Афоніна Уляна Вікторівна

1) дихальну функцію крові за рахунок перенесення О2 від легенів до тканин і СО2 від клітин до легень;

2) регуляцію активної реакції (рН) крові, володіючи властивостями слабких кислот (75% буферної ємності крові).

У нормі гемоглобін міститься в крові у вигляді трьох фізіологічних сполук:

1) оксигемоглобін (НbО2) – гемоглобін, який приєднав О2; знаходиться в артеріальній крові, надаючи їй яскраво-червоний колір;

2) відновлений, або скороченої, гемоглобін, дезоксігемоглобін (Нb) – оксигемоглобін, який віддав О2; знаходиться в венозної крові, яка має більш темний колір, ніж артеріальна;

3) карбгемоглобін (НbСО2) – з'єднання гемоглобіну з вуглекислим газом; міститься в венозної крові.

Гемоглобін здатний утворювати і патологічні з'єднання:

1) Карбоксигемоглобин (НbСО) – з'єднання гемоглобіну з чадним газом (окисом вуглецю);

2) Метгемоглобін (МеtHb) – з'єднання, в якому під впливом сильних окислювачів (анілін, бертолетова сіль, фенацетин та ін.) Залізо гема з двовалентного перетворюється в тривалентне. При накопиченні в крові великої кількості метгемоглобіну транспорт кисню до тканин порушується, і може настати смерть.

3.2 Методи вимірювання сатурації крові киснем

Одним з основних показників нормально функціонуючого організму є насиченість артеріальної крові киснем.

Сатурацією кисню називають відношення кількості оксигемоглобіну до загальної кількості гемоглобіну в крові, виражене у відсотках. Сатурацию позначають символами: SaO2 або SpO2.

Цей параметр відображається на числі еритроцитів. Методи визначення його розглянемо нижче.

Пульсоксиметрія

Залежно від того, наскільки насичений гемоглобін киснем, змінюється довжина світлової хвилі, яку він здатний поглинути. На цьому принципі заснована дія пульсоксиметра, що складається з джерела світла, датчиків, детектора і аналізує процесора.

Джерело світла випромінює хвилі в червоному і інфрачервоному спектрі, а кров поглинає їх в залежності від числа пов'язаних гемоглобіном кисневих молекул. Пов'язаний гемоглобін вловлює інфрачервоний потік, а неоксігенірованной - червоний. Чи не поглинений світло реєструється детектором, апарат підраховує сатурацию і видає результат на монітор. Метод неінвазивний, безболісний, а його проведення займає всього 10-20 секунд.

Сьогодні застосовуються два способи пульсоксиметрии: трансмісійні та відображена.

Пряма спектрофотометрия крові

Пряма спектрофотометрия крові використовується в волоконно-оптичних оксиметри, що застосовуються для оцінки оксигенації венозної крові (Sv02). Для цієї мети застосовуються спеціальні катетери підключичної вени або легеневої артерії, що використовуються зазвичай для визначення параметрів внутрішньосерцевої гемодинаміки та додатково містять два ізольованих один від одного оптичних волокна.

Робочі кінці волокон з оптичними насадками закріплені на торці катетера, що розміщується в досліджуваному посудині. Протилежні конциволокон з'єднані з оптоелектронним перетворювачем. Вхід «передавального» волокна підключений до джерела зондуючого випромінювання, вхід «приймального» – до фотоприймача спектрофотометра. Таким чином, навиходе фотоприймача утворюється сигнал, пропорційний частці світла, розсіяного від деякого об'єму крові, що оточує кінчик катетера в судині. Вимірювання проводять на трьох довжинах хвиль 800, 700, 670 нм, що підвищує точність визначення Sv02.

Моніторинг напруги кисню в крові

У клінічній практиці використовується прямий і черезшкірний методи визначення напруги кисню в крові. При прямому методеоценкі напруги кисню в артеріальній крові використовується аналіз проб крові. Для цієї мети застосовується кисневий електрод Кларка, який представляє собою велектролітичні осередок, відокремлену від досліджуваної крові кіслородопроніцаемой мембраною.

Для чрескожного методу визначення Р02, що застосовується в моніторних приладах, використовуються мембранні датчики, що містять електрод Кларка і нагрівальний елемент. Мембрана електрода наводиться в зіткнення з шкірою, яка нагрівається до температури близько 44 ° С. Під дією нагрівання кисень з капілярних судин дифундує в епідерміс, а потім велектролітичні осередок, де відбувається вимір.

