Новые направления обследования

Регистрация поздних потенциалов миокарда (ЭКГВР)

 Методика 12 ОП отведений требует уверенного наблюдения сигнала с уровнем 20 мкВ и более. Новые инженерные приемы позволяют наблюдать ЭК сигналы на уровне 0.1 микровольта. Эти технические достижения позволили создать новую медицинскую методику: ЭКГ высокого разрешения (ЭКГВР). Т.к. наблюдению малых амплитудных фрагментов ЭКГ мешает основной ЭКГ сигнал, то его устраняют фильтром высоких частот с f_гр =40Гц. После такой фильтрации остаются только короткие по длительности фрагменты. Методика ЭКГВР известна еще под названием "Регистрация поздних потенциалов желудочков" - ППЖ (автор Симпсон, 1982г).

Обычно используется фильтр ВЧ Баттерворда 5 - 6го порядка. Для сохранения коротких фрагментов полоса частот усилителя сигнала ЭКГ увеличена с 75Гц до 250Гц. (В целом выделяется ЭКГ в полосе частот от 40 до 250Гц). В 80х годах с помощью такой методики на сегменте ST выявили присутствие шумоподобного устойчивого ЭКГ сигнала уровнем от 10 до 40 мкВ. Этот сигнал и получил название поздних потенциалов желудочков - ППЖ. Клинические исследования позволили связать наличие ППЖ с опасными аритмиями и большим риском внезапной смерти. С 1991г регистрация ППЖ стала типовой методикой ЭКГ обследования. Отчетный документ представлен на рис 5.2.24.

Информативными параметрами для ЭКГВР являются:

1) полная длительность фильтрованного комплекса QRST (Total QRSF),

2)Продолжительность низкоамплитудных (менее 40 мкВ) сигналов в конце комплекса QRSF (LAS40),

3) среднеквадратичная амплитуда последних 40 мс в конце QRSF (RMS40).

Критерием присутствия ППЖ является совокупность признаков: tQRS>110 mc, LAS40>30mc, RMS40mc<25 mkB. На рис 5.2.25 а) ППЖ отсутствуют, 5.2.25 б) - присутствуют. (tQRS- длительность комплекса по уровню шумов. LAHFd - Low Ampltude Hige Frequensy duration - длительность высокочастотных низкоамплитудных потенциалов, RMS40mc - Root mean square - среднеквадратичное отклонение последних 40 мс). Можно указать некоторые особенности, позволяющие приблизиться к пониманию физиологии возникновения ППЖ. На рис 5.2.26 представлено строение миофибрил миокарда и изображение миокарда, пораженного ишемической болезнью и мелкоочаговым инфарктом. Видны нарушения структуры миофибрилл, в этих нарушениях возникают застойные явления. При механической систоле плазма может выдавливаться из этих зон, создавая всплески неравновесной концентрации ионов, потенциалы которых могут регистрироваться. У здорового сердца зона ST-T свободна от шумовых всплесков.

2. Возможность измерения координат локальных областей нарушений деполяризации миокарда

Ряд заболеваний сердца связан с общим состоянием миокарда, однако многие заболевания поражают локаль­­­ные его зоны. Эти зоны необходимо обнаруживать, визуализировать, определять их координаты. Для измерения координат положения электрического диполя в миокарде разработан метод, основанный на совмещении реально измеренных потенциалов на электродах и сравнении их с расчетными потенциалами модели вектора сердца. Моделируемый диполь перемещается внутри зоны миокарда до тех пор, пока его расчетные потенциалы на всех электродах не совпадут с измеренными. В этот момент координаты реального и моделируемого источника считаются одинаковыми, они выводятся как результат измерения. Естественно, что измеренные точки координат изменяются во времени, вырисовывают треки движения, как показано на рис 5.2. 27 Интересно выделять и измерять координаты малых неоднородностей, регистрируемых методом ЭКГВР.

Учет неизотропности тканей тела. Электрическая проводимость тканей тела различна, ее типовое значение для разных органов представлено в таблице 1. Различие проводимости искажает распределение поля, полученное на изотропной модели тела. Максимальной проводимостью обладает кровь: кровеносные сосуды являются естественными путями прохождения токов и замыкания линий поля. Влияние неизотропности прежде всего сказывается на правильности определения координат векторной интерпретации источников биопотенциалов. Поэтому одной из перспективных задач является создание программ расчета прохождения биопотенциалов от внутренних органов на поверхность тела с учетом неизотропности тела. Примером такого программного пакета является программа Консул.

