Содержание к диссертации
Введение
Глава 1. Проблемы оценки водно-солевого баланса организма человека 12
1.1 Водно-солевой баланс организма 12
1.1.1 Роль воды в организме 12
1.1.2 Состав воды в организме и распределение ее по секторам 14
1.1.3 Физиология системы крови 17
1.1.4 Интерстициальное пространство 21
1.1.5 Внутриклеточная жидкость 22
1.1.6 Регуляция водно-солевого баланса 23
1.2 Методы оценки водного баланса организма 27
1.2.1 Методы разведения индикатора 27
1.2.2 Биоэлектрический импедансный анализ .30
Глава 2. Моделирование водного баланса в организме человека ..38
2.1 Теоретические предпосылки построения модели 38
2.1.1 Физиологическая модель водного пространства организма 38
2.1.2 Электрическая схема замещения тканей человека 40
2.1.3 Математические модели для биоимпедансметрии 44
2.1.4 Теоретические предпосылки выбора частот зондирующего тока 46
2.2 Математическое моделирование процессов водного баланса организма человека 50
2.2.1 Определение электропроводности крови 51
2.2.2 Определение показателя гематокрита 55
2.2.3 Описание математической модели мониторинга водного баланса организма 60
Глава 3. Теоретическая и экспериментальная оценка математической модели мониторинга водного баланса организма 68
3.1 Общие вопросы возникновения погрешностей проектируемой биотехнической системы 68
3.2 Метрологические аспекты идентификации параметров модели мониторинга водного баланса организма 70
3.3 Оценка достоверности модели 80
3.3.1 Исследование модели оценки динамики количества жидкости в организме 80
3.3.2 Исследование модели оценки динамики количества жидкости в организме и распределения ее по секторам 85
3.4 Экспериментальные испытания биотехнической системы 88
Глава 4. Техническая реализация биотехнической системы мониторинга водного баланса в реальном времени 96
4.1 Определение требований к структуре проектируемой системы 96
4.2 Требования к безопасности проектируемой системы 104
4.3 Особенности построения биотехнической системы мониторинга водного баланса организма 108
4.4 Описание работы программного комплекса 113
Заключение 120
Литература 122
Приложения 133
- Роль воды в организме
- Физиологическая модель водного пространства организма
- Метрологические аспекты идентификации параметров модели мониторинга водного баланса организма
- Требования к безопасности проектируемой системы
Введение к работе
Актуальность работы. Доминирующей тенденцией развития современной клинической медицины является разработка объективных методов и соответствующих технических средств получения информации о состоянии здоровья человека. Появление в последние годы в клинической практике многочисленной аппаратуры мониторного контроля физиологических показателей открывает большие возможности в совершенствовании лечебно-диагностических методов медицины критических состояний. Именно в этой области медицины наиболее важным является непрерывный контроль и прогнозирование изменения состояния пациента на фоне проведения лечебных процедур [29]. Особое место в этом процессе занимает мониторинг водного баланса (МВБ) организма человека.
Вода имеет ведущее биологическое значение в метаболических процессах и транспорте веществ, при ее обязательном участии протекают физические и химические реакции, без которых жизнь организма невозможна. При различных патологиях (перитонит, панкреатит, болезни печени и почек, ожоги, онкологические заболевания, кровопотери и т. д.) происходят нарушения водного обмена. Чрезвычайно актуальной данная проблема является для отделений интенсивной терапии, где в основе различного вида водных нарушений лежит тяжелая сердечная недостаточность, патология печени и почек.
Такие ситуации возникают при хирургическом лечении в условиях искусственного кровообращения, которое сопровождается выраженными нарушениями водного обмена, например, тканевыми отеками. Достигнув определенного уровня, отеки вызывают органные повреждения, особенно сердца, легких и головного мозга. Необходимость контроля водного баланса возникает также и у больных почечной недостаточностью во время процедуры гемодиализа. Если во время гемодиализа удаляемая из крови жидкость не успевает пополняться за счет внеклеточной жидкости, объем крови уменьшается, и при уменьшении до определенного уровня у пациентов
5 возникает гипотензия. И, наоборот, при недостаточном очищении крови избыток воды скапливается в тканях организма. Поддержание объема циркулирующей крови (ОЦК) на определенном уровне является одним из важнейших условий доставки кислорода и жизненно необходимых питательных веществ. Снижение ОЦК более чем на 15% не может компенсироваться организмом, в результате чего артериальное давление проявляет устойчивую тенденцию к снижению, и увеличивается частота сердечных сокращений. В результате этого нарушается макро- и микроциркуляция, возникает гипоксия и т.д. Конечным результатом всех этих процессов является циркуляторная недостаточность, что приводит к полиорганной недостаточности, которая может явиться причиной смерти больного.
