Integrace monitorování životních funkcí do infuzních zařízení Ing. Pavel Šilhavý Ph.D. Fakulta elektroniky a komunikačních technologií Ústav telekomunikací Infuzní pumpa je zařízení které umožňuje podávat nitrožilně přesné množství tekutiny nebo léčiva za stanovenou dobu. Velký rozvoj elektroniky a především její miniaturizace umožňuje v součastné době integrovat do jednoho přístroje původně relativně rozměrná samostatná zařízení. Článek se věnuje možnostem integrace monitorování životních funkcí do zařízení infuzních pump. Obsah: 1. Úvod 2. Pulsní oximetrie 3. Realizace modulu oximetru 4. Závěr 5. Literatura Úvod Infuzní pumpa je zařízení které umožňuje podávat nitrožilně přesné množství tekutiny nebo léčiva za stanovenou dobu. Klasické metody intravenózního dávkování léčiv a enterální výživy pacientům sledování jejich účinků registrace změny stavu pacienta a následné reakce personálu spočívají převažujícím způsobu podávání těchto látek pomocí gravitace (běžné intravenózní sety IV sety nebo enterální sety pro podávání výživy pacientům). Určení velikosti dávky a rychlost dávkování se provádí v těchto případech prostým počítáním počtu kapek za čas (destilovaná voda o objemu 1ml = 20 kapek) buď personálem nebo elektronickými vyhodnocovacími přístroji různých výrobců přičemž přesnost dávkování je závislá mimo jiné i na viskozitě dávkované látky. Registrace velikosti dávky reakce pacienta na podávané léčivo průběh léčby a archivace těchto dat je prováděna personálem zápisem do různých formulářů uložených v archivu příslušného oddělení nemocnice či lékaře. Modernější a přesnější metody dávkování léčiv a výživy případně registrace stavů pacienta používané v současnosti spočívají v aplikaci přístrojů pracujících obvykle na peristaltickém principu tj. postupném stlačování a uvolňování hadičky IV setu. Pohon těchto systémů je obvykle řešen přesnými krokovými motory řízenými příslušnou elektronikou. Tyto přístroje již používají víceprocesorové řízení (je povinně předepsáno normami pro zdravotnické přístroje ČSN EN 60601 a dalšími) které mimo obsluhu a řízení systémů infuzní pumpy zajišťuje bezpečnost pacienta i tím že pomocí vhodných čidel sleduje výskyt nebezpečných bublin v hadičce IV setu s vyvoláním poplachu a zastavením dávkování při překročení nastaveného limitního množství plynu za definovanou časovou jednotku v IV setu. Většina 4-1
přístrojů je rovněž vybavena čidly sledujícími počet kapek v kapací komůrce IV setu přičemž procesorový systém infuzní pumpy z dat těchto čidel po porovnání se zadanou hodnotou průtoku v IV setu je schopen při překročení mezních hodnot rovněž vyvolat poplach a zastavit dávkování. V poslední době jsou infuzní pumpy doplněny rovněž o barevný LCD displej. Z předešlého textu je zřejmé že se zde nabízí možnost cenově efektivní integrace monitorování základních životních funkcí. Moderní jednočipové mikroprocesory poskytují dostatečný výkon aby mohly být využity nejen pro řízení dílčích bloků infuzní pumpy např. řízení krokových motorů atd. ale i poskytovaly svůj výpočtový výkon pro účely monitorování základních životních funkcí. Monitorováním se obecně myslí dlouhodobé sledování určitých veličin které je charakteristické tím že pokud sledovaná veličina překročí předem zvolené meze (horní nebo dolní případně obě) pak monitorovací systém takovýto stav oznámí akustickým či optickým signálem nebo kombinací obou. Nejčastěji jsou monitorovaný EKG signál tepová frekvence dechová frekvence nasycení krve kyslíkem krevní tlak a průtok krve. S ohledem na snadnou instalaci na pacienta a splnění jednotlivých normalizačních požadavků na galvanické oddělení se jeví nejefektivnějším integrovat do infuzní pumpy pulsní oximetr. Jedná se o neinvazivní způsob měření saturace kyslíku v krvi. Dále umožňuje měřit i srdeční tep což souvisí s principem pulsní oximetrie. Pulsní oximetrie Kyslík vdechovaný do plic zde difunduje do krve