1. Blodgasanalys, elektrodteknik och oximetri

1. Blodgasanalys, elektrodteknik och oximetri En av de viktigaste indikatorerna på den kemiska balansen i kroppens inre miljö är blodets ph-värde. Normalvärdet för ph är 7.40 och så små avvikelser som 0.05 enheter från detta värde är i längden skadliga för organismen. Andra viktiga diagnostiska parametrar är syrets och koldioxidens partialtryck i blod, PO 2 respektive PCO 2, vilka ger information t ex om lungventilationens effektivitet och lungornas genomblödning. I dag mäts dessa och liknande blodgasparametrar med elektroder som omvandlar en specifik kemisk storhet till en elektrisk signal. Under de senaste åren har en ny icke-invasiv teknik för kontinuerlig registrering av blodets syremättnadsgrad introducerats. Denna kompletterar blodgasanalysen, och kan i den kliniska övervakningssituationen snabbt ge larm om syresättningen sjunker till värden som bör föranleda en terapeutisk åtgärd. 1.1 ph-elektroden ph-värdet definieras som den negativa logaritmen av vätejonaktiviteten, dvs ph = log ( ah + ) (1.1) En lösnings (t ex blodets) ph-värde bestäms vanligen genom att mäta den potentialskillnad som uppstår mellan en glaselektrod och en referenselektrod (vanligen en kalomelelektrod), vilka doppas ned i lösningen enligt Figur 1.1. till ph-förstärkare där R är gaskonstanten, T absoluta temperaturen, F Faradays konstant och a H + inre samt a H + yttre vätejonaktiviteterna i den inneslutna kloridlösningen respektive mätlösningen. Vid exempelvis 37 C är denna potential teoretiskt 61.5 mv/ph-enhet. I praktiken når man dock endast upp till en känslighet av 98% av detta värde. Denna skillnad kalibreras dock bort före använindikatorelektrod referenselektrod Figur 1.1. Indikatorelektrod (glaselektrod) och referenselektrod (kalomelelektrod) för mätning av ph-värde. Glaselektroden är tillverkad av en glassort som är selektivt permeabel för vätejoner. Detta phkänsliga glas, som verkar som ett membran för vätejoner, innesluter en kloridjonhaltig buffertlösning som håller elektrodens inre vätejonaktivitet konstant, samtidigt som den utgör elektrisk kontakt till den inre Ag-AgCl-elektroden (Figur 1.2) När glaselektroden förs ner i den lösning vars ph-värde skall mätas uppstår en Nernst-potential E g över det ph-känsliga glasmembranet, som kan tecknas E g RT a H+ inre = ln F a H + yttre (1.2) 1

dandet av elektroden. En minskning av känsligheten uppträder om proteinbeläggning uppträder på membranet. Eftersom en ensam elektrod ej kan utnyttjas för mätning, måste också en referenselektrod kopplas in enligt Figur 1.3. Denna elektrod bör ha en elektrodpotential som är så stabil som möjligt. En vanlig referenselektrod är den s k kalomelelektroden (kalomel är namnet på den sammansättning som elektrodens inre har och som är en blandning av kvicksilver, kvicksilverklorid, kaliumklorid och vatten). Kontakten med provet etableras via en saltbrygga av kaliumklorid. Figur 1.2 Glaselektrodens uppbyggnad. Figur 1.3 Kalomelelektrodens principiella uppbyggnad. Den totala cellpotentialen E cell som uppträder då elektrodparet förs ned i lösningen kan tecknas RT Ecell = EAgAgCl + Konst ln ( ah + yttre ) + Ev + Ecal (1.3) F där E AgAgCl respektive E cal är elektrodpotentialerna för indikatorelektroden respektive referenselektroden. Termerna RT Konst F ( a + ) ln H yttre motsvarar potentialen över glasmembranet. E v betecknar den potential som uppträder i vätskekontakten mellan provet och saltbryggan. Denna potential är i de flesta fall försumbar då KCl användes. Om EAgAgCl + Konst + Ev + Ecal antas vara konstant för ett visst elektrodsystem (=E 0 ) kan ekvation 1.3 skrivas RT Ecell = ln ( ah + yttre ) + Eo (1.4) F 2

