Устройство для неинвазивного измерения насыщения крови кислородом

Устройство для неинвазивного измерения насыщения крови кислородом

Реферат

 

Изобретение относится к медицине, в частности к приборам для неинвазивного измерения насыщения крови кислородом, позволяющим исследовать систему кровообращения оптическими методами, и может быть использовано в приборах пульсовой оксиметрии. Устройство содержит систему ввода - вывода излучения к исследуемому органу, оптически соединенную с двумя излучателями, соответственно с длинами волн ₁ = (65030) нм, ₂ = (1000200) нм, два фотоприемника, один из которых селективен к излучению с длиной волны ₂, два фильтра пульсовых (дыхательных) колебаний, соединенных с усилителями с изменяемыми коэффициентами усиления, управляющие входы которых соединены с устройствами восстановления постоянной составляющей сигнала, делитель, светофильтр, полоса прозрачности которого совпадает с полосой излучения 1-го источника, два фильтра доплеровского сигнала, два амплитудных детектора, коррелятор. Устройство обеспечивает повышение точности измерения оксигенации ткани, позволяет определять транскапиллярный обмен кислородом, измерять насыщение кислородом крови, движущейся в одном из отделов системы микроциркуляции. 1 ил., 3 табл.

Изобретение относится к медицине, в частности к приборам для неинвазивного измерения насыщения крови кислородом, позволяющим исследовать систему кровообращения оптическими методами, и может быть использовано в приборах пульсовой оксиметрии.

К оптическим неинвазивным методам исследования периферической системы кровообращения относятся: фотоплетизмография, лазерная доплеровская флоуметрия (ЛДФ) и пульсовая оксиметрия.

Фотоплетизмография заключается в зондировании оптическим излучением органов и тканей организма, регистрации рассеянного сигнала и селекции его пульсаций, которые обусловлены кровенаполнением крупных сосудов, в первую очередь артерий.

ЛДФ в качестве зондирующего сигнала использует когерентное лазерное излучение, а основным объектом исследования является доплеровский сдвиг частоты, возникающий из-за движения эритроцитов по микрососудам. Это позволяет изучать систему микроциркуляции, содержащую артериолы, капилляры и венулы.

Физической основой оптической оксиметрии является различие коэффициентов поглощения окисленной и восстановленной форм гемоглобина для красного света с длиной волны ₁ = 65030 нм. Интенсивность сигнала, прошедшего через слой крови, в первом приближении обратно пропорциональна конструкции восстановленного гемоглобина. В инфракрасной области при ₂ = 100200 нм поглощение оптического излучения этими формами гемоглобина одинаково (изобестическая точка). Это позволяет считать: отношение сигналов, прошедших через кровь, пропорционально суммарной концентрации гемоглобина крови. Изложенный метод позволяет измерять концентрацию кислорода SO₂ в крови in vitro.

На пути создания неинвазивной оксиметрии имелись две трудности: значительная зависимость рассеянного сигнала от концентрации других веществ, содержащихся в коже, например, меланина; рассеяние происходит на большом количестве кровеносных сосудов разных типов (артерий, вен, капилляров). Насыщение крови кислородом в этих сосудах различное. Успех пульсовой оксиметрии объясняется тем, что этот способ позволил селектировать один тип кровеносных сосудов - артерий. В артериях сердечная деятельность вызывает волны давления, которые приводят к колебаниям стенок сосудов и, как следствие, к пульсациям оптических характеристик. В то же время кардио колебания кровотока в капиллярах и венах незначительны. Это позволяет измерять насыщение крови кислородом в артериях S_aO₂.

Устройство для пульсовой оксиметрии является наиболее близким по технической сущности решением, выбранным авторами в качестве прототипа. Метод пульсовой оксиметрии основан на определении коэффициента отражения оптического излучения и включает: - облучение участков кожи и биоткани монохроматическими излучениями с длинами волн ₁ = 65030 нм, ₂ = 100200 нм, - двухканальную фоторегистрацию рассеянного сигнала, - выделение переменной (пульсовой) и постоянной частей сигнала по каждому из каналов, - нормировку переменной к постоянной составляющей сигнала.