která je srdcem pumpována do těla. Největší část kyslíku je nesena molekulami hemoglobinů tj. látkou obsaženou v červených krevních buňkách. Malá část kyslíku je také rozpuštěna v krevní plasmě tu však můžeme pro další měření zanedbat. Hemoglobin existuje ve čtyřech formách: oxyhemoglobin (HbO 2 ) redukovaný hemoglobin (Hb) karboxyhemoglobin (HbCO) a methemoglobin (MetHb). Poslední dvě jsou přítomny v malé koncentraci. Princip transportu kyslíku krví spočívá ve vazbě molekul kyslíku O 2 na redukovaný hemoglobin Hb který následně jako oxyhemoglobin HbO 2 nese kyslík. Podíl oxyhemoglobinu ku celkové koncentraci hemoglobinu je označován jako saturace kyslíku SpO 2 a udává se zpravidla v procentech (1). (1) Světlo dopadající na vrstvu určité látky může být zeslabeno absorpcí odrazem a rozptylem. Princip pulsní oximetrie je založen na Lambertově-Beerově zákonu [1] který definuje závislost koncentrace rozpuštěné látky k množství světla jí absorbované. Lambertův-Beerův zákon platí pro zeslabení svazku rovnoběžných paprsků absorpcí za předpokladu že na vrstvu dopadá světlo s jednou vlnovou délkou λ. Koncentraci roztoku lze tedy určit z množství světla o dané vlnové délce jím absorbované. Pokud jsou v roztoku dvě látky s rozdílnými absorbčnímy spektry můžeme z poměru světla absorbovaného na dvou vlnových délkách určit poměr koncentrace těchto látek. Jak bude dále odvozeno měření na dvou vlnových délkách umožňuje eliminovat z výpočtu vliv tloušťky vrstvy l ve vztahu (2). V pulsní oximetrii se zpravidla používá vlnových délek 660nm (červené světlo) a 910nm (infračervené světlo) kde u sledovaných látek (oxyhemoglobin a redukovaný hemoglobin) dochází k největšímu rozdílu v extinkčního koeficientu viz obr.1.. Pomocí dvojice LED diod o těchto 4-2
vlnových délkách a fotodiody je měřena absorpce průchodu světla skrz prst či ušní lalůček. Z Lambertova-Beeova zákona můžeme vyjádřit poměr intenzity vystupujícího světla I ku vstupujícímu I 0 světlu o dané vlnové délce λ tzv. transmitanci (propustnost) jak uvádí vztah (2). (2) Zde ε λ je konstanta nezávislá na koncentraci ale závislá na vlnové délce λ c m je koncentrace roztoku a l je tloušťka vrstvy látky. Závislost extinkčního koeficientu ε λ na vlnové délce pro oxyhemoglobin a redukovaný hemoglobin uvádí obr. 1. [2]. Obr. 1. Závislost extinkčního koeficientu na vlnové délce pro oxyhemoglobin a redukovaný hemoglobin [2]. Pulsní oximetrie je založena měření změny objemu artérií při každém tepu srdce neboť to umožňuje eliminovat ostatní absorpční vlivy a měřit pouze arteriální krev. Pokles intenzity světla s vlnovou délkou λ na I min při systole (tj. maximu tepnutí srdce) oproti intenzitě při diastole I max a pokud uvážíme pouze vlivu absorpce Hb a HbO 2 hemoglobinů uvádí vztah (3). 4-3
(3) ε Hb (λ) a ε HbO2 (λ) jsou extinkční koeficienty uvedených hemoglobinů na vlnové délce λ c m_hb a c m_hbo2 koncentrace hemoglobinů a d změna poloměru artérie. S pomocí dvou vlnových délek můžeme vyloučit vliv změny poloměru artérie a definovat poměr R: (4) Nasycení kyslíkem lze vyjádřit jako funkci poměru R protože extinkční koeficienty jsou pro dané vlnové délky konstanty (5): (5) Teoretickou závislost saturace kyslíku SpO 2 na poměru R uvádí obr.2. (Beer-Lambértův model). Ta se však od empiricky získané závislosti značně liší. Je to dáno tím že při průchodu světla tkání nejsou přesně splněny podmínky za kterých platí Lambért-Beerův zákon. Například pokud je snímač na prstu pak se nejedná o homogenní prostředí poněvadž kromě tkáně obsahuje prst i kost atd.. Měření není prováděno jen na jedné vlnové délce ale je využit širokospektrý sdílený fotosnímač. Dále se zde projevuje vliv konstrukce snímače a využitých prvků a proto pro správnou funkci oximetru je nezbytné realizovat jeho kalibraci tj. zjistit empiricky závislost SpO 2 =f(r). Kalibrace je zajištěna měřením poměru R na dobrovolnících a následným porovnáním s kalibrovaným oximetrem (pulsním či využívajícím Clarkovu elektrodu) nebo invazivně z odebrané krve laboratorním rozborem. Kalibrační měření na 4-4