 

 

Таблица 1 Значения проводимости разных частей тела..

Орган	Проводимость см/метр	Относительная диэлектрическая проницаемость на частотах 10   100  1000  10 000 Гц
кровь	0.62
миокард : вдоль волокон, поперек	0.4 0.18	10^6 0.8*10^6 0.3*10^6   10^5
Скелетные мышцы: Вдоль волокон- поперек	0.67 0.04	0.5*10^5 10^6 0.8*10^6  0.13*10^6
Мозг: Серое вещество, белое. череп Скальп	0.4 0.15 0.005 0.3	10^6 0.45*10^6 9*10^4 3*10^4
Легкие	0.05
Печень	0.14
Жировые ткани	0.04	10^6 0.15*10^6 5*10^4 2*10^4
Туловище	0.22

Заключение

Последние десятилетия вооружили людей беспредельной возможностью ЭВМ запоминать, моделировать, анализировать биосигналы. Поэтому следует ожидать новых успехов в разработке медицинских приборов, точнее программ анализа и обработки. В приведенном выше кратком обзоре методик медицинского обследования сердца нормы устанавливаются обще как усредненные по стране в целом с учетом только возраста, пола и веса пациента. Память ЭВМ позволяет сделать новый шаг к раннему обнаружению заболеваний с использованием индивидуальных значений параметров, регистрируемых для каждого пациента в течение всей его жизни.

     Контрольные вопросы к разделу 2

1. Как выглядит отчетный кадр ЭКГ по методике ЭКГ покоя 12ОП отведений и то же по Франку?

2. Какие информативные параметры содержит кадр ЭКГ покоя?

3. Преимущества методики суточного мониторирования и основные параметры суточной записи?

4. Методики обследования ритма. Какие основные формы отчетных документов и каковы информативные параметры по каждому виду отчетного документа?

5. Нагрузочные пробы: физическая, лекарственная, ортостатическая, эмоциональная. Каковы отчетные документы и информативные зоны отчетов?

6. Методика ВКГ. Преимущества по сравнению со стандартной методикой ОП отведений и недостатки.

7. Использование методики ВКГ для визуализации зон возбуждения миокарда. Метод Декарто.

8. Методы картирования ЭКГ с использованием много электродных поясов. Преимущества и недостатки.

9. Методика ЭКГВР. Особенности метода, вид отчетных документов, информативные зоны.

10. Возможности выделения малых нарушений миокарда. Методы выделения зон нарушений.

                           

5.3. Электрокардиограф-прибор (ЭК)

ЭК записывает на бумагу графики электрических сигналов сердца. История электрокардиографии началась с изобретения французским физиком Г. Липманом капиллярного электрометра. В 1887 г. А. Уоллер с помощью этого прибора открыл и наблюдал электро сигналы сердца. Он описал их зависимость от точки подключения электрода. В 1900г. голландский физиолог Виллем Эйтховен усовершенствовал метод, применив струнный гальванометр и фоторегистрацию. Была получена первая электрокардиограмма (ЭКГ). Эйтховен добился ЭКГ высокого качества, выделил импульсы P, QRS, T и первый дал медицинскую методику оценки заболеваний сердца по ЭКГ (1903г). С этого началась история электрокардиографа (ЭК). В 1924г В. Эйтховен получил Нобелевскую премию.

Прежде всего отметим, чем любой электрокардиограф отличается от простого усилителя биосигналов (УБС). Электрокардиограф (ЭК) - это многоканальный УБС, имеющий встроенную матрицу межканального весового суммирования для формирования ЭКГ отведений. В остальном прибор достаточно прост. В первых реализациях он состоял из электродов - ванночек с раствором соли для рук и ног пациента (это конечностные электроды: Рука-L, рука-R, нога-F). Сигналы с электродов непосредственно регистрировались зеркальным гальванометром c записью на фотобумагу.

