Вопрос: что такое оксигенация и как она связана с коронавирусом

• с нехваткой жидкостнойсреды,
• с нехваткой витаминов,
• с гипоксией (нехваткой кислорода).

Вопрос: что такое оксигенация и как она связана с коронавирусом?

Популярное

Поможет ли мониторинг этого показателя своевременно заметить ухудшение состояния при коронавирусной инфекции? И точно ли низкая оксигенация кислорода в крови говорит о том, что пора вызывать врача? Разбираемся.

9. Cortez J., Gupta M., Amaram A., et al. Noninvasive evaluation of splanchnic tissue oxygenation using near-infrared spectroscopy in preterm neonates // J Matern Fetal Neonatal Med. – 2011. – Vol. 24, No. 4. – P. 574-582.

МЕТОДЫ ОЦЕНКИ НАСЫЩЕНИЯ КИСЛОРОДОМ ГЕМОГЛОБИНА В КЛИНИЧЕСКОЙ ОФТАЛЬМОЛОГИИ

Аннотация

Важным показателем жизнеобеспечения является содержание кислорода в жидкостях и тканях организма. Ряд патологий зрительного анализатора, таких как глаукома, предположительно, имеет сосудистый генез, заключающийся в нарушении кровоснабжения и циркуляции кислорода. Большая часть кислорода переносится кровью в виде химического соединения с гемоглобином. Проходя через капилляры, гемоглобин отдает кислород, превращаясь из оксигенированного в дезоксигенированный. Этот процесс сопровождается изменением спектральных характеристик гемоглобина, что обуславливает цвета артериальной и венозной крови. На различиях в поглощении света разными формами гемоглобина основан фотометрический метод измерения степени насыщения крови кислородом (сатурации). Метод её оценки называют оксиметрией. В медицине наиболее распространена тканевая пульсоксиметрия с оценкой показателя тканевой оксигенации. Степень насыщения гемоглобина кислородом в сосудах глаза является наиболее доступным для неинвазивного исследования в офтальмоскопии и вместе с тем информативным параметром. Многочисленные исследования показали важность этого параметра для диагностики ретинопатий различного генеза, анализа метаболического статуса при гипергликемии, диагностики и контроля в процессе лечения глаукомы и других патологических состояний, сопровождающихся нарушением кровоснабжения тканей глаза. Отдельным методом оценки концентрации кислорода является измерение давления растворенного кислорода в крови – парциальное давление кислорода. В офтальмологии исследования данного показателя проводят в жидкости передней камеры, оценивая содержание кислорода при ряде офтальмопатий, включающих различные формы глаукомы, при инстилляциях гипотензивных препаратов, а также в стекловидном теле в области диска зрительного нерва при различных уровнях внутриглазного давления. В настоящее время хорошо развито направление оценки сатурации в сосудах сетчатки – ретинальная оксиметрия, основанная на исследовании поглощения света кровью в зависимости от насыщения гемоглобина кислородом путем анализа спектрального состава света, диффузно-отражённого от сетчатки. Также проводят оксиметрию эписклерально- конъюнктивальной сосудистой сети, позволяющую оценить сатурацию сосудов, принимающих кровь от переднего отрезка глаза, и характеризующую состояние его метаболизма при ряде патологий, а также в процессе лечения.

Ключевые слова

Об авторах

Список литературы

1. Pflüger E.F.W. // Arch Gesamte Physiol. – 1872. – Vol. 6. – P. 43.

2. Mozaffarieh M., Grieshaber M.C., Flammer J. Oxygen and blood flow: players in the pathogenesis of glaucoma // Molecular vision. – 2008. – Vol. 14. – P. 224-233.

3. Кузьков В.В., Киров М.Ю., Смёткин А.А. Мониторинг венозной сатурации. Инвазивный мониторинг гемодинамики в интенсивной терапии и анестезиологии. – Архангельск: СГМУ, 2008. – С. 193-207.

4. Zijlstra W.G., Buursma A., van Assendelft O.W. Visible and near infrared absorption spectra of human and animal haemoglobin: determination and application. – Utrecht, Boston: VSP, 2000. – 368 p.

5. Шурыгин И.А. Мониторинг дыхания: пульсоксиметрия, капнография, оксиметрия. – Москва: Издательство БИНОМ, 2000. – 301 c.

6. Vierordt K. Die quantitative Spektralanalyse in ihrer Anwendung auf Physiologie, Physik, Chemie und Technologie. – Tübingen: H. Laupp’sche Buchhandlung, 1876.

7. Severinghaus J.W. Takuo Aoyagi: discovery of pulse oximetry // Anesthesia and analgesia. – 2007. – Vol. 105, Suppl. 6. – P. 1-4.

8. Harvey L., Edmonds Jr. Pro: all cardiac surgical patients should have intraoperative cerebral oxygenation monitoring // Journal of cardiothoracic and vascular anesthesia. – 2006. – Vol. 20, No. 3. – P. 445-449.

9. Cortez J., Gupta M., Amaram A., et al. Noninvasive evaluation of splanchnic tissue oxygenation using near-infrared spectroscopy in preterm neonates // J Matern Fetal Neonatal Med. – 2011. – Vol. 24, No. 4. – P. 574-582.

10. Clark L.C. Measurement of oxygen tension: a historical perspective // Crit Care Med. – 1981. – Vol. 9. – P. 960-962.

11. Stow R.W, Randall B.F. Electrical measurement of the pCO2 of blood // Am J Physiol. – 1954. – Vol. 179. – P. 678 (abs).

12. Liu P., Zhu Z., Zeng C., Nie G. Specific absorption spectra of hemoglobin at different po2 levels: potential noninvasive method to detect PO2 in tissues // J.Biomed.Opt. – 2012. – Vol. 17, No. 12. – 125002.

13. Морозов В.И., Яковлев А.А. Фармакотерапия глазных болезней. – Москва: «МЕДпресс-информ», 2009. – 512 c.

14. Drenckhahn F.O., Lorenzen U.K. Oxygen pressure in the anterior chamber of the eye and the rate of oxygen saturation of the aqueous humor // Albrecht von Graefe’s Archiv fur Ophthalmologie. – 1958. – Vol. 160, No. 4. – P. 378-387.

15. Jacobi K.W. Continuous measurement of oxygen partial pressure in the anterior chamber of the living rabbit eye // Albrecht von Graefes Archiv fur klinische und experimentelle Ophthalmologie Albrecht von Graefe’s archive for clinical and experimental ophthalmology. – 1966. – Vol. 169, No. 4. – P. 350-356.

16. Wegener J.K., Moller P.M. Oxygen tension in the anterior chamber of the rabbit eye // Acta ophthalmologica. – 1971. – Vol. 49, No. 4. – P. 577-584.

17. Roetman E.L. Oxygen gradients in the anterior chamber of anesthetized rabbits // Investigative ophthalmology. – 1974. – Vol. 13, No. 5. – P. 386-389.

18. Pakalnis V.A., Rustgi A.K., Stefansson E., et al. The effect of timolol on anterior-chamber oxygenation // Annals of ophthalmology. – 1987. – Vol. 19, No. 8. – P. 298-300.

19. Helbig H., Schlotzer-Schrehardt U., Noske W., et al. Anteriorchamber hypoxia and iris vasculopathy in pseudoexfoliation syndrome // German journal of ophthalmology. – 1994. – Vol. 3, No. 3. – P. 148-153.

20. Cristini G. Uveal consumption of oxygen in the glaucomatous eye / Annales d’oculistique. – 1954. – Vol. 187, No. 5. – P. 401-408.

21. Трутнева К.В., Зарецкая Р.Б., Зубарева Т.В. Оксигенация крови у больных глаукомой // Вестник офтальмологии. – 1970. – № 5. – С. 23-28.

22. Новые методы функциональной диагностики в офтальмологии / Под ред. К.В. Трутневой. – Москва, 1973. – С. 112-135.

23. Трутнева К.В., Зарецкая Р.Б., Жданов В.К. Новые возможности объективного комплексного исследования кислородного обмена у больных с глазной патологией // Вестник офтальмологии. – 1977. – № 1. – С. 45-50.

24. Зарецкая Р.Б., Трутнева К.В. К механизму нарушения кислородного обмена у больных глаукомой // Вестник офтальмологии. – 1978. – № 5. – С. 5-10.

25. Cohan B.E., Cohan S.B. Flow and oxygen saturation of blood in the anterior ciliary vein of the dog eye // The American journal of physiology. – 1963. – Vol. 205. – P. 60-66.

26. Elgin S.S. Arteriovenous Oxygen Difference across the Uveal Tract of the Dog Eye // Investigative ophthalmology. – 1964. – Vol. 3. – P. 417-426.

27. Alm A., Bill A. Blood flow and oxygen extraction in the cat uvea at normal and high intraocular pressures // Acta physiologica Scandinavica. – 1970. – Vol. 80, No. 1. – P. 19-28.

28. Tornquist P., Alm A. Retinal and choroidal contribution to retinal metabolism in vivo. A study in pigs // Acta physiologica Scandinavica. – 1979. – Vol. 106, No. 3. – P. 351-357.

29. Gamm E.G., Puchkov S.G. Oxygen saturation of blood in the anterior ciliary veins in patients with primary glaucoma // Acta ophthalmologica. – 1985. – Vol. 63, No. 4. – P. 408- 410.

30. Delpy D.T., Cope M., van der Zee P., et al. Estimation of optical path length through tissue from direct time of flight measurements // Phys. Med. Biol. – 1988. – Vol. 33. – P. 1433-1442.

31. Smith M.H. Optimum wavelength combinations for retinal vessel oximetry // Applied optics. – 1999. – Vol. 38, No. 1. – P. 258-267.

32. Hickam J.B., Sieker H.O., Frayser R. Studies of retinal circulation and A-V oxygen difference in man // Transactions of the American Clinical and Climatological Association. – 1959. – Vol. 71.– P. 34-44

33. Hickam J.B., Frayser R., Ross J.C. A study of retinal venous blood oxygen saturation in human subjects by photographic means // Circulation. – 1963. – Vol. 27. – P. 375-385.

34. Delori F.C., Gragoudas E.S., Francisco R., Pruett R.C. Monochromatic ophthalmoscopy and fundus photography. The normal fundus // Archives of ophthalmology. – 1977. – Vol. 95, No. 5. – P. 861-868.

35. Delori F.C. Noninvasive technique for oximetry of blood in retinal vessels // Appl. Opt. – 1988. – Vol. 27. – P. 1113-1125.

36. Pittman R.N., Duling B.R. Measurement of percent oxyhemoglobin in the microvasculature // Journal of applied physiology. – 1975. – Vol. 38, No. 2. – P. 321-327.

37. Tiedeman J.S., Kirk S.E., Srinivas S., Beach J.M. Retinal oxygen consumption during hyperglycemia in patients with diabetes without retinopathy // Ophthalmology. – 1998. – Vol. 105, No. 1. – P. 31-36.

38. de Kock J.P., Tarassenko L., Glynn C.J., Hill A.R. Reflectance pulse oximetry measurements from the retinal fundus // IEEE transactions on bio-medical engineering. – 1993. – Vol. 40, No. 8. – P. 817-823

39. Schweitzer D., Thamm E., Hammer M., Kraft J. A new method for the measurement of oxygen saturation at the human ocular fundus // International ophthalmology. – 2001. – Vol. 23, No. 4-6. – P. 347-353.

40. Hammer M., Thamm E., Schweitzer D. A simple algorithm for in vivo ocular fundus oximetry compensating for non-haemoglobin absorption and scattering // Physics in medicine and biology. – 2002. – Vol. 47. – P. 233-238.

41. Hardarson S.H., Harris A., Karlsson R.A., et al. Automatic retinal oximetry // Investigative Ophthalmology & Visual Science. – 2006. – Vol. 47. – P. 5011-5016.

42. Narasimha-Iyer H., Beach J.M., Khoobehi B., et al. Algorithms for automated oximetry along the retinal vascular tree from dualwavelength fundus images // Journal of Biomedical Optics. – 2005. – Vol. 10(5). – 054013.

43. Denninghoff K.R., Chipman R.A., Hillman L.W. Oxyhemoglobin saturation measurements by green spectral shift // Optics letters. – 2006. – Vol. 31, No. 7. – P. 924-926.

44. Denninghoff K.R., Sieluzycka K.B., Hendryx J.K., et al. Retinal oximeter for the blue- green oximetry technique // Journal of biomedical optics. – 2011. – Vol. 16(10). – 107004.

45. Alabboud I., Muyo G., Gorman A., et al. New spectral imaging techniques for blood oximetry retina // Proceedings of SPIE — The International Society for Optical Engineering. – 2007. – Vol. 6631.