В этих условиях нарушения водного баланса очень трудно поддаются коррекции, а их диагностика сложна. Владея методами оценки количества воды в организме и перераспределения ее по секторам в реальном времени, можно обнаружить скрытое накопление жидкости на ранних стадиях. Кроме того, использование для этой цели клинического мониторинга рассматривается в анестезиологии как необходимая мера по обеспечению безопасности пациента: МВБ позволит предупредить развитие осложнений за счет ранней диагностики и проведения соответствующих действий до появления у больного патофизиологических и метаболических изменений.
До настоящего времени диагностические возможности динамического наблюдения за состоянием водного баланса являются ограниченными. Наиболее распространенные методы измерения жидкостных сред (методы разведения) обладают существенными недостатками: все они являются инвазивными и не пригодны для непрерывного использования. В последнее десятилетие в развитых странах мира наблюдается повышенный интерес к инструментальным средствам неинвазивного МВБ организма. Распространение ВИЧ инфекций, открытия новых разновидностей гепатитов выдвигает строгие требования стерильности при использовании традиционных инвазивных
средств оценки жидкостных объемов (методы разведения). Актуальность разработки неинвазивных биоимпедансметрических систем для палат интенсивной терапии и реанимаций определяется еще и тем, что существующие инвазивные методы диагностики кроме повышенных требований стерильности, дорогостоящей аппаратуры и катетеров, травматичны для пациентов и имеют ограничения во времени проведения исследования [83].
В нашей стране неинвазивные биоимпедансные методы диагностики получили широкое распространение в клинической практике отделений функциональной диагностики, в основном для оценки параметров гемодинамики сердечно-сосудистой системы, но практически не используются в области МВБ. В настоящее время серийно выпускаются несколько биоимпедансметрических систем (Holtain, RJL, Bodytest, Ezcomp, ИСГТ-01 и др.), подавляющее большинство которых определяют такие электрические параметры организма, как импеданс тела, активную и реактивную составляющую импеданса. С помощью данных показателей медицинский персонал должен самостоятельно оценить изменения водного баланса, либо, в лучшем случае, прибор автоматически вычисляет объемы водных секторов по какой-либо эмпирически полученной зависимости. Исключение составляет комплекс компании Xitron technologies, использующий математическую модель, предложенную Де Лоренцо (De Lorenzo). Однако различными исследователями приводятся данные, свидетельствующие о расхождении показаний разных приборов, снятых у одних и тех же пациентов. Из этого можно сделать вывод, что необходим тщательный методический подход и стандартизация проведения измерений, учет половозрастных особенностей и других параметров организма.
В нашей стране разработками в данной области занимаются сотрудники НТЦ «Медасс» (г. Москва). Авторы "АВС-01 Медасс" (анализатор баланса водных секторов организма) утверждают, что данный прибор позволяет осуществить адекватный мониторинг секторального распределения жидкости,
7 однако дальнейшее совершенствование метода (учет половозрастных особенностей, коррекция измеряемых величин в соответствии с уровнем гематокрита, осмолярности и др.) позволит уточнить получаемые результаты и оптимизировать лечение больных с нарушениями водных пространств.
Однако все перечисленные приборы либо не обладают достаточной точностью, либо не обеспечивают возможности раздельного мониторирования объема водных секторов в реальном времени в целом и по секторам, и чаще всего приспособлены для лабораторных либо эпизодических исследований.
Целью диссертационной работы является разработка и построение биотехнической системы для оценки количества жидкости в организме и распределения ее по секторам в реальном времени.
Достижение этой цели предполагает решение следующих основных задач:
Анализ состояния вопроса мониторинга водного баланса организма и выбор современного подхода к решению данной проблемы;
Разработка математической модели, описывающей динамику изменений жидкостных объемов организма;
Разработка и построение программно-технического комплекса для оценки количества жидкости в организме и распределения ее по секторам в реальном времени;
Оценка метрологических характеристик разработанной модели.
Методы исследования. Проведенные в диссертационной работе исследования основаны на общих принципах построения электронной медицинской аппаратуры; разделах программирования, связанных с разработкой программ для однокристальных микроЭВМ, а также прикладных программ для персонального компьютера; технологиях математического моделирования и проведения экспериментов по схеме: физиологическая модель - метод - математическая модель - алгоритм - программа - тестовые задачи -реальные задачи.
