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Simulador optoelectrónico para el ensayo de oxímetros de pulso

S. J. Lorandi1, G. LaMura1 y A. J. Kohen1

1 Universidad Nacional de San Martín, San Martín, Pcia. de Buenos Aires. Argentina.

E-mail: [email protected]

Resumen. El objetivo del presente trabajo fue diseñar un simulador con la posibilidad de variar los siguientes parámetros: forma de onda, nivel de perfusión, nivel de absorción continua, frecuencia pulsátil, nivel de SpO2 y nivel de ruidos aleatorios. Este dispositivo debe simular la absorción lumínica de los tejidos humanos y su pulsación sanguínea. La luz proveniente de las fuentes emisoras del sensor del oxímetro de pulso incide sobre los fotodiodos del simulador para generar las señales de sincronismo de los canales rojo e infrarrojo. Estas señales habilitan la selección de la fuente de excitación y con la señal proveniente de los generadores de excitación, controlan al generador de corriente de los LEDs del dedo simulador. Todo este sistema de instrumentación virtual permite modificar los parámetros desde la PC. Al evaluar los oxímetros de pulso en una misma condición de simulación, con perfusión normal y sin ruido, se evidenció que sus curvas de calibración son distintas para cada equipo. Para las condiciones de simulación de baja perfusión o ruidos aleatorios, todos los equipos desviaron, algunos en mayor medida que otros, y estos desvíos se dieron en distinto grado respecto de su normal sin ruidos. Este trabajo se propuso dar los primeros pasos en la simulación de SpO2, vislumbrando una potencial herramienta para la evaluación del desempeño de las diversas tecnologías.

1. Introducción. El oxímetro de pulso es un dispositivo que mediante la medición de intensidad lumínica, de dos longitudes de onda determinadas y su relación de absorción, permite conocer la saturación de oxigeno en la sangre y la frecuencia cardíaca de la señal pulsátil.

Este dispositivo no invasivo basado en la medición fotométrica de dos o más longitudes de onda específicas, cuyos haces lumínicos atraviesan el lecho vascular arterial pulsátil, permite estimar la saturación de oxígeno en la sangre arterial (SpO2) indicada en valor porcentual.

Si bien se puede modelar el fenómeno de absorción de la luz por la ley de Beer-Lambert o Bounguer, la cual considera al medio homogéneo para la transmisión lumínica, esto dista de un lecho vascular que no es homogéneo y su absorción varía en el tiempo al ritmo de la pulsación del paciente. Por otra parte esta ley no considera las influencias de la luz dispersa, que en la práctica es otra fuente de error en la medición. De esta forma se explica por que el valor estimado de SpO2 se aproxima a los valores obtenido por métodos invasivos, donde la determinación es directa y no estimada en forma indirecta.

Como aproximación se puede pensar en un modelo basado en la ley de Beer-Lambert y con capas para dividir los tejidos bajo estudio en secciones de medios homogéneos. En la actualidad algunos investigadores han llegado hasta 5 o 6 capas homogéneas para modelar mejor la realidad, pero la SpO2 calculada sigue siendo una aproximación [1].

XVIII Congreso Argentino de Bioingeniería SABI 2011 - VII Jornadas de Ingeniería Clínica Mar del Plata, 28 al 30 de septiembre de 2011

1.1. Funcionamiento de un oxímetro de pulso El oxímetro de pulso, mediante el empleo de dos fuentes de emisión de luz (LEDs) de distintas longitudes de onda y un detector (Fotodiodo), mide la absorción relativa de los tejidos biológicos debido al flujo sanguíneo arterial pulsátil convirtiéndose estas variaciones lumínicas en una señal de corriente en el detector.

En la Figura 1, observamos como el microprocesador controla los LEDs emisores en forma multiplexada y sincroniza al demodulador de modo que la detección sea univoca respecto de la fuente que lo genera. En la Figura 2 (a) se aprecia en primer lugar el pulso de tensión que corresponde a la excitación del LED emisor infrarrojo y posteriormente el pulso negativo correspondiente al LED rojo que se encuentra polarizado en inversa.