3.3 Критика методів вимірювання параметрів крові

Моніторинг напруги кисню в крові

Помилки визначення значень Ptc02 залежать від товщини шкіри, підшкірного кровотоку, фізіологічних факторів, що впливають на доставку О2 до поверхні шкіри (зменшення серцевого викиду, АТ крові, виникнення центральної вазоконстрикції).

Джерела похибок при пульсоксиметрии

Барвники, що вводяться в кров, впливають на показання пульсоксиметрів.

Помилки у визначенні стану пацієнта за даними SpО2 могутво знікнуть через маскування зниження величини РО2, яке може настати, перш ніж почнеться значне падіння SpО2. Ця обставина пояснюється ходом кривих дисоціації НbO2.

Помилки можуть виникати при низькій тканинної перфузії або вираженою вазоконстрикції в наслідок слабкості пульсації в місці розташування датчика приладу. Слід зазначити, що при вираженій гемодилюции, анемії і крововтраті високі показники SpО2 аж ніяк не гарантують безпечного рівня доставки кисню до тканин, так як загальна киснева ємність крові при цьому може виявитися недостатньою.

З огляду на переваги і недоліки описаних методів, було прийнято рішення розробити електронний пристрій інвазивного вимірювання вмісту оксигемоглобіну в артеріальній крові людини.

4 Технічні вимоги на розробку

- аналізований компонент: Sa;

- діапазон виміру сатурації,%: 75–97;

- похибка,%: ±2;

- номінальна напруга живлення, В: 220;

- номінальна частота напруги живлення, Гц: 50;

- діапазон відхилення напруги живлення від номінального значення,%: від +10 до –10.

5 Розробка структурної схеми

Для реалізації пристрою вимірювання вимірювальний перетворювач повинен сформувати оптичний потік і доставити його до аналізованого речовини. Параметри випромінювання повинні бути такими, щоб взаємодія з аналізованих речовиною призвело до зміни як спектрального складу, так і величини потоку випромінювання. Для реалізації всіх цих дій необхідно забезпечити спектральний склад потоку випромінювання, що співпадає з характерними ділянками спектра відбиття аналізованого середовища.

Згідно даних [1], найбільш ефективно формування аналітичного сигналу здійснюється двочастотних методом. Один діапазон довжин хвиль повинен відповідати найбільш чутливою області, де зміна спектрального складу і потоку має найбільше значення. Другий діапазон повинен відповідати області з мінімальними параметрами і виконувати функції формувань порівняльного сигналу.

На довжинах хвиль 625 нм і 810 нм формуються оптичні сигнали за допомогою двох світлодіодів. Як засіб доставки оптичного випромінювання і відбитого сигналу рекомендується використовувати оптичний світловод [1]. Оптичний сигнал вводиться в оптичну систему, доставляється на торець світловода, далі по световоду доставляється в аналізовану середу, де відбивається, заломлюється і знову потрапляє в світловод. Рухається, поширюючись, в зворотному напрямку, оптичний сігналпоступает на фоточутливий елемент (фотодіод), з виведення якого знімається величина фотоструму.

В процесі передачі оптичних сигналів по оптичній схемі (рис. 1) (до її складу входять: об'єктив, за допомогою якого потік випромінювання від джерела випромінювання формується у вигляді вузького потоку і вводиться в світловод, безпосередньо сам світловод, розгалужувач, фотодіод) зміни величини потоку здійснюється не тільки за рахунок відображення від об'єкта контролю, а й за рахунок втрат оптичного випромінювання на кордонах розділу середовищ з різною оптичною щільністю. Такими межами є: повітря – лінза об'єктива, лінза – повітря, повітря – торець світловода. Коефіцієнт пропускання кордону розділу середовищ визначається як:

де n1 і n2 – коефіцієнти заломлення суміжних середовищ.

Односпрямований розгалужувач дозволяє потоки, спрямовані від СІД в світловод катетера, передати практично без втрат. Відображені потоки від крові в світловод розгалужувач ділить на дві рівні частини. Половина потоку сигналу передається на фотоприймач. Друга половина направляється до випромінювача, де поглинається напівпровідникової структурою, не порушуючи режиму роботи випромінювання. На кордонах мають місце втрати оптичного випромінювання за рахунок відображення. Ці втрати слід врахувати при підведенні балансу потоку випромінювання при його введенні в фотоприймач.