Устройство для неинвазивного измерения насыщения крови кислородом содержит: - систему ввода-вывода излучения к исследуемому органу, оптически соединенную с двумя излучателями, работающими в полосах ₁ = 65030 нм, ₂ = 1000200 нм, - фотоприемник, - два фильтра пульсовых (дыхательных) колебаний, соединенных с усилителями с изменяемым коэффициентом усиления, управляющие входы которых соединены с устройствами восстановления постоянной составляющей сигнала, - делитель, первый вход которого соединен с выходом первого усилителя.

В то же время пульсовая оксиметрия не позволяет измерять насыщение крови кислородом в других кровеносных сосудах, хотя метаболические процессы организма определяются не столько оксигенацией артериальной крови, сколько его потреблением. Оно в свою очередь зависит от диффузии кислорода через стенки микрососудов, т.е. от транспорта кислорода в системе микроциркуляции.

С помощью предлагаемого изобретения достигается технический результат: - повышение точности измерения оксигенации ткани, - определение транскапиллярного обмена кислородом, - измерение насыщения кислородом крови, движущейся в одном из отделов системы микроциркуляции.

Анализ гипоксии ткани является очень важной задачей для хирургического и реанимационного мониторинга и диагностики различных заболеваний. В частности, известно, что злокачественные новообразования характеризуются более интенсивными обменными процессами и более интенсивным потреблением кислорода. Поэтому концентрация кислорода в венулах, отводящих кровь из патологических регионов, ниже нормы. Ее измерение было бы весьма полезно для ранней диагностики онкологических заболеваний.

Частота излучения, рассеянного движущейся частицей, отличается от частоты зондирующего сигнала (эффект Доплера). Для частицы, движущейся со скоростью v_r=1 мм/с, облученной лазерным излучением с длиной волны 630 нм, доплеровская частота равна 4,4 кГц. Эффект Доплера позволяет исследовать большие ансамбли эритроцитов, движущихся в микрососудах. Их скорости различны в артериолах, капиллярах и венулах, что позволяет методами частотной селекции производить анализ физиологических процессов, идущих в различных отделах системы микроциркуляции. Таблица 1 иллюстрирует этот факт.

В частности, для анализа транспорта кислорода удобно использовать двухканальный аппарат с лазерами, излучающими на длинах волн ₁ = 0,64 мкм и ₂ = 0,1000 мкм. Первая длина волны характеризуется высоким поглощением света в гемоглобине и низким поглощением в окисленном гемоглобине. Вторая длина волны называется изобестической, так как поглощение оптического излучения в этих двух веществах одинаково. Эффективная поверхность рассеяния эритроцита в значительной степени определяется химическим составом внутриклеточного вещества. Оно представляет собой насыщенный 32%-ный раствор гемоглобина в плазме крови. Обозначим эффективную поверхность рассеяния эритроцита, заполненного на 100% оксигемоглобином, _o(), а в том случае, когда в эритроците гемоглобин, _н(). Сигнал ЛДФ, как известно, определяется соотношением: где К() - коэффициент, связанный с мощностью излучателя, коэффициентом усиления приемника и условиями распространения света в биоткани, () - объем, с которого принимается сигнал больше уровня шумов приемника; N₀(t, r), N_н(t, r) - мгновенная плотность окисленных и не окисленных эритроцитов в точке r; v(t, r) - доплеровская скорость эритроцита в точке r.

Преобразовав сигнал U(t,) no Фурье, получают 2М+1-мерный вектор: где f - частота Фурье гармоники, измеряемая в колебаниях в минуту. Для исключения аппаратных факторов в дальнейшем удобнее использовать величины, нормированные к нулевой компоненте Большинство тканей организма для рассматриваемых длин волн имеют низкие омические потери (исключение составляет гемоглобин), что позволило бы ожидать высокую прозрачность и большую глубину проникновения оптического излучения. В то же время большое количество микровключений веществ с различными показателями преломления приводит к интенсивному рассеянию и ограничивает глубину проникновения света. Размеры этих неоднородностей на порядок меньше длины волны видимого излучения. Это приводит к тому, что глубина проникновения излучения на длине волны ₂ больше, чем на ₁. В результате (₂)>(₁) и имеет место соотношение: (₂) = (₁)+_d. (2) Сигнал ЛДФ (1) с учетом соотношения (2) можно представить в виде: Двум последним слагаемым соответствуют 2М мерные вектора Фурье: Вектора коллинеарные. Это позволяет выделить сигналы, относящиеся к одному и тому же исследуемому объему, полученные при зондировании с помощью излучений разных длин волн.