La Figura 2 (b) corresponde a la señal del fotodetector, donde queda en evidencia que no es posible para el fotodetector identificar la fuente a la que corresponde el impulso luminoso.

Figura 1. Diagrama en bloques de un oxímetro de pulso.

Figura 2. Tensiones de excitación de los LEDs

En las Figura 2 (c y d) se representan las señales de infrarrojo y rojo respectivamente a la salida del demodulador, identificada temporalmente por la señal de sincronismo.

Los resultados de la relación de absorción de cada longitud de onda son los datos necesarios para que el microprocesador, mediante algoritmos propios de cada fabricante, calcule el valor de


la SpO2. Cada fabricante correlaciona sus resultados con los datos provenientes de ensayos in vivo o in vitro para desarrollar y validar sus equipos, publicando también gran cantidad de análisis comparativos [2].

Grupos de investigación, en su mayoría, enfocan sus trabajos al diseño de nuevos algoritmos de procesamiento, sus ensayos y evaluaciones, se realizan con pocas variables y orientadas a casos específicos [1, 2-7]. También, encontramos trabajos donde se evalúan distintas tecnologías midiendo en varios dedos de una misma persona [8, 9], otros han realizado este tipo de evaluación mediante simuladores comerciales de oximetría de pulso [10, 11].

Estos simuladores solo evalúan el funcionamiento del equipo bajo condiciones normales, generando variaciones de la SpO2, algunos pocos tienen la posibilidad de variar el nivel de perfusión, y no es posible evaluar su funcionalidad bajo condiciones desfavorables.

Luego de estudiar simuladores existentes en el mercado actual, dispositivos discontinuados, desarrollos que no han sido producidos en serie y patentes, se decidió que la mejor manera de evaluar diferentes oxímetros de pulso con un sistema repetible, sería mediante un simulador del tipo optoelectrónico [12-17].

El objetivo del presente trabajo fue diseñar un simulador con la posibilidad de variar los siguientes parámetros: forma de onda, nivel de perfusión, nivel de absorción continua, frecuencia pulsátil, nivel de SpO2 y nivel de ruidos aleatorios. Este dispositivo debe simular la absorción lumínica de los tejidos humanos y su pulsación sanguínea, para las longitudes de onda de 940nm (infrarrojo) y 660nm (rojo), ya que son las más empleadas.

2. Materiales y Métodos.

2.1. Diagrama en bloques del simulador.. En la Figura 3 se aprecia el diagrama en bloques del simulador. Donde la luz proveniente de las fuentes emisoras del sensor del oxímetro de pulso incide sobre los fotodiodos del simulador para generar las señales de sincronismo de los canales rojos e infrarrojos. Estas señales habilitan la selección de la fuente de excitación y con la señal proveniente de los generadores de excitación, controlan al generador de corriente de los LEDs del dedo simulador.

Figura 3. Diagrama en bloques del simulador.


El control general de parámetros selecciona y adecua los parámetros para generar las señales pletismográficas de excitación. Posteriormente los generadores de señal de excitación adecuan las señales en función de la transferencia lumínica de cada fuente emisora.

2.2. Diseño de hardware del simulador.

2.2.1. Sincronismo de emisiones lumínicas. El sistema propuesto es independiente de la marca y modelo del equipo bajo prueba, debido a que los distintos fabricantes han optado por diferentes geometrías en lo referente a las dimensiones, orden, muestreo y separación de los pulsos de emisión lumínica.