46. Johnson W.R., Wilson D.W., Fink W., et al. Snapshot hyperspectral imaging in ophthalmology // Journal of biomedical optics. – 2007. – Vol. 12(1). – 014036.

47. Palsson O., Geirsdottir A., Hardarson S.H., et al. Retinal oximetry images must be standardized: a methodological analysis // Investigative ophthalmology & visual science. – 2012. – Vol. 53, No. 4. – P. 1729-1733.

48. Li H., Lu J., Shi G., Zhang Y. Measurement of oxygen saturation in small retinal vessels with adaptive optics confocal scanning laser ophthalmoscope // J. Biomed. Opt. – 2011. — Vol. 11, No. 16. – 110504.

49. Roorda A., Romero-Borja F., Donnelly III W.J., et al. Adaptive optics scanning laser ophthalmoscopy // Opt. Express. – 2002. – Vol. 10, No. 9. – P. 405-412.

50. Li H., Lu J., Shi G., Zhang Y. Tracking features in retinal images of adaptive optics confocal scanning laser ophthalmoscope using KLTSIFT algorithm // Biomed. Opt. Express. – 2010. – Vol. 1, No. 1. – P. 31-40.

51. Webb R.H., Hughes G.W. Scanning laser ophthalmoscope // IEEE Transactions on Biomedical Engineering. – 1981. – Vol. 28. – P. 488-492.

52. 52. Liang J., Williams D.R., Miller D.T. Supernormal vision and high-resolution retinal imaging through adaptive optics // Journal of the Optical Society of America A. – 1997. – Vol. 14, No. 11. – P. 2884-2892.

53. Ashman R.A., Reinholz F., Eikelboom R.H. Oximetry with a multiple wavelength SLO // International ophthalmology. – 2001. – Vol. 23, No. 4-6. – P. 343-346.

54. Mordant D.J., Al-Abboud I., Muyo G., et al. Spectral imaging of the retina // Eye (London, England). – 2011. – Vol. 25, No. 3. – P. 309-320.

55. 55. Patel C.K., Fung T.H., Muqit M.M., et al. Non-contact ultrawidefield imaging of retinopathy of prematurity using the Optos dual wavelength scanning laser ophthalmoscope // Eye (London, England). – 2013. – Vol. 27, No. 5. – P. 589-596.

56. Kristjansdottir J.V., Hardarson S.H., Halldorsson G.H., et al. Retinal oximetry with a scanning laser ophthalmoscope // Investigative ophthalmology & visual science. – 2014. – Vol. 55, No. 5. – P. 3120-3126.

57. Vehmeijer W.B., Magnusdottir V., Eliasdottir T.S., et al. Retinal Oximetry with Scanning Laser Ophthalmoscope in Infants // PLOS ONE. – 2016. – Vol. 11(2). – e0148077.

58. Савельева Т.А., Линьков К.Г., Модель С.С. и др. Визуализация оксигенации сосудов глаза // Biomedical photonics. – 2016. – № 5. – С. 13.

59. Mayrovitz H.N., Larnard D., Duda G. Blood velocity measurement in human conjunctival vessels // Cardiovascular diseases. – 1981. – Vol. 8, No. 4. – P. 509-526.

60. Шмырева В.Ф., Петров С.Ю., Антонов А.А. и др. Исследование метаболизма тканей переднего отрезка глаза по уровню оксигенации гемоглобина в венозном русле при первичной открытоугольной глаукоме // Глаукома. – 2008. – № 3. – С. 3-10.

61. Шмырева В.Ф., Петров С.Ю., Антонов А.А. и др. Метод оценки оксигенации субконъюнктивального сосудистого русла с помощью спектроскопии отраженного света (экспериментальное исследование) // Глаукома. – 2008. – № 2. – С. 9-14.

Для цитирования:

Петров С.Ю., Антонов А.А., Новиков И.А., Савельева Т.А. МЕТОДЫ ОЦЕНКИ НАСЫЩЕНИЯ КИСЛОРОДОМ ГЕМОГЛОБИНА В КЛИНИЧЕСКОЙ ОФТАЛЬМОЛОГИИ. Biomedical Photonics. 2016;5(4):35-43.

Еще одним важным достоинством регистрации фотоплетизмограммы является возможность выделить долю интенсивности светового потока, который поглощается непосредственно гемоглобином артериальной крови. При прохождении света через участок ткани он встречает различные препятствия, которые условно можно разделить на несколько слоев (рис. 3). Слой 1 – это ткани (кожа, подкожная клетчатка, ноготь, кость), слой 2 – капиллярная и венозная кровь, слой 3 – кровь, остающаяся в артериолах к концу каждой пульсации, своего рода «конечно-систолический объем» артериального русла, слой 4 – дополнительный объем артериальной крови, притекающий в артериолы во время систолы сердца.

Методическое пособие по пульсоксиметрии. Часть 1

Проанализированы возможности пульсоксиметрии в диагностике и контроле эффективности лечения нарушений дыхания во сне.

В данной статье представлена информация из методического пособия по пульсоксиметрии: «Диагностические возможности неинвазивного мониторирования насыщения гемоглобина артериальной крови кислородом в клинике внутренних болезней: метод.рекомеменд. / Д.В. Лапицкий [и др.]. – Минск : БГМУ, 2015. – 71 с.»

Предназначено для врачей терапевтических специальностей, студентов 5-6 курсов лечебного факультета, клинических ординаторов, врачей-интернов.

1. Основы метода пульсоксиметрии.

В физиологии дыхания принято выделять два ключевых процесса: клеточное (тканевое) дыхание и внешнее дыхание (газообмен) [1,2]. Клеточное дыхание является тем процессом, посредством которого в клетке высвобождается энергия из углеводов, жиров и белков [3]. Внешнее дыхание обеспечивает поступление в организм кислорода для использования его в биологическом окислении органических веществ (т.е. в процессе клеточного дыхания), и удаление из организма продукта этого окисления — углекислого газа. Таким образом, артериальную кровь можно представить как связующее звено между внешним и внутренним дыханием. Газовый состав артериальной крови отражает эффективность внешнего дыхания и позволяет косвенно предположить риск развития тканевой гипоксии. Исходя из этих позиций, становится понятным диагностическое значение оценки газового состава артериальной крови.

Изучению газового состава альвеолярного газа и артериальной крови положил начало английский физиолог Джон Скотт Холдейн в начале XX века. Успехи в науке и технике за прошедшее столетие позволили сформировать стройную теорию газообмена и сконструировать приборы (например, Radiometer Medical ApS, Дания) для определения газов в пробах выдыхаемого воздуха, артериальной и венозной крови [4,5]. Однако проведение данного обследования требует стационарного оборудования и является инвазивным.

Для нужд практической и прикладной медицины требуется способ быстрой и неинвазивной оценки кислородного статуса артериальной крови. Поиски такого способа проводились с 30-х годов 20 столетия. В 1940 году был сконструирован первый гемоксиметр для выявления гипоксемии у летчиков во время полета. Разработанное оборудование было громоздким и требовало сложного обслуживания. Указанные обстоятельства явились причиной ограниченного применения гемоксиметров в клинической практике. Развитие технологий позволило уже в 1975 году выпустить на рынок первый мобильный неинвазивный пульсоксиметр, позволяющий осуществлять длительное мониторирование насыщения гемоглобина артериальной крови кислородом.

Основу метода пульсоксиметрии составляют два ключевых физиологических явления :

1. Способность гемоглобина в зависимости от его оксигенации в разной степени поглощать свет определенной длины волны при прохождении этого света через участок ткани (оксиметрия).
2. Пульсация артерий и артериол в соответствии с ударным объемом сердца (пульсовая волна).

Принцип оксиметрии заключается в следующем. Дезоксигемоглобин (гемоглобин, не содержащий кислорода — RHb) интенсивно поглощает красный свет, слабо задерживая инфракрасный. Оксигемоглобин (полностью оксигенированный гемоглобин, каждая молекула которого содержит четыре молекулы кислорода – HbO₂) хорошо поглощает инфракрасное излучение, слабо задерживая красное. По соотношению красного (R) и инфракрасного (IR) потоков, дошедших от источника излучения до фотодетектора через участок ткани (например, мочку уха, палец) определяется степень насыщения гемоглобина крови кислородом – сатурация, SO₂ (рис. 1).

Рис. 1 Принцип оксиметрии (объяснения в тексте).

Пульсовая волна образуется в результате пульсации артерий и артериол, вызванной выбросом определенного объема крови (ударного объема) в аорту левым желудочком. Каждая пульсовая волна приводит к ритмичному, в такт сокращения сердца, изменению кровенаполнения исследуемого участка ткани. Результатом регистрации таких колебаний кровенаполнения является фотоплетизмограмма (ФПГ). Анализ ФПГ позволяет определить частоту сердечных сокращений и оценить качество периферического кровотока (рис. 2). В различных клинических ситуациях амплитуда ФПГ способна меняться в десятки раз. ФПГ позволяет составить довольно точное впечатление о локальном кровотоке. Снижение амплитуды ФПГ служит признаком периферической вазоконстрикции и/или уменьшения ударного объема сердца, а повышение амплитуды свидетельствует об обратном. Тонус сосудов — основной фактор, определяющий высоту волн ФПГ.

Еще одним важным достоинством регистрации фотоплетизмограммы является возможность выделить долю интенсивности светового потока, который поглощается непосредственно гемоглобином артериальной крови. При прохождении света через участок ткани он встречает различные препятствия, которые условно можно разделить на несколько слоев (рис. 3). Слой 1 – это ткани (кожа, подкожная клетчатка, ноготь, кость), слой 2 – капиллярная и венозная кровь, слой 3 – кровь, остающаяся в артериолах к концу каждой пульсации, своего рода «конечно-систолический объем» артериального русла, слой 4 – дополнительный объем артериальной крови, притекающий в артериолы во время систолы сердца.

Рис. 3 Поглощение световых потоков от светодиодов различными тканями (объяснение в тексте).

В момент, предшествующий сердечному сокращению, ослабление световых потоков обусловлено первыми тремя слоями: на фотодиод падает излучение, которое расценивается как фоновое. Когда до артерий доходит очередная пульсовая волна, объем крови в них увеличивается и поглощение света изменяется. На пике пульсовой волны различие между фоновым и текущим излучениями становится максимальным. Фотодетектор измеряет это различие и считает, что его причина — дополнительное количество артериальной крови, появившейся на пути излучения. Этой информации оказывается достаточно, чтобы по специальному алгоритму рассчитать степень насыщения гемоглобина артериальной крови кислородом — SaO₂, которая обозначается как SpO₂ при измерении пульсоксиметром.

Таким образом, применение одного принципа измерения (просвечивание тканей) позволяет определить сразу три диагностических параметра: степень насыщения гемоглобина артериальной крови кислородом (SpO₂), частоту сердечных сокращений, объемную амплитуду кровенаполнения участка ткани. Поскольку измерение проводится путем просвечивания тканей, такой метод получил название «трансмиссионная пульсоксиметрия». На основе данного метода функционируют подавляющее большинство используемых в медицинской практике пульсоксиметров.

Медицинскому персоналу, который использует пульсоксиметры в повседневной деятельности, необходимо представлять недостатки и ограничения метода пульсоксиметрии. Пульсоксиметрия является непрямым методом оценки вентиляции и не дает информации об уровне pH, напряжении кислорода (РаО₂) и углекислого газа (РаСО₂) в артериальной крови. Для практической работы полезно знать, что показатели SpO₂ коррелируют с парциальным давлением кислорода в крови: снижение PaO₂ влечет за собой снижение SpO₂. Указанная зависимость носит нелинейный характер, что объясняется S-образным видом кривой диссоциации оксигемоглобина (рис. 4):

• 80-100 мм рт. ст. PaO₂ соответствует 95–100% SpO₂;
• 60 мм рт. ст. PaO₂ соответствует 90% SpO₂;
• 40 мм рт. ст. PaO₂ соответствует 75% SpO₂.