dobrovolnících jimž je snižován obsah kyslíku ve vdechované směsi je realizována v rozsahu saturace kyslíku SpO 2 70-100 % tak aby nebyli ohrožení na zdraví. Obr. 2. Porovnání teoretické závislosti kalibrační křivky dle Beer-Lamberova modelu [2] a empiricky zjištěné závislosti [3]. Poměr R je určen z měřeného signálu fotodiodou která zpravidla pracuje v proudovém modu. (6) Pro zjednodušení výpočtu je vhodné regulovat LED diody tak aby platilo I DC (λ 1 ) = I DC (λ 2 ) a poměr R předefinujeme na poměr R' = I AC (λ 1 )/I AC (λ 2 ). Kalibrace pak bude realizována pro výpočet SpO 2 = f(r'). Realizace modulu oximetru Integrace pulsního oximetru do vlastní infuzní pumpy zahrnuje pouze realizaci analogového modulu zpracování signálu fotosnímače a řízení LED diod. Dále pak doplnění již existujícího 4-5
mikroprocesoru patřičným softwarem. Ten je v našem případě sdílen pro řízení krokového motoru peristaltického čerpadla a zpracování mezních stavů ze snímačů maximálního dovoleného tlaku vzduchových bublin v infuzi a čidla kapek. Blokový diagram analogové části popisuje obrázek 3. Prst pacienta je vložen do klipu zahrnujícího dvojici LED diod o vlnových délkách 660 nm (červená - R LED) 910 nm (infračervená - IR LED) a sdílený detektor realizovaný fotodiodou. Dvojice LED diod je cyklicky přepínána přičemž mezi přepnutím LED je časový úsek kdy LED diody nesvítí. Signál fotosnímače v tomto čase je využíván pro eliminaci pohybových artefaktů a vlivu okolního osvětlení. Obr. 3. Blokový diagram modulu oximetru. Fotodioda pracuje v proudovém módu. Ve vstupním modulu oximetru je nejprve převeden proud fotodiodou na napětí. Následně s pomocí tohoto signálu v okamžiku vypnutí LED diod je eliminován vliv okolního osvětlení a vliv pohybu prstu v klipu (pohybový artefakt). Poté je demultiplexován signál od červené a infračervené diody. Každý z nich je filtrován dolní propustí o mezním kmitočtu 12 Hz. Modul rovněž zahrnuje bloky řízení LED diod. Zde je proud diod řízen tak aby stejnosměrné složky demultiplexovaných signálů od červené a infra červené LED měly stejnou úroveň dle napěťové reference a tak bylo možno použít dříve uvedené zjednodušení pro výpočet poměru R. Následně jsou signály opět multiplexovány a signál je přiveden do analogově digitálního převodníku sdíleného mikroprocesoru. Přepínání multiplexoru je řízeno vlastním procesorem. 4-6
Obr. 4. Časový průběh střídavé složky signálu červené a infračervené. V mikroprocesoru je pak během každého srdečního tepu vypočten poměr rozdílů maximálních a minimálních hodnot signálů od červené a infračervené LED. S takto určeného poměru R je stanovená dle kalibrační křivky hodnoty nasycení kyslíkem SpO 2. Hodnoty jsou dále průměrovány a zobrazovány na displeji. Pokud infuzní pumpa disponuje vhodným LCD displejem je možno zobrazit i plethysmografickou křivku. Obr. 5. Časový průběh nasycení kyslíku SpO 2 vypočtený v každém srdečním tepu. 4-7
Obr. 6. Realizovaný modul pulsního oximetru. Závěr V článku byly prezentovány možnosti integrace monitorovacích funkcí do infuzních zařízení. Jako vhodný způsob monitorování základních životních funkcí byl vybrán pulsní oximetr umožňující měřit okysličení krve a srdeční tep. V článku byl popsán princip pulsního oximetru a zkušenosti s jeho integrací do infuzních zařízení. Literatura [1] CHMELAŘ M.. Lékařská laboratorní technika skriptum VUT v Brně ISBN 80-214- 1770-6. Brno 2001. [2] PRAHL S.. Optical Absorption of Hemoglobin [online]. 1999. Dostupné na: http://omlc.ogi.edu/spectra/hemoglobin/ [3] REUSS J.L.. Pulse oximeter with calibration stabilization. United States Patent No.:US006711425B1. Mar. 23 2004. V článku jsou uvedeny poznatky které byly získány při řešení grantu AVČR 1ET110540521 a výzkumného záměru MSM 0021630513 4-8