och ph-värdet blir vid rumstemperatur ca ph ( E E ) cell o = (1.5) 0.06 vilket visar att cellspänningen ändras ca 60 mv per ph-enhet. Glaselektrodens utimpedans är mycket hög (10 7 10 10 ohm), vilket ställer höga krav på systemets ingångsförstärkare. För att kalibrera systemets känslighet och offsetvärde användes två lösningar med kända men olika ph-värde, vid given temperatur. Det ovan beskrivna systemet för mätning av ph-värde är det i kliniska sammanhang i särklass mest förekommande. En phsensor baserad på förändringar i antimon med vätejonaktiviteten har också utvecklats och lanserats med framgång för kontinuerlig registrering av ph-värdet i magsäcken och matstrupen. En kommersiellt tillgänglig ph-elektrod visas i Figur 1.4. Figur 1.4 Exempel på uppbyggnaden av en kommersiell ph-elektrod. 1.2 PCO 2 -elektroden Mätning av PCO 2 i blod kan utföras tack vare att man känner de kemiska lagar som anger sambandet mellan ph-värdet, koldioxidkoncentrationen och bikarbonatjonkoncentrationen i blodet. Principiellt är PCO 2 -elektroden en ph-elektrod som mäter ph i en bikarbonatlösning vars ph påverkas av tillgänglig mängd CO 2. Funktionen baseras på förhållandet mellan ph, PCO 2 och HCO 3 i en vattenlösning som innehåller NaHCO 3 och som ger reaktionen H 2 O + CO 2 H 2 CO 3 H + + HCO 3 (1.6) Enligt massverkans lag erhålles + HCO 3 H = K (1.7) [ CO ] 2 a 3

Där K a är jämviktskonstanten. Vidare gäller att [ CO ] = k PCO (1.8) 2 2 Om ekvation 1.7 logaritmeras erhålles log HCO3 ph = log Ka + log k + log PCO2 (1.9) Vid jämvikt, dvs för en given bikarbonatjonkoncentration, är således log PCO 2 en linjär funktion av ph. logpco 2 = konst ph (1.10) PCO 2 mätes alltså indirekt genom att mäta ph i en lösning med konstant bikarbonatjonkoncentration. PCO 2 -elektrodens principiella uppbyggnad framgår av Figur 1.5. Figur 1.5 PCO 2 -elektrodens principiella uppbyggnad. Den koldioxid man önskar bestämma koncentrationen av diffunderar in genom det selektivt CO 2 -permeabla teflonmembranet. Glaselektroden och referenselektroden är doppade i NaHCO 3 -lösningen vilken genererar en konstant bikarbonatjonkoncentration. Kalibrering av cellen sker genom mätning på två gasblandningar med olika men känt CO 2 -innehåll. En typisk PCO 2 -elektrod visas i Figur 1.6. Figur 1.6 Typisk PCO 2 -elektrod. 4

1.3 PO 2 -elektroden För att kliniskt mäta PO 2 används vanligen en elektrod utvecklad av Clark. Arbetsprincipen för denna elektrod är väsentligen skild från ph-elektrodens arbetsprincip. Medan man med ph-elektroden mäter en liten spänning som genereras av vätejonerna över ett glasmembran, baseras PO 2 -elektrodens arbetsprincip på mätning av en liten ström som genereras genom reduktion av syremolekyler. Detta åstadkommes genom att lägga en liten spänning över två elektroder nedsänkta i den lösning vars PO 2 skall bestämmas. Metoden benämnes polarografisk. Som katodmaterial väljes vanligen en tunn (20 µm) platinatråd medan referenselektroden tillverkas av AgAgCl. Principen framgår av Figur 1.7. prov innehållande syre syrepermeabelt membran Figur 1.7 Principen för mätning av en lösnings PO 2 enligt Clark. Om man enligt Figur 1.7 för ned två elektroder i en lösning som innehåller syre och lägger en spänning över elektroderna på 0.6 0.7 V, kommer syremolekylerna att reduceras vid katoden. Därvid frigöres elektroner som ger upphov till en liten ström (storleksordningen pa) i kretsen. Som framgår av Figur 1.8 kommer inom den horisontella delen av kurvan (den polarografiska platån), strömmen att vara direkt proportionellt mot syrekoncentrationen i lösningen. Syreinnehållet bestämmes alltså genom att mäta strömmen vid konstant elektrodspänning. Tyvärr kommer i lösningen ingående proteiner att förorena elektroden och göra denna obrukbar om elektroderna placeras direkt i lösningen. Detta kan undvikas genom att applicera ett polypropylenmembran runt elektroderna, genom vilket de små syremolekylerna kan diffundera, medan de stora proteinmolekylerna effektivt stoppas. Figur 1.8 Relationen mellan katodströmmen och katodspänningen hos en PO 2 -elektrod enligt Clark. 5