Кроме этого, на точность измерений могут оказывать отрицательное влияние ряд факторов:

• яркий внешний свет и движения могут нарушать работу прибора;
• неправильное расположение датчика: для трансмиссионных оксиметров необходимо, чтобы обе части датчика находились симметрично относительно просвечиваемого участка ткани, иначе путь между фотодетектором и светодиодами будет неравным, и одна из длин волн будет «перегруженной»;
• значительное снижение перфузии периферических тканей ведет к уменьшению или исчезновению пульсовой волны. В этой ситуации увеличивается ошибка измерения SpO₂;
• при значениях SaO₂ ниже 70% также возрастает погрешность измерений сатурации методом пульсоксиметрии – SpO₂. В связи с этим следует отметить, что в практической работе врача терапевтической специальности вероятность столкнуться со значениями SaO₂ ниже 70% у пациента крайне мала;
• анемия требует более высоких уровней кислорода для обеспечения транспорта кислорода. При значениях гемоглобина ниже 50 г/л может отмечаться 100% сатурация крови даже при недостатке кислорода;
• отравление угарным газом (высокие концентрации карбоксигемоглобина могут давать значение сатурации около 100%);
• красители, включая лак для ногтей, могут спровоцировать заниженное значение сатурации;
• сердечные аритмии могут нарушать восприятие пульсоксиметром пульсового сигнала;
• возраст, пол, желтуха и темный цвет кожи не влияют на работу пульсоксиметра.

Именно простота и неинвазивность оценки качества периферического кровотока и насыщения гемоглобина артериальной крови кислородом, а также способность мониторных систем проводить сколь угодно длительное наблюдение за указанными параметрами способствовали распространению метода пульсокиметрии в отделениях анестезиологии и интенсивной терапии/реанимации для наблюдением за пациентами в тяжелых состояниях. При этом специально разработанные алгоритмы подавляют излишнюю пульсацию тканей, тканевое рассеяние светового потока и уменьшают влияние внешнего освещения и других артефактов на показания прибора, делая снимаемые показатели достоверными и пригодными к систематическому анализу.

2. Параметры оксигенации артериальной крови.

Качество оксигенации артериальной крови оценивают по следующим показателям [6,7]:

1. РаО₂ – напряжение кислорода в артериальной крови, мм рт. ст.

РаО₂ представляет собой давление, необходимое для удержания кислорода в артериальной крови в растворенном состоянии. Чем выше данный показатель, тем больше кислорода содержится в крови и тем выше градиент давления, определяющий скорость движения кислорода из капиллярной крови в ткани. В норме РаО₂ составляет 92-98 мм рт. ст. и измеряется в лабораторных условиях в микропробе артериальной крови;

2. SaO₂ – степень насыщения гемоглобина артериальной крови кислородом, %.

SaO₂ зависит от РаО₂. Отношения между РаО₂ и SaO₂ регулируются несколькими физиологическими факторами (напряжением углекислого газа в артериальной крови – РаСО₂, кислотностью крови – РН, температурой тела и др.) и выражаются S-образной кривой диссоциации оксигемоглобина (рис. 4). Нормальные значения данного показателя составляют 95 – 99% и могут быть получены в микропробе артериальной крови. Именно этот параметр измеряется пульсоксиметром. При этом он обозначается – SpO₂.

3. Р₅₀ – напряжение кислорода крови при ее полунасыщении кислородом (S O₂. = 50%), мм рт. ст.

Данный показатель определяется в микропробе артериальной крови и отражает сродство гемоглобина к кислороду. Нормальные значения данного показателя – 26 – 27 мм рт. ст. Уменьшение значения Р₅₀ соответствует сдвигу кривой диссоциации оксигемоглобина влево и соответственно увеличению сродства гемоглобина к кислороду, увеличение Р₅₀ свидетельствует о сдвиге кривой диссоциации оксигемоглобина вправо с уменьшением сродства гемоглобина к кислороду (рис. 4).

4. СаО₂ – кислородная емкость крови, отражающая количество кислорода в артериальной крови, мл/л.

Как правило, данный показатель получают расчетным путем. Кислород содержится в крови в растворенном состоянии и в обратимой связи с гемоглобином. Константа растворимости кислорода в артериальной крови составляет 0,031 мл на каждый 1 мм рт.ст. Таким образом, произведение – 0,031×РаО₂ – представляет количество растворенного в артериальной крови кислорода. Один грамм полностью насыщенного кислородом гемоглобина содержит 1,39 мл кислорода. Однако с учетом поправки на патологические гемоглобины (карбоксигемоглобин, метгемоглобин) этот показатель принимают как 1,34 мл/г. Количество кислорода, присоединенное к гемоглобину (Hb), рассчитывается — 1,34×Hb×SaO₂/100 (мл/л). Таким образом, кислородная емкость артериальной крови равна:

(*) СаО ₂ (мл/л) = 1,34×Hb×SaO ₂ /100 + 0,031×РаО ₂ .

Нормальные значения данного показателя составляют – 180 – 204 мл/л.

Оценить СаО₂ можно, используя значения SpO₂. В связи с тем, что метод пульсоксиметрии не позволяет оценить РаО₂, вторая составляющая правой части уравнения (*) − 0,031×РаО₂ − игнорируется. При этом СаО₂ уменьшится несущественно – от 1,5 до 3,0 мл/л. Таким образом, уравнение (*) для пульсоксиметра записывается:

СаО ₂ (мл/л) = 1,34×Hb×SaO ₂ /100.

Рис. 4. Кривая диссоциации оксигемоглобина.

Записаться на проведение данного исследования и узнать более подробную информацию можно по телефонам центра:
+375 29 311-88-44;
+375 33 311-01-44;
+375 17 299-99-92.
Или через форму онлайн-записи на сайте.

Подключение принтера существенно расширяет возможности прибора. Появляется возможность документирования результатов измерений SpO₂ и ЧСС за последние (по выбору) 20 минут, 1, 4, 8 часов работы прибора, а также подробного анализа формы фотоплетизмограммы.

Что такое оксигенация крови

РЕСПИРАТОРНЫЙ МОНИТОРИНГ

Принципы мониторинга функции внешнего дыхания

Важное место в медицине критических состояний занимает слежение за показателями функции внешнего дыхания с целью контроля процесса газообмена между организмом и окружающей средой. Основными звеньями этого процесса являются легочная вентиляция, обмен газов между альвеолярным воздухом и кровью, транспорт газов кровью, обмен газов в тканях, клеточное дыхание. Оценка параметров физиологических систем, реализующих эти функции, в зависимости от вида клинического мониторинга обладает различной диагностической ценностью.

Анестезиологический мониторинг респираторной функции имеет своей целью выявление специфических нарушений газообмена, связанных с ошибками и осложнениями при проведении интубации, ИВЛ, возникновением дыхательных дисфункций во время наркоза и в послеоперационном периоде. Наибольшей диагностической ценностью в этом случае обладают методики контроля газового состава крови и анализа концентрации газов во вдыхаемой и выдыхаемой газовой смеси.

Контроль газов крови включает определение содержания растворенного кислорода и углекислого газа. Наибольшее применение в практике клинического мониторинга получило слежение за уровнем оксигенации крови, позволяющее вести диагностику состояния с целью предотвращения эпизодов гипоксемии и гипоксии. Наблюдения за цветом кожи и слизистых оболочек, с целью определения наступления цианоза, дает недостаточную точность диагностики гипоксемии (до 40% случаев оказывается невыявленными) / 78 /.

Наилучший результат диагностики (близкий к 100%) достигается при использовании неинвазивных методик полярографического чрескожного измерения напряжения кислорода и пульсоксиметрии, с помощью которой производится определение сатурации крови кислородом.

Методика пульсоксиметрии, получившая повсеместное распространение в анестезиологической практике, характеризуется сочетанием высокой точности определения сатурации кислорода (единицы процентов), высокого быстродействия (оценка производится за время нескольких сердечных сокращений) с доступностью и простотой использования.

Пульсоксиметрия внесена в современные стандарты интраоперационного мониторинга как обязательная методика при любых видах хирургических вмешательств /3/. Введение в широкую клиническую практику пульсоксиметров считается наиболее значительным достижением в мониторинге безопасности пациента за последние 15 лет. Только в США к 1995г. использовалось в клинической практике более 300 тыс. пульсоксиметров 35 фирм-изготовителей / 79 /.

Респираторный мониторинг включает также контроль параметров вентиляции и концентрации газов в дыхательной системе. Параметры вентиляции оцениваются с помощью спирометрических датчиков, встраиваемых в дыхательный тракт аппаратуры ИВЛ и измеряющих объемные и динамические параметры дыхания.

Анализ дыхательной газовой смеси в системах анестезиологического мониторинга позволяет определить относительную концентрацию СО₂ , О₂ и анестетиков.

Большое распространение в респираторном мониторинге получила методика капнометрии, позволяющая определить с помощью инфракрасных датчиков, расположенных в воздушной магистрали, связанной с дыхательной системой, динамику изменения концентрации СО₂. В капнографических мониторах в цифровой форме индицируются значения частоты дыхания, концентрации СО₂ на выдохе, отображается на графическом дисплее капнограмма (кривая изменения концентрации СО₂ во времени). Считается, что капнограмма обладает такой же информативностью о работе легких, как ЭКГ о работе сердца / 80 /. Мониторинг концентрации СО₂, с целью контроля вентиляции пациента, включен в стандарты интраоперационного мониторинга большинства развитых стран / 81 /.

Мониторинг концентрации анестетиков в дыхательной системе осуществляется с помощью мультигазовых анализаторов, показывающих процентную концентрацию анестезирующих агентов (N₂O, halothane, enflurane, isoflurane и др.). Принцип работы анализаторов основан на специфической абсорбции анестетиками инфракрасного излучения определенных длин волн или на измерении прироста массы пьезокварцевого преобразователя, покрытого материалом, который абсорбирует анестезирующие агенты при прохождении через датчик дыхательной газовой смеси.

В последние годы респираторные мониторы, использующие пульсоксиметрию и капнометрию, конструктивно объединяют с наркозно-дыхательной аппаратурой, что позволяет вести совместный контроль на одном дисплее параметров дыхания, газообмена и данных ИВЛ.

Диагностические показатели газообмена и газов крови

Клинический мониторинг газов крови включает контроль физиологических параметров, отражающих содержание кислорода и углекислого газа в крови. В качестве регистрируемых диагностических показателей используются величины напряжения кислорода и углекислого газа в крови, а также степень насыщения гемоглобина крови кислородом в артериальной или смешанной венозной крови.

Величина напряжения кислорода в крови ( РО₂ ) определяется величиной парциального давления кислорода в воздухе, находящегося в соприкосновении с кровью, при котором между кислородом воздуха и кислородом, растворенным в крови, устанавливается равновесие. Значение РО₂ характеризует способность крови растворять в себе то или иное количество кислорода, т.е. отражает процесс усвоения кислорода в легких.

Величина РО₂ измеряется в единицах давления, чаще всего в мм рт.ст., аналогично величине парциального давления газа. Парциальное давление кислорода в воздухе определяется величиной барометрического давления воздуха и фракционной концентрацией кислорода в сухом воздухе.

Так, если при нормальном атмосферном давлении воздуха 760 мм рт.ст. доля кислорода в воздухе составляет 21%, то парциальное давление кислорода во вдыхаемом воздухе равно 150 мм рт.ст.( из атмосферного давления дополнительно вычитается давление водяных паров, равное при температуре тела 37 0 С — 47 мм рт.ст.).

Венозная кровь имеет величину РО₂ значительно ниже, чем парциальное давление кислорода в альвеолярном воздухе, поэтому при прохождении крови через легкие она оксигенируется, то есть насыщается кислородом. Артериальная кровь имеет диапазон “нормальных” значений РО₂ от 70 до 116 мм рт.ст. / 82 /.

Кислород в крови переносится в основном эритроцитами, вступая в химическую связь с гемоглобином ( Hb ). Соединяясь с гемоглобином, кислород образует легко диссоциирующее соединение оксигемоглобин ( НbО₂ ):

Окисление гемоглобина определяется напряжением растворенного в крови кислорода и характеризуется кривой диссоциации НbО₂ (рис.38), представляющей собой зависимость величины степени насыщения гемоглобина крови кислородом (SаО₂) от РО₂.

Верхняя часть кривой, соответствующая нормальному насыщению артериальной крови кислородом (> 95%), показывает способность гемоглобина связывать большое количество О₂ при значительных колебаниях РО₂, например, при изменениях парциального давления кислорода во вдыхаемом воздухе, что встречается при ингаляции газовой смесью бедной кислородом.

Рисунок 38 — Кривые диссоциации оксигемоглобина

Мониторинг степени насыщения гемоглобина крови кислородом

где А = k [С] d — величина абсорбции (поглощения);

здесь k — коэффициент молярной экстинкции, постоянный для каждого

вещества и длины волны падающего света,

[C] — концентрация поглощающего свет вещества,

d — толщина слоя поглощающего вещества.

Поглощение света для постоянной толщины слоя исследуемого вещества, определяемого, например, размером измерительной кюветки, зависит от коэффициента экстинкции и пропорционально концентрации поглощающего вещества. Зависимость коэффициента экстинкции от длины волны падающего света образует спектр поглощения вещества.