8 Достоверность и обоснованность научных положений, результатов, выводов и рекомендаций подтверждаются математическими доказательствами, базирующимися на общих положениях теории проектирования, теории дифференциальных и алгебраических уравнений, вычислительных методах и использовании современных инструментальных систем схемотехнического моделирования, проведении экспериментальных исследований разработанной биотехнической системы в реальных ситуациях, имеющих точные клинические проявления изменений объемов жидкостных секторов.
Научная новизна.
Предложен способ и разработана математическая модель для неинвазивного определения показателя гематокрита в реальном времени;
Разработана и экспериментально проверена модель оценки динамики количества жидкости в организме;
Разработан программно-технический комплекс мониторинга водного баланса организма в реальном времени.
Практическая ценность работы. Полученные в работе результаты использованы для неинвазивного определения показателя гематокрита, а также мониторинга водного баланса организма в реальном времени. Разработанная версия компьютерной программы избавляет медицинский персонал от необходимости рутинных вычислений величин объемов водных секторов на основе данных биоимпедансметрии и позволяет оперативно реагировать на изменения жидкостных объемов организма.
Личный вклад автора. Все исследования, определившие защищаемые положения, выполнены автором лично, либо при его непосредственном участии. Личный вклад автора состоит в:
анализе состояния вопроса мониторинга водного баланса организма;
разработке математической модели, описывающей динамику изменений жидкостных объемов организма, и оценке ее метрологических характеристик;
построении программно-технического комплекса для оценки количества жидкости в организме и распределения ее по секторам в реальном времени;
анализе и интерпретации результатов экспериментальных исследований и выработке практических рекомендаций;
На различных этапах в исследованиях, постановке задач и обсуждении результатов принимали участие Я.С.Пеккер, К.С.Бразовский, А.Н.Рыбаков.
Апробация результатов. Основные результаты работы докладывались и обсуждались на следующих конференциях:
Шестая научно-практическая конференция студентов, аспирантов и молодых ученых «Современная техника и технологии», г. Томск, 2000;
Вторая межвузовская научно-практическая конференция «Воспитание личности на рубеже веков: взгляд из Сибири», г. Томск, 2001;
Седьмая научно-практическая конференция студентов, аспирантов и молодых ученых «Современная техники и технологии», г. Томск, 2001;
The eight International Scientific and Practical Conference of Students, Post graduates and Young Scientists "Modern Technique and Technologies", Tomsk, 2002;
Третья научно-практическая конференция «Современные средства и системы автоматизации - гарантия высокой эффективности производства», г. Томск, 2003;
Всероссийская научно-практическая конференция «Электронные средства и системы управления», г. Томск, 2003.
Публикации. Основное содержание работы изложено в 5 опубликованных статьях и докладах [61-64,117], получен патент на изобретение [48].
10 Структура и объем диссертации. Диссертация состоит из введения, четырех глав, заключения, списка литературы из 113 библиографических ссылок (исключая публикации автора) и 7 ссылок на электронные ресурсы, приложения. Ее основной текст изложен на 133 страницах, 7 таблицах и иллюстрирован 38 рисунками.
Содержание работы. В первой главе диссертации приведены основы физиологии водного баланса организма: роль жидкости в организме, ее состав, распределение по секторам, механизмы регуляции водного обмена. Рассмотрены основные методы определения количества жидкости организма, история их развития, достоинства и недостатки, на основании чего, для настоящей работы был выбран метод биоимпедансметрии - относительно недорогой, неинвазивный, технически легко осуществимый метод. Также проведен критический анализ существующих коммерческих систем мониторинга водного баланса организма, построенных на основе этого метода, выявлен ряд недостатков этих приборов и тенденции развития методики, обозначены пути дальнейшего совершенствования контроля водного баланса организма.
Вторая глава посвящена вопросам формализованного описания водной среды организма: выбрана физиологическая модель, ее электрическая схема замещения для метода двухчастотной биоимпедансметрии, на основании чего, разработана математическая модель, отражающая динамику водного баланса организма в реальном времени. Приведены теоретические и экспериментальные данные зависимости импеданса тела человека от частоты зондирующего тока. Построена также модель, описывающая электропроводность крови как дисперсной системы, опираясь на которую был предложен новый неинвазивный способ определения показателя гематокрита.
В третьей главе рассмотрены вопросы достоверности разработанного способа оценки количества жидкости в организме. Подробно описана оценка метрологических характеристик модели мониторинга водного баланса.
