Диссертация (Биотехническая система контроля венепункции на основе измерений электрического импеданса), страница 8

Схема моделирования вариабельности диаметров венозногососудаСлева расположены глубины введения игольчатого электрода дляразличных позиций венозного сосуда. В верхней части схемы обозначеныдиаметры сосудов.60Таблица 13.Результат расчета электрического импеданса для различных диаметроввенозного сосуда1 мм2 мм5 мм10 мм514,1539,5577,0499,2307,5300,3316,6282,2190,4178,9132,696,5132,0124,3108,775,0Расчет относительного изменения электрического импеданса, проводилсяпо значению соответствующему расположению игольчатого электрода в центревенозногососудаипредыдущейпозицииигольчатогоэлектрода.Соответственно, для диаметра венозного сосуда 1 мм, относительноеизменение электрического импеданса составит 38%, для диаметра 2 мм,составит 40%, для диаметра 5 мм, составит 58%, для диаметра 10 мм, составит66% (Таблице 14).Таблица 14.Расчет относительного изменения электрического импеданса для переменногодиаметра венозного сосудаДиаметр, мм12510Относительное изменениеэлектрического импеданса, %38405866По итогам исследования сделан вывод о том, что максимальное значениеотносительногоизмененияэлектрическогоимпедансадостигаетсяпримоделировании большого диаметра венозного сосуда.

Максимальное значениеотносительного изменения электрического импеданса было достигнуто при61моделировании сосуда диаметром 10 мм, находящегося в модели на глубине 5мм и составляет 66 %.Из проведенных исследований был сделан вывод о относительномизменении электрического импеданса для типичных параметров глубинзалегания и диаметров вен, для венепункции в области предплечья, из которыхследует, что переход иглы-электрода из менее проводящей среды в болеепроводящую среду, возникает, скачет электрического импеданса.

Большиеглубины расположения и малые диаметры вен влияют на амплитудныезначения относительного изменения электрического импеданса, идентификациякоторых зависит от соотношения сигнал/шум измерительного преобразователя.При этом проведение венепункции в амбулаторных условиях зависит отквалификации медицинского персонала. Для корректного введения иглы ввенозный сосуд, игла вводится под углом 30°, в момент прокола кожной ткании 10-15° в момент прокола вены. При этом моделирование проводилось свертикальным введением иглы-электрода.2.5. Исследование влияния скоса иглы на измерения электрическогоимпеданса при вертикальном введении и введении под угломГлубинывведенияиглы-электродадовеныпримоделированииотличаются от глубин введения иглы-электрода до вены под углом.

Однакобыло проведено исследование, которое показало, что при введении иглыэлектрода под углом значения электрического импеданса существенноотличаются от вертикального введения до глубины 5 мм. Это связано сгеометрией окончания иглы-электрода, которая соответствует инъекционнойигле (Рисунок 2.20). Окончание инъекционной иглы имеет скос 10-15°, длинаскоса 5 мм. При введение иглы-электрода под углом, площадь контакта больше,чем при вертикальном введение, поэтому значения электрического импедансабольше при вертикальном введение.62Рисунок 2.20. Геометрия иглы-электрода1 - канюля иглы, 2 – игла, 3 – скос иглыа – вертикальное введение иглы; б – введение иглы под углом 10-15°Однако значения стабилизируются при введении иглы-электрода вбиоткань на глубину более чем 5 мм.Таблица 15.Исследование влияние скоса иглы на измерения электрического импедансаГлубина, ммВертикальное введение, ОмВведение под углом, Ом135710500,0200,5127,095,075,0144,0108,289,085,368,0Из проведенных исследований был сделан вывод о сопоставимостиисследований с вертикальным введением иглы-электрода в биоткань ивведением иглы-электрода под углом.

Значения электрического импедансастановятся близкими при введении иглы-электрода более 5 мм, чтосоответствует приблизительно 1 мм глубины биоткани при введении иглыэлектрода под углом.632.6. Выводы к главе 21. Было получено, что для анализа протекающего тока через тканичеловекасбиофизическихпозицийэлектроимпедансометрии,механизмоввзаимодействияатакжеэлектрическогопониманиетокасбиологическими тканями при различных положениях электродной системы наповерхности БО, возможно, использование численных методов. Данноезаключение было получено при проведении верификации численной модели налабораторном стенде имитаторе биологической ткани.2.

Из проведенных исследований по определению расположенияэлектродной системы на поверхности численной модели был сделан вывод ооптимальном расположениеэлектроднойсистемы,состоящаяиз двухэлектродов (биполярная схема): аппликационного токового электрода, сплощадью контактной поверхности не менее 20х20 мм и игольчатогоэлектрода. Введение игольчатого электрода для максимального относительногоизменения электрического импеданса, к проколу венозного сосуда, должноосуществляться в непосредственной близости к АТЭ, из проведенныхисследований это расстояние 20 мм. Данная схема установки электроднойсистемы была выбрана, поскольку относительное изменение электрическогоимпеданса к первому проколу стенки венозного сосуда, составляет 62 %.3.

Результаты теоретических исследований влияния анатомическихособенностей на метод контроля качества венепункции показали, что припереходе иглы-электрода из менее проводящей среды в более проводящую,возникает, скачет электрического импеданса. Большие глубины расположенияи малые диаметры вен влияют на амплитудные значения относительногоизменения электрического импеданса, идентификация которых зависит отсоотношения сигнал/шум измерительного преобразователя.4. Сделан вывод о сопоставимости исследований с вертикальнымвведением иглы-электрода в биоткань и введением иглы-электрода под угломпри углублении игольчатого электрода в биоткань более чем 5 мм.64ГЛАВА 3.