Для n-компонентных растворов суммарная абсорбция А_j , измеренная на длине волны излучения l _j может быть представлена в виде

Данное выражение позволяет определить концентрации веществ-компонентов раствора [С_i], измеряя величину абсорбции на различных длинах волн света, для которых коэффициенты экстинкции исследуемых веществ известны. В этом случае выражение для суммарной абсорбции дает систему уравнений (j = [1,m], где m — количество используемых в измерениях длин волн света), имеющее решение при m>n.

Исследование оптических свойств крови с целью определения степени ее оксигенации показывает, что каждая форма гемоглобина имеет свой собственный спектр поглощения (рис. 40). Так, НbО₂ имеет минимум поглощения в красной части спектра, где поглощение редуцированного Нb выше; в инфракрасной (ИК) части спектра поглощения НbО₂ становится несколько выше поглощения Нb. СОНb имеет резко падающую зависимость поглощения и в ИК области его поглощение незначительно. МеtНb имеет более сложную зависимость поглощения от длины волны излучения, однако можно выделить характерные участки спектра, где оптические свойства МеtНb существенно отличаются от свойств других форм гемоглобина.

Рисунок 40 — Зависимость поглощения света от длины волны излучения для различных форм гемоглобина

Для измерения концентрации всех четырех форм гемоглобина необходимо провести измерения поглощения света, по крайней мере, на четырех длинах волн.

Для целей клинической оксиметрии можно предположить, что концентрация фракций СОНb и МеtНb мала по сравнению с концентрацией НbО₂ и Нb, тогда функциональную сатурацию артериальной крови можно определить с помощью измерений только на двух длинах волн света.

Для определения фракционной сатурации необходимо использовать четыре длины волны излучения, чтобы дополнительно найти концентрации МеtНb и СОНb.

Многолучевая спектрофотометрия проб крови используется в кюветных оксиметрах, применяемых в лабораторной практике.

Попытки непосредственного использования методики спектрофотометрии для построения мониторных приборов неинвазивного чрескожного измерения сатурации артериальной крови кислородом не привели к успеху из-за неустойчивости показаний таких приборов / 84 /. Это связано с тем, что при спектрофотометрии тканей, содержащих кровеносные сосуды (например, при просвечивании ушной раковины), не удается дифференцировать артериальный и венозный гемоглобин. Сильное влияние на результаты измерения сатурации абсорбционных свойств кожи и подлежащих тканей приводит к необходимости индивидуальной калибровки таких приборов для каждого пациента.

Прямая спектрофотометрия крови используется в волоконно- оптических оксиметрах, применяемых для оценки оксигенации венозной крови (SvО₂). Для этой цели применяются специальные катетеры подключичной вены или легочной артерии, используемые обычно для определения параметров внутрисердечной гемодинамики, дополнительно содержащие два изолированных друг от друга оптических волокна. Рабочие концы волокон с оптическими насадками закреплены на торце катетера, размещаемом в исследуемом сосуде. Противоположные концы волокон соединены с оптоэлектронным преобразователем. Вход “передающего” волокна подключен к источнику зондирующего излучения, вход “приемного” — к фотоприемнику спектрофотометра. Таким образом, на выходе 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 SvО₂ / 85 /.

Мониторинг SvО₂, осуществляемый вместе с определением сердечного выброса методом термодилюции, имеет высокую диагностическую ценность, особенно в грудной хирургии при выборе тактики лечения в послеоперационном периоде.

Чрескожная спектрофотометрия используется в церебральных оксиметрах для мониторинга величины региональной сатурации крови в сосудах мозга (rSO₂). Согласно физиологическим данным, сосудистое русло каждого региона мозга на 75% состоит из венозных, 20% артериальных и 5% капиллярных сосудов. Таким образом, значения rSО₂, получаемые при чрескожной спектрофотометрии, оказываются усредненными и наиболее близкими к сатурации оттекающей от мозга венозной крови.

Величина церебральной rSО₂ является важным показателем адекватности церебральной оксигенации, так как одним из первых компенсаторных механизмов тканевого дефицита кислорода является усиление его экстракции из протекающей крови, что сопровождается быстрым снижением сатурации оттекающей венозной крови / 86 /.

Для определения rSО₂ используют излучение ближней ИК области в диапазоне 650. 1100 нм. ИК излучение глубоко проходит в ткани, что позволяет использовать датчики rSО₂, накладываемые на кожу лба пациента. Мониторинг церебрального rSО₂ имеет важное значение в кардиохирургии при проведении экстракорпарального кровообращения в условиях гипотермии, в нейрохирургии, трансплантологии.

Методика пульсовой оксиметрии

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 (рис.43).

Рисунок 43 — Распределение абсорбции света в тканях

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 (рис.43) 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 (рис. 40).

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 А₌ и находится отношение амплитуды пульсирующей составляющей A» к величине А₌ (рис. 43) :

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:

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 (рис.44). 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 44 — Калибровочная кривая пульсоксиметра

Особенности построения пульсоксиметров

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 (рис. 41) укрепляются на кончике пальца руки или ноги, мочке уха пациентов, у детей датчик часто закрепляется на стопе в области большого пальца или на ладони.

Датчики, регистрирующие рассеянное тканями излучение, размещаются на поверхности тела в проекции сонной или височной артерии / 87 /. Расположение отражательного датчика на головке плода позволяет осуществить фетальный мониторинг сатурации и ЧСС в родах / 88 /.

Для датчиков пульсоксиметров используются специально разработанные бескорпусные светодиоды красного и инфракрасного диапазонов, размещенные на одной подложке для совмещения оптических осей излучения / 89 /.

Высокая крутизна спектральной характеристики абсорбции Нв и НвО₂ в области красного и инфракрасного излучения (рис.40) требует малого разброса центральной длины волны излучения светодиодов, используемых в датчике. Для красного диапазона длина волны излучения должна находиться в пределах 660± 5 нм, для инфракрасного — 940± 10 нм.

Технологический разброс длины волны излучения при производстве светодиодов может достигать значения ± 15 нм / 90, 91 /. Поэтому возникает необходимость произвести отбраковку светодиодов по длине волны излучения, что удорожает датчик пульсоксиметра. Некоторые производители мониторной аппаратуры идут по другому пути. Для различных значений длин волн излучения светодиодов вводится коррекция калибровочной зависимости, связывающей отношение R и значение сатурации. Это обстоятельство заставляет с осторожностью относиться к возможности замены датчиков пульсоксиметров без проведения уточнения градуировки прибора.

В качестве фотоприемников в датчиках пульсоксиметров используются кремниевые фотодиоды, обладающие высокой чувствительностью в области “красного” и “инфракрасного” диапазонов излучения, быстродействием и низким уровнем шума.

Структурная схема пульсоксиметра показана на рис. 45. 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 усилительном 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 входных сигналов (более 60дБ). Это требование обусловлено значительным разбросом оптических характеристик кожи, подлежащих тканей, выраженности пульсаций кровотока в месте расположения датчика у различных пациентов.

Реализация требуемого динамического диапазона достигается использованием цифровой АРУ, охватывающей каскады усиления ФПГ сигнала и источника тока, питающего светодиоды. Система АРУ поддерживает выходные сигналы усилительного тракта на уровне номинального напряжения входа АЦП вычислителя с целью уменьшения шума квантования.

Рисунок 45 — Структурная схема пульсоксиметра

Вычислитель пульсоксиметра содержит программное обеспечение, реализующее первичную обработку ФПГ сигнала, алгоритмы выделения артериальных пульсаций по “красному” и “инфракрасному” каналам, вычисления отношения R и определения величины SрО₂ по занесенной в памяти вычислителя калибровочной зависимости.

Сложность алгоритмов, используемых при обработке сигналов в пульсоксиметрах, объясняется высоким уровнем помех, сопровождающих регистрацию ФПГ, а также требованиями высокой точности и быстродействия измерений.

Требования стандартов по пульсоксиметрии устанавливают основную погрешность измерения сатурации в диапазоне (80. 99)% равную ± 2%, (50. 79)% — ± 3%, для сатурации ниже 50% погрешность обычно не нормируется. Высокая точность пульсоксиметрии для значений сатурации более 80% необходима для надежной дифференциации развития состояния гипоксемии и гипоксии. В этом диапазоне кривая диссоциации гемоглобина имеет малую крутизну (рис.38) и небольшое уменьшение сатурации означает сильное изменение напряжения кислорода в крови, что является предвестником гипоксии. 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.

Требования быстродействия измерений сатурации связаны с тем, что на определенных стадиях ведения наркоза, например, интубации, возможно быстрое развитие эпизодов гипоксемии, которые могут привести к гипоксическим состояниям, чреватым серьезными осложнениями. Реальным требованием анестезиологической практики является длительность процесса измерения и оценки сатурации, составляющая не более 6. 10с.

Основные помехи, влияющие на точность измерения сатурации, имеют электрическую, оптическую и физиологическую природу.

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

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, обусловленный абсорбцией излучения светодиодов в тканях. Для подавления оптических помех используют метод трехфазной коммутации светодиодов датчика. В первые две фазы коммутации поочередно включаются либо “красный”, либо “инфракрасный” светодиод датчика, в третьей фазе оба светодиода выключаются 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.

Коммутация светодиодов с достаточно высокой частотой (намного превышающей частоты оптических помех) позволяет при выделении сигналов различных каналов в усилительном тракте использовать принципы синхронного детектирования, существенно улучшающие соотношения сигнал/шум. Сильная фоновая засветка датчика может стать причиной возникновения искажений в усилительном тракте, поэтому фотоприемник и первые каскады усиления должны обладать линейностью характеристики в большом динамическом диапазоне входных сигналов. Это необходимо для устранения амплитудных искажений переменной составляющей сигнала и подавления перекрестных помех. Ослабление фоновых засветок достигается также конструктивным построением датчика с использованием оптического 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 ее амплитуды у различных пациентов. Движение конечности с закрепленным на ней датчиком вызывает, например, перераспределение объема крови, находящегося в поле зрения датчика, что дает на выходе фотоприемника помеховый сигнал. Ослабление указанных помех особенно важно при выделении максимумов артериальных пульсаций фотоплетизмографических сигналов обоих каналов.

Помехоустойчивые алгоритмы выделения артериальных пульсаций и нахождения отношения R (аргумента калибровочной зависимости SpО₂) основаны на обработке фотоплетизмографического сигнала во временной или частотной области.

Во временной области для обнаружения артериальных пульсаций могут быть использованы алгоритмы фиксации диастолических и систолических значений фотоплетизмографического сигнала с помощью известных методов нахождения экстремальных точек сигналов, например, метод дифференцирования и фиксации нуля. Таким образом, для определения отношения R находятся значения сигналов, соответствующие переменной и постоянной составляющей абсорбции. Затем после согласования и усреднения вычисляется величина R и соответственно находится SрО₂ / 92 /.

По алгоритму “разделения” пульсовой волны вычисляются текущие значения отношения Ri на отрезке сигналов между двумя систолическими пульсациями, а затем эти значения определенным образом взвешиваются по критерию минимизации погрешностей и определяется величина R / 91 /.

Более эффективным с точки зрения помехоустойчивости к артефактам движения представляется алгоритм, сводящийся к задаче нелинейного оценивания, которая может быть решена методом, основанным на максимизации функции правдоподобия /93 /.

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 7 Гц) 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 / 94 /.

Высокой помехоустойчивостью к артефактам движения обладают адаптивные алгоритмы, основанные на априорной информации о характере изменения сигнала и помех. Переменные составляющие сигналов обоих каналов обрабатываются цифровым фильтром, оптимизированным на выделение артериальной пульсации, как это часто делается для выделения QRS комплекса ЭКГ. Полученные сигналы поступают на обнаружитель, работающий по пороговому алгоритму. Порог обнаружения адаптивно изменяется как в зависимости от амплитуды пульсаций, так и в зависимости от априорной вероятности появления очередной пульсации в данный момент времени.

В момент фиксации обнаружителем максимумов артериальных пульсации вычисляются величины R, которые подвергаются вторичной фильтрации, в результате которой происходит отбраковка ошибочных значений, а также усреднение данных за время нескольких пульсаций. Моменты фиксации артериальных пульсаций используются также в пульсоксиметрах для измерения длительности сердечного цикла, которые после вторичной обработки (сглаживания) пересчитываются в значение ЧСС / 95 /.

С увеличением интенсивности помех, а также в случае снижения амплитуды пульсаций кровотока в поле зрения датчика показания пульсоксиметра могут не соответствовать уровню сатурации крови кислородом. В этих случаях повышение достоверности пульсоксиметрии может осуществляться с помощью введения в программное обеспечение прибора экспертной системы.