Por ejemplo: Algunos oxímetros de la empresa BCI emiten primero luz roja durante 340µs, luego se mantienen ambos LEDs apagados durante 700µs, al fin de este tiempo se enciende el LED infrarrojo durante 340µs y luego vuelven a apagarse ambos LEDs durante 7ms, para volver a repetir el ciclo [18]. Oxímetros de la empresa Masimo emiten primero luz roja durante 1525µs, luego se mantienen ambos LEDs apagados durante 1525µs, al fin de este tiempo se enciende el LED infrarrojo durante 1525µs y luego vuelven a apagarse ambos LEDs durante 1525µs, para volver a repetir el ciclo. Oxímetros de la empresa Nellcor emiten primero luz infrarroja durante 160µs, luego se apagan ambos LEDs durante 160µs, luego se enciende el LED rojo durante 160µs y luego se apagan ambos LEDs durante 160µs, para volver a repetir el ciclo [19]. En función de estas limitaciones, la opción más conveniente es detectar la fuente de luz que se encuentra irradiando a cada instante como así también cuando ambas se encuentran apagadas; para de esta manera independizarse de las distintas geometrías. La solución escogida es mediante la instrumentación de dos fotodiodos. Uno con un espectro de 600 a 1050 nm (amplio espectro) y otro con 870 a 1050 nm (espectro infrarrojo). De esta manera cuando los dos fotodiodos sensen luz estaremos en presencia de una emisión infrarroja y cuando solo se sense con el primer fotodiodo estaremos en presencia de una emisión roja. Luego mediante un sistema de compuertas se consigue las señales de sincronismo similares a las de la Figura 2 (c) y (d).

2.2.2. Multiplexado de señales. Los sistemas de generación de señales entregan las señales continuamente a un multiplexor. Las señales de sincronismo seleccionan la señal correspondiente a la fuente de excitación presente en cada momento. La salida del multiplexor lleva la señal seleccionada a la fuente de corriente controlada por tensión.

2.2.3. Excitación de fuentes emisoras. El siguiente circuito entregarán al LED una corriente muy precisa limitada por la resistencia y controlada por la tensión aplicada a la entra no inversora.

Figura 4. Fuente de corriente controlada por tensión.

El amplificador operacional mantendrá la entra inversora y no inversora la mismo potencial sin importar el valor de la señal de tensión aplicada (dentro de un rango). Por otra parte la tensión en la entrada inversora es la misma que en el nodo que une al LED con R. Como la impedancia de entrada del amplificador operacional es muy grande (idealmente infinita), la corriente por el diodo es la misma que por la resistencia. Aplicando la ley de Ohm encontramos que la corriente por el diodo es:

RVI in

(1)


2.2.4. Sistemas de adquisición y generación. En la interfaz con la PC se utilizó un sistema de adquisición y generación de señal NI USB-6212, capaz de adquirir 16 canales de un terminal u 8 diferenciales, con resolución de 16 bits y una velocidad de muestreo de 400ks/s. Posee también 32 entradas y salidas digitales, y 2 salidas analógicas, estas últimas fundamentales para el control de los generadores de excitación.

2.3. Diseño del programan de generación cálculo y control.

2.3.1. Algoritmos de generación de señal. Para una primera aproximación de SpO2 como función de R se tomo de la bibliografía [20], la relación:

RSpO 25110%2 (2)

En función de la ecuación (2) se generaron las tablas de datos, y mediante la relación:

R

IRMin

IR

RMin

R

II

II

(3)

R

IRMin

IRMax

RMin

RMax

IIln

IIln (4)

se conformaron las amplitudes de picos y valles de las señales pletismográficas en las longitudes de onda de rojo e infrarrojo. En la ecuación 3, sí el valor de Δ es pequeño frente al valor mínimo las ecuaciones 3 y 4 son aproximadamente iguales (por desarrollo en serie de Taylor). Las intensidades luminosas de miden como se muestra en la Figura 5.