Då systemet är i jämvikt blir strömmen proportionell mot syreinnehållet i lösningen. Eftersom syremolekyler hela tiden konsumeras vid katoden kan emellertid, om katoden är för stor eller om diffusionstiden genom membranet är för lång, zonen runt katoden utarmas på syremolekyler och PO 2 -värdet underestimeras. Även vid frånvaro av syre flyter en viss ström genom systemet. Denna s k nollström beräknas vid elektrodkalibreringen genom mätning på syrefri lösning. I kalibreringsförfarandet ingår dessutom mätning på en lösning med känt PO 2. En typisk PO 2 -elektrod visas i Figur 1.9. Figur 1.9 Typisk PO 2 -elektrod. Elektrolyten har till uppgift att stabilisera elektrodpotentialen. 1.4 Transkutan mätning av PO 2 och PCO 2 Konventionell mätning av blodgaserna kräver artärprovtagning vilket upplevs obehagligt av patienten och kräver tränad personal om provtagningen skall kunna utföras riskfritt. Eftersom ändringar i speciellt PO 2 kan inträffa snabbt, är man ur klinisk synpunkt intresserad av att metoder som mäter blodgaserna kontinuerligt och icke-invasivt över hudytan utvecklas. Arbetsprinciperna för den transkutana PO 2 -elektroden och den transkutana PCO 2 -elektroden är de samma som för de ovan konventionella elektroderna. De registrerade värdena betecknas vanligen tc-po 2 respektive tc-pco 2 (tc = transcutaneous). Tc-PO 2 -tekniken introducerades först för mätning av PO 2 hos nyfödda barn som löper risk att drabbas av akuta andningshinder och därmed katastrofal reducering i PO 2. På grund av det nyfödda barnets tunna hud fann man att tc-po 2 väl följde konventionellt registrerade PO 2 -värden. Efterhand som tekniken introducerades för övervakning av PO 2 hos vuxna patienter fann man att de transkutant registrerade värdena ibland markant avvek från värden registrerade från blodprov. Detta är i och för sig helt naturligt eftersom tc-po 2 mäter just hudens PO 2 -värden, vilka kan vara lägre än de arteriella värdena av följande skäl: - Blodflödet i huden är lågt och kapillärerna innehåller blandad venöst blod snarare än arteriellt blod. - Hudens yttersta lager, epidermis, genom vilket syremolekylerna måste diffundera på sin väg från kapillärnätet till elektroden, konsumerar en del syre, eftersom detta är ett lager av levande celler. Genom att värma upp huden under elektroden till en temperatur av ca 43 C, kan man stimulera blodflödet i kapillärerna och därigenom göra det mera arteriellt. Uppvärmningen minskar också diffusionskonstanten i epidermislagret, vilket gör det lättare för syremolekylerna att nå elektroden. Å andra sidan medför en förhöjd temperatur en ökad lokal metabolism 6

i huden vilket tenderar att öka syrekonsumtionen. En uppvärmning av huden till 43 C innebär också en viss risk för lokala brännskador. Uppbyggnaden av en kombinerad transkutan PO 2 respektive PCO 2 -elektrod framgår av Figur 1.10. Elektroden är av storleksordningen 1 x 1 cm och fästes på bröstet med dubbelhäftande tejp. För att underlätta diffusionen genom hud-luft-elektrodövergången placeras en vätskedroppe i utrymmet mellan membranet och huden. Detta håller systemets svarstid låg (ca 20 sekunder). Indikationer för transkutan och kontinuerlig övervakning av blodgaserna är andningsbesvär hos nyfödda barn, speciellt i samband med syrgasterapi. På vuxna ger metoden ofta osäkra resultat, men kan användas som en trendindikator snarare än som en metod för estimering av arteriellt PO 2. Transkutana PO 2 -elektroden har dock på senare tid fått stark konkurrens av den nedan beskrivna pulsoximetern. Figur 1.10 En sprängskiss av en kombinationselektrod för samtidig transkutan mätning av PO 2 och PCO 2. 1. ph-känsliga glaselektroden. Den koldioxidkänsliga delen. 2. Termistor. För temperaturregleringen. 3. Polypropylenmembran. Täcker platinakatoden och kontrollerar syrediffusionen. 4. Värmeelement. Överför värme till huden via den omgivande silverkroppen. 5. Elektrolytspår. Depåutrymme för elektrolyten. 6. Silverkropp. Värmer samt fungerar som anod för PO 2 -delen och som referenselektrod för PCO 2 -delen. 7. Teflonmembran. Täcker hela elektrodytan och fungerar som membran framför CO 2 -delens glaselektrod. 8. O-ring. Håller de båda membranen på plats. 9. Platinakatoden. Den syrekänsliga detaljen. 10. Platinakatoden. Den inre delen av katoden. 7

