脉搏血氧饱和度监测技术的研究进展

脉搏血氧饱和度监测技术的研究进展

摘要本文介绍了无创伤脉搏血氧饱和度监测技术的发展概况和测量原理，概述了基于郎伯——比尔定律(The Lambert—Beer Law)N,N为基础的测量血氧饱和度的分光光度法及新技术的进展，评价了血氧饱和度在临床上的应用并对脉搏血氧仪的发展前景进行了分析。

关键词血氧饱和度血氧仪反射式血氧仪郎伯——比尔定律

引言无创伤脉搏血氧饱和度监测已广泛应用干临床危重症患者的监护和手术中麻醉的监护以及手术后患者的恢复情况、呼吸睡眠的研究、社区医疗监护等方面，它具有安全可靠、连续实时以及无创伤的特点，对其原理的不断深人研究以及测量方法的不断改进，促进了血氧饱和度仪的发展，目前，无创脉搏血氧测定法的研究国内外均在进行，具有广泛的研究价值和应用前景。本文就无创伤反射式脉搏血氧饱和度监测的发展概况、测量原理、新技术进展和血氧监测的局限性以及未来的展望做简要综述。

1 发展概况

无创脉搏血氧饱和度的监测技术的研究早在20世纪初期就已经开始了，在1929年前，美国生理学家Glen Millian 开始研究血红蛋白血氧反应_l】，并用“血氧计(Oximeter)”一词来描述血氧饱和度仪，称之为“在需要穿透血管的情况下，连续测量人体内动脉血氧饱和度的一种光电测量仪器”。N~120世纪三、四十年代后期，各种血氧监测的技术开始大量涌现，但在那时，血氧饱和度仪并没有获得实际的应用。在50年代WoodllJCoworkel~N述了一种无创伤检测血氧饱和度的方法，Takuo Aoyagj用Wood法，先在耳垂加压使其缺血，并测其传导光线，然后去除耳垂加压以恢复其血流，再测其传导光线。此时，第一个耳垂值是人射光强度，第二个值是透过光强度，计算两者的比值就是血液的光密度，利用动脉搏动振幅又可测得氧饱和度。所选用的波长是受干扰最小的630 nm~900 FilII。1964~ShawR 研制出一种八波长自身调整血氧计，成为第一种获得il缶床广泛应用的血氧计，如HP47201A 型耳血氧计。1974年世界上第一台脉搏血氧饱和度(sN) )仪OLV5100问世。1982年，Nellcorli~$1]出一种性能更好的脉搏血氧饱和度仪N一100，并形成了一种标准模式，利用发光两极管作为光源、硅管作为光传感器、微型计算机进行信息处理。N8o年代中期，Job sis、Wyatt JS及Delpy DT都在研究透射模式的脑血氧监测装置，并初步用于早产儿及新生儿的临床监护。进入90年代，MoCormick 利用反射光谱及独特的深浅双光路对比检测的传感器设计，完成了可实用化的脑血氧饱和度测量装置的研制，最新的有关反射型血氧饱和度计的报告是Mendelson Y等人[2 在2002年所描述的一种多波长和特别的传感器结构的反射型血氧饱和度计。总的来说，相对于透射型(传输型)血氧计，在实践中的反射型血氧计的临床数据的报告比较少，无论从传感器的设计，软硬件结构，还是测量方法等方面值得进一步的探索。

2 监测原理及新技术进展

2.1 监测基本原理

目前血氧饱和度仪的测量方法主要是红外光谱光电法，SpO2是根据血红蛋白(Hb)具有光吸收的特性设计而成。HbO，与HbR对两个波长的光吸收特性不一样，HbO2与HbR的分子可吸收不同波长的光线：HbO2吸收红光，波长为600 nm～700nm，而HbR吸收近红外光，波长为800nm～l000nm，在805 nm左右为等吸收点。依据郎伯——比尔定律(The Lambert-Beer Law)原理和光散射理论为基础，在透射光法中，如果选用两个波长的光(通常是660 nm~H940 nm)作为探测源并分别测定两路透射光最大强度Irdmax 和Iirdmax 以及由