11 Приведены результаты проверки теоретически разработанных моделей с помощью тестовых задач в программном пакете MathCad, а также результаты экспериментальных испытаний биотехнической системы в реальных условиях. Выработаны требования к системе, касающиеся точности измерительного тракта.
Четвертая глава отражает вопросы технической реализации системы мониторинга водного баланса организма в реальном времени, построенная на основе метода двухчастотной биоимпедансметрии. Определены требования к структуре проектируемой системы и обоснован выбор тех или иных ее блоков. Исследованы вопросы безопасности для пациента, выработаны меры, гарантирующие его безопасность от поражения электрическим током при эксплуатации диагностического комплекса. С учетом вышеуказанных требований рассмотрены схемотехнические особенности аппаратной реализации данного прибора, а также описана работа его интерфейса.
Основные положения, представляемые на защиту.
Математическая модель оценки количества жидкости в организме и распределения ее по секторам в реальном времени;
Способ оценки динамики показателя гематокрита в реальном времени;
Программно-технический комплекс для оценки количества жидкости в организме и распределения ее по секторам в реальном времени.
Автор выражает благодарность сотрудникам кафедры МБК СГМУ Бразовскому К.Г. и Рыбакову А.Н. за полезные советы и техническую помощь при создании данной биотехнической системы.
Особую признательность автор выражает профессору Пеккеру Якову Семеновичу за постоянное внимание к работе, ценные консультации, замечания и методическую помощь, во многом способствовавших завершению настоящей диссертации и улучшению ее качества.
Роль воды в организме
Клод Бернар (Claude Bernard) во второй половине XIX века обосновал понятие о внутренней среде организма. Человек и высокоорганизованные животные находятся в среде внешней, но имеют и собственную внутреннюю среду, которая омывает все клетки организма. Специальные физиологические системы следят за тем, чтобы обеспечить постоянство объема и состава жидкостей внутренней среды. К. Бернару принадлежит и утверждение, ставшее одним из постулатов современной физиологии - "Постоянство внутренней среды - есть основа свободной жизни". Постоянство физико-химических условий жидкостей внутренней среды организма, является безусловно определяющим фактором эффективной деятельности всех органов и систем организма человека [40].
Вода имеет ведущее биологическое значение в метаболических процессах и транспорте веществ. Общая вода организма (ОВО) является основным компонентом тела, составляя по разным данным от 60 до 70% его массы. Если учесть постоянное присутствие в водных пространствах различных веществ, понятно, что вода является их содержателем. Одновременно она служит и средой для осуществления различных взаимодействий между химическими веществами. Кроме того, она сама может быть и исходным, и конечным продуктом ряда химических превращений. Занимая столь значительную долю в массе тела, вода невольно выполняет роль демпфера, сглаживающего колебания свойств внутренней среды, провоцируемые возмущающими влияниями, исходящими как извне, так и изнутри. Приведенная сердечными сокращениями в движение, поддерживаемое дыхательными экскурсиями, мембранными функциями, осмотическими силами, вода становится и транспортной средой, играющей важную роль в обмене веществ между организмом и окружающей средой, а также между различными тканями в самом организме.
В норме основным содержателем воды у человека является мышечный массив. Здесь сосредоточено почти 50% ее количества. Это понятно, если учесть, что мышечная ткань является наиболее гидратированной (72-80%) по сравнению с другими - жировой (30%) или костной (62%). Кроме того, мышечный массив является наиболее объемным по сравнению с остальными. В костной ткани у взрослого содержится 12.5% от общего количества воды. В коже ее - 6%. В крови - около 5%.
Взрослый человек за сутки в среднем принимает и выводит 2,5 л воды, что составляет около 4% массы тела. Вода поступает в виде питья (около 1,2 л), а также с пищей (около 1 л). Кроме того, она образуется в процессе обмена веществ (эндогенная вода). Эндогенная вода (0,3 л) продуцируется даже при голодании за счет окисления собственных тканей организма. При расщеплении жировых депо выделяется значительное количество эндогенной воды, свободной от электролитов.
Примечание: ЦК - циркулирующая кровь, ИЖ - интерстициальная жидкость, КЖ клеточная жидкость. Организм теряет воду через легкие, кожу, кишечник (ЖКТ), почки. Вода покидает организм через кожу двумя путями: перспирацией - испарением (невидимая потеря) и с потом, что тесно связано с терморегуляцией. Общее выделение воды через кожу в сутки составляет 500-1000 мл (в нормальных условиях). Нормальные потери воды со стулом не превышают 200 мл в сутки.
