ͥ婶鮱롿 ޫ櫲񯮭ὠ¨⬨ﳥ랠rosmedic.ru
Главная arrow Приборные медицинские методы диагностики и лечения arrow Фотометрические методы при диагн. исследованиях arrow Фотометрические методы получения фотоплетизмограмм и проведения пульсовой оксиметрии
Фотометрические методы получения фотоплетизмограмм и проведения пульсовой оксиметрии

Стремление оценивать показатели, параметры и характеристики организма с помощью методов и чувствительных элементов, которые вносят минимальные изменения в его функциональное состояние, привело к широкому использованию фотометрических методов получения измерительной информации. В основу их положена способность биологической ткани изменять степень поглощения или отражения светового потока, проходящего через нее. В соответствии с законом колориметрии (закон Бугера-Ламберта-Бера) поглощение света в объекте с однородными оптическими свойствами зависит от толщины слоя, через который это излучение проходит.

Если световой поток пропускать через биологическую ткань, в которой имеются кровеносные сосуды и оценивать значение светового потока, прошедшего через нее, то поглощение (абсорбция) светового излучения будет зависеть от толщины биоткани, ее внутренней структуры, размеров кровеносных сосудов и спектрального состава источника света. При изменении размеров сосудов, пульсирующих синхронно с работой сердца, соответственно изменяется степень поглощения светового потока и коэффициент его отражения.

На выходе фотоприемника будет регистрироваться сигнал, который однозначно характеризует пульсацию крови в кровеносных сосудах. Методы, основанные на оценке уровня абсорбции биологической тканью светового излучения, в медицине получили название фотоплетизмографических. Кривые, характеризующие изменение степени поглощения светового излучения в зависимости от времени, называются фотоплетизмограммами. В настоящее время отдельные авторы этот термин трактуют более расширенно и понимают под ним регистрируемые с помощью технических средств кривые взаимодействия света с веществом. По их виду неинвазивно удается установить наличие различных гемодинамических нарушений в движении крови на исследуемых участках сосудистого русла. Фотоплетизмограмма пульсации крови в артерии приведена на рис. 1

Image
Рис. 1. Фотоплетизмограмма артериальных сосудов


Амплитуда регистрируемых колебаний зависит от разности давления в сосудах при систоле и диастоле. Усредненное значение коэффициента поглощения света зависит, в том числе, и от среднего давления крови в сосудах. Действительно, при увеличении давления размеры сосудов, наполненных кровью, увеличиваются, и уменьшается степень их светопропускания. При уменьшении среднего давления наблюдается обратный процесс. Фотоплетизмограмма обычно оценивается качественно и выводится на экран монитора для того, чтобы медицинский персонал мог оценить гемодинамические показатели сердечно-сосудистой системы. Хотя теоретически метод может быть использован для оценки гемодинамических показателей работы сосудистой системы на любом участке биологического организма, на практике его используют на тех участках биоткани, которые имеют сравнительно небольшую толщину и абсорбируют только часть светового излучения. Интенсивность его выбирают, исходя из соображений медицинской безопасности.

При использовании маломощных источников света, хорошие результаты можно получить при размещении датчика на конце пальца или на мочке уха. В этом случае он может быть выполнен в форме прищепки, с помощью которой "зажимается" контролируемый участок биоткани. С одной ее стороны устанавливается источник света, а с другой - фотоприемник. Световое излучение проходит через биоткань между источником света и фотоприемником (рис. 2).

Image
Рис. 2. Чувствительная часть датчика, предназначенного для получения фотоплетизмограммы
Пленочный электронагреватель - ПЛЭН инфракрасное отопление на основе ПЛЭН.

Сигнал фотоприемника подается на монитор, который осуществляет его визуализацию, или подается в устройство, где проводится запись его в течение определенного промежутка времени. В качестве источника светового излучения могут быть использованы миниатюрные лампы накаливания или светодиоды.

Используя сигнал фотоприемника или фотоплетизмограмму, можно определить частоту сердечных сокращений (ЧСС). Для этого следует измерить время между соседними максимумами фотоплетизмограммы (рис. 1) и определить ЧСС.

Частота сердечных сокращений обычно определяется количеством ударов в минуту. Для большей объективности результатов в формуле используется средняя длительность кардиоинтервала tcp, которая определяется путем измерения времени п кардиоинтервалов tки с последующим нахождением усредненного значения. Чем большее количество кардиоинтервалов используется при обработке сигналов, тем ближе к действительному значению время tcp. Во многих приборах для определения ЧСС используются сигналы электрокардиографии. При этом легче всего измеряется кардиоинтервал между выбросами R (RR-интервал) , так как эти электрические импульсы наиболее хорошо выражены и имеют достаточно остроконечные пики.

При построении измерительных устройств для определения ЧСС следует помнить, что в мелких и средних венах практически отсутствуют колебания кровяного давления. В крупных венах колебания давления (венный пульс) имеют другое происхождение, по сравнению с артериальным. Он обусловлен затруднениями оттока крови к сердцу во время систолы предсердий и желудочков. При сокращении этих отделов сердца давление внутри вен повышается и происходят колебания их стенок. Удобнее всего записывать пульс яремной вены.

Кривую венного пульса называют флебограммой (рис. 3).

Image
Рис. 3. Кривые синхронной записи электрокардиограммы и венного пульса


Зубец а совпадает с систолой правого предсердия. Он обусловлен тем, что в момент систолы устья впадающих в него полых вен зажимаются кольцом мышечных волокон. Отток крови из вен временно приостанавливается. Из-за застоя крови возникает растяжение стенок вен. Во время диастолы предсердий кровь свободно поступает в них. Зубец с объясняют толчком сонной артерии, находящейся вблизи яремной вены. После зубца с начинается падение кривой, которое сменяется его подъемом. Наличие зубца v объясняется тем, что к концу систолы желудочков предсердия наполнены кровью. Дальнейшее поступление ее невозможно. Происходит застой крови в венах и растяжение их стенок.

