Общее описание методики пульсовой оксиметрии

Методика пульсовой оксиметрии основана на использовании принципов фотоплетизмографии, позволяющих выделить артериальную составляющую абсорбции света для определения оксигенации артериальной крови. Измерение этой составляющей дает возможность использовать спектрофотометрию для неинвазивного чрескожного мониторинга сатурации артериальной крови кислородом. В соответствии с методикой фотоплетизмографии участок тканей, в котором исследуется кровоток, располагается на пути луча света между источником излучения и фотоприемником датчика (рисунок 3).

Рисунок 3 – Датчик фотоплетизмограммы при исследовании кровотока в пальце руки

Согласно закону В-L (см. ниже), величина абсорбции света пропорциональна толщине слоя поглощающего вещества, т.е. при исследовании кровотока определяется размером сосуда или объемом крови, проходящим через исследуемый участок тканей. Сужение и расширение сосуда под действием артериальной пульсации кровотока вызывают соответствующее изменение амплитуды сигнала, получаемого с выхода фотоприемника.
Фотоплетизмограмма (ФПГ) получаемая после усиления и обработки сигнала фотоприемника (рисунок 4) характеризует состояние кровотока в месте расположения датчика. В частности, когда давление крови повышается или возникает вазодилятация сосудов, амплитуда ФПГ возрастает, при снижении давления или вазоконстрикции сосудов амплитуда падает.

Рисунок 4 – Фотоплетизмограмма периферического пульса

Изменения в форме ФПГ могут указывать на развитие гемодинамических нарушений на исследуемом участке сосудистого русла, поэтому ФПГ отображается на графическом дисплее монитора для использования в клинической диагностике.
Для неинвазивного определения оксигенации крови в “поле зрения” фотоплетизмографического датчика помещается участок тканей, содержащий артериальные сосуды. В этом случае сигнал с выхода датчика, пропорциональный абсорбции света, проходящего через ткани, включает две составляющие: пульсирующую компоненту, обусловленную изменением объема артериальной крови при каждом сердечном сокращении, и постоянную “базовую” составляющую, определяемую оптическими свойствами кожи, венозной и капиллярной крови и других тканей исследуемого участка (рисунок 3).

Путем анализа формы сигнала ФПГ можно выделить его фрагменты, соответствующие моментам систолического выброса. Именно в эти короткие промежутки времени на вершине систолы удается наиболее точно определить сатурацию артериальной крови кислородом.
Для определения сатурации используется методика двухлучевой спектрофотометрии. Измерение абсорбции света производится в моменты систолического выброса, то есть в моменты максимума амплитуды сигнала датчика (рисунок 5) для двух длин волн излучения. Для этой цели в датчике используются два источника излучения с различными спектральными характеристиками.
Для получения наибольшей чувствительности определения сатурации кислорода длины волн излучения источников необходимо выбирать в участках спектра с наибольшей разницей в поглощении света оксигемоглобином и гемоглобином. Этому условию удовлетворяют красная и ближняя инфракрасная области спектра излучения.
При длине волны излучения 660 нм (красная область) гемоглобин поглощает примерно в 10 раз больше света, чем оксигемоглобин, а на волне 940 нм (инфракрасная область) - поглощение оксигемоглобина больше, чем гемоглобина.
Для повышения точности определения сатурации методом пульсовой оксиметрии используется нормирование сигналов поглощения света, для чего измеряется постоянная составляющая в моменты диастолы Апост и находится отношение амплитуды пульсирующей составляющей Aпер к величине Апост:

Анорм=Апер/Апост.

Эта процедура выполняется для каждой длины волны излучения. Нормированная величина поглощения не зависит от интенсивности излучения светодиодов, а определяется только оптическими свойствами живой ткани. Для получения значений сатурации рассчитывают отношение нормированных величин поглощения света для двух выбранных длин волн:

R=(Апер/Апост)кр/(Апер/Апост)инф,

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

Величина R эмпирически связана со значениями сатурации калибровочной зависимостью, полученной в процессе градуировки прибора (рисунок 6). Отношение R изменяется от 0,4 для 100% сатурации до 3,4 при 0% сатурации. Отношение, равное 1, соответствует сатурации 85%. Ход кривой определяется теоретической зависимостью, основанной на соотношениях для поглощения света. Однако для точного определения сатурации необходимо уточнение калибровочной зависимости по экспериментальным данным, полученным, например, с помощью кюветного оксиметра.
Следует отметить, что величина отношения R не зависит от оптических характеристик кожи, подлежащих тканей, а определяется оптическими свойствами артериального выброса крови, что определяет высокую точность измерения сатурации в пульсоксиметрии.

Рисунок 6 – Калибровочная кривая пульсоксиметра

Достоинствами таких приборов является их мобильность и возможность проведения экспресс-анализов. Но недостатки заключаются в самой методике измерения, т.е. в невозможности точно синхронизировать момент максимума волны и излучение источника. А также из-за особенностей сердцебиения каждого человека будет наблюдаться фазовое запаздывание. Эти факторы приводят к погрешности измерения.

Фотометрическая оксиметрия (подробно)

В исследовании оксигенации крови широко используется методика спектрофотометрии, заключающаяся в измерении поглощения света, прошедшего через пробу крови в различных спектральных диапазонах.
Количественная спектрофотометрия крови основана на использовании закона Вееr-Lambert ( B-L ) для растворов, который связывает интенсивность падающего (Iпад) и интенсивность проходящего (Iпр) сквозь исследуемую пробу света (рисунок 7):