Рисунок 1 – Оптична схема

Перетворення оптичного сигналу в електричний відбувається за допомогою явища внутрішнього фотоефекту в напівпровідниках. Вихідний струм фотодіода визначається формулою:

де I_фд – вихідний струм фотодіода, Ф_окна – величина світлового потоку, що потрапляє на фотодіод, S_cинт – інтегральна чутливість фотодіода до сигналу.

В якості вихідного сигналу вимірювального перетворювача можна вважати величину напруги з виходу попереднього підсилювача.

Двохчастотна схема вимірювання призначена для компенсації збурень. Вихідний сигнал в такій схемі визначається як відношення сигналів двох спектральних каналів.

Знаючи залежність між парціальним тиском і сатурацією, непрямим шляхом визначається ступінь насичення киснем артеріальної крові людини.

6 Оцінка метрологічних параметрів

Для оцінки інструментальної похибки проектованого засоби вимірювання розроблена його математична модель зі структурою, наведеною на рис. 2:

Рисунок 2 – Структурна схема пристрою

де ИП – вимірювальний перетворювач, ПУ – попередній підсилювач, СУк – узгоджувальний підсилювач по червоному каналу, СУик – узгоджувальний підсилювач по інфрачервоному каналу, НПк, НПик – нормують перетворювачі першого і другого каналів відповідно, МАС – мультиплексор аналогових сигналів, МПС – мікропроцесорна система.

В процесі розробки математичної моделі промоделювати процеси настройки електронних пристроїв на прикладі нормує перетворювача. В результаті настройки усунена велика частина систематичної похибки (зміщення нуля), решта присутній що не виключена частина систематичної похибки. Налаштований коефіцієнт передачі, встановлена невиключена частина мультиплікативної похибки. Модель не забезпечує абсолютно точні налаштування цих параметрів. Допустима похибка налаштування не перевищує похибки квантування сигналу. До складу інструментальної похибки включені так само похибки АЦП, обчислювальні похибки алгоритмів масштабування (обчислення парціального тиску) і алгоритм обчислення сатурації.

Похибка налаштування алгоритму обчислення парціального тиску склала 0,08%, а обчислення сатурації – 0,8%.

7 Розробка конструкції пристрою

З використанням технології інтегральних схем і оптоелектроніки розроблені мініатюрні оптичні сенсори, чутливі до аналітичних тіла в режимі реального часу, для проведення аналізу газового складу крові invivo.

Завдяки значним успіхам у розвитку індустрії комунікацій з'явилися досить тонкі оптичні волокна (світловоди), високоенергетичні джерела світла (лазери, світловипромінюючі діоди), і детектори оптичного випромінювання.

Була розроблена оптична система моніторингу газового складу крові для реанімаційних та хірургічних відділень, що використовує сенсор, що вводиться пацієнтові за допомогою катетера в променевої артерії.

Рівень кисню в крові можна контролювати за допомогою внутрішньосудинного оптоволоконного катетера. Ці катетери вже використовуються [1][2] для моніторингу насичення киснем змішаної венозної крові під час хірургічної операції на серці і в блоці інтенсивної терапії.

На рис. 3 зображен оптоволоконний пристрій для вимірювання насичення крові киснем. Прилад складається з червоного і інфрачервоного світлодіодів, фотодатчика і пластикового світловода. Пластикові оптичні волокна адаптовані до обраних довжин хвиль.

Рисунок 3 – Оптоволоконний пристрій для вимірювання насичення крові киснем

Висновки

В рамках проведених досліджень виконано:

1. Розроблено електронний пристрій інвазивного вимірювання вмісту оксигемоглобіну в артеріальній крові людини.
2. В процесі виконання даної роботи були вивчені методи вимірювання ступеня насичення крові людини киснем, проведено їх аналіз та обраний найбільш відповідний метод.
3. Обрана математична модель формування аналітичного сигналу інвазивних методом.
4. Встановлено характеристика перетворення вимірювального перетворювача коефіцієнта відображення (парціального тиску) в величину фотоструму приймача випромінювання.
5. Побудовано математичну модель перетворення парціальний тиск-сатурація.
6. Побудована модель засоби вимірювання для оцінки метрологічних параметрів.
7. Розроблено структурну схему пристрою. Запропоновано схемні рішення для структурних компонентів.
8. Розроблено елементи конструкції пристрою інвазивного вимірювання вмісту оксигемоглобіну в артеріальній крові людини.

Список джерел

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.