Как было показано ранее, преобразование Фурье позволяет осуществлять селекцию различных отделов системы микроциркуляции. В частности, амплитуда пульсовых колебаний максимальна в артериолах и эффективно затухает в следующих за ними отделах. Дыхательные колебания присутствуют во всех отделах системы, но в силу определенной архитектоники микрососудов кожи сигнал ЛДФ для этих гармоник в основном определяется венулярным звеном.

Учитывая (₁)>(₂), получают: Аналогично вычисляют насыщение крови кислородом в венулярном отделе системы микроциркуляции. Оценка допущений, сделанных при выводе формулы (4), позволяет определить потенциальную точность измерения данным методом. Она составляет ~ 3%. В венулярном звене точность несколько хуже.

Фурье-анализ коллективных процессов, идущих в системе микроциркуляции, показал, что в них превалируют определенные ритмы. В частности, наблюдается кардиоритм и дыхательные волны. Основные сведения о колебаниях кровотока приведены в табл. 2.

В частности, различие в ритмических процессах позволяет измерить насыщение крови кислородом в венулах и тем самым определить потребление кислорода тканью, что является важнейшим показателем интенсивности метаболических процессов. Это достигается тем, что после амплитудного детектирования производят селекцию пульсаций сигнала на частотах, соответствующих дыхательным колебаниям.

Устройство для неинвазивного измерения насыщения крови кислородом отличается тем, что целью достижения указанного технического эффекта введены: - светофильтр, полоса прозрачности которого совпадает с полосой излучения 1-го источника, - 2-й фотоприемник, селективный к излучению с длиной волны ₂ = 1000150 нм, - два фильтра доплеровского сигнала, - два амплитудных детектора, - коррелятор, причем, 1-й фотоприемник оптически соединен с системой ввода-вывода излучения через светофильтр, выход фотоприемника соединен с 1-м фильтром доплеровского сигнала, выход которого через 1-й амплитудный детектор соединен со входом 1-го фильтра пульсовых колебаний; 2-й фотоприемник оптически соединен с системой ввода-вывода излучения; ко 2-му фотоприемнику присоединен 2-й фильтр доплеровского сигнала, который через 2-й амплитудный детектор соединен с входом 2-го фильтра пульсовых колебаний, выходы 1-го и 2-го усилителей соединены со входами коррелятора, выход которого соединен со 2-м входом делителя; входы 1-го и 2-го устройств восстановления постоянной составляющей сигнала соединены с соответствующими выходами амплитудных детекторов.

На чертеже представлена блок-схема устройства для неинвазивного измерения насыщения крови кислородом: - система ввода-вывода излучения (1) к исследуемому органу, - два излучателя (2, 3), работающих в полосах ₁ = 65030 нм; ₂ = 1000200 нм - 1-й фотоприемник (4); - два фильтра пульсовых (дыхательных) колебаний (5, 6), - усилители (7, 8) с изменяемым коэффициентом усиления, управляющие входы которых соединены с устройствами выделения постоянной составляющей сигнала (17, 18), - делитель (9), - светофильтр (16), полоса прозрачности которого совпадает с полосой излучения 1-го источника, - 2-й фотоприемник (10), селективный к излучению с длиной волны ₂ = 1000200 нм, - 1-й фильтр доплеровского сигнала (11), - 1-й амплитудный детектор (12), - 2-й фильтр доплеровского сигнала (13), - 2-й амплитудный детектор (14), - коррелятор (15).