Весь объем воды в организме с учетом особенностей ее состава, системной принадлежности, интенсивности циркуляции, а также для удобства планирования регидратационной (направленной на восстановление водного состояния) терапии условно разделяют на водные секторы (объемы, пространства). Принято различать два основных - клеточную жидкость (КЖ), которая составляет 2/3 ОВО, и внеклеточную жидкость (ВКЖ) - 1/3 ОВО. В свою очередь ВКЖ состоит из интерстициальной жидкости - 3А от ВКЖ и плазмы крови - Ул ВКЖ. В понятие ВКЖ входят все жидкие фракции организма, не заключенные в клеточные мембраны: плазматическая жидкость, кровь и лимфа, а также интерстициальная (межклеточная) жидкость. Внеклеточная жидкость является зоной всех видов энергетического и регенеративно-трофического обмена между транспортной системой кровообращения и клетками. В норме объем ВКЖ является константой, обеспечиваемой гидромеханическими и осмотическими компенсаторными механизмами. По данным Альберта (Albert) [86], ВКЖ составляет 16-20% массы живого организма, внутриклеточная - 38-50%. На циркулирующую жидкость (плазму) приходится 4-5% массы тела, а на межтканевую жидкость и лимфу - 13-15%). Распределение воды в организме представлено на рис. 1.2 [13].
Физиологическая модель водного пространства организма
Первую информацию о структуре тела исследователи получали с помощью химических анализов отдельных органов, реже всего тела. С развитием науки и техники появилась возможность неинвазивного изучения состава и количества различных составляющих организма человека, соответственно усложнялись модели. Примерный путь развития выглядит так:
Двухуровневая модель - тело состоит из двух частей: жира и тощей массы тела (FFM - fat free mass). Эта модель используется более пятидесяти лет, первые исследователи использовали для определения FFM гидростатическое взвешивание, основанное на законе Архимеда. Позже для этой цели использовались методы разведения радиоактивной воды.
Трехуровневая модель - это расширенная двухуровневая модель, в которой тощая масса тела разделена на общую воду организма и оставшиеся твердые части тела (преимущественно белки и минералы). Здесь к гидростатическому взвешиванию добавился метод разведения индикатора для определения ОВО.
Четырехуровневая модель - по сравнению с предыдущей моделью отдельно выделены белковая часть и минералы костей, что привело к увеличению методов измерения. 1 Многоуровневая модель - дальнейшее деление секторов организма на более мелкие составляющие приводит к появлению многоуровневых моделей, при которых возможно точно определить количество той или иной составляющей организма человека. Для нашей работы эти исследования не представляют интереса.
Таким образом, обобщенной схемы замещения организма человека не существует, и каждый исследователь выбирает наиболее подходящую для себя модель. Как уже упоминалось, взаимосвязь ОВО и импеданса тела была обнаружена в шестидесятых годах двадцатого века (см. гл. 1.2.2), а для изучения кровообращения электрический ток стали применять еще раньше [31]. Чаще всего тело представлялось как цилиндрический проводник длиной, равной росту тела или величине межэлектродного расстояния [24, 65]. Объем проводника является объемом проводящей среды, например, ОВО. Так как тело человека не является цилиндром, то это допущение вносит погрешность в измерения, которую приходится корректировать с помощью введения в выражение для нахождения объемов дополнительных коэффициентов.
Жидкость плотных тканей и костей (см. рис. 1.2) в модель включать не будем, так как она не принимает участия в процессе водного обмена. Высоты цилиндров одинаковы и равны росту человека, а объемы равны соответствующим жидкостным объемам человека. Эта модель является идеальной т. к. реальная форма водных резервуаров (их "электрических пространств") несколько отличается от цилиндрической. Электрическое соединение водных резервуаров является параллельным. Примечания: а) - для поверхностных слоев кожи и подкожной клетчатки; б) - для мышечных тканей в сочетании с другими компонентами (жир, кровь и др.); в) - для более глубоких слоев тела и внутренних органов; г) - для внутричерепной области. Приведенные варианты эквивалентных схем отражают неоднородность структуры и электрических характеристик различных участков тела и их непостоянство при гемодинамических сдвигах, а также зависимость от частоты зондирующего тока. Для более глубоких слоев ткани и внутренних органов эквивалентная схема включает в себя более сложное сочетание как последовательных, так и параллельных соединений емкостных и резистивных компонент.