Из сказанного ясно, что оценивать ЧСС и работу сердца целесообразно по сигналам, характеризующим работу артерий, а не вен.

При использовании монохроматических источников излучения с несколькими частотами, можно реализовать идеи, использованные в спектрофотомерах. С помощью их неинвазивно, применяя накладные датчики, определяют сатурацию крови кислородом. В основу их работы положено то обстоятельство, что в зависимости от частоты излучения источника света коэффициенты светопоглощения гемоглобином и оксигемоглобином одинаковы или существенно различны. Так при длине волны 660 нм (красная область) гемоглобин поглощает приблизительно в 10 раз больше светового потока, чем оксигемоглобин. А при длине волны 940 нм (инфракрасная область) поглощение света оксигемоглобином больше, чем гемоглобином.

Если через биоткань последовательно пропускать монохроматическое излучение (рис. 4), находящееся в разных областях спектра, и оценить значения сигналов, получаемых при этом с фотоприемника, то по его изменениям можно оценить сатурацию (насыщение крови) кислородом.

Image
Рис. 4. Датчик пульсооксиметрии


При использовании этого метода удается одновременно определять ЧСС, характеризующую пульс и насыщенность крови кислородом. Поэтому соответствующие приборы получили название пульсооксиметров.

Для увеличения объективности оценки в пульсооксиметрах оценивают нормированные отношения постоянной и переменной составляющих в соответствующих областях спектра

Image

и параметры сатурации находят, исходя из значения показателя R

Image

εнорм.кр., εнорм.инфрм.. - нормированные отношения в красной и инфракрасной областях.

Показатель R=0,4 будет при стопроцентной сатурации крови (рис. 5) и R=3,4 при нулевой (0%) сатурации. Отношение R=l соответствует 85% сатурации.

Значение R, в основном, определяется соотношением между гемоглобином и оксигемоглобином и мало зависит от свойств кожного покрова и других фрагментов биологической ткани. Источники света (красного и инфракрасного) включаются поочередно, а фотоприемник используется один. Благодаря последнему, обеспечивается неизменность чувствительности фотоприемника в разных областях спектра.

Градуировочная характеристика пульсооксиметров существенно нелинейна (рис. 5).

Image
Рис. 5. Калибровочная характеристика пульсооксиметра


Она зависит от параметров излучателей света и фотоприемника. Из-за достаточно большого изменения характеристик абсорбции света кровью при изменении частоты рекомендуют применять светодиоды, имеющие малый разброс длин волн излучения (660±5 нм, 940±10 нм). Поэтому при замене излучателей градуировочная характеристика пульсооксиметра может изменяться. Не всегда у датчиков пульсооксиметра выполняются условия взаимозаменяемости. Иногда приходится производить разбраковку излучателей по спектральным характеристикам излучения.

Это есть следствие того, что фотоприемник, в качестве которого используется кремниевый светодиод, чаще всего достаточно широкополосный, а использование светофильтров, пропускающих только определенные длины волн, обычно, затруднено из-за их громоздкости и резкого увеличения стоимости прибора. В настоящее время для задач пульсооксиметрии разработаны бескорпусные светодиоды красного и инфракрасного диапазонов, размещенные на одной подложке.

Для решения этих же задач в последнее время начали применять методы нефелометрии. Теория их ничем не отличается от выше рассмотренной. Разница заключается только в том, что с помощью фотоприемника оценивается оптический сигнал, рассеянный фрагментами биологической ткани. Соответственно излучатели света и фотоприемник расположены так, что исключено прямое прохождение света между ними. На фотоприемник попадает только свет, который рассеян элементами биоткани, в том числе и пульсирующими сосудами, наполненными кровью. В этом случае речь уже идет не о поглощении (абсорбции) светового излучения, а об его отражении от элементов биоткани и фрагментов крови или рассеянии ими световой энергии. С метрологической точки зрения нефелометрические методы выглядят несколько хуже, чем абсорбционные. Это обусловлено тем, что отраженный сигнал дополнительно зависит от формы частиц, от которых он отражается, от глубины, на которой они расположены, от взаимного расположения излучателя света и фотоприемника. Хотя усреднение отраженных световых потоков приводит к снижению роли этих факторов, тем не менее, результаты, полученные с помощью спектрофотометрического и нефелометрического методов, различаются между собой. Датчики приборов, работающих на использовании отраженного и рассеянного сигналов, содержат световые излучатели и фотоприемники. Торцы излучающей и принимающей излучение поверхностей у них часто находятся под углом друг к другу. Благодаря этому существенно повышается чувствительность и несколько увеличивается воспроизводимость получаемых результатов.

Для нефелометрических приборов труднее создать метрологическое обеспечение. Поэтому они используются, в основном, как оценочные. Их удобно использовать тогда, когда основным является оперативность и удобство. Когда измерения проводятся на поверхностях, имеющих большую толщину, то спектрофотометрические датчики, основанные на оценке проходящего света, использовать не удается. В этом случае у датчиков, оценивающих рассеянную часть света, нет конкурентов, и приходится применять нефелометрические методы.

Так, например, для мониторинга региональной сатурации крови в сосудах головного мозга (rSO2) можно использовать нефелометрические методы. При этом датчик rSO2 накладывается на кожу, на лобную часть головы пациента.

 
« Пред.   След. »
 
 
Rambler's Top100