Figura 5. Típica señal medida

2.3.2. Formas de onda. El valor indicado de SpO2 en el oxímetro de pulso se calcula en función de la medición de los picos y valles de la señal, por esto todas las ondas generadas tendrán las mismas amplitudes


máximas y mínimas. En la Figura 6 observamos la señal generada, donde el punto dicrótico está bien marcado, esta se obtuvo mediante la suma de tres señales sinusoidales:

5413,00814,1452225,024,03205,0 ftsentfsenftsentilSimilPulsá (5)

Donde el término 1,0814 amplifica la señal y 0,5413 la desplaza sobre el cero, para tener una amplitud de 1 Vpp con una tensión mínima igual a cero.

Figura 6. Señal pletismográfica generada

Además de una señal similar a la pletismográfica vista en la pantalla de los oxímetros, se generaron señales sinusoidal, triangular, cuadrada y diente de sierra, todas ellas se podrán seleccionar como componente pulsátil de la señal.

2.3.3. Nivel de SpO2. La variación en la SpO2 se obtiene alterando alguno de los cuatro operadores de la relación de R (ver Ec. 3 y 4), como la fuente de emisión infrarroja es mucho más estable numéricamente, se decidió modificar alguno de estos dos operadores. Teniendo en cuenta que muchos equipos normalizan una señal en función de la otra, logrando esto mediante la comparación de los niveles de IMIN, se decidió solo alterar el nivel de ΔI infrarrojo para modificar la SpO2.

Evaluando la Ec. 3, observamos que un incremento en la amplitud de ΔIIR provocara una disminución en el nivel de SpO2. Para simplificar la simulación se generó una tabla de valores de R entre 0,45 y 1,25 como variable independiente y en función de esto se calcularon los valores de ΔIIR.

2.3.4. Nivel de Perfusión. El índice de perfusión es la relación de absorción lumínica entre el flujo sanguíneo pulsátil respecto de la sangre no pulsátil y los tejidos periféricos [21]. Para su obtención se deberá calcular, por un lado, la media de la intensidad de la señal infrarroja IIR(med) , que representa la absorción de la piel, huesos y otros tejidos estáticos incluyendo la sangre no pulsátil, y por otro lado la intensidad variable ΔIIR que representa la absorción producida por el flujo sanguíneo pulsátil. Resultando así el índice de perfusión porcentual, calculado con la siguiente forma:

%100)(medIR

IR

IIPI

(5)

2.3.5. Adición de perturbaciones. Se diseño un control general de ruido capaz de adicionarle a la señal perturbaciones periódicas, como señales sinusoidales con amplitud, frecuencia y fase seleccionables, u otras perturbaciones como F Inverso, Blanco y Aleatorio. Todos los ruidos se generan a partir de la instrumentación virtual (V.I.) del sistema de adquisición mediante el software LabView. En la Figura 7 se observan los controles de 3 señales periódicas y 3 fuentes de ruido, si bien se puede controlar la ganancia en forma individual se opto por poner un control general para todas las fuentes de


ruido. También cuenta con un control que permite habilitar o deshabilitar las fuentes de ruido luego de que todos sus parámetros sean seleccionados. Adyacente a estos comandos podemos observar la forma de onda del ruido generado.

2.3.6. Medición de relación señal ruido. El cálculo de la relación señal ruido (S/N) en dB, se realizo con cada longitud de onda, como la relación logarítmica entre el valor eficaz de la señal pletismográfica y el valor eficaz del ruido agregado.

2.3.7. Control General de Parámetros. Como se menciono anteriormente, el panel de control de todos los parámetros es del tipo virtual, utilizando el LabView para su elaboración. En la Figura 7 se observa su aspecto con todos los controles asociados, permitiendo visualizar las formas de onda generadas y los parámetros seleccionados, tanto con indicadores numéricos como con controles del tipo potenciómetros.

Figura 7. Panel de control

2.4. Método de evaluación.

2.4.1. Rangos de medición Un rango completo de medición comprende los 30 valores de R. Para cada equipo se tomaron 3 rangos sin ruido con un nivel de perfusión relativamente bueno (PIR=2,72), para obtener la respuesta “normal” de cada equipo.