Отмеченная простота пропала в связи с массовым распространением осветительной сети переменного тока 50Гц. Частота 50Гц попадает в полосу полезных частот ЭКГ сигнала и создает помеху - наводку. Помеха в тысячи раз превышает полезный сигнал и качественная регистрация ЭКГ стала сложной инженерной задачей. Пришлось выполнять строгие требования электробезопасности. Совершенствовались методики ЭКГ обследования, число электродов увеличилось с 3х до 10, затем 16, 24х, 36 и более. Возникли требования обеспечения работы при движении человека, при воздействии специализированных помех от других приборов, например дефибрилятора, хирургического ВЧ ножа и др. Настала эра автоматизированного анализа ЭКГ. Прибор стал сложным и дорогим.

 

    5.3. 1. Классификация типов ЭК

Еще в прошлом веке для ЭК были приняты краткие обозначения: первые буквы обозначают электрокардиограф (ЭК). Далее цифры обозначают число одновременно снимаемых с пациента ЭКГ отведений, через косую палочку - число одновременно регистрируемых отведений и далее буквами указывается тип регистратора (термо - Т, чернило - Ч, копирка - К, лазер - Л, фото - Ф). Например ЭК12/6Т обозначает: электрокардиограф, снимает одновременно 12 ОП отведений и имеет шестиканальный терморегистратор.

В нашем веке обозначение расширено: необходимо указывать отсутствие/наличие измерительной и диагностической программ. Новая запись имеет вид: ЭК12/6ТИ. (Последняя добавленная буква И (М) - измерительный, Д (С) - диагностический, Р(R) - чисто регистрирующий. В скобках буквы английского алфавита).

                       Модификации ЭК:

1) Портативные ЭК - сегодня это ЭК12/3ТД -трех канальные приборы с универсальным питанием от сети и аккумулятора. Обеспечивают типовые методики 12 ОП отведений и измерение частоты пульса.

2) ЭК поликлиник (для кабинетов функциональной диагностики). Это основной тип ЭК: ЭК12/6ТИ, ЭК12/12ТД. Методика 12 ОП отведений и ортогональные отведения Франка.

3) Клинические ЭК, кабинетные стресс системы, ЭК снятия нагрузочных проб (включая общее обследование) укомплектованы беговыми дорожками, велоэргометрами, измерителями артериального давления, дефибриляторами. Клинические приборы содержат каналы фонокардиографии, РЕО обследования и др.

4) ЭК для операционных. Эти приборы должны удовлетворять особым требованиям стерилизации и электробезопасности (по кассу CF, на открытом сердце), обычно включают в себя дополнительные каналы регистрации для подключения датчиков инвазивного давления и других. В настоящее время вытеснены классом мониторов с экраном для операционных.

5) Носимые ЭК суточного мониторирования (Холтер системы)- 3х канальные ЭК с суточной записью на магнитную ленту или в память. Быстрая расшифровка записи производится на ЭВМ.

6) ЭК встраиваемые в различные комплексные медицинские приборы как каналы для обьединенного контроля деятельности сердца и для синхронизации с деятельностью сердца. (например, в УЗ приборах, томографах и др).

7) Домашние ЭК приборы индивидуального контроля деятельности сердца. Этот тип еще не получил четкого очертания, но востребован потребителем. Есть много попыток обьединять такие приборы с телефоном и с Интернетом.

 

5.3. 2. Типовая структура электрокардиографа

Современный электрокардиограф должен отвечать следующим основным требованиям:

1) Без искажений и помех четко регистрировать снимаемую электрокардиограмму.

2) Обеспечивать выбор представительного цикла ЭКГ, проводить автоматически контурный анализ этого цикла и измерение информативных параметров.

3) Содержать базу данных пациента с хранением результатов обследований.

4) Обеспечивать ввод ЭКГ в ЭВМ.

Т.к. основная особенность ЭК - наличие матрицы формирования отведений, то его построение однозначно связано с принятой системой отведений и методикой обследования. Для методики 12 общепринятых отведений ЭК должен иметь десяти электродный кабель пациента (9 сигнальных и один нейтральный N). Типовым стало использование общего АЦП с последовательной коммутацией каналов. Поэтому введено требование: несинхронность сьема АЦП электродных сигналов по каналам (формирующих векторные параметры) не должна превышать 100 мкс.

Входная часть прибора начинается с    электродов и электрод­ного кабеля. На рис 5.3.1 приведена функциональная схема 3х канального ЭК3Т конца прошлого века. Принцип построения не изменился и сегодня, хотя в современных ЭК большинство функций выполняет процессор.

