. На этом принципе основано действие пульсоксиметра, состоящего из источника света, датчиков, детектора и анализирующего процессора.

Источник света излучает волны в красном и инфракрасном спектре, а кровь поглощает их в зависимости от числа связанных гемоглобином кислородных молекул. Связанный гемоглобин улавливает инфракрасный поток, а неоксигенированный – красный. Не поглощенный свет регистрируется детектором, аппарат подсчитывает сатурацию и выдает результат на монитор. Метод неинвазивный, безболезненный, а его проведение занимает всего 10–20 секунд.

Сегодня применяется два способа пульсоксиметрии: трансмиссионая и отраженная.

Прямая спектрофотометрия крови

Прямая спектрофотометрия крови используется в волоконно-оптических оксиметрах, применяемых для оценки оксигенации венозной крови (Sv02). Для этой цели применяются специальные катетеры подключичной вены или легочной артерии, используемые обычно для определения параметров внутрисердечной гемодинамики и дополнительно содержащие два изолированных друг от друга оптических волокна.

Рабочие концы волокон с оптическими насадками закреплены на торце катетера, размещаемом в исследуемом сосуде. Противоположные концыволокон соединены с оптоэлектронным преобразователем. Вход «передающего» волокна подключен к источнику зондирующего излучения, вход«приемного» – к фотоприемнику спектрофотометра. Таким образом, навыходе 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 Sv02.

Мониторинг напряжения кислорода в крови

В клинической практике используется прямой и чрескожный методы определения напряжения кислорода в крови. При прямом методеоценки напряжения кислорода в артериальной крови используется анализ проб крови. Для этой цели применяется кислородный электрод Кларка, представляющий собой электролитическую ячейку, отделенную от исследуемой крови кислородопроницаемой мембраной.

Для чрескожного метода определения Р02, применяемого в мониторных приборах, используются мембранные датчики, содержащие электрод Кларка и нагревательный элемент. Мембрана электрода приводится в соприкосновение с кожей, которая нагревается до температуры около 44°С. Под действием нагревания кислород из капиллярных сосудов диффундирует в эпидермис, а затем в электролитическую ячейку,где происходит измерение.

3.3 Критика методов измерения параметров крови

Мониторинг напряжения кислорода в крови

Ошибки определения значений Ptc02 зависят от толщины кожи, подкожного кровотока, физиологических факторов, влияющих на доставку О2 к поверхности кожи (уменьшение сердечного выброса, АД крови, возникновение центральной вазоконстрикции).

Источники погрешностей при пульсоксиметрии

Красящие вещества, вводимые в кровь, оказывают влияние на показания пульсоксиметров.

Ошибки в определении состояния пациента по данным SpО2 могутво зникнуть из-за маскирования снижения величины РО2, которое может наступить, прежде чем начнется значительное падение SpО2. Это обстоятельство объясняется ходом кривых диссоциации НbO2.

Ошибки могут возникать при низкой тканевой перфузии или выраженной вазоконстрикции в следствие слабости пульсации в месте расположения датчика прибора. Следует отметить, что при выраженной гемодилюции, анемии и кровопотере высокие показатели SpО2 отнюдь не гарантируют безопасного уровня доставки кислорода к тканям, так как общая кислородная емкость крови при этом может оказаться недостаточной.

Учитывая преимущества и недостатки описанных методов, было принято решение разработать электронное устройство инвазивного измерения содержания оксигемоглобина в артериальной крови человека.

4 Технические требования на разработку

– анализируемый компонент: Sa;

– диапазон измерения сатурации, %: 75–97;

– погрешность, %: ±2;

– номинальное напряжение питания, В: 220;

– номинальная частота питающего напряжения, Гц: 50;

– диапазон отклонения напряжения питания от номинального значения, %: от +10 до -10.

5 Разработка структурной схемы

Для реализации устройства измерения измерительный преобразователь должен сформировать оптический поток и доставить его к анализируемому веществу. Параметры излучения должны быть такими, чтобы взаимодействие с анализируемым веществом привело к изменению как спектрального состава, так и величины потока излучения. Для реализации всех этих действий необходимо обеспечить спектральный состав потока излучения, совпадающий с характерными участками спектра отражения анализируемой среды.

