Особенности построения фотооксигемометров (помехи)

Фотоплетизмографический датчик пульсоксиметра содержит два светоизлучающих диода, работающих один в «красной «, другой - в «инфракрасной» области спектра, а также широкополосный фотоприемник. Конструктивно датчик выполняется таким образом, что при его расположении на поверхности тела человека на фотоприемник поступает свет излучателей, ослабленный участком тканей, содержащим артериальный сосуд.

На практике используются два типа датчиков, первый, анализирующий излучение светодиодов, проходящих через ткани, и второй - излучение, отраженное от исследуемых тканей. Датчики проходящего излучения укрепляются на кончике пальца руки или ноги, мочке уха пациентов, у детей датчик часто закрепляется на стопе в области большого пальца или на ладони.

Высокая крутизна спектральной абсорбции Hb и HbO₂ в области красного и инфракрасного излучения требует малого разброса центральной длины волны излучения светодиодов, используемых в датчике. Для красного диапазона длина волны излучения должна находиться в пределах 660±10 нм.

В качестве светоприемников в датчиках фотооксигемометров используются кремниевые фотодиоды, обладающие высокой чувствительностью в области «красного» и «инфракрасного» диапазонов излучения, быстродействием и низким уровнем шума.

Структурная схема фотооксигемометра показана на рис. 6. Фотоприемник преобразует интенсивность ослабленного тканями «красного» и «инфракрасного» излучения в электрический сигнал, поступающий в тракт усиления. Излучатели датчика включаются поочередно, т.е. коммутируются с частотой порядка 1000 Гц, что позволяет использовать для регистрации излучения один коммутируемый фотоприемник.

Далее в усиленном тракте сигналы «красного» и «инфракрасного» излучения разделяются на два канала с помощью импульсов управления коммутатора, переключающих светодиоды. В каждом канале производится измерение двух составляющих ФПГ сигнала, обусловленных постоянной и пульсирующей составляющими абсорбции, необходимых для вычисления величины R и определения сатурации по калибровочной кривой.

Особенностью усилительного тракта является необходимость усиления сигналов фотоприемника в достаточно большом динамическом диапазоне сигналов (более 60 дБ). Это требование обусловлено значительным разбросом оптических характеристик кожи, подлежащих тканей, выраженности пульсаций кровотока в месте расположения датчика у различных пациентов.

Рис. 5. Структурная схема фотооксигемометра

Реализация требуемого динамического диапазона достигается использованием цифровой АРУ, охватывающей каскады усиления ФПГ сигнала и источника тока, питающего светодиоды. Система АРУ поддерживает выходные сигналы усиленного тракта на уровне номинального напряжения входа АЦП вычислителя с целью уменьшения шума квантования. Вычислитель фотооксигемометра содержит программное обеспечение, реализующее первичную обработку ФПГ сигнала, алгоритмы выделения артериальных пульсаций по «красному» и «инфракрасному» каналам, вычисления отношения R и определения величины SpO₂ по занесенной в памяти вычислителя калибровочной зависимости. Сложность алгоритмов, используемых при обработке сигналов в фотооксигемометрах, объясняется высоким уровнем помех, сопровождающих регистрацию ФПГ, а также требованиями высокой точности и быстродействия измерений. Требования стандартов по фотооксигемометрии устанавливают основную погрешность измерения сатурации в диапазоне (80…90)% равную ±2%, (50…79)% - ±3%, для сатурации ниже 50% погрешность обычно не нормируется.

Высокая точность фотооксигемометрии для значений сатурации более 80% необходима для надежной дифференциации развития состояния гипоксемии и гипоксии. В этом диапазоне кривая диссоциации гемоглобина имеет малую крутизну (рис. 7) и небольшое уменьшение сатурации означает сильное изменение напряжения кислорода в крови, что является предвестником гипоксии.

Рис. 6 Кривые диссоциации оксигемоглобина

Увеличение допустимой погрешности при низких уровнях оксигенации (менее 80%) является клинически обоснованным, так как в этом диапазоне наибольшей ценностью обладает не абсолютное значение сатурации, а оценка динамики процесса, т.е. изменение сатурации в течение определенного времени. Реальным требованием анестезиологической практики является длительность процесса измерения и оценки сатурации, составляющая не более 6…10 с. Основные помехи, влияющие на точность измерения сатурации, имеют электрическую, оптическую и физиологическую природу.

Электрические помехи (наводки) возникают в усиленном тракте фотооксигемометра в результате влияния внешних электромагнитных поле, создаваемых, в частности, питающей сетью 50Гц, электрохирургическим инструментом, физиотерапевтической аппаратурой. Подавление помех осуществляется путем частотной фильтрации сигналов, так как полезная информация в ФПГ сигнале сосредоточена, в основном, в диапазоне до 10Гц, т.е. значительно ниже частотного диапазона помех. Для этой цели используют аналоговые фильтры нижних частот в усилительном тракте, а также цифровая фильтрация.