Электродный кабель подводит сигналы к входным усилителям. Кабели тщательно экранированы от сетевых помех. Перед входными усилителями располагается узел защиты от импульсов дефибрилятора (обычно разрядник, он снижает амплитуду импульсов от 5 кВ до 100-150 В, далее резисторно диодный ограничитель, обеспечивающий дальнейшее уменьшение импульса до безопасного для микросхем уровня в 1 В. Число каналов усилителя на единицу меньше числа электродов: один электрод индиферентный (N). Входные усилители участвуют в ответственной операции вычитания сетевой помехи. Для успешного выполнения этой функции разброс коэффициентов усиления каналов не должен превышать значения 10^-5, ибо вычитанием надо подавить помеху от 1-2х Вольт до значения 1-2х мкВ.

За первым каскадом усилителей располагается резистивная матрица весового формирования отведений. Для ОП отведений матрица наглядно рисуется в виде "треугольника отведений". Все резисторы треугольника одинаковы. С его помощью подготавливаются операции I = L - R, aVr = R - (F+L)/2, U_i = C_i - (R+L+F)/3 и т.д.

 Т.к. при формировании отведений требуется вычитание, то оно выполняется в последующем вычитающем каскаде.

(Для ортогональных отведений Франка X, Y, Z используются другие схемы. Матрица отведений по Франку представлена на рис 5.3.2).

На границе переключателя входная структура усилителей, зависящая от числа электродов, переходит в структуру, определяемую числом каналов регистрации. Все каналы регистрации идентичны. В представленном варианте ЭК3Т регистрация ведется тройками отведений последовательно во времени и мы имеем 3х канальный ЭК.

Стоящий за каскадом вычитания СR фильтр отсекает электродные потенциалы. Его постоянная времени 3.2с (граничная частота 0.05Гц). Этот фильтр после перегрузок восстанавливается очень долго, десятки секунд. Поэтому встраивается устройство быстрого успокоения - кнопка "успокоение" закорачивает R фильтра и емкость быстро разряжается. Далее каналы содержат узел оптоэлектронной (или трансформаторной) развязки. Это необходимо для увеличения электробезопасности пациента (вводится "рабочая часть" - все цепи, электрически соединяемые с пациентом. Она отделяется дополнительной изоляцией, выдерживающей напряжение 2.5 кВ эфф. от основного прибора. Эту изоляцию называют "развязкой"). Далее сигналы поступают на регистратор, в нашем случае 3х канальный.

Прибор содержит панель управления и индикации состояния, блок питания и сумку - укладку принадлежностей. Весь прибор в комплекте 50 лет назад весил 7-9кГ (современный его аналог 2-4 кГ). Технические характеристики представлены ниже в таблице 3:

   Таблица 3 Сравнительные параметры ЭК.

Параметр	Единицы	1985г	2003г
Число электродов	Штук	10	10
Уровень входных шумов	мкВ,пик	20	6
Входное сопротивление	мОм	5	50
Подавление сетевой помехи	дБ	90	120
Наличие антитремерного фильтра 35Гц		да	да
Верхняя граница частот регистрации	Гц	70	100 /250
Постоянная времени СR фильтра	секунды	3.2	3.2
Наличие антидрейфового фильтра 0.5Гц		да	да
Точность измерения амплитуды	%	15	7
Динамический диапазон	мВ	0.03/8	0.03 /10
Ширина поля регистрации	мм	40	40
Масштаб скорости бумаги	мм/с	5/25/50	5/25/50
Число каналов регистрации		1-3-6-12	3-6-12
Плотность печати	точек/мм	6-8	8-12
Устойчивость к электродному потенциалу	В	+/-0.3	+/-0,3
Масса прибора с аккумулятором	кГ	7/17	1/2

 

Можно отметить стабильность основных параметров за последние 30 лет развития (поднялась только точность измерения амплитуд, качество подавления сетевой помехи, уменьшены шумы). Существенно уменьшился вес прибора. С 1985 года почти все ЭК единодушно сменили пишущие гальванометры на термопечатающие головки, что привело к повышению точности передачи амплитуды в десять раз, а полоса регистрируемых частот сигнала выросла до 100 Гц.