Анализируя соотношение сигнала и помехи, система в случае недопустимых условий измерения формирует для пользователя сообщения, позволяющие либо исправить положение (устранить артефакты), либо правильно истолковать показания прибора. Наиболее часто формируются сообщения, получаемые путем порогового контроля сигналов в усилительном тракте прибора, говорящие о случайном отключении датчика, “отсутствии пациента”, о сильной фоновой засветке, о снижении амплитуды пульса ниже допустимого с точки зрения шумов. Данные ситуации устраняются путем правильной установки датчика и выбора места его расположения на теле пациента.

Влияние двигательного артефакта на регистрацию ФПГ сигнала может быть оценено с помощью встроенной экспертной системы, работающей на основе анализа соотношения амплитуд первой и второй гармоник разложения Фурье сигнала артериальных пульсаций. Снижение этого соотношения говорит о росте влияния помех и снижения достоверности показаний прибора.

При использовании алгоритма “разделения” пульсовой волны увеличение разброса локальных значений отношения R также говорит о снижении достоверности определения сатурации / 94 /.

Встроенная экспертная система позволяет защитить пользователя от неверных показаний прибора, возникающих в моменты резких изменений условий регистрации сигналов, например, при включении электрохирургического инструмента, ярких вспышек ламп освещения и пр., а также при нарушениях работы датчика.

Точность измерения сатурации в пульсоксиметрах определяется калибровочной зависимостью, устанавливаемой при градуировке приборов. «Золотым» стандартом градуировки считается проведение одновременных измерений сатурации исследуемым пульсоксиметром и эталонным прибором у добровольцев, вдыхающих газовую смесь заданного состава. В качестве эталонов используются кюветные многоволновые оксиметры, анализирующие пробу артериальной крови. Например, двухлучевой оксиметр ОSМ-2 (Radiometer, Denmark), измеряющий функциональную сатурацию, или оксиметр IL 482 (Instrumentation Laborotory, USA), работающий на четырех длинах волн (535,0; 585,2; 594,5; 626,6 нм), что позволяет определять концентрации НвО₂, СОНb, Нb, МеtHb и значение фракционной сатурации с точностью до 0,5% / 96 /.

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.

Изменение коэффициента передачи от фотоприемника головки к ее излучателям позволяет при испытаниях пульсоксиметра проверить весь допустимый диапазон изменения прозрачности тканей и амплитуды пульсаций. Изменяя соотношения амплитуд переменных составляющих по “красному” и “инфракрасному” каналу оптической головки, можно проверить необходимый диапазон измеряемых значений сатурации в соответствии с калибровкой имитатора, выполняемой по образцовому прибору.

Способы отображения информации, используемые в пульсоксиметрах, дают наглядное представление об измеряемых физиоловических показателях. Вычисленные значения сатурации крови кислородом и ЧСС отображаются в виде соответствующих цифровых значений на дисплее прибора.

Фотоплетизмограмма, регистрируемая прибором, может быть представлена в виде кривой на графическом дисплее или в виде пульсирующего “столбика”, следящего за изменением объема артериальной крови в поле зрения датчика. Отображение ФПГ позволяет вести визуальный контроль формы сигнала и обладает диагностической ценностью. Изображение кривой на экране дисплея монитора автоматически масштабируется таким образом, чтобы размах ФПГ занимал большую часть экрана. Для оценки абсолютного значения артериальных пульсаций вводится специальный масштабный индикатор амплитуды пульсаций. Отображение ФПГ отражает состояние периферической гемодинамики, что особенно важно при проведении реанимационных процедур.

Пульсоксиметры позволяют производить накопление измеряемых данных длительностью до 8 часов. Результаты измерений за требуемый промежуток времени в виде трендов SрО₂ и ЧСС могут выводиться на экран дисплея или могут быть распечатаны на встроенном или внешнем принтере.

Клиническое использование пульсоксиметрии

Во многих странах Европы и США пульсоксиметрия входит в стандарт обязательного мониторинга во время наркоза, так как надежно фиксирует эпизоды гипоксемии и позволяет своевременно проводить лечебно-профилактические мероприятия. Причинами гипоксемии во время операции могут являться:

— уменьшение фракции кислорода ( Fi O₂ ) во вдыхаемом газе;
— уменьшение альвеолярной вентиляции;
— нарушение диффузии газов;
— отек легких;
— эмболия легочных артерий;
— бронхоспазм;
— пневмоторакс;
— накопление секрета в трахее;
— однолегочная интубация.

Устранение гипоксемии заключается в увеличении FiО₂ и восстановлении проходимости дыхательных путей.

При вводном наркозе пульсоксиметр помогает контролировать адекватность самостоятельного дыхания и выбор момента для начала вспомогательного дыхания через маску, не допуская выраженной гипоксемии.

На этапе интубации трахеи возможно более раннее, чем выявленное с помощью клинических данных, определение начала истощения запасов кислорода в легких на фоне миопаралитического апноэ.

В особенности это касается пациентов со сниженной функциональной остаточной емкостью (ФОЕ) легких при ожирении, беременности, асците, у которых часто возникает цианоз даже при неосложненной интубации трахеи. Полезен также пульсоксиметрический контроль купирования данных осложнений с помощью ИВЛ.

На этапе поддержания наркоза эпизоды гипоксемии могут встречаться при дислокации эндотрахеальной трубки, ее отсоединении от дыхательного аппарата, случайном снижении FiО₂ и т. д.. Гипоксемия, связанная с данными погрешностями в технике проведения эндотрахеального наркоза, выявляется с помощью пульсоксиметрии на ранних этапах, что позволяет своевременно их устранить, не допуская развития тяжелых осложнений.

Пульсоксиметрия полезна также для диагностики осложнений во время наркоза, не связанных с нарушениями техники его проведения. Например, “необъяснимое” снижение насыщения крови кислородом на 2-5% при кесаревом сечении в первые две минуты после извлечения плода может свидетельствовать об микроэмболии легочной артерии (воздухом, околоплодными водами). Подобная картина встречается в 5-10% анестезий при кесаревом сечении и обычно самостоятельно проходит.

Ориентировать врача на увеличение шунтирования крови в легких и поиски причин этого может сохранение пониженной SpО₂, несмотря на увеличение концентрации кислорода во вдыхаемой смеси (увеличение альвеолярно-капиллярного градиента кислорода). Причиной этого могут быть эмболия легочных сосудов, скопление слизи в бронхах и др.. Если снижение SpО₂ удается купировать повышением FiО₂ (уменьшение альвеолярно-капиллярного градиента), то это может свидетельствовать об ухудшении диффузии кислорода через капиллярно-альвеолярную мембрану, например, вследствие начавшегося или усилившегося интрастициального отека легких.

В период пробуждения пульсометрия служит надежным методом для контроля восстановления жизненных функций, прежде всего, адекватного дыхания и кровообращения.

Таким образом пульсометрия является, вероятно, единственным практически пригодным методом оперативного выявления ранних признаков гипоксемии, являющейся главной причиной осложнений во время проведения анестезии.

Б. Транспортировка больного из операционной

У больных, которым проводилась ИВЛ смесью с высоким содержанием кислорода, может развиваться гипоксемия во время перевода из операционной в палату интенсивной терапии за счет остаточного действия анестетиков, наркоанальгетиков и миорелаксантов. Другими причинами могут быть ожирение и нарушение бронхиальной проходимости (бронхиальная астма в анамнезе, в период ремиссии). По данным / 97 /, из 95 больных 1-11 класса риска АSА, у 12% сатурация кислорода в крови во время транспортировки была ниже 85%, а у 35% -ниже 90%. Никакой взаимосвязи с возрастом, видом анестетика, длительностью наркоза и уровнем сознания при транспортировке обнаружено не было.

В педиатрической практике, во время транспортировки, сатурация кислородом снижается ниже 90% у 20-25% детей, несмотря на прексигенацию 100% кислородом / 98 /. Особенно часто, как и у взрослых, гипоксемия связана с ожирением и бронхиальной астмой в стадии ремиссии.

Многие авторы считают, что областью применения пульсоксиметрии должна быть пред- и послеоперационная транспортировка больного. Даже после стандартной премедикации (50 мкг фентанила) у 20% больных старше 64 лет возникала дыхательная депрессия и гипоксемия при стабильных АД и ЧСС. Проводилось сравнение SаО₂ во время послеоперационной транспортировки у 200 больных. Среднее значение SаО₂ в группе больных с самостоятельным дыханием воздухом при транспортировке составила 91,76 ± 1%, а во второй группе больных, получивших через маску О₂ — 95 ± 0,6%. В первой группе гипоксемия возникла у 21 больного (причем у трех с SаО₂ падала до 80%), а во второй группе снижение SаО₂ до 90% было всего у трех пациентов / 3 /.

Эти данные свидетельствуют о необходимости применения пульсоксиметров при транспортировке больных из операционной для оценки гипоксемии и, в случае необходимости, проведения ингаляции кислорода.

В. Транспортировка больных машинами скорой и неотложной помощи

В условиях работы выездных бригад скорой и неотложной помощи пульсоксиметрия быстро дает ценные данные о состоянии больных, страдающих широким кругом заболеваний, и позволяет осуществлять оценку эффективности неотложных мер оказания помощи и диагностику состояния больных при транспортировке в стационар.

Практическая польза пульсоксиметрии состоит в выявлении гипоксемии у самых разных категорий больных любого возраста и любой степени тяжести. Пульсоксиметрия расширяет тот небогатый арсенал объективных методов исследования (АД, ЧСС, иногда ЭКГ), которые обычно используются врачами выездных бригад, позволяет документировать состояние больных при доставке их в лечебные учреждения.

Г. Кислородная терапия и респираторная поддержка

Пульсоксиметрия используется для оценки эффективности кислородной терапии в палате в процессе “отучения” от респиратора / 99 /. В процессе ИВЛ или вспомогательной вентиляции легких пульсоксиметрия является надежным методом контроля адекватности режима вентиляции.

При дыхании с помощью респиратора, как показали исследования в палатах реанимации, кратковременная десатурация возникает при отсасывании мокроты из трахеи (среднее снижение SрО₂ на 5,3%), интубации трахеи (5,2%), рвоте (3,8%), кашле (3,1%) и т.д. / 100 /.

Использование пульсоксиметрии и кислородной терапии в домашних условиях показало, что она весьма полезна для дозирования физических упражнений. При этом выяснилось, что 4 из 36 пациентов кислород вообще не требовался. У пожилых и у больных с поражениями сердца и легких пульсоксиметрия используется для контроля безопасности физиотерапевтических и бальнеологических процедур. Пульсоксиметрия является незаменимой при диагностике и лечении синдромов ночного апное. Ночное мониторирование SрО₂ пациента позволяет объективно установить число и продолжительность эпизодов ночного апное и оценить эффективность лечебных мероприятий.

Д. Беременность поздних сроков и роды

У 1 — 4% беременных поздних сроков, получающих тонолитическую терапию b -адреномиметиками (алупент, сальбутамол и др.), возможно развитие отека легких. Это связано с недостаточной селективностью препаратов, которые наряду со стимуляцией b ₂ -рецепторов матки, вызывающих расслабление миометрия, одновременно стимулируют и b ₁ — адренорецепторы миокарда и сосудов малого круга кровообращения. Вероятность отека легких возрастает при переливании, например, окситоцила в 400-800 мл физраствора (т.к. у беременных отмечается олигоцитемическая гиперволемия и указанные объемы жидкости могут оказаться чрезмерными ), а также у беременных и рожениц с гестозом (нарушение проницаемости капилляров малого круга чревато развитием отека легких). Поэтому оксиметрия должна входить в стандарт мониторинга у беременных и рожениц данных категорий. / 101 /.

Имеется сообщение о величине SаО₂ при обезболивании у рожениц; уровень десатурации сильно зависел от концентрации N₂О и О₂ во вдыхаемой смеси. Перидуральная анальгезия мало влияла на уровень SаО₂.

В процессе родов отмечаются небольшие колебания SаО₂ у рожениц (обычно в пределах 2-3%) во время сократительного маточного цикла, однако величина SаО₂ не опускается ниже безопасного уровня (90-92%). В случае развития синдрома нижней полой вены возможно снижение сатурации крови матери.

При угрозе или развитии гипоксии внутриутробного плода пульсоксиметрия позволяет выявить эффективность лечебно-профилактической ингаляции кислорода ( повышение SаО₂ у роженицы при возрастании FiО₂).