Выбор схемы замещения диктуется в большинстве случаев соображениями простоты или техническими удобствами. В практической работе по проведению биоимпедансметрических исследований, связанных, например, с моделированием биологического объекта или при выборе параметров измерительной схемы (в частности, моста из R- и С-элементов) обычно прибегают к использованию упрощенных эквивалентных схем с параллельной или последовательной схемой замещения сопротивления и емкости, пренебрегая незначительным влиянием каких-либо элементов.
Активная составляющая импеданса (R) обусловлена, прежде всего, жидкой составляющей частью организма и растворенными в ней электролитами, жир и кости, как известно, ток не проводят. Реактивная составляющая импеданса (С-элемент) объясняется наличием клеточных мембран. У живого организма клеточная мембрана состоит из непроводящего слоя липидов, помещенного между двумя слоями проводящих белковых молекул, образуя, таким образом, емкостной реактивный элемент, который под воздействием переменного тока ведет себя как обычный конденсатор. Некоторые исследователи [116] электрическую схему замещения тканей представили состоящей из двух последовательных ветвей (резистор и конденсатор, резистор и индуктивность), соединенные в параллель. Подобно предыдущим моделям, резистор с конденсатором определяли интрацеллюлярное пространство, эквивалент внеклеточной жидкости - другой резистор, а объем ОВО определялся как сумма параллельных резисторов. Однако в цепь внеклеточной жидкости введена индуктивность, представляющая собой объемы крови и плазмы, объясняя это тем, что кровь и плазма несут электрически заряженные ионы по сосудам, которые могут создать электрическое поле.
Мы согласны, что объем крови необходимо выделить отдельно, однако полагаем, что он может быть описан с помощью резистора и конденсатора без включения индуктивности. Таким образом, предлагаемая эквивалентная электрическая схема замещения организма человека для биоимедансметрических исследований представлена на рис. 2.4. На низкой частоте проводящим объемом в организме являются ВКЖ, то есть ИЖ и плазма крови, а проводимость тела определяется проводимостью параллельного соединения этих жидкостных объемов. КЖ в этом случае тока не проводит из-за наличия в цепи Скж, обусловленной наличием клеточных мембран. В крови также есть клетки - эритроциты, которые не участвуют в актах проводимости на этой частоте, поэтому мы говорим о плазме крови. На высокой частоте нет препятствий для прохождения электрического тока через все жидкостные объемы, поэтому проводимость тела определяется проводимостью параллельного соединения ИЖ, КР и КЖ.
Метрологические аспекты идентификации параметров модели мониторинга водного баланса организма
В работе [61] была разработана математическая модель оценки динамики объема водных секторов (2.35), которая может служить основой для построения автоматизированной биотехнической системы мониторинга динамики водного баланса организма. В этом разделе мы рассмотрим метрологические аспекты идентификации параметров этой модели. В системе уравнений (2.35) погрешность идентификации трех величин определить достаточно просто: VKp характеризуется погрешностью оценки показателя гематокрита, Увкж и Voeo - алгебраической суммой абсолютных ошибок идентификации объемов крови и ИЖ, объемов КЖ и ВКЖ соответственно. Поэтому выражения определения этих параметров исключим из рассмотрения и остановимся подробнее на оставшихся уравнениях. Для оценки ошибки идентификации показателя гематокрита воспользуемся математической моделью электропроводности крови на разных частотах (2.15), из которой было получено первое выражением в системе (2.35). Представим эту модель в следующем виде: . 1-Н + В-Н п і\ А = —, у— (зл) где A = ARwo/ARw, В = Уц/а„ - отношение удельных электропроводностей цитоплазмы эритроцитов и плазмы крови. Для определения чувствительности погрешности A = f(H,B) к изменению погрешностей Н и В используем общий прием, заключающийся в определении частных производных [42]. Ограничиваясь линейной частью приращения функции А, запишем: АА= — -АН+ — -АВ, (3.2) 8Н дБ где АА, АН, АВ - некоторые приращения (абсолютные погрешности) параметров А, Н, В. Учитывая связь между абсолютной и относительной погрешностями: ЪА = АА/А, ЬВ = АВ/В, Ш = АН/Н, из выражения для предельной абсолютной погрешности функции А (3.2) можно получить выражение для определения предельной относительной погрешности показателя гематокрита дН: ы-у+о-а.в (33) Я+ 0,5+ 1,5-Я/С где ЗА, SB - предельные относительные ошибки измерения отношения амплитуд переменных составляющих импеданса тела на разных частотах и отношения удельной электропроводности цитоплазмы эритроцитов и плазмы крови соответственно; С= (1-ЩІН.