1.5 Oximetri Artärblodets syresättning kan förutom via undersökning av syrgastensionen (PO 2 ) mätas i form av dess syremättnadsgrad (SaO 2 ). Sambandet mellan syrgastensionen och syremättnadsgraden framgår av Figur 1.11. SaO 2 uttryckes i procent och beskriver hur stor del av hemoglobinmolekylerna som är syresatta (HbO 2 ) respektive reducerade (Hb). Observera att då SaO 2 går mot hundra procent kan syrgastensionen fortfarande öka genom att syre förutom att bindas till hemoglobinmolekylerna också transporteras fysikaliskt löst i plasma. Detta utnyttjas exempelvis vid syrgasterapi (inandning av luft med högt syrgastryck). Sambandet mellan SaO 2 och PO 2 är ej entydigt utan beror exempelvis av blodets ph-värde och dess temperatur. SaO 2 kan mätas med hjälp av spektrofotometriska metoder (oximetri), eftersom reducerat och syresatt hemoglobin absorberar ljus av olika våglängder till olika grad. Metoden baseras på Beers lag (Figur 1.12), med vilken man kan beräkna mängden av ett ämne i en lösning enligt sambandet I I e λ ( DCα ) ut = in (1.11) där I ut är intensiteten av det transmitterade ljuset, I in intensiteten av det infallande ljuset, D väglängden genom lösningen, C koncentrationen av ämnet och α λ extinktionsfaktorn för ämnet (beror av våglängden). Iin Iut Figur 1.11 Samband mellan SaO 2 och PO 2. Figur 1.12 Koncentrationen av ett ämne i lösning kan bestämmas med Beers lag. 8

Vid användning av denna mätprincip för mätningar av SaO 2 i medicinska sammanhang måste ett artärprov först tas. Därefter hemolyseras blodet för att eliminera inverkan av spridning i cellmembran. Genom att använda två ljusvåglängder med olika extinktionsfaktor för HbO 2 respektive Hb kan koncentrationen av HbO 2 respektive Hb beräknas. Extinktionsfaktorns variation med våglängden framgår av Figur 1.13. Vid en viss våglängd, den isobestiska punkten (ca 800 nm), skär kurvorna för HbO 2 och Hb varandra Figur 1.13 Extinktionsfaktorns variation med våglängden för HbO 2 respektive Hb. För att beräkna andelen oxyhemoglobin och andelen reducerat hemoglobin kan följande ekvationssystem med koncentrationen av reducerat och syresatt hemoglobin som obekanta ställas upp λ1, ut λ1, in DCoxyαλ1, oxy DCredαλ1, red I = I e e (1.12) λ2, ut λ2, in DCoxyαλ 2, oxy DCredαλ 2, red I = I e e (1.13) Ur detta ekvationssystem kan C oxy och C red beräknas. Metoden fungerar bra under förutsättning att det i lösningen bara förekommer de två beskrivna formerna av hemoglobin. Förekommer dessutom andra ämnen eller andra former av hemoglobin, måste flera våglängder adderas för att uppnå korrekta mätresultat. I kliniska sammanhang vill man i många situationer ej ta artärprov för att kunna mäta SaO 2. Anledningen till detta är obehaget för patienten, oförmågan att genom enstaka mätningar kunna följa ett kontinuerligt förlopp samt de kostnader som är förknippade med den ovan beskrivna tekniken. För icke-invasiv och kontinuerlig registrering av arteriell syrgassaturation, har därför pulsoximetrin utvecklats. 9