О возможности с помощью пульсоксиметрии получать диагностические признаки эмболии околоплодными водами при кесаревом сечении говорилось в разделе об использовании пульсоксиметров при наркозе. D.Quance / 102 / приводит клиническое наблюдение эмболии околоплодными водами у первобеременной, когда спустя одну минуту после извлечения плода отмечено снижение сатурации гемоглобина со 100 до 71%, что вначале было единственным симптомом осложнения. В дальнейшем признаки эмболии прогрессировали, развилась гипотензия, цианоз, набухание яремных вен. На секции диагноз подтвердился.

У родильниц в первые минуты после отделения плаценты нередко развивается озноб, сопровождающийся небольшим снижением SрО₂ на 2 -3%. Описанные признаки могут усиливаться или возобновляться при массаже матки. Данная клиническая картина вполне может быть связана с микроэмболией околоплодными водами за счет массивного всасывания последних в венозные капилляры родовых путей через поврежденный эндометрий.

Е. Пульсоксиметрия в неонаталогии и педиатрии

Во многих странах, включая Российскую Федерацию, пульсоксиметрия включена в перечень методов оценки состояния плода при рождении и в раннем неонатальном периоде в случае асфиксии.

По данным / 103 / обследования 100 новорожденных (62 получены путем кесарева сечения), средняя величина SрО₂ у новорожденных через 1 мин. после рождения составила 59%, причем у 25% детей SрО₂ была ниже 50%, из которых у 10% — ниже 30%. Величина SрО₂ хорошо коррелировала с оценкой новорожденных по шкале Апгар.

М.Sendak и др. / 81 / сообщили о 4 наблюдениях использования пульсоксиметрии во время реанимации новорожденных первых минут жизни и дали высокую оценку этой методике “по сравнению с единственным методом определения сатурации в подобной ситуации — интенсивностью цианоза”. При оживлении 11-месячного ребенка V. Narang / 81 / установил, что пульсоксиметрия отражает эффективность реанимации через адекватность оксигенации периферических тканей.

Данные S.Fanconi, T.Kurki / 81 /, использовавших пульсоксиметрию у детей в палате интенсивной терапии, установили тесную корреляцию ( r = +0,95 . 0,98) между данными пульсоксиметрии и показателями SaО₂, полученными инвазивно.

Многие авторы считают пульсоксиметрию необходимой в неонаталогии для подбора адекватной вентиляции и уровня подачи О₂, оптимизации индивидуального плана лечения. Это связано с безболезненностью и безопасностью мониторинга, получением информации об адекватности доставки О₂ к тканям (снижение SрО₂ ниже 80% свидетельствует о недостаточном снабжении тканей О₂), а также с тем, что SрО₂ может быть использовано для оценки уровня органного кровотока и предсказания изменений перфузии органов.

В то же время имеются определенные ограничения использования пульсоксиметрии в неонаталогии.

Пульсоксиметрия хорошо выявляет гипоксемию у новорожденных, но не выявляет гипероксию (что связано с малой крутизной кривой диссоциации оксигемоглобина при РО₂ > 90 мм рт.ст., при этом небольшие изменения SaO₂ в ( 1 — 2)% происходят при значительных колебаниях РО₂ в 1 — 20 мм рт.ст.). Эта проблема особенно важна для новорожденных с высоким содержанием в крови фетального Нb. Следовательно, значение SpО₂, регистрируемое пульсовым оксиметром, может быть менее 100% при РО₂ выше 90 мм рт. ст.. На это следует обратить особенное внимание у недоношенных детей, у которых клеточные мембраны эритроцитов повреждаются при гипероксии свободными радикалами, а также для профилактики фибролентарной гиперплазии и развития слепоты при гипероксии у новорожденных.

Следовательно, приемлемым уровнем SpO₂ является значение около 90%, которое можно поддерживать регуляцией концентрации О₂ во вдыхаемой газовой смеси, избегая избыточной оксигенотерапии.

В то же время при достаточном уровне SаО₂ может иметь место низкое РО₂ (при повышении легочно-сосудистого сопротивления). Таким образом, малая крутизна кривой диссоциации оксигемоглобина РО₂ и при значениях SpО₂ ниже 88-85% и выше 95-97% не позволяет судить об адекватности снабжения детского организма О₂ и требует катетеризации артерии.

Ж. Клиническое использование фотоплетизмограммы, регистрируемой пульсоксиметром

Фотоплетизмограмма, регистрируемая пульсоксиметром, может быть представлена в виде кривой на экране дисплея или пульсирующего “столбика”, следящего за изменением объема артериальной крови в месте расположения датчика. Отображение фотоплетизмограммы необходимо для визуального контроля формы сигнала при настройке пульсоксиметра. Для оценки амплитуды артериального пульсового выброса во многих приборах имеется специальный индикатор, который позволяет следить за состоянием периферической гемодинамики.

Снижение амплитуды фотоплетизмограммы часто свидетельствует о развитии периферического спазма, например, вследствие централизации кровообращения (сохранение адекватного кровотока мозга и сердца и обеднение периферического кровотока при неадекватном наркозе, шоке, кровопотере и т.д.). Редкой причиной является системное снижение артериального давления.

Пульсоксиметр как плетизмограф может использоваться для оценки эффективности массажа сердца, для измерения систолического АД в сочетании со сфигмоманометром. Пульсоксиметрия полезна для определения субклинической ишемии, развивающейся вследствие венозного тромбоза пересаженного пальца.

Возможные источники погрешностей при пульсоксиметрии

Особенность определения уровня оксигенации крови с помощью пульсоксиметра заключается в том, что, в соответствии с принципом действия прибора, в нем производится измерение величины поглощения света, прошедшего через ткани, содержащие артериальные сосуды, в красном и инфракрасном диапазоне и вычисление R — отношения измеренных величин. Значение сатурации определяется по величине R в соответствии с калибровочной зависимостью, устанавливаемой параллельными градуировочными измерениями функциональной или фракционной сатурации у добровольцев с помощью отбора проб крови и их анализа в кюветном оксиметре.

Показания пульсоксиметра при определении оксигенации крови у пациентов соответствуют градуировочной сатурации только тогда, когда доля дисгемоглобинов у пациентов и у лиц, участвующих в градуировке прибора, совпадают. В большинстве случаев предполагается, что фракция дисгемоглобинов (СОНb, МеtНb) не превышает 2% и ее долей в определении сатурации можно пренебречь. Однако при колебаниях этой фракции показания пульсоксиметра отличаются от величин SaО_2функ или SaО_2фр, по которым производилась градуировка прибора. Поэтому для более корректного обозначения показаний пульсоксиметров используется термин SрО₂, применяемый большинством изготовителей аппаратуры, который подчеркивает возможность ошибок определения сатурации при возрастании фракции дисгемоглобинов.

Влияние СОНb на показания сатурации определяются спектром его поглощения (рис.40). На волне 940нм СОНb обладает очень низким поглощением и не вносит вклад в общее поглощение. На волне 660нм СОНb обладает поглощением очень близким к поглощению НвО₂. Следовательно, показания пульсоксиметра будут ошибочно завышены по отношению к величине SаО_2фр. Это может маскировать опасные для жизни состояния с низким значением фракционной сатурации (например, при присутствии во вдыхаемом газе СО). Так при содержании СОНb — 50% SрО₂ оказывается равным 95% / 96 /.

Фракция МеtНb поглощает больше света на волне 940нм чем Нb, но на волне 660нм имеет почти равное с ним поглощение. Это приводит к завышению SрО₂ при низких значениях SaО_2фр и к занижению показаний при больших значениях. При высоких концентрациях МеtНb SрО₂ приближается к 85% (отношение близко к 1) и не зависит от реальной оксигенации артериальной крови.

Высокий уровень билирубина не оказывает влияние на поглощение света на используемых длинах волн и не искажает показания пульсоксиметра. Однако для кюветных оксиметров ошибки возникают при более низких длинах волн и могут привести к занижению показаний.

Фетогемоглобин (НвF), имеющийся у новорожденных в первые несколько месяцев после рождения, и Нb имеют очень близкие характеристики поглощения, совпадающие на волне 940нм и различающиеся на несколько процентов на волне 660нм / 87 /. Это требует небольшого уточнения калибровочной зависимости, используемой в приборах фетального мониторинга / 88 /.

Красящие вещества, вводимые в кровь, оказывают влияние на показания пульсоксиметров. Метилен голубой дает уменьшение величины SрО₂, более значительно влияет введение индигокармина, используемого для измерения сердечного выброса.

Ошибки в определении состояния пациента по данным SрО₂ могут возникнуть из-за маскирования снижения величины РО₂, которое может наступить прежде, чем начнется значительное падение SрО₂. Это обстоятельство объясняется ходом кривых диссоциации НвО₂ (рис.38). При больших сдвигах PО₂ (в диапазоне выше 60 мм рт.ст.) наблюдаются небольшие изменения SаО₂, но если PО₂ становится меньше 60 мм рт.ст., малые изменения PО₂ приводят к большим сдвигам SаО₂ .Поэтому нижняя граница уровня тревожной сигнализации должна быть установлена равной 94%, что соответствует безопасному значению PО₂.

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

Общее содержание кислорода (в мл) в 100 мл крови, в артериальной крови можно вычислить по формуле

где Hb — содержание гемоглобина (в г) в 100 мл крови,

РаO₂ — парциальное давление кислорода в артериальной крови

Первый член суммы правой части уравнения отражает количество связанного гемоглобином кислорода, а второй — количество кислорода, растворенного в плазме. Последняя величина весьма невелика и ею можно пренебречь.

Нормальный уровень содержания кислорода в артериальной крови составляет 17-20 мл в 100 мл крови.

Низкие показатели [O₂] могут быть связаны либо со снижением концентрации гемоглобина, либо с нарушением газообмена в легких.

Мониторинг напряжения кислорода в крови

В прямом методе оценки напряжения кислорода в артериальной крови используется анализ проб крови. Для этой цели применяется кислородный электрод Сlark, представляющий собой электролитическую ячейку, отделенную от исследуемой крови кислородопроницаемой мембраной ( рис.47 ).

Кислородный электрод содержит платиновый катод и серебряный анод, соединенные через измеритель тока с источником напряжения. Кислород проходит через мембрану и в результате электрохимической реакции у платинового электрода образует гидроксильные ионы :

Ток в цепи электрода зависит от количества присоединенных электронов, которое определяется количеством кислорода, диффундирующего в электролитическую ячейку.

Рабочая точка электрода устанавливается в диапазоне напряжений, соответствующих области “плато” полярограммы (рис.47). В этом случае ток, регистрируемый в цепи электрода, оказывается пропорциональным величине РО₂ в исследуемой пробе крови.

Для чрескожного метода определения РО₂ , применяемого в мониторных приборах, используются мембранные датчики, содержащие электрод Сlark и нагревательный элемент. Мембрана электрода приводится в соприкосновение с кожей, которая нагревается до температуры около 44 о С. Под действием нагревания кислород из капиллярных сосудов диффундирует в эпидермис, а затем в электролитическую ячейку, где происходит измерение.

Рисунок 47 — Кислородный электрод Clark а — схема включения, б — полярограмма

Значения напряжения кислорода в крови, измеренные чрескожным методом (РtcО₂) у детей, достаточно близко соответствуют величинам РО₂ , определенным в пробах артериальной крови.

Однако у взрослых пациентов расхождение значений РtcO₂ и РО₂ увеличивается. Ошибки определения значений РtcО₂ зависят от толщины кожи, подкожного кровотока, физиологических факторов, влияющих на доставку О₂ к поверхности кожи (уменьшение сердечного выброса, АД крови, возникновение центральной вазоконстрикции). В результате РtcO₂ оказывается заниженным по сравнению с соответствующим артериальным значением.

В норме у взрослых разница значений РtсО₂ и РО₂ составляет 20%, у детей за счет эффекта нагревания и соответственно роста РО₂ значения РtсО₂ могут на 5. 15% превышать данные артериальных измерений / 79 /.

Для уменьшения ошибок определения РtсО₂ датчик прибора располагают на поверхности кожи в местах с высоким капиллярным давлением и минимальной вазоконстрикцией. Наиболее часто используются локализации датчиков на грудной клетке в области ключицы, на коже головы, латеральной стороне живота, внутренней стороне бедра.

Следует отметить, что мониторы РtсО₂ требуют тщательного обслуживания. Нагревание электрода, необходимое при чрескожных измерениях, приводит к ускорению испарения электролита ячейки, который по этой причине нуждается в периодическом обновлении.

Из-за медленного дрейфа показаний датчик РtсО₂ не может оставаться на одном месте более нескольких часов. Место локализации датчика изменяют каждые 2 или 4 часа, проводя повторную калибровку прибора. Последнее позволяет также избежать термических раздражений, а иногда и ожогов кожи под электродом.

