Н ТУУ «КПИ» ММИФ каф. БМИ

ЛЕКЦИИ 12 и 13. НЕИНВАЗИВНАЯ ОКСИМЕТРИЯ.

(для специальности «Биомедицинская инженерия»)

С.В.Зубков

Цель: изучить неинвазовный метод измерения насыщения крови кислородом

Вопросы:

1. Основные понятия при прохождении света через ткани.

2. Принцип получения фотоплетизмограммы (ФПГ).

3. Основные параметры и характерные точки ФПГ.

4. Общее описание методики оксиметрии.

5. Фотометрическая оксиметрия.

6. Техника неинвазивного измерения насыщения крови кислородом.

7. Алгоритм вычисления SpO₂.

8. Устройство пульсоксиметров. Блок-схема. Назначение основных узлов.

9. Примеры промышленых пульсоксиметров.

Литература:

См. доп. Материалы к лекции

Фотоплетизмографический способ регистрации

ОБЪЕМНОЙ ПУЛЬСОВОЙ ВОЛНЫ.

Показатели пальцевой Фотоплетизмограммы

I Плетизмографи́я (греч. plethysmos наполнение, увеличение + graphō писать, изображать)

метод исследования сосудистого тонуса и кровотока в сосудах мелкого калибра, основанный на графической регистрации пульсовых и более медленных колебаний объема какой-либо части тела, связанных с динамикой кровенаполнения сосудов. Как особый метод выделяют так называемую общую плетизмографию, или плетизмографию всего тела, применяемую для исследования функций внешнего дыхания и минутного объема кровообращения.

Движение крови в сосудах обусловлено работой сердца. При сокращении миокарда желудочков кровь под давлением изгоняется из сердца в аорту и легочную артерию. Ритмические сокращения миокарда образуют ритмические расширения сосудистой стенки (пульс), которые под действием распространения волн давления от начальной части аорты к артериолам и капиллярам вызывают распространение пульсовых волн.

Скорость распространения пульсовой волны по сосудам не зависит от скорости течения крови, а определяется эластичностью сосуда, толщиной его стенки, диаметром и плотностью крови. Так, в аорте она может составлять 4–6 м/сек, а в артериях мышечного типа 8–12 м/сек. Линейная скорость кровотока по артериям, обычно, не превышает 0,5 м/сек. С увеличением жесткости сосуда скорость пульсовой волны возрастает. С возрастом эластичность сосудов снижается и скорость распространения пульсовой волны растет. Величина скорости зависит от давления крови, а также состояния функции сосудистого эпителия. Для оценки скорости распространения пульсовой волны можно использовать измерение промежутка времени tзад (рис.1) между пульсациями крови в сонной и бедренной артериях, регистрируемые сфигмографическими датчиками. Однако наиболее просто оценка скорости распространение пульсовой волны в артериальных сосудах реализуется с использованием пальцевой фотоплетизмографии.

Рис.1. К оценке скорости распространения пульсовой волны по измерению времени t_зад

В фотоплетизмографии (ФПГ) участок тканей, в котором исследуется кровоток, например, палец руки, располагают на пути луча света между источником излучения и фотоприемником. Поскольку поглощение света в тканях пропорционально объему крови, проходящему через освещаемый участок, то усиливая сигнал фотоприемника можно зарегистрировать изменения его амплитуды, обусловленные артериальной пульсацией сосуда.

Прибор для регистрации ФПГ, например, пульсоксиметр, включает первичный преобразователь пульсовой волны, устройство обработки сигнала и устройство отображения информации.

Первичный преобразователь пульсовой волны представляет собой фотоэлектрический датчик, состоящий из светоизлучающего диода и фотоприемника. Конструктивно датчик выполнен так, что излучатели и фотоприемник располагаются на поверхности тела таким образом, чтобы на фотоприемник поступал свет излучателей, ослабленный участком живой ткани. Для пальцевого датчика излучатель располагается над ногтевой пластинкой, а фотоприемник с противоположной стороны пальцевой фаланги (рис.2).

Излучатель включается в импульсном режиме, что позволяет ослабить действие фоновых засветок. Зависимость поглощения света от времени в тканях, содержащих артериальный сосуд, имеет пульсирующую компоненту, обусловленную изменением объема артериальной крови в “поле зрения” датчика при каждом сердечном сокращении и “постоянную” составляющую.

Рис. 2. Датчик пальцевой фотоплетизмограммы

“Постоянная” составляющая поглощения определяется величиной света, поглощаемой в измеряемом пульсовом цикле во время диастолы, и обусловлена характеристиками венозной и капиллярной крови, костей, кожи и других тканей исследуемого участка. Для регистрации пульсовой волны необходимо исключить влияние изменения “постоянной” составляющей поглощения и выделить систолическую составляющую, обусловленную притоком артериальной крови (рис. 3).

Рис.3. Поглощение света в тканях, содержащих пульсирующий сосуд.

Фотоприемник преобразует интенсивность ослабленного тканями излучения в электрические сигналы, поступающие после усиления и обработки в микропроцессорный блок. После оцифровки сигнала он передается для отображения на графический дисплей и выводится для графической записи или для обработки на ПЭВМ.