Для начала определим в каком диапазоне могут изменяться измеряемые параметры В и Н. Изменение величины В напрямую зависит от удельной электропроводности цитоплазмы ац и плазмы тп крови. По понятным причинам каких-либо строгих величин для этих показателей не существует, даже в нормальном состоянии у разных людей они могут различаться - есть смысл говорить о средних и предельно допустимых значениях. Для оценочных расчетов возьмем (оп)тт равной 1,05 См/м, (ап)тах - 1.85 См/м [69, 76]. Принимая во внимание, что удельная электропроводность цитоплазмы всегда меньше таковой для плазмы, а также на основании данных Т.Л.Челидзе [76] примем (ajjmin = 0,6 См/м, (ац )1ШХ =1,6 См/м. Таким образом, теоретически величина В может изменяться в пределах 0,3 7... 1,0.
Гематокрит более важный показатель, чем ац и сгп, широко используется в клинической практике, поэтому его нормы более четко определены. У здоровых людей гематокрит венозной и капиллярной крови равен 40...48 % (или 0,40...0,48) для мужчин и 36...42 % (или 0,36...0,42) для женщин [12]. Уменьшение гематокритной величины наблюдается при анемии, иногда до значительных цифр (20...25 %). Выраженное повышение (5 5... 60 %) наблюдается при симптоматических эритроцитозах, сопутствующих врожденным порокам сердца, легочной недостаточности, некоторым гемоглобинопатиям. Поэтому, допустимыми нормами для Н являются величины от 0,2 до 0,6.
Очевидно, что эта погрешность в физиологически значимом диапазоне не превышает 3...5 % при ЪА = ЪВ = 1 %, а при отсутствии отклонений у пациента (нормальная величина показателя гематокрита) ошибка составляет 1,5...2,0 %. Поэтому данную модель можно применять без опасения за искажение результата.
Изменение предельной относительной погрешности определения показателя гематокрита по измеренным значениям переменных составляющих активной части импеданса тела человека и удельной электропроводности цитоплазмы эритроцитов и плазмы крови. Сплошная кривая соответствует В = 0,4, точечная - В = 0,6, штриховая - В = 0,8. Кроме того, была произведена оценка степени влияния каждой составляющей на величину Ш (рис. 3.1 в, г): анализ показал, что она весьма чувствительна к изменению параметра А и относительно слабо к отношению В. Точно определить это отношение во время мониторинга не представляется возможным (во-первых, это займет какое-то время, во-вторых, необходимо произвести забор крови, т.е. все лабораторные методы оценки ац и ап являются инвазивными). Если допустить, что В у разных людей будет сильно изменяться в силу индивидуальных особенностей, то эта погрешность будет оказывать влияние на абсолютную величину показателя гематокрита, но не на динамику его изменений. В численном выражении это выглядит так: при отклонении отношения В от его среднего значения на 10 % может привести к увеличению погрешности ЪН до 5...6 % (при ЪА = 1 %), что является вполне приемлемым результатом.
Требования к безопасности проектируемой системы
При проектировании приборов и систем медицинского назначения особое внимание должно уделяться проблеме электробезопасности, поскольку эти технические средства являются источниками энергии, которое может оказать вредное, а иногда и фатальное воздействие на организм человека. Безопасность эксплуатации медицинского оборудования регламентируется специальными стандартами, в которых оговариваются условия к помещениям и оборудованию.
Главная задача при обеспечении безопасности диагностической аппаратуры, электроды которой имеют непосредственный контакт с телом пациента, заключается в отделении сетевой цепи от цепи пациента. При конструировании сетевой цепи необходимо, чтобы [32, 35, 47]: сетевой фильтр испытывался отдельно на пробивное напряжение не ниже 4000В; если низкое напряжение питания БТС получается путем преобразования сетевого напряжения, то это должно осуществляться с помощью понижающего трансформатора с пространственно разделенными сетевой и вторичными обмотками, изоляция между которыми испытывается на напряжение пробоя 4000В; провода сети и других цепей не должны проходить в одном жгуте.
Для обеспечения выполнения этого требования нами был выбран в качестве силового трансформатор марки ... Этот трансформатор сертифицирован, имеет небольшие массогабаритные параметры, напряжение пробоя, предназначен для применения в изделиях медицинского назначения. Конструктивно сетевой фильтр выполнен в отдельном корпусе.