Мембрана электрода датчика, контактирующая с кожей, легко повреждается. При увеличении ее толщины увеличивается время реакции датчика на изменение РО₂. Это время зависит также от толщины кожи обследуемого. Так, у детей время ответа датчика составляет 10. 15 сек, у взрослых 45. 60 сек / 79 /.

Снижение ошибок определения РО₂ при неинвазивном мониторинге достигается путем использования миниатюрного электрода Сlark, располагаемого в конъюнктиве. Эти датчики могут функционировать непрерывно в течение 24 часов.

Основной областью клинического применения чрескожных методов измерения РО₂ являются неонатальные мониторы, которые могут дополнительно выполнять функции детектора апное.

Сравнение измерителей РО₂ с пульсоксиметрами показывает, что последние обладают большей чувствительностью к сильной гипоксемии, более высоким ( в 5 . 8 раз) быстродействием измерений. Кроме того, мониторы РО₂ требуют постоянного обслуживания датчиков. Однако значения РО₂ являются лучшими показателями при гипероксимии, чем значения сатурации кислорода.

Это связано с тем, что, как следует из кривой диссоциации гемоглобина (рис.35), SрО₂ слабо изменяется при значениях РО₂ , превышающих 90 мм рт.ст. В частности, РО₂ становится более предпочтительным показателем у детей с риском ретинопатии при чрезмерной вторичной оксигенации крови.

Мониторинг дыхательных газов

Методика и аппаратура капнометрии

Методика капнометрии заключается в непрерывном измерении концентрации СО₂ в выдыхаемой пациентом газовой смеси. Для этой цели используются масс-спектрометры, газоанализаторы Roman и ИК-абсорбционные анализаторы. Последние получили наиболее широкое распространение в аппаратуре капнометрии из-за относительно невысокой стоимости, простоты измерений и возможности создания портативных мониторов.

В первом случае используется пробоотбор газа из дыхательного контура пациента путем аспирации газа в измерительную ячейку датчика.

Во втором случае анализируется основной поток газа, выходящий из эндотрахеальной трубки дыхательного контура пациента.

Аспирационные капнометры с пробоотбором газа получили наибольшее распространение в клиническом мониторинге, так как они оказываются более простыми в использовании и могут применяться у неинтубированных пациентов с расположением пробоотборной трубки в верхних дыхательных путях.

Система пробоотбора газа аспирационного капнометра включает пробоотборник, размещаемый в дыхательном контуре пациента, и трубку для соединения с прибором (рис.49).

На входе прибора перед измерительной ячейкой устанавливается ловушка для влажного конденсата, содержащегося в аспирируемом газе. Влага образуется из-за того, что водяные пары с температурой выдыхаемого газа (37 о С) конденсируются при более низкой (комнатной) температуре на стенки пробоотборной трубки. Кроме того, при ИВЛ вдыхаемый газ поддерживается теплым и влажным, что увеличивает содержание водяных паров в выдыхаемом газе.

Измерительная ячейка надежно защищается от проникновения водяных паров, так как их присутствие в анализируемой пробе газа влияет на степень поглощения ИК-излучения на рабочей длине волны капнометра (рис.48), что может привести к погрешности измерения содержания СО₂.

Если для сокращения времени задержки выбрать более высокую скорость пробоотбора и она окажется выше скорости выдыхаемого газа, то в пробоотборную систему начнет подсасываться свежий газ, что приведет к ошибкам измерения концентрации СО₂.

Проба анализируемого газа прокачивается через измерительную ячейку и после измерения может быть выпущена в атмосферу или с помощью выводной трубки возвращена в дыхательный контур. Возврат газа необходим при использовании закрытого дыхательного контура или в случае точной оценки метаболического объема газа.

Структурное построение аспирационного капнометра показано на рис.50. Проба газа поступает в прибор через ловушку влаги 2, представляющую собой цилиндрический стакан, установленный вертикально. В верхней крышке стакана размещены патрубки ввода и вывода пробы газа. В боковой стенке стакана имеется патрубок отсоса газа. Влага, конденсирующаяся в соединительной трубке, стекает на дно стакана, так как патрубок ввода газа направлен вниз. Вязкий компонент конденсата может перекрыть патрубок вывода газа.

В этом случае давление в аспирационной системе падает и по сигналу датчика давления 10 включается клапан отсоса 15, что приводит к отсосу газа через боковой патрубок стакана ловушки. Затем измерительная ячейка 3 продувается в направлении, обратном рабочему ходу газа струей воздуха поступающего через открытый клапан 11. После ловушки влаги анализируемый газ проходит измерительную ячейку 3 датчика, буфер давления 12, насос 16 и поступает на выходной патрубок прибора.

Рисунок 50 — Структурное построение аспирационного капнометра.

Датчик капнометра выполнен по компенсационной двухканальной схеме, уменьшающей погрешности, связанные с нестабильностью элементов датчика. Свет излучателя 5 разделяется на два луча, один из которых проходит измерительную ячейку 3 и поступает на фотоприемник 7, другой поступает на тот же фотоприемник, проходя через компенсационную ячейку 4, заполненную газом с известной концентрацией СО₂.

Включение каналов синхронизируется коммутатором 6, используемым далее в тракте усиления сигналов фотоприемника для разделения сигналов измерительного и компенсационного каналов.

МикроЭВМ 14 выполняет процедуры обработки сигналов, компенсации погрешностей, связанных с нестабильностью источника излучения, дрейфом датчика и усилительной схемы, температурным дрейфом, определение текущей величины содержания СО₂, вывода данных на дисплей 17.

Установка нуля прибора осуществляется с помощью клапана 11, при включении которого, а также клапана отсоса 15, комнатный воздух (содержание СО₂ около 0,05%) проходит через измерительную ячейку 3 в обратном направлении. Градуировка и поверка капнометра осуществляется с помощью проб газов с калиброванной концентрацией СО₂, входящих в комплект прибора.

В поточных капнометрах датчик устанавливается непосредственно в дыхательном контуре пациента и может быть размещен в эндотрахеальной трубке. Скорость поступления анализируемого газа в датчик определяется здесь скоростью выдоха пациента, поэтому погрешности аспирационных капнометров, связанные с пробоотбором, а также с задержкой регистрации показаний, в поточных капнометрах устранены. В этих приборах более просто решается проблема защиты датчика от действия влаги, содержащейся в анализируемом газе. Измерительная камера с датчиком нагревается до температуры 40 о С для предотвращения конденсации влаги.

Датчик поточного капнометра строится по однолучевой двухволновой схеме, по которой измерение абсорбции ИК-излучения происходит попеременно на двух длинах волн. Первая длина волны является рабочей (максимум поглощения СО₂), вторая выбирается в области малого поглощения СО₂ и используется для получения сигнала компенсации, уменьшающего погрешность дрейфа датчика, а также погрешность, вызванную присутствием в анализируемом газе веществ, поглощающих ИК-излучение, в частности N₂О.

В современной аппаратуре капнометрии осуществляется непрерывное измерение содержания СО₂ и индикация в реальном масштабе времени величины ЕТРСО₂ .

Градуировка показаний капнометров осуществляется либо в единицах парциального давления СО₂, либо в единицах объемной концентрации. Диапазон измерений капнометров составляет 0 — 99 мм рт.ст. (0-10%). Точность измерения составляет порядка единиц процентов.

Большинство мониторных приборов имеет графический дисплей, на котором отображается капнометрическая кривая — капнограмма, представляющая собой график зависимости PCO₂ от времени. Отображение капнограммы в реальном масштабе времени позволяет оценить параметры фаз дыхания; отображение капнограммы в замедленном темпе дает возможность визуально оценить тренд ЕТРСО₂ на большом отрезке времени, например, на определенном этапе операции.

Анализ формы и параметров капнограммы дает важную диагностическую информацию о состоянии пациента. Вид капнограммы в норме показан на рис.51. В начале выдоха (точка В капнограммы) содержание СО₂ в выдыхаемом газе близко к нулю. Это обусловлено поступлением порции свежего газа, оставшегося от предыдущего вдоха в анатомическом “мертвом” пространстве. Затем в “мертвое” пространство начинает поступать альвеолярный газ и концентрация СО₂ на капнограмме начинает расти. Когда альвеолярный газ заполняет все “мертвое” пространство, рост концентрации СО₂ замедляется (точка С кривой) и наблюдается так называемое альвеолярное плато (участок СD). По завершении выдоха и начале притока свежего газа за счет вдоха концентрация СО₂ быстро падает до нуля (участок DЕ).

Рисунок 51 — Капнограмма дыхательного цикла.

Нулевая линия ( А — B). Быстрый подъем (B — C). Альвеолярное плато (C — D).

Уровень РСО₂, достигаемый непосредственно перед спуском кривой, принимается за значения ЕТРСО₂. Эта величина в норме обычно всего на 2. 3 мм рт.ст. ниже чем РСО₂ артериальной крови. При увеличении “мертвого” пространства и падении альвеолярной вентиляции разница ЕТРСО₂ и РаСО₂ увеличивается. Если легочная перфузия падает (остановка сердца, шок), ЕТРСО₂ падает несмотря на то, что РaСО₂ может оставаться высоким. Поэтому при мониторинге ЕТРСО₂ необходимо контролировать адекватность легочной перфузии.

ЕТРСО₂ значительно падает при образовании альвеолярного мертвого пространства. Внезапное уменьшение показателя более чем на 5 мм рт.ст. часто наблюдается после легочной эмболии / 79 /.

При анализе формы кривой в аспирационных капнометрах участки нарастания и спада капнограммы оказываются затянутыми за счет времени задержки регистрации РСО₂. В поточных измерителях нарастание и спад капнограммы оказываются в несколько раз короче / 79 /.

Примеры различных форм капнограммы приведены на рис. 52 / 42 /. Форма альвеолярного плато капнограммы определяется скоростью выделения СО₂ и его диффузией в легких. Неравномерность плато может быть следствием неодинакового опорожнения альвеолярных областей с различными постоянными времени и отношением легочной вентиляции к сердечному выбросу (Va/СВ).

Замедление выдоха, например, у пациентов с хроническими абструктивными легочными заболеваниями, с уменьшенной легочной отдачей обычно приводит к более крутому альвеолярному плато (рис. 52,б). При анестезии в латеральном положении разница в вентиляции и перфузии легких также увеличивает неравномерность плато.

При возвратном дыхании за счет увеличения “мертвого” пространства капнограмма во время вдоха может быть отлична от нуля (рис.52,в). Уменьшение “мертвого” пространства ведет к нормализации капнограммы (рис. 52,г). Возникновение так называемых кардиогенных осцилляций (рис. 52,д), наблюдаемых на альвеолярном плато в виде повторяющихся паттернов, синхронных с ударами сердца, обычно объясняется механическим возбуждением глубоких областей легкого, выбрасывающих газ, богатый СО₂. Осцилляции наиболее выражены, если пробоотбор осуществляется из глубины трахеи или бронхиальной области, и сглаживаются, если пробоотборная трубка расположена в верхних дыхательных путях.

Значение ЕТРСО₂, наблюдаемое в норме, составляет 35. 45 мм рт.ст.

Увеличение ЕТРСО₂ сверх этих границ (гиперкапния) может свидетельствовать об увеличении образования СО₂, угнетении дыхательного центра, уменьшении вентиляции. При использовании ИВЛ причиной гиперкапнии может быть неадекватность вентиляции.

Снижение ЕТРСО₂ ниже 35 мм рт.ст. (гипокапния) может происходить из-за гипервентиляции или может быть вызвано увеличением “мертвого” пространства при нормальном значении РСО₂ артериальной крови. Ошибочно малое значение ЕТРСО₂ может быть зарегистрировано при неадекватной (слишком высокой) скорости пробоотбора в аспирационных капнометрах из-за подсоса свежего газа.

Рисунок 52 — Примеры формы капнограммы.

Использование капнограмм во время наркоза позволяет непосредственно оценить правильность интубации трахеи путем анализа изменения концентрации СО₂ в выдыхаемом воздухе.

При ИВЛ капнограмма дает возможность установки адекватных режимов вентиляции на фоне введения анестезирующих агентов, угнетающих дыхание. При низкопотоковой анестезии и работе с полуоткрытым дыхательным контуром основным критерием регулировки притока свежего газа является уровень СО₂, мониторируемый по капнограмме.

Клинические аспекты капнометрии

Наиболее часто причиной гиперкапнии во время операции является:

гиповентиляция;
нарушение функции адсорбера;
повышенная реабсорбция СО₂ из брюшной полости при лапароскопии;
гипотермии.