Система ввода-вывода излучения может быть выполнена на базе световодов, торцы которых являются излучающими и приемными апертурами. Одни световоды канализируют излучение от лазерных излучателей к излучающим апертурам, а другие - излучение, рассеянное биотканью, от приемных апертур к фотоприемникам. Объем биоткани, зондируемый оптическим излучением, определяется длиной волны лазерного излучения и рассеивающими свойствами самого объекта. Для человеческой кожи этот объем напоминает по форме банан, концы которого прикреплены к излучающей и приемной апертурам. Для излучения ₁ = 65030 нм глубина зондирования около 0,6 мм, а для ₂ = 1000200 нм - 2,0 мм. При достаточно тесном расположении торцов световодов имеется объем, одновременно зондируемый двумя излучениями, и он практически совпадает с объемом, зондируемым излучением _1/= 65030 нм. В этом объеме находятся микрососуды различных типов, в частности, в нем имеется несколько десятков прекапиллярных артериол и посткапиллярных венул.

Скорость течения крови в артериолах v_а=3,81,2 мм/с, а в венулах v_v.= 0,80,48 мм/с. Сигнал на выходах фотоприемников пульсирует с доплеровскими частотами: f₁ = 2nv/₁, f₂ = 2nv/₂.

Селекцию сигнала, рассеянного на артериольной или венулярной крови, осуществляют фильтры доплеровского сигнала, включенные после фотоприемников. Для определения амплитуды этих сигналов используются амплитудные детекторы. Сигнал после детектирования имеет переменную и постоянную части. Постоянная часть селектируется устройствами восстановления, а переменная - фильтрами пульсовых (дыхательных) колебаний. Нормировка переменной части к постоянной осуществляется на усилителях с изменяемым коэффициентом усиления. Сигнал, полученный в результате нормировки, не зависит от мощности излучателей, размеров апертур, пигментации кожи и т.п.

Сигнал второго канала имеет часть, синфазную с сигналом первого канала, и несинфазную часть. Синфазная часть - результат зондирования общего объема. Эта часть выделяется коррелятором. В результате на выходе первого канала и коррелятора имеем амплитуды пульсовой (дыхательной) волны от одного и того же объема.

Различие этих сигналов объясняется разницей поглощения оптического излучения разных длин волн. Красный свет различно поглощается окисленным и восстановленным гемоглобинами. В инфракрасной области такая зависимость отсутствует, и поглощение пропорционально общему числу эритроцитов. Поэтому отношение этих сигналов пропорционально насыщению крови кислородом. Это отношение формируется с помощью делителя.

Производилась апробация принципов работы данного устройства с помощью двухканального лазерного анализатора капиллярного кровотока ЛАКК-01, имеющего два излучателя, работающих в полосах ₁ = 630 нм; ₂ = 830 нм, приспособленного для компьютерной обработки сигналов и специально разработанного программно-математического обеспечения, которое позволило селектировать процессы в венулах и артериолах и исследовать рассеянные сигналы двух длин волн.

Для контроля оксигенации крови в крупных сосудах использовался Оксигемапульсометр ОГП-1. Он позволял осуществлять неинвазивный контроль за насыщением крови кислородом в артериях и методом in vitro исследовать венозную кровь.

В процессе лечения больных методом фотодинамической терапии (ФДМ) осуществлялся объективный контроль качества лечения с помощью аппарата ЛАКК-01. По записям измерений с помощью Фурье-анализа определялись амплитуды ритмических процессов. Результаты статистической обработки на большой группе пациентов в возрасте 57-93 года приведены в табл. 3. Кожный кровоток у этой возрастной группы на здоровой ткани несколько снижен, но среднее значение показателя микроциркуляции на базалиоме на 21% выше базального.

Но даже на фоне общего увеличения амплитуд всех гармонических составляющих нельзя не отметить аномальное возрастание дыхательного ритма.

Данные обследования проводились в стационарных условиях. Пациент занимал комфортное положение, и через 10-15 мин начинались ЛДФ-исследования. При этом деятельность скелетных мышц ограничена дыханием. Дыхательные волны присутствуют как в венах, так и в артериях, как в артериолах, так и венулах. Как показали исследования, для кожи сигнал ЛДФ на 80% обусловлен венулами. Отсюда следует, что наблюдаемая аномалия обусловлена венулярным отделом и является реальным фактом, обусловленным особенностями кровотока.