 

    5.3. 3.  Современное построение ЭК

Широкое внедрение цифровых вычислителей существенно изменило построение ЭК. Большинство операций переложено на цифровую технику. Неизменными остались только входные цепи с защитой от дефибри­ллятора и входные усилители с низким уровнем шумов (и высоким входным сопротивлением). Далее в разных вариантах включается АЦП (преобра­зователь амплитуды в цифровой код) и вычислитель. Мы рассмотрим два варианта построения входной части:

1) с использованием 12 разрядного АЦП и

2) с использованием 18 разрядного АЦП (рис 5.3.3).

Почему 12 разрядного? Количество разрядов определено динамическим диапазоном входных сигналов (от 5 мкВ до 10 мВ). Т.к. младший дискрет должен быть на уровне шумов, т.е. иметь значение: от 0.5 до 5 мкВ, то число двоичных разрядов должно быть 11 - 14. Обычно выбирается 12 разрядов. Временной период квантования АЦП выбирается 2мс и менее (частота квантования 0.5-2кГц). При F квантования 0.5 кГц необходимо встраивать каскад выборки/хранения для обеспечения одновременности съема сигнала по каналам, ибо допускается расхождение моментов взятия выборок между каналами не более 100 мкс.

Обычно сигнал от электрода F вычитается из сигналов остальных электродов, в результате чего подавляется синфазная составляющая сетевой помехи, а информация преобразуется от девяти к восьми канальной форме. После вычитания имеем: R-F= 1, L-F= 2, Ci-F= I, где 1,2, i - номера 8 каналов. Отведения процессор будет вычислять по формулам: I =(L-F)-(R-F)=L-R, все формулы пересчета приведены ниже:

I=2-1	aVR=(2х1-2)/2	Ui = i-(1+2)/3 i =3…8.
II =-1	aVL=(2х2-1)/2
III =-2	aVF=-(2+1)/2

Програмно обеспечивается изменение усиления, подбираются частотные характеристики. Однако контрольный сигнал 1 мВ должен подключаться до входа АЦП для обеспечения контроля усилителей.

В конце 80х годов появились АЦП сигма/дельта преобразования. Число разрядов такого АЦП достигает значения 24 и не связано с ювелирными точностями резистивных матриц АЦП. На базе сигма/дельта АЦП возник второй вариант входной части ЭК. Структура представлена на рис 3.3.

При числе разрядов 18 функции подавления СФП и устранения электродного потенциала +/-0.3В можно возложить на цифровые программы. Схема упрощается в части аналоговых усилителей, но усложняется в области ввода кодов АЦП в процессор: вместо 2х байт надо вводить 3 байта. Возможно, что обе схемы долго еще будут конкуренты.

      ЭК для новых методик обследования. К новым методикам можно отнести регистрацию поздних потенциалов миокарда и картирование.

Регистрация поздних потенциалов. Структурная схема ЭК регистрации поздних потенциалов показана на рис 5.3.4. Используются отведения Франка. Для методики ЭКГВР ЭКС дополнительно фильтруется с подавлением нижних частот, (ФВЧ выделяет область спектра от 40Гц до 250Гц. После фильтрации обеспечивается накопление N=300-500 кардио циклов. При этом шумы уменьшаются в корень квадратный из N раз. В результате достигается уверенная регистрация сигналов на уровне единиц мкв. Для синхронизации организуется дополнительный канал, который формирует тригерный импульс процесса синхронизации накопления.

      ЭК картирования по поверхности тела. Для картирования используется от 24 до 200 электродов сьема ЭКС. Достаточно сложной является сама конструкция электродного пояса: большое число электродов и разнообразие конституции тела пациента ставят сложные проблемы. ЭКС каналов вводится в АЦП и далее в ЭВМ, где обычно используются программы пакета Мат Лаб. (функция griddata и графический пакет)

 

   

Контрольные вопросы к разделу 3

1. Опишите отличия ЭК от простого усилителя биопотенциалов.

2. Вспомните классификацию ЭК и особенности каждого типа. О чем говорят буквы ЭК12/3ТИ?

3. Перечислите основные узлы типовой структуры ЭК и перечислите основные параметры ЭК.

4. Какие изменения претерпел ЭК при внедрении ЭВМ?

5. Опишите особеннности структуры ЭК для методик ЭКГВР и картирования.