Согласно данных [1], наиболее эффективно формирование аналитического сигнала осуществляется двухчастотным методом. Один диапазон длин волн должен соответствовать наиболее чувствительной области, где изменение спектрального состава и потока имеет наибольшее значение. Второй диапазон должен соответствовать области с минимальными параметрами и выполнять функции формирований сравнительного сигнала.

На длинах волн 625 нм и 810 нм формируются оптические сигналы с помощью двух светоизлучающих диодов. Как средство доставки оптического излучения и отраженного сигнала рекомендуется использовать оптический световод [1]. Оптический сигнал вводится в оптическую систему, доставляется на торец световода, далее по световоду доставляется в анализируемую среду, где отражается, преломляется и снова попадает в световод. Движется, распространяясь, в обратном направлении, оптический сигналпоступает на фоточувствительный элемент (фотодиод), с вывода которого снимается величина фототока.

В процессе передачи оптических сигналов по оптической схеме (рис. 1) (в её состав входят: объектив, с помощью которого поток излучения от источника излучения формируется в виде узкого потока и вводится в световод, непосредственно сам световод, разветвитель, фотодиод) изменения величины потока осуществляется не только за счет отражения от объекта контроля, но и за счет потерь оптического излучения на границах раздела сред с различной оптической плотностью. Такими границами являются: воздух – линза объектива, линза – воздух, воздух – торец световода. Коэффициент пропускания границы раздела сред определяется как:

где n1 и n2 – коэффициенты преломления смежных сред.

Однонаправленный разветвитель позволяет потоки, направленные от СИД в световод катетера, передать практически без потерь. Отраженные потоки от крови в световод разветвитель делит на две равные части. Половина потока сигнала передается на фотоприемник. Вторая половина направляется к излучателю, где поглощается полупроводниковой структурой, не нарушая режима работы излучения. На границах имеют место потери оптического излучения за счет отражения. Эти потери следует учесть при подведении баланса потока излучения при его вводе в фотоприемник.

Рисунок 1 – Оптическая схема

Преобразование оптического сигнала в электрический происходит посредством явления внутреннего фотоэффекта в полупроводниках. Выходной ток фотодиода определяется формулой:

где I_фд – выходной ток фотодиода, Ф_окна – величина светового потока, попадающего на фотодиод, S_cинт – интегральная чувствительность фотодиода к сигналу.

В качестве выходного сигнала измерительного преобразователя можно считать величину напряжения с выхода предварительного усилителя.

Двухчастотная схема измерения предназначена для компенсации возмущений. Выходной сигнал в такой схеме определяется как отношения сигналов двух спектральных каналов.

Зная зависимость между парциальным давлением и сатурацией, косвенным путем определяется степень насыщения кислородом артериальной крови человека.

6 Оценка метрологических параметров

Для оценки инструментальной погрешности проектируемого средства измерения разработана его математическая модель со структурой, приведенной на рис. 2:

Рисунок 2 – Структурная схема устройства

где ИП – измерительный преобразователь, ПУ – предварительный усилитель, СУк – согласующий усилитель по красному каналу, СУик – согласующий усилитель по инфракрасному каналу, НПк, НПик – нормирующие преобразователи первого и второго каналов соответственно, МАС – мультиплексор аналоговых сигналов, МПС – микропроцессорная система.

В процессе разработки математической модели промоделированы процессы настройки электронных устройств на примере нормирующего преобразователя. В результате настройки устранена большая часть систематической погрешности (смещение нуля), оставшаяся часть присутствует как не исключенная часть систематической погрешности. Настроен коэффициент передачи, установлена не исключенная часть мультипликативной погрешности. Модель не обеспечивает абсолютно точные настройки этих параметров. Допустимая погрешность настройки не превышает погрешности квантования сигнала. В состав инструментальной погрешности включены так же погрешности АЦП, вычислительные погрешности алгоритмов масштабирования (вычисления парциального давления) и алгоритм вычисления сатурации. 

Погрешности настройки алгоритма вычисления парциального давления составила 0,08%, а вычисления сатурации – 0,8%.

7 Разработка конструкции устройства

С использованием технологии интегральных схем и оптоэлектроники разработаны миниатюрные оптические сенсоры, чувствительные к аналитам тела в режиме реального времени, для проведения анализа газового состава крови in vivo.