Формирование контура объемной пульсовой волны, при расположении датчика на пальце руки, показано на рис.4, основные параметры ФПГ, используемые для определения показателей функции эндотелия, на рис.5.

– прямая волна, – отраженная волна

Рис.4. Формирование контура объемной пульсовой волны при расположении датчика на пальце руки.

Контур объемной пульсовой волны формируется в результате взаимодействия между левым желудочком и сосудами большого круга кровообращения. Пальцевая фотоплетизмограмма отражает слияние двух объемных пульсовых волн (пиков).

Рис. 5. Основные параметры ФПГ.

Первый пик образуется за счет систолической, прямой волны, имеющей амплитуду А1, формируемой объемом крови в систолу, передающимся напрямую от левого желудочка к пальцам верхних конечностей.

Второй пик образуется за счет отраженной волны с амплитудой А2, которая возникает из-за отражения объема крови, передающегося по аорте и крупным магистральным артериям к нижним конечностям, и направляющегося обратно в восходящий отдел аорты и далее к пальцам верхних конечностей.

Результаты исследований (O'Rourke М.F. 1993г.) показывают, что интенсивность отражения определяется тонусом мелких мышечных артерий в основных местах отражения (преимущественно дистальнее бедренной артерии). Для оценки выраженности отраженной волны используется показатель – индекс отражения (ИО), представляющий собой отношение амплитуды отраженной волны А2, к амплитуде прямой волны А1, выраженное в процентах:

ИО = (А2 / А1)100%.

Отраженная волна отстоит от прямой систолической на время отражения Т, которое определяется прохождением пульсовой волны вниз и отражением ее обратно (Рис.4). Время отражения зависит от скорости распространения пульсовой волны и расстояния, которое она должна пройти. Расстояние в значительной степени определяется ростом обследуемого. Поэтому для характеристики распространения пульсовой волны определяется специальный показатель – индекс жесткости (ИЖ), как отношение роста обследуемого L, (в метрах) ко времени отражения пульсовой волны Т, (в сек.).

ИЖ = L / T

ИЖ определяется скоростью распространения пульсовой волны: чем больше скорость распространения, тем меньше время отражения и тем раньше, по отношению к систоле, возвращается отраженная волна. Чем более ригиден сосуд, тем меньше время отражения, тем больше ИЖ.

Таким образом, контур периферической объемной пульсовой волны, полученный с помощью пальцевой фотоплетизмографии, определяется главным образом характеристиками большого круга кровообращения, скоростью распространения волны давления в аорте и крупных эластических артериях, а также тонусом мелких артерий от которого зависит индекс отражения.

Для измерения параметров ФПГ разработано программное обеспечение “ПУЛЬС”, позволяющее проводить определение показателей ИО и ИЖ. Программа позволяет вручную “наводить” визиры на экране дисплея ПЭВМ, фиксирующие характерные точки ФПГ, (рис.6), что уменьшает ошибки определения диагностических показателей.

Рис.6. Определение характерных точек пальцевой ФПГ.

Характерные точки и параметры обсчета плетизмограммы.

"0" - нулевая точка, начало пульсовой волны. "1" - точка макси-мальной скорости нарастания (max производной). "2" - максимум пульсовой волны. "3" - минимум дикротической волны. "4" - максимум дикротической волны.

1. Длительность сердечного цикла - мс 2. Анакротическая фаза - мс, временной интервал от точки "0" до точки "2". 3. Катакротическая фаза - мс, временной интервал от точки "2" до конца пульсовой волны. 4. Период быстрого кровенаполнения - мс, временной интервал от точки "0" до точки "1". 5. Период медленного кровенаполнения - мс, временной интервал от точки "1" до точки "2". 6. Период венозного оттока -мс, Период быстрого кровенаполнения - мс, временной интервал от точки "2" до точки "4". 7. Сфигмографическая скорость - отношение временного интервала от точки "0" до точки "2" к длительности сердечного цикла. 8. Дикротический импульс - отношение А3/А2. ( Аi - амплитуда пульсовой волны в i - той точке). 9. Диастолический индекс - отношение А4/А2. 10. Индекс периферического сопротивления - отношениеА1/А2. 11. Интегральный гидравлический индекс - отношение S4/S03 ( см. рис.). 12. Интегральный артериальный индекс - отношение Sполная/S03.(S полная - полная площадь под кривой пульсовой волны). 13. Интегральный венозный индекс - отношение Sполная/S4 ( см. рис.).

Рис. 2. Синхронно зарегистрированные пневмограмма (а) и пальцевая плетизмограмма (б): l — волны первого порядка, или объемный пульс (указаны стрелками); II — волны второго порядка, имеющие период дыхательных волн, изображенных на пневмограмме (a); III — волна третьего порядка, имеющая период нескольких дыхательных волн.

Общее описание методики 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).

Рисунок 3 – Датчик фотоплетизмограммы при исследовании кровотока в пальце руки

   

  Согласно закону В-L (см. ниже), 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.

Рисунок 4 – Фотоплетизмограмма периферического пульса

      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 3).

     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:

Анорм=Апер/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:

R=(Апер/Апост)кр/(Апер/Апост)инф,

     где индекс кр - относится к абсорбции в красной области спектра,      инф - в инфракрасной области спектра.

     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.

Рисунок 6 – Калибровочная кривая пульсоксиметра

     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.