    5.4. Фонокардиографы (ФКГ, рис 5.4.1)

Основные понятия. Шумы сердца вызываются движением клапанов, мышечными шумами, турбулентным протоком крови и ее прорывами при патологиях. Синхронизация графиков шумов сердца с ЭКГ и использование частотных фильтров облегчает расшифровку источника шумов.

Из многочисленных заболеваний сердца важную часть составляют структурно- механические пороки миокарда и клапанной системы. Они выявляются в основном в первые 20 лет становления организма и в последние года старости, когда сосуды и клапаны начинают деформироваться артериосклерозом и солевыми отложениями. В диагностике этих заболеваний исторически ведущую роль имело прослушивание шумов сердца. Традиционно использовался стетоскоп, а с пятидесятых годов прошлого столетия возник прибор - фонокардиограф (ФКГ).

ФКГ эффективнее прослушивания стетоскопом, т.к. дает четкое различение разных источников шума. Синхронная регистрация шумов с записью ЭКГ обеспечивает простое выделение источников шумов (см рис 5.4.1).

Источником шумов служат удары / колебания створок клапанов в начале механической систолы (I тон - закрываются митральные клапаны между предсердием и желудочками), и, в конце механической систолы, II тон (закрываются аортальные клапаны между желудочками и аортой). Кроме того движение крови в камерах сердца создает шум, (шумы расслабления, диастолы желудочков - III тон, систола предсердий и заполнение желудочков - IY тон). Кроме ударных шумов прослушиваются шумы прорыва крови через клапаны, а так же шумы протока крови через отверстия между желудочками при наличии порока межжелудочковой перегородки. Дополнительно фонокардиография позволяет регистрировать длительность механической систолы (как временное расстояние между импульсом Q ЭКГ и вторым тоном ФКГ или расстояние между первым и вторым тоном на выходе ВЧ фильтра). Эта длительность достаточно информативна при наблюдении процесса выздоровления пациента.

Кардиошумы снимаются микрофоном в полосе частот 25Гц-1кГц. Фильтрами шумы разделяются по частотным каналам. На бумаге график регистрируются на скорости 50 мм/с. Точки наложения микрофона показаны на рис 5.4.1. Информативным являются расположение, амплитуда и форма огибающей шумов. Выбирается тот фильтр, который четче выделяет структуру шумов, характерных для анализируемых заболеваний. Одновременно регистрируемый график ЭКГ обеспечивает легкую расшифровку фаз возникновения тонов сердца. Некоторые формы ФКГ в соотношении с ЭКГ и значениями давления крови в желудочках показаны на рис 5.4.2.

 

        

Основной трудностью в инженерном построении ФКГ является обеспечение метрологической проверки величины чувствительности микрофона на разных частотах. Используются два типа микрофонов: с воздушной проводимостью и контактные. Первые легко калибруются стандартными методами, но очень чувствительны к окружающим шумам. Вторые предпочтительнее в медицинской практике, но трудно калибруются на разных частотах, т.к. работают в контакте с грудиной тела и частотные характеристики должны учитывать взаимное влияние тканей и микрофона. Поэтому при заводской проверке и контроле характеристик используется эквивалент грудины.

Характеристики полосовых фильтров и методика обследования предложена Маас Вебером в 1952г. Граничные полосы фильтров по Маас Веберу представлены в таблице 1. Частотные характеристики на рис 5.4.3. На практике часто используют сокращенный набор фильтров, например: 1) Низкочастотный Н и 2) Среднечастотный С₂,

Наименование канала	Средняя частота	Полоса частот
Аускультативный А (mg)	140	100-400
Низкочастотный Н (t)	35	25-70
Среднечастотный С1(m1)	70	40-180
Среднечастотный С2(m2)	250	140-400
Высокочастотный В1(h1	400	250-650
Высокочастотный В2(h2)	650	400-1000

Обычно канал ФКГ встраивается в кардиограф. Все ЭК ведущих фирм имеют в составе прибора канал ФКГ.

Таблица 1 Частоты фильтров по МаасВеберу.

5.5. Реографы (рис 5.5.1). Реоплетизмография

Понятия: Реовазография (vasis - сосуд), Реоплетизмография (plethymo -наполняю) - графическое изображение пульсирующего наполнения сосудов. Допустимые измерительные токи. Базовое сопротивление, пульсирующее сопротивление. Биполярная и тетраполярная РЕО, Дифференцированная РЕО.