Los oxímetros de pulso solo miden la relación de transmitancia entre las intensidades de luz roja e infrarroja, y lo correlacionan con su tabla interna de calibración para obtener el valor de SpO2. Los valores de esta tabla dependen del propósito del fabricante en mostrar saturación fraccional o funcional, pero en realidad esto será valido si los niveles de hemoglobina disfuncional y de PH de la sangre arterial del sujeto es la misma que los usados en la calibración empírica con que se creó la tabla de correlación.

2.4.2. Mecanismo de toma de muestra. En condiciones muy desfavorables de ruidos, la indicación numérica de algunos oxímetros presento inestabilidad al inicio de la medición, dado que la mayoría de los equipos funcionan con algoritmos donde promedian las últimas 3, 5 o 10 pulsaciones, u otros algoritmos más complejos como los de compensación de condiciones transitorias [22], por todo esto fue necesario establecer un tiempo de 20 segundos de estabilización antes del registro y evaluación del sistema bajo prueba. Para asegurarnos de este lapso de tiempo se implementó un cronometro en el instrumento con el fin de efectuar todos los ensayos en las mismas condiciones.


2.4.3. Definición de perturbaciones de evaluación. Se evaluaron 6 equipos para condiciones de baja perfusión y ruidos aleatorios, definiendo tres niveles para cada una de estas perturbaciones.

Niveles de perfusión Ruidos Aleatorios

Nombre del nivel Magnitud Nombre de ruido Magnitud PIRa 2,04% S/NRa 47,14 dB PIRb 0,67% S/NRb 41,12 dB PIRc 0,13% S/NRc 35,10 dB

Solo se presenta el valor del índice de perfusión para la longitud de onda roja, dado que para

las infrarrojas varía en función del valor de R (véase Ec. 2 y 3). Como no existe una curva patrón o teórica de SpO2 en función de la relación de relaciones

(R), se tomaran 3 rangos de mediciones de SpO2 sin pertuvaciones y el promedio de estos será el patrón de cada equipo en particular. Posteriormente evaluamos el desvío de este valor al introducir ruido.

3. Resultados.

3.1. Respuesta del simulador sin perturvaciones. Por los fenómenos mencionados anteriormente y las características propias del dedo simulador, es lógico pensar que distintos equipos indicaran valores distintos de saturación de oxígeno.

La evaluación de 16 equipos de marcas y modelos distintos permitió obtener el grafico de SpO2 en función de R, el mismo se observa en la Figura 7 y elegimos el equipo número 2 como tabla de correlación para nuestro grafico de SpO2.

Figure 8. Respuesta normal de los equipos.

3.2. Resultados de los equipos para niveles de perfusión y ruidos aleatorios.

3.3. Búsqueda de Falsos. Todos los equipos fueron evaluados bajo las mismas condiciones, registrando la pérdida de funcionalidad para los 3 niveles de perfusión y los 3 niveles de ruidos aleatorios. Para independizarnos de la marca o modelo de los equipos y evaluar al simulador, se registró en


tablas ordenadas de mayor a menor pérdida de funcionalidad. Para obtener así una visión global de estudio, se graficó la tasa de fallo del conjunto de todos los equipos en función del valor de R para cada condición de perturbación, como se muestra en la Figura 9 y 10.

Figure 9. Tasa de falsos para perfusión. Figure 10. Tasa de falsos para aleatorio

4. Conclusión. Al evaluar los oxímetros de pulso en una misma condición de simulación, con perfusión normal y sin ruido, se evidenció que sus curvas de calibración son distintas para cada equipo.

Para las condiciones de simulación de baja perfusión o ruido aleatorios, todos los equipos desviaron, algunos en mayor medida que otros, y estos desvíos se dieron en distinto grado respecto de su normal sin ruidos.

Este trabajo se propuso dar los primeros pasos en la simulación de SpO2, vislumbrando una potencial herramienta para la evaluación del desempeño de las diversas tecnologías.

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