Помехи оптического происхождения возникают в случае попадания света от посторонних источников излучения (от хирургических ламп, ламп дневного света и т.п.) на фотоприемник датчика. Под действием данных помех уровень сигнала, снимаемого с фотоприемника, может изменяться, искажая сигнал, обусловленной абсорбцией излучения светодиодов в тканях. Для подавления оптических помех используют метод трехфазной коммутации светодиодов датчика. В первые две фазы коммутации поочередно включается либо «красный», либо «инфракрасный» светодиод датчика, в третьей фазе оба светодиода включаются и фотоприемник регистрирует фоновую засветку датчика, включающую оптические помехи. Напряжение фоновой засветки запоминается и вычитается из сигналов «красного» и «инфракрасного» каналов, получаемых в первые две фазы коммутации. Таким образом, действие фоновой засветки датчика на полезный сигнал ослабляется. Сильная фоновая засветка датчика может стать причиной возникновения искажений в усиленном тракте, поэтому фотоприемник и первые каскады усиления должны обладать линейностью характеристики в большом динамическом диапазоне входных сигналов. Ослабление фоновых засветок достигается также конструктивным построением датчика с использованием экранирования.

Помехи физиологической природы оказывают наиболее сильное влияние на показания пульсоксиметров. К таким помехам можно отнести влияние двигательных артефактов, в том числе и дыхания, непостоянство формы пульсовой волны и снижение её амплитуды у различных пациентов. Движение конечности с закрепленным на ней датчиком вызывает перераспределение объема крови, находящегося в поле зрения датчика, что дает на выходе фотоприемника помеховый сигнал. Ослабление этих помех особенно важно при выделении максимумов артериальных пульсаций фотоплетизмографических сигналов обоих каналов. Спектральный подход основывается на том, что частотные компоненты артериальных пульсаций лежат в диапазоне 0,5…4 Гц, а двигательные артефакты находятся в более высокочастотной области (около 7Гц) и носят случайный характер. Для вычисления отношения R используются первые гармоники разложения Фурье сигналов красного и инфракрасного каналов, что дает более точную оценку аргумента калибровочной зависимости. Влияние двигательного артефакта на регистрацию ФПГ сигнал может быть оценено с помощью встроенной экспертной системы, работающей на основе анализа соотношения амплитуд первой и второй гармоник Фурье сигнала артериальных пульсаций. Снижение этого соотношения говорит о росте влияния помех и снижения достоверности показаний прибора.

Точность измерения сатурации в фотооксигемометрах определяется калибровочной зависимостью, устанавливаемой при градуировке приборов. «Золотым» стандартом градуировки считается проведение одновременных измерений сатурации исследуемым фотооксигемометром и эталонным прибором у добровольцев, вдыхающих газовую смесь заданного состава.

В качестве эталонов используются кюветные многоволновые оксиметры, анализирующие пробу артериальной крови. Трудность получения клинических данных для низких значений сатурации (менее 80%) в экспериментах in-vivo заставляет экстраполировать калибровочную зависимость в этой области и снижать требования к точности измерений. Достаточно сложная система градуировки пульсоксиметров, описанная в [10], полностью имитирует процесс газообмена в организме человека. Система содержит мембранный оксигенатор (рис. 8), источник гидравлических пульсаций, имитирующий артериальный кровоток и модель пальца, на который надевается датчик испытуемого пульсоксиметра. Система имеет пробоотборник крови для анализа с помощью кюветного оксиметра.

Рис. 7. Система in-vivo градуировки фотооксигемометров

Данная система позволяет проводить точную градуировку прибора при значениях сатурации менее 50%. При производстве фотооксигемометров для обеспечения точности измерения сатурации используются оптико-электронные имитаторы, имеющие заданные метрологические характеристики.

Имитатор имеет оптическую головку, помещаемую в поле зрения датчика фотооксигемометра вместо участка тела пациента. Головка имитатора содержит фотоприемник, располагаемый напротив светодиодов датчика. С помощью оптической головки происходит переизлучение световых потоков от светодиодов датчика к его фотоприемнику, причем передача сигналов фотоприемника головки к светодиодам имитирует абсорбцию света в тканях, включая формирование артериальной пульсации. Способы отображения информации, используемые в фотооксигемометрах, дают наглядное представлениях об измеряемых физиологических показателях. Вычисленные значения сатурации крови кислородом и ЧСС отображаются в виде соответствующих цифровых значений на дисплее прибора.

В большинстве случаев предполагается, что фракция дисгемоглобинов (MetHb и COHb) не превышают 2% и её долей в определении сатурации можно пренебречь. Однако при колебаниях этой фракции показания пульсоксиметра могут отличаться от величин по которым производилась градуировка прибора. Поэтому для более корректного обозначения показаний фотооксигемометров используется термин SpO₂, применяемый большинством изготовителей аппаратуры, который подчеркивает возможность ошибок определения сатурации при возрастании фракций дисгемоглобинов. Ошибки могут возникать при низкой тканевой перфузии или выраженной вазоконструкции вследствие слабости пульсации в месте расположения датчика прибора. При выраженной гемоделюции, анемии и кровопотере высокие показатели SpO₂ не гарантируют безопасный уровень доставки кислорода к тканям, т.к. общая кислородная емкость крови при этом может оказаться недостаточной.

Фотоплетизмограмма может быть представлена в виде кривой на графическом дисплее или в виде пульсирующего «столбика», следящего за изменением объема артериальной крови в поле зрения датчика. Для оценки абсолютного значения артериальных пульсаций вводится специальный масштабный индикатор амплитуды пульсаций. [11, 12]