Еще одним источником опасности в электрофизиологических исследованиях при питании приборов от сети является возможность поражения электрическим током из-за разности потенциалов между точкой заземления и одним (или несколькими) из проводников, связывающих электроды с входом технического средства, или недопустимо высокой разности потенциалов между электродами [32]. Одна из основных причин подобного рода проблем -увеличение сопротивления цепи пассивного электрода, вплоть до нарушения ее непрерывности. В этом случае напряжение на теле пациента относительно земли повышается, и вероятность поражения пациента током возрастает. Иными словами высокочастотный ток, путь которого на заземленный выход аппарата через пассивный электрод затруднен, а то и прерван, легче находит другие непредусмотренные пути к земле. Поэтому особое внимание следует уделить надежному контакту электродов с БТС.
Кроме того, бывают случаи одновременного использования нескольких электронных приборов во время операций, например, электрокардиографа и электроножа. При этом большое значение имеет правильное расположение электрода диагностического прибора относительно пути прохождения высокочастотного тока в теле пациента. Этот электрод не должен находиться на пути тока электроножа, в этом случае часть тока ответвится в цепь электрода и
106 пройдет через него на землю. Диагностический электрод не должен находиться также по отношению к активному электроду хирургического электронного устройства со стороны, противоположной пассивному электроду. Если это требование не выполнить, то в зависимости от отношения сопротивлений между активным электродом и каждым из заземленных электродов (пассивным и диагностическим), большая или меньшая часть тока пройдет в нежелательном направлении. Диагностический электрод следует располагать так, чтобы между ним и активным электродом находился пассивный электрод [35]. Применительно к нашему случаю это требование можно считать выполненным, так как предполагается дистальное наложение электродов на запястья и лодыжки.
Еще один нюанс, который необходимо учитывать - это то, что помимо непосредственной связи через тело пациента, между цепью активного электрода и цепью электрода диагностического прибора возможна также индуктивная и емкостная связь. Поэтому, провода электродов электрохирургического аппарата и диагностических приборов не должны располагаться на близком расстоянии параллельно друг другу. В противном случае при значительной индуктивной или емкостной связи между проводами возможны наведения высокочастотного напряжения на входную цепь диагностического прибора, и, как следствие этого, чрезмерный ток на землю через диагностический электрод.
Кроме разделения цепи прибора и сетевой цепи, необходима также развязка с персональным компьютером. Использовать трансформатор в этом случае нецелесообразно из-за массогабаритных параметров, поэтому применим оптическую развязку.
И, наконец, последней из основных задач при обеспечении электробезопасности диагностической аппаратуры является надежное ограничение тока, протекающего в цепи между электродами. При этом величины токов должны выбираться так, чтобы не оказывать заметного влияния на функционирование БО, искажая тем самым информативную ценность измеряемого показателя и не вызывать соответствующих тепловых или болевых ощущений. Также должна быть исключена возможность возникновения реакции на электрическое раздражение по типу кожно-гальванического рефлекса. Минимальная величина тока, раздражающее действие которого ощущается человеком, называется порогом ощутимого тока (пороговое значение тока).
Согласно общим техническим условиям для реоплетизмографов [45], эффективное значение плотности измерительного тока не должно превышать 1 мА/см для диапазона частот 1-300 кГц. Для измерительного тока синусоидальной формы раздражающее действие тока уменьшается пропорционально частоте, поэтому его пороговое значение рекомендуется определять из следующего соотношения [32]: in=k-4f, (4.2) где in - пороговое значение тока, мА; к - коэффициент пропорциональности, обычно к = 0,1 - 0,2;/- частота тока, кГц. Рекомендуемая величина эффективного значения измерительного тока для БИИС 1-2 мА, но не должна превышать 5 мА для диапазона частот 1-300 кГц [45]. Таким образом, соблюдение всех вышеперечисленных требований к электробезопасности проектируемой БТС, гарантирует безопасность пациента и обслуживающего персонала от поражения электрическим током.
Учитывая выше отмеченный выбор типа ПИН (потенциометрический), главным требованием к ИСТ (см. рис. 4.2) является требование к стабильности зондирующего тока, что также отразится на проектировании генераторов Пи Г2. Различия в построении Г1 и Г2, обусловленные разной частотой генерации, скажутся лишь на выборе частотозадающих элементов схемы, поэтому в дальнейшем будем вести речь о генераторе (Г), принцип построения которого одинаков как для Г1, так и для Г2. Нами были рассмотрены возможные варианты схем генераторов и ПНТ [18, 73, 74, 82]. Так, большинство авторов для генерирования стабильного по амплитуде и частоте синусоидального напряжения отдают предпочтение схемам на основе моста Вина .