Зондирующее излучение прибора ЛАКК-01 имеет длину волны =0,63 мкм. Эта длина волны характеризуется значительным поглощением гемоглобина и метагемоглобина и относительной прозрачностью оксигемоглобина. ЭПР эритроцита, заполненного неокисленным гемоглобином, больше. И этот факт позволяет объяснить большое значение амплитуды дыхательного ритма системы микроциркуляции базалиомы.

Сразу после лечения все ритмы подавлены. Система микроциркуляции находится в состоянии гемодинамического стаза.

Как показано выше, предлагаемый прибор может быть использован для определения границ злокачественного новообразования, что представляет несомненный интерес для хирургии и лучевой терапии, а также для оценки качества проведенного лечения и контроля за реабилитацией.

Следует отметить, что предлагаемый прибор демонстрирует новые возможности ЛДФ. Он годится не только для оценки перфузии ткани, но позволяет анализировать транскапиллярный обмен, в частности, транспорт кислорода.

В результате проведенных исследований были определены значения насыщения крови кислородом на здоровой коже и в опухоли.

Полученные результаты свидетельствуют о том, что традиционные методы оксиметрии не позволяют выявить заболевание, в то время как предлагаемый прибор дает возможность обнаружить дефицит кислорода в венулярной крови, свидетельствующий о более интенсивных метаболических процессах, идущих в опухоли.

Использование предлагаемого прибора позволяет измерить насыщение крови кислородом в различных микрососудах системы микроциркуляции, т.е. именно там, где осуществляется питание ткани кислородом. Это поможет повысить качество диагностики многих заболеваний, точно определить границы патологических новообразований, что очень важно для хирургии. Неинвазивность измерений допускает использовать предлагаемый прибор для операционного и реабилитационного мониторинга.

Источники информации 1. Н. Р. Палеев, И.М. Каевицер. "Атлас гемодинамических исследований в клинике внутренних болезней". М., "Медицина", 1975, с.154.

2. В. И. Козлов, Л.В. Корси, В.Г. Соколов. Лазерная доплеровская флоуметрия и анализ коллективных процессов в системе микроциркуляции // Физиология человека, 1998, т.24, 6, с.112-121.

3. Journal of Clinical Monitoring, Vol 4, No 4, October 1988, Pulse Oximetry: Analysis of Theory, Technology and Practice, Wukitsch et al., p. 290 - прототип.

Формула изобретения

Устройство для неинвазивного измерения насыщения крови кислородом, содержащее систему ввода - вывода излучения к исследуемому органу, оптически соединенную с первым и вторым излучателями, соответственно с длинами волн ₁=(65030) нм, ₂=(1000200) нм, первый фотоприемник, два фильтра пульсовых колебаний, соединенных с первым и вторым усилителями с изменяемыми коэффициентами усиления, управляющие входы которых соединены с устройствами восстановления постоянной составляющей сигнала, делитель, первый вход которого соединен с выходом первого усилителя, отличающееся тем, что в него введены светофильтр, полоса прозрачности которого совпадает с полосой излучения первого излучателя, второй фотоприемник, селективный к излучению с длиной волны ₂, первый и второй фильтры доплеровского сигнала, первый и второй амплитудные детекторы и коррелятор, причем система ввода - вывода излучения к исследуемому органу через светофильтр оптически соединена с первым фотоприемником, выход которого соединен с первым фильтром доплеровского сигнала, выход которого через первый амплитудный детектор соединен со входом первого фильтра пульсовых колебаний, второй фотоприемник оптически соединен с системой ввода - вывода излучения к исследуемому органу и к нему подсоединен второй фильтр доплеровского сигнала, который через второй амплитудный детектор соединен со входом второго фильтра пульсовых колебаний, выходы первого и второго усилителей соединены с входами коррелятора, выход которого соединен со вторым входом делителя, входы первого и второго устройств восстановления постоянной составляющей сигнала соединены с соответствующими выходами амплитудных детекторов.

РИСУНКИ

Рисунок 1, Рисунок 2, Рисунок 3, Рисунок 4