Значительное снижение PСО₂ отмечается при:

остановке сердечной деятельности;
длительном апноэ;
острой обструкции дыхательных путей.

Сердечно-сосудистая система реагирует на гиперкапнию тахикардией, артериальной гипертензией, повышением давления в правых отделах сердца, увеличением общего легочного сопротивления.

Для ранней диагностики гиперкапнии необходимо применение во время операции капнографии и исследование КЩС.

Характеристика нормальной капнограммы, регистрируемой аспирационным капнометром ( рис.51):

1. Быстрый подъем кривой при выдохе (от B к C)

2. Наличие горизонтального плато — выдох (от C к D, причем характерен легкий подъем при приближении к D)

3. Быстрое снижение во время вдоха до нуля (от D к E)

Пункты B, C, D и E в норме слегка закруглены. Участок BCD соответствует фазе выдоха DEA- фазе вдоха

Степень наклона восходящего плато CD зависит от состояния дыхательных путей и легочной ткани. Величина СО₂ в конце выдоха эквивалентна альвеолярному СО₂, когда почти горизонтальное плато отчетливо выражено.

При гипервентиляции форма кривой на капнограмме изменяется /104/. Альвеолярное плато выглядит почти ровным, сегмент CD представлен прямой линией, круто поднимающейся и заканчивающейся в точке D к самому началу вдоха. Вентиляция при нарушении распределения характеризуется вогнутой кривой, сегмент BC плавно переходит в альвеолярное плато, обычно соответствующее сегменту CD. При повторном вдыхании двуокиси углерода форма кривой та же, что и в норме, но она заметно приподнята под обычным уровнем.

Двугорбая кривая встречается у больных, лежащих на боку, а также при появлении самостоятельного дыхания при проведении ИВЛ.

Неправильный контур кривой выдоха встречается при утечке газов в дыхательном контуре и зависит от местоположения и выраженности разгерметизации ( манжетка, трубка клапана, соединительные шланги и т.д.). Уровень СО₂ при этом может быть повышен вследствие гиповентиляции, либо снижен из-за дополнительной утечки воздуха.

При других видах нарушений дыхания форма капнограммы может отличаться от описанных.

При оценке капнограмм, как и при других методах физиологического мониторинга, необходимо принимать во внимание не только абсолютные показатели, но и степень их отклонения от обычных / 105 /.

снижение кровотока в легких : шок, сердечная недостаточность, гипотензия.

Капнограмма полезна для определения правильности подбора параметров вентиляции.

инфузия раствора бикарбоната натрия;

повышенное всасывание СО₂ в кровь ( при лапароскопии);

нарушение техники проведения наркоза (повторная циркуляция СО₂, отказ адсорбера);

гипертермия ( в т.ч. злокачественная гипертермия).

Общее снижение уровня СО₂ на капнограмме может свидетельствовать о следующих факторах / 105 / :

остановке кровообращения с остановкой самостоятельного дыхания;

угнетении дыхания или апноэ;

обструкции дыхательных путей;

отсоединении эндотрахеальной трубки от дыхательного аппарата;

нарушении работы аппарата ИВЛ;

нарушении системы забора проб газа из дыхательного контура;

дислокации эндотрахеальной трубки (интубации пищевода).

Капнография является надежным методом для выявления данных осложнений.

Аппаратура респираторного мониторинга

Наиболее широкое распространение в клинической практике находят респираторные мониторы, реализующие методики пульсовой оксиметрии и капнометрии. В операционных дополнительно используются мониторы дыхательной газовой смеси, позволяющие определить концентрацию газов и анестезирующих агентов. Основные характеристики приборов респираторного мониторинга приведены в таблице 8.

Пульсоксиметр «ЭЛОКС-01» обеспечивает непрерывное определение и цифровую индикацию значения степени насыщения гемоглобина крови кислородом (SpO₂) и значения частоты сердечных сокращений (ЧСС), сигнализацию выхода текущих значений за установленные пределы, а также отображение фотоплетизмограммы и тренда SpO₂ на графическом дисплее. Прибор позволяет подключать принтер для печати трендов по SpO₂ и ЧСС, а также фотоплетизмограммы.

Технические данные прибора

Диапазон показаний по каналу SpO2 , %	0 . . 99
Отклонение показаний канала SpO2 , не более, %
-в диапазоне 80 . . 99 %	± 2
-в диапазоне 50 . . 79 %	± 3
Диапазон определения ЧСС , уд/мин	30 . . 250
Отклонение ЧСС , не более, уд/мин
-в диапазоне 30 . . 99 уд/мин	± 2
-в диапазоне 100 . . 250 уд/мин	± 3
Время установления показаний по каналам SpO2 и ЧСС , не более, c	10
Диапазон установки значений порога сигнализации по SpO2 , %	50 . . 95
Диапазон установки значений порогов сигнализации по ЧСС , уд/мин	30 . . 250
Время непрерывной работы прибора, час	24
Время установления рабочего режима после включения прибора, не более, с	20
Питание прибора	сеть переменного тока 220В, 50Гц, сеть постоянного тока 12В
Габаритные размеры прибора, мм	145x270x60
Потребляемая мощность прибора, не более, ВА	10

Структурная схема прибора приведена на рис. 53. Излучатель 1 датчика содержит два излучающих диода красного и инфракрасного диапазона, поочередно питаемых импульсами тока, которые формируются в устройстве синхронизации 4. Прошедшее сквозь биологические ткани излучение поступает на фотоприемник 2 датчика. Полученный фототок усиливается предварительным усилителем 3 и регулируемым усилителем 5, коэффициент усиления которого устанавливается микропроцессорным устройством. Усиленный импульсный сигнал поступает на синхронный демодулятор 6, где происходит определение амплитуды импульсов раздельно для

Рисунок 53 — Структурная схема прибора «ЭЛОКС-01»

красного и инфракрасного каналов. Полученные напряжения, пропорциональные коэффициенту абсорбции тканей на соответствующих длинах волн, поступают на АЦП 11, а также на фильтры верхних частот 7, 8.

С выхода фильтров пульсирующая составляющая напряжения, пропорциональная пульсовой волне, через регулируемые усилители 9, 10 поступает на АЦП 11. После преобразования в цифровую форму постоянные и пульсирующие составляющие вводятся в микропроцессорное устройство через порт ввода 16. Микропроцессорное устройство содержит центральный процессор 12, работающий под управлением программы, размещенной в ПЗУ 18, а также ОЗУ 17, графический дисплей со встроенным контроллером 26 и ряд периферийных устройств. Порты вывода 13, 15 служат для установки коэффициентов усиления регулируемых усилителей. Таймер 14 формирует временные интервалы для тактирования АЦП, а также для формирования звуковых сигналов.

Контроллер дисплея 19 управляет работой цифрового дисплея 23. Порт ввода 20 служит для подключения клавиатуры 24. Порт вывода 21 совместно с ЦАП 25 обеспечивают выдачу определяемых значений на внешний регистратор в аналоговой форме. Источник питания 22 обеспечивает все напряжения, необходимые для питания узлов прибора.

Основой конструкции прибора является пластмассовый корпус, состоящий из верхней и нижней крышек, а также передней панели.

Электронные компоненты размещены на трех платах. Элементы 3 . . 11 структурной схемы (рис. 54) размещены на плате аналоговых устройств; микропроцессорное устройство и источник питания — на плате цифровой обработки (элементы 12 . . 22, 25); жидкокристаллический, цифровой дисплеи и клавиатура — на плате индикации.

Плата цифровой обработки и плата аналоговых устройств крепятся соответственно к нижней и верхней крышкам, а плата индикации установлена вертикально на передней панели.

Рисунок 54 — Внешний вид прибора «ЭЛОКС-01»

На передней панели прибора расположены (рис.54):

— графический жидкокристаллический дисплей 7;

-транспарант “ТРЕВОГА” 6, индицирующий срабатывание сигнализации;

— цифровой светодиодный дисплей 3 ;

— блок кнопок управления 2, содержащий кнопку отключения сигнализации » «, кнопку включения режима печати “3 “, а также кнопки установки режимов работы и порогов сигнализации.

На жидкокристаллическом дисплее, в зависимости от выбранного режима, может отображаться либо фотоплетизмограмма, либо график изменения (тренд) степени насыщения гемоглобина кислородом за предшествующие 20 минут, 60 минут, 4 часа или 8 часов (рис.55).

На боковой поверхности корпуса прибора расположены:

— гнездо разъема 1 для подключения первичного преобразователя;

— регулятор громкости звуковых сигналов 4;

— регулятор контрастности дисплея 5;

Режим отображения ФПГ Режим отображения тренда

1. Индикатор амплитуды пульсовой волны
2. Графическое изображение фотоплетизмограммы
3. Тренд степени насыщения гемоглобина кислородом
4. Отметка «нет данных»
5. Индикатор артериальных пульсаций
6. Координатная ось времени
7. Координатная ось SpO₂

Рисунок 55 — Информация, отображаемая на дисплее прибора «ЭЛОКС-01»

Ногтевая фаланга пальца фиксируется в датчике между элементами 1 и 2 таким образом, что ноготь оказывается обращенным к излучателям. Датчик подключается к прибору с помощью кабеля 6 с разъемом 5.

Подключение принтера существенно расширяет возможности прибора. Появляется возможность документирования результатов измерений SpO₂ и ЧСС за последние (по выбору) 20 минут, 1, 4, 8 часов работы прибора, а также подробного анализа формы фотоплетизмограммы.

Для работы с пульсоксиметром «ЭЛОКС-01» можно использовать любой матричный принтер, имеющий команды печати в графическом режиме, совместимые с командами 9 игольчатых принтеров EPSON (система команд ESC/P). Возможно использование также некоторых струйных принтеров, удовлетворяющих этому условию. Подсоединение принтера к пульсоксиметру производится с помощью кабеля параллельного интерфейса (кабель Centronics), входящего, как правило, в комплект поставки принтера.

В результате распечатки данных получаются тренды в том же масштабе времени, что были на экране прибора в момент запуска режима печати. Пример печати трендов SpO₂ и ЧСС за 60 минут показан на рис.57.

Поле тренда 12 имеет шкалу SpO₂ 13 в диапазоне 50. . . 100%, поле тренда 10 имеет шкалу ЧСС 11 в диапазоне 40. . . 240 уд/мин. Каждое поле снабжено шкалой относительного времени 2, где время отсчитывается от момента запуска печати, и шкалой времени работы 6, где показано время в часах и минутах от момента включения пульсоксиметра.

Рисунок 57 — Распечатка трендов показателей прибора «ЭЛОКС-01»

Тренд по SpO₂ 4 и по ЧСС 5 отображается для интервалов времени, когда прибор выдавал показания.Отметка «нет данных» 7 соответствует интервалам времени, когда показания отсутствовали (например, при индикации сообщений «НЕТ ДАТЧИКА», «НЕТ ПАЦИЕНТА»).

Значение «Время работы» 3 показывает время в часах и минутах, прошедшее от включения пульсоксиметра до момента запуска печати. В поле 1 впоследствии могут быть вписаны необходимые данные о пациенте.

Если отображаемый параметр (SpO₂ или ЧСС) не меняется или меняется медленно, тренд изображается линией единичной ширины (поз. 8 рис. 57). Ширина этой линии соответствует 1% по шкале SpO₂ или 4 уд/мин по шкале ЧСС.

Быстрые изменения отображаемого параметра сливаются на изображении тренда в широкую полосу (поз. 9 рис. 6), верхняя и нижняя границы которой показывают соответственно максимум и минимум параметра во время его быстрых колебаний в пределах полосы.

Результат, полученный при запуске печати из режима отображения фотоплетизмограммы, показан на рис. 58.

Изображение фотоплетизмограммы 2 снабжено шкалой 1 (в условных единицах), дающей представление об амплитуде пульсовой волны. Значения SpO₂ 6 и ЧСС 5 фиксируются в момент запуска печати. В поле 4 отображается состояние тревожной сигнализации и наименование параметра, вызвавшего ее срабатывание. В поле 3 дублируются сообщения, выдаваемые на экран прибора.

Рисунок 58 — Распечатка фотоплетизмограммы прибора «ЭЛОКС-01»

При использовании прибора в анестезиологическом мониторинге распечатка трендов показателей SpO₂ и ЧСС и сопоставление данных с наркозной картой позволяет проанализировать ведение наркоза на всех этапах операции, выявляя эпизоды гипоксемии. Анализ распечатки трендов при использовании пульсоксиметра для контроля функции внешнего дыхания во время сна позволяет провести диагностику нарушений дыхания в различные фазы сна.