于脉搏搏动而引起透射光强最大变化量△I rdmax 和△Iirdmax，通过数学计算可得到如下的公式：曲D．lffⅧ+B ，其中A，B是通过定标来确‘rdmax／At⋯rdm 定的经验系数。在反射光法中，根据文献报道，血液在波长660 nm附近*H900 nm附近反射之比(p㈣。。)最敏感地反映出血氧饱和度的变化，临床一般血氧饱和度仪也采用该比值作为变量，而血氧饱和度随该参量变化的规律为S=f(P 660／900)；作为基本关系模式，在同样条件下测定被监测血液的(P矾。。)即可确定血液的氧饱和度¨】，即：SpO2=A+B(P 660/900)+C(P 660/900) +D(P 660/900) ，其中A，B，C，D是需要通过定标来获得的常数。一般来讲，SpO 仪包括光电感应器、微处理机和显示部分三个主要部件。

2.2 新技术进展

2.2.1 多种波长反射性脉搏血氧饱和度仪

现用的光反射性脉搏血氧饱和度仪的主要原理是通过传感器局限性地从体表低密度血管分布区域记录相对较弱的光体积描记图(PPGs)。如果设计一种能在身体不同部位探测到足够强的反射光体积描记图，并利用特殊的运算处理较弱的和经常受干扰的PPGs，这样光反射性脉搏血氧饱和度仪的本质可得到完全改变。现用的光传感器是由一个单独的光探测器，以及检测经皮肤的反射光和一对红光和红外线的发光双极体(LEDs)组成。此类传感器依赖于探头接触的解剖组织结构的位置，如果传感器的位置与组织之间发生变异，就会导致很大的误差。为捕捉到大部分的反向散射波，光探测器必须能探测到从中心区域发射的光，据此就设计出一种新型的光反射传感器，包括三个LEDs*H两个连续光探测环，对称性、等距离地排列在LEDs的中心位置。这种新配置与现用的传统光探测器相比，能更全面地探测到光体积描记图。多个光探测器的结构虽然复杂些，但可加强搜集远离光探测仪区域的额外反向散射波的能力。多波长的新型传感器具有独特的几何学结构，改进辨别光射的能力，排除人为移动或高敏性所致的相对较弱的光体积描记图，由此可提高氧饱和度读数的精确性，也是将来用于临床监测新生儿和胎儿SpO2的重要仪器。

2.2.2 Masimo信号萃取技术

Ma m0信号萃取技术与传统方法不同。今已认识到：压力相对较低的静脉血对病人活动时所产生干扰影响相当敏感。以手指为例，血管床内的静脉血在病人活动时很容易发生变化，而形成生理信息所在频带内的明显噪声。另外，静脉血是一种很强的光吸收剂，因此，当病人活动时，静脉血对总光强度可产生明显噪声源影响。如果能测定噪声基准，就可以采用自调谐噪声消除器来处理相应于静脉血噪声源的影响。在生理信号中可检测到红光强度Ird与红外线强度Iir，分别由有用信号部分(Srd，ar)及无用信号部分(Nrd，Nir)组成。在氧饱和度仪中通常理解为：这两个有用信号部分(sin,Sir)彼此间成正比，其比值即为动脉光强度比rd。因此，从红光产生的生理信号中，减去红外线产生的生理信号与动脉光强度之比的乘积，其结果就包含仅有噪声部分的基准信号，即为噪声基准信号N。氧饱和度选通转换(DST) 技术，能够将相应于动脉氧饱和度的光强度比(ra)与相应于静脉氧饱和度估计值的光强度比(rv)区分开来，随后计算出这两个光强度~g(ra*[1rv)。由光强度比的每一个选定值，计算出相应的基准信号，再由自调谐噪声消除器进行处理。Masimo萃取技术的过程可归纳为：①对相应于氧饱和度1％到l00％的每一个光强度比进行扫描；②通过每一个光强度比计算基准信号；③对每一个基准信号测定自调谐噪声消除器的输出功率；@在EDST图上确定相应于动脉氧饱和度的“峰”(最大SpO2值)。Masimo SET氧饱和度仪利用Masimo萃取技术，不需要先提取或决定生理信息中离散的动脉氧饱和度数据，就可以计算出动脉氧饱和度值，并与心率的计算无关。它的另一个优点是：数据尚未清晰时就可以启动。因此，即使在开机前病人已有活动，仍然能够监测出动脉氧饱和度和心率。