Благодаря значительным успехам в развитии индустрии коммуникаций появились достаточно тонкие оптические волокна (световоды), высокоэнергетические источники света (лазеры, светоизлучающие диоды), и детекторы оптического излучения.

Была разработана оптическая система мониторинга газового состава крови для реанимационных и хирургических отделений, использующая сенсор, вводимый пациенту с помощью катетера в лучевой артерии.

Уровень кислорода в крови можно контролировать с помощью внутрисосудистого оптоволоконного катетера. Эти катетеры уже используются [1][2] для мониторинга насыщения кислородом смешанной венозной крови во время хирургической операции на сердце и в блоке интенсивной терапии.

На рис. 3 показано оптоволоконное устройство для измерения насыщения крови кислородом. Прибор состоит из красного и инфракрасного светодиодов, фотодатчика и пластикового световода. Пластиковые оптические волокна адаптированы к выбранным длинам волн.

Рисунок 3 – Оптоволоконное устройство для измерения насыщения крови кислородом

Выводы

1. Разработано электронное устройство инвазивного измерения содержания оксигемоглобина в артериальной крови человека.
2. В процессе выполнения данной работы были изучены методы измерения степени насыщения крови человека кислородом, проведен их анализ и выбран наиболее подходящий метод.
3. Выбрана математическая модель формирования аналитического сигнала инвазивным методом.
4. Установлена характеристика преобразования измерительного преобразователя коэффициента отражения (парциального давления) в величину фототока приемника излучения.
5. Построена математическая модель преобразования парциальное давление – сатурация.
6. Построена модель средства измерения для оценки метрологических параметров.
7. Разработана структурная схема устройства. Предложены схемные решения для структурных компонентов.
8. Разработаны элементы конструкции устройства инвазивного измерения содержания оксигемоглобина в артериальной крови человека.

Список источников

1. Основы оптоэлектроники: Пер.с яп.-М.: Мир, 1988.- 288с.; Дональд Дж. Стерлинг. Волоконная оптика: Перю с англ.-М.: Лори, 1998.
2. Федотов А.А., Акулов С.А. Измерительные преобразователи биомедицинских сигналов систем клинического мониторинга. –М.: Радио и связь, 2013. – 248 с.
3. Принципы мониторинга функции внешнего дыхания. Возможные источники погрешностей при пульсокиметрии[Электронный ресурс]. – Режим доступа: http://kurs.znate.ru/docs/index-149072.html?page=4
4. Алейников А.Ф., Гридчин В.А., Цапенко М.П. Датчики (перспективные направления развития): Учеб. пособие / под ред. проф. М.П. Цапенко. – Новосибирск: Изд-во НГТУ, 2001 – 176 с.
5. Аналого-цифровые и цифро-аналоговые преобразователи. Справочник. – СПб.: КОРОНА принт.; М.: «Альтекс-А», 2003 – 224с., ил.
6. Знакосинтезирующие индикаторы: Справочик/ Под ред. В.П. Балашова – М.: Радио и связь, 1987 – 576 с.: ил.
7. Все о резисторах: Справочник. – М.: Горячая линия – Телеком, 1999. ППЗУ – 192 с.: ил. – (Массовая радиобиблиотека; 1239)
8. Оптические разветвители в сетях доступа [Электронный ресурс]. – Режим доступа: http://deps.ua/knowegable-base-ru/articles/item/467-opticheskie-razvetviteli-v-setjah-dostupa.html
9. Конструкторско-технологическое проектирование электронной аппаратуры: Учебник для вузов / К. И. Билибин, А. И. Власов, Л. В. Журавлева и др. Под общ. ред. В. А. Шахнова– М.: Изд-во МГТУ им. Н. Э. Баумана, 2002 – 528 с.: ил. – (Сер. Информатика в техническом университете.)
10. Электронные устройства в медицинских приборах: Учебное пособие / Т. М. Агаханян, В.Г. Никитаев – М.: БИНОМ. Лаборатория знаний, 2005. – 510 с.: ил.
11. Полупроводниковые оптоэлектронные приборы: Справочник/ В. И. Иванов, А.И. Аксенов, А.М. Юшин – 2-е изд., перераб. и доп. – М.: Энергоатомиздат, 1988. – 448 с.: ил.