ИССЛЕДОВАНИЕ ХАРАКТЕРИСТИК ПРОЦЕССА ПРИПРОВЕДЕНИИ КОНТРОЛЯ КАЧЕСТВА ВЕНЕПУНКЦИИЭЛЕКТРОИМПЕДАНСНЫМ МЕТОДОМВ ходе проведения теоретических исследований были полученыоптимальные параметры электродных систем, при которых момент проколастенки кровеносного сосуда существенно повлияет на регистрируемыезначения электрического импеданса. Однако для проведения теоретическихисследований использовались модели приближенные к условиям реальныхизмерений, поэтому полученные параметры необходимо верифицироватьэкспериментально.Экспериментальные исследования проводились ссистемыдлянеинвазивногомониторингаиспользованиемцентральнойгемодинамики«РеоКардиоМонитор», разработанной на факультете биомедицинской техникив МГТУ им.

Н.Э. Баумана, имеющая сертификационные документы дляклинических исследований [57-62].«РеоКардиоМонитор»позволяетвестинепрерывнуюзаписьэлектрического импеданса на персональный компьютер в течение длительноговремени, что позволяет регистрировать изменения электрического импеданса вмониторном режиме. В качестве метода регистрации импеданса лежиттетраполярная методика. Тетраполярный метод основан на разнесение токовогоканала и измерительного, для повышения эффективности регистрациинизкоамплитудных сигналов.ДляадаптациисистемыкразрабатываемойБТС,токовыйиизмерительный канал были совмещены.

Это условие необходимо длядальнейшей обработки полученных сигналов и разработке алгоритма дляопределениятеоретическиепервогопроколаисследованиястенкипоказаливенозногососуда,целесообразностьпосколькуиспользования65биполярной методики установки электродной системы. Краткие техническиехарактеристики системы представлены в Таблице 15.Таблица 15.Технические характеристики измерительной системы «РеоКардиоМонитор»Питание220 В ± 10%, 50 ± 0.5 ГцПотребляемая мощностьне более 20 ВА без ПК.Размеры (Ш×Г×В)258х280х65 мм.Электробезопасностькласс II, BИзмерительный ток100 кГц ± 0,5%, 2,8 мА ± 20%Базовый импеданс (Zb)1 ÷ 240 ОмПогрешность измерения Zb± 0.2 ОмОднако для проведения экспериментальных исследований, необходимоадаптироватьэлектроднуюсистемуподдинамическийдиапазонизмерительного преобразователя.3.1.

Разработка опытного образца электродных систем для проведенияэкспериментальных исследованийКак показали теоретические исследования на численной модели фантомабиологической ткани, максимальное значение относительного измененияэлектрического импеданса к проколу стенки венозного сосуда достигаетприемлемых значений при использовании биполярной электродной системы,которая состоит из двух электродов: электрода расположенного на поверхностиБО и игольчатого электрода. Для этого из медицинской нержавеющей сталимарки 12Х18Н10 был изготовлен поверхностный электрод размером 20х30 мм,толщиной 1 мм. В качестве игольчатого электрода выбрана стандартная66инъекционная игла, калибром G21, как наиболее используемая при проведениивенепункции в области предплечья.Для подключения инъекционной иглы к электродной системе былразработан специальный фиксатор.

Фиксатор представляет собой крепежнуюдеталь в виде изогнутого стержня. На стержне закреплена пружина сжатия.Данное изделие убрано в пластиковый корпус прямоугольной формы. Принажатие на торцевую часть корпуса с противоположной стороны выдвигаетсяизогнутый стержень, в который закрепляется инъекционная игла. Послезакрепления инъекционной иглы торец отпускается, и пружина разжимается.Изогнутый стержень устремляется в корпус и зажимает инъекционную иглу.Стержень изготовлен из нержавеющей стали марки 12Х18Н10.

Габаритныеразмеры фиксатора 40 х 5 мм. Размер области фиксации инъекционной иглы 2мм. Электродная система показана на Рисунке 3.1.Рисунок 3.1. Опытный образец электродной системыНержавеющая сталь выбрана исходя из условий к изготовлениюэлектродов первого рода.Электродыпеременныхпервогородаактивноиспользуютсяприизмерениибиопотенциалов, поскольку являются наиболее простые вконструкции и применение.

Электроды представляют собой проводник первогорода, взаимодействующий с БО. Проводниками первого рода называются67проводники,электропроводность которых не сопровождается химическимипроцессами [77].Из теоретических исследований было получено, что измеряемыйимпеданс находится в диапазоне от 50 до 8000 Ом.

Такие показанияэлектрического импеданса превышают динамический диапазон измерительнойсистемы, поэтому, между электродами параллельно был установлен резистор на125 Ом, как показано на Рисунке 3.2.Рисунок 3.2. Схема установки электродной системы1 – поверхностный электрод; 2 – игольчатый электрод; 3 – мягкая ткань;4 – кровеносный сосудДанное решение позволило проводить исследования в диапазонеот 0 до 125 Ом, что соответствует динамическому диапазону системы«РеоКардиоМонитор».