1.6 Pulsoximetri Icke-invasiv och kontinuerlig registrering av arteriell syremättnadsgrad innebär många problem. Absorptionen varierar normalt med hudpigmenteringen samt ljusspridningen i vävnaden. Det är också svårt att skilja ut den arteriella komponenten från det blandade venösa blodet. Hittills har man också varit hänvisad till transmissionsmätningar (genomlysning), vilket innebär att sensorn måste placeras runt ett finger eller i örsnibben. Trots dessa problem, och trots många potentiella felkällor, har tekniken på grund av sitt enkla handhavande kommit att bli rutinmetod vid mätning av SaO 2 i samband med narkos och intensivvård vid många sjukhus. Principen för icke-invasiv registrering av SaO 2, är också den baserad på absorptionsmätning vid två våglängder. En typisk sensor avsedd för mätning på fingret visas i Figur 1.14. Sensorn består av två lysdioder och en fototransistor som registrerar det transmitterade ljuset. Lysdioder Fototransistor Figur 1.14 Exempel på fingerprob för mätning av arteriell syremättnad. Hittills har man mest utnyttjat de två våglängderna 660 nm (röd) och 940 nm (infraröd). Mätningen går till så att den ena lysdioden först sänder ljus genom vävnaden, vilket registreras av fotodetektorn. I nästa fas sänder den andra dioden ut ljus, vilket även detta registreras av detektorn. För att kompensera för bakgrundsljuset, användes ofta en tredje fas då detektorn mäter den infallande ljusmängden vid släckta dioder. Detta mätförlopp upprepas ett hundratal gånger per sekund (Figur 1.15). Signalamplitud Tid Figur 1.15 Fotodetektorns utsignal under de olika mätfaserna. För att selektivt registrera arteriell syremättnadsgrad, analyseras enbart den pulsatila delen av signalen. Hur absorptionen schematiskt tänkes ske i vävnaden åskådliggörs i Figur 1.16. 10

Varierande absorption i arteriellt blod Absorption i venöst blod Absorption i vävnad Figur 1.16 Absorption av ljus i ett finger. Den pulsatila delen motsvarar AC-komponenten i den registrerade fotoströmmen och räknas fram för respektive våglängd. Denna AC-komponent normeras därefter genom att dividera den med DC-komponenten. Man bildar slutligen kvoten mellan de normerade AC-komponenterna för de två våglängderna vilken empiriskt har funnits vara relaterad till SaO 2 enligt sambandet R SaO 2 = f (1.14) IR R = normerade absorptionen av rött ljus IR = normerade absorptionen av infrarött ljus f betecknar det empiriskt funna sambandet. Om SaO 2 plottas mot kvoten R/ IR, erhålles sambandet i Figur 1.17. Figur 1.17 Det empiriskt funna sambandet mellan SaO 2 och kvoten R/ IR. Detta samband lagras i pulsoximeterns digitala minne. Vid utläsning av det aktuella SaO 2 -värdet, beräknas först kvoten R/ IR, varefter denna kvot användes som adress till minnet för utläsning av SaO 2. Pulsoximetern har genom sitt enkla handhavande snabbt 11

kommit att bli en rutinmetod för kontinuerlig och icke-invasiv registrering av SaO 2, främst vid - Per- och postoperativ övervakning av patientens syresättning - Styrning av syrgasterapi - Tillfällig syrebrist i samband med sömnapneutredningar. Eftersom ett stort antal tillverkare har lanserat pulsoximetrar, och metoden baseras på en empiriskt funnen kalibreringskurva, är det ej förvånande att många instrument visar olika känslighet för SaO 2. Noggrannheten blir ofta dålig vid låga SaO 2 -värden (<85%) och pulsoximetrarna har sitt största värde som trendindikatorer för omedelbar larmgivning om SaO 2 -värdet snabbt sjunker. Eftersom mätprincipen är beroende av att hjärtpulsen kan detekteras är många instrument utrustade för kontinuerlig indikering av denna puls t ex signalens kurvform eller en blinkande stapel. Pulsoximeterns noggrannhet och funktion påverkas eller begränsas av - Närvaro av dyshemoglobiner som COHb och MetHb - Lågt blodflöde, t ex hos nedkyld patient eller patient i chocktillstånd - Låga hematokritvärden vid t ex blödningar - Frånvaro av pulsamplitud - Rörelseartefakter hos patienten - Färgämnen - Omgivande ljus i vissa fall. För att motverka en del av störningarna på signalen medelvärdesbildar vissa instrument SaO 2 -värdet över ett givet antal pulsslag. Ju längre tid som medelvärdesbildningen sker desto bättre kan artefakterna/störningarna undertryckas. Lång medelvärdesbildningstid förlänger emellertid också instrumentets svarstid, vilket försvårar snabb detektering av en reducerad syrgasmättnad. De flesta pulsoximetrar arbetar i transmissionsmod som beskrivits ovan. Numera finns emellertid även reflektionspulsoximetrar tillgängliga på marknaden. De flesta av dessa arbetar enligt samma tekniska princip som transmissionspulsoximetrar, men tack vare att ljuskälla och fotodetektor är placerade bredvid varandra kan dessa probar placeras på ett stort antal ställen på patienten, som t ex underarm, lår, bröst, panna och kind. Reflektionspulsoximetrar har ej ännu testats tillräckligt inom ett brett kliniskt användningsområdet och dess nackdelar är fortfarande otillräcklig noggrannhet eller att de inte fungerar pga frånvaro av tillräcklig pulssignal. 12