    1. Методики использования реографа

 Для кардиолога важнейшее значение имеет измерение ударного выброса крови сердцем. Одним из методов его нахождения является реоплетизмография - графическая регистрация пульсового наполнения. Первые предложения использовать для этой цели пульсирующее сопротивление тела относится к 1907г (1907г - Кремер, 1937г - Манн, с 1941-48гг - Кедров). С 1950г реоплетизмограф стал называться реографом. Структура прибора и типовая форма записи графика РЕО показана на рис 5.5.1.

Структура прибора проста. Через тело пациента пропускается измерительный (зондирующий) ток. Проводимость крови в 2 – 4 раза выше проводимости тканей и изменение кровенаполнения вызывает пульсацию сопротивления. Использование в качестве зондирующего постоянного тока нежелательно из-за имеющих место физиологических противопоказаний и сложной помеховой обстановки. Поэтому используют зондирующий переменный ток. Частота генератора тока вы­­бирается от 40 до 200 кГц. Наложенными электро­да­ми измеряется падение напряжения от зондирующего тока на выбранном участке тела. Рассчитывают полное (базовое) сопро­тивление между электродами и выделяют пульсовую волну. Эта волна идет в такт с работой сердца.

Базовое сопротивление определяется по закону Ома:

                R = ρ L/S, где:

ρ -удельное сопротивление Ом*см (примерно 350 Ом*см, оно изменяется в зависимости от выбранной частоты измерительного тока), S - площадь токопроводящей зоны ткани (обычно 50 см²), L - расстояние между электродами. Для L=20см, S= 50см², ρ =350 ом*смполучим r=500 Ом. (Для более точного расчета значения R необходимо учитывать форму поля под электродами.

С целью получения значения пульсирующего обьема в формуле R умножим числитель и знаменатель на L. Тогда:

    R = ρL²/ V, где V - находящийся между электродами обьем тела. Нас интересует пульсирующий обьем Δ V (при этом сопротивление R изменяется от R до R + Δ, где Δ - малое приращение), поэтому проведем не сложные преобразования:

                Δ V = ρL²Δ/ R ² ( или Δ V = Δ S ² /ρ).

     L,Δ, R непосредственно измеряется, ρ принимается типовым (ρ может быть так же определено измерением, если провести одновременно два замера R для разных L. Δ V можно отождествлять со сжатием желудочков сердца и ударным выбросом крови.

Существует две методики наложения электродов при обследовании: биполярная и тетраполярная. В первом случае токовые и потенциальные (измерительные) электроды обьединены. Во втором случае токовые и измерительные электроды разделены. Этим исключается влияние сопротивления электрод - кожа и обеспечивается меньший дрейф сигнала. Варианты наложения электродов представлены на рис 5.5.2.

Электроды выполня­ются в виде двух парных металлических лент (одна для токового электрода, другая для потенциального). При тетраполярной реографии электроды накладываются: один парный на шею, другой парный на бедра. По биполярной методике (Тищенко 1973г) используется наложение электродов правая рука - правая нога.

Реограмма очень нестабильна, каждое движение тела или мускулатуры искажает график. Поэтому используют дифференцированную реограмму. Она более стабильна. Каждый прибор - реограф имеет каналы полной и дифференцированной реограммы.

Кроме определения параметров центральной гемодинамики (измерение ударного выброса, минутного обьема, общего перифирического сопротивления), реография успешно применяется для оценки мозгового кровообращения (реоэнцефалография), определения тока крови в конечностях (реовазография) и печени (реогепатография). Наиболее точна, информативна реография в сравнительных вариантах: регистрируется одновременно реограмы правой и левой области, правой и левой конечности.

Одноканальная реография не обладает селективностью по выделению области пульсирующего обьема. При сложных случаях заболеваний типа "легочное сердце" и "пульсирующая аорта" дополнительно пульсирующие обьемы нарушают достоверность измерения гемодинамики. Делаются попытки использования одновременно многих электродов и каналов, что потенциально дает возможность точнее локализовать обследуемые обьемы. Для выделения сигналов каждого канала используют частотное или временное разделение.

 

    2. Типовые характеристики реографа

Минимальное число РЕО каналов в приборе два (с развязкой между каналами). Дополнительно должен быть один канал ЭКГ. Частота зондирующего тока от 40 до 200 кГц, величина 0.2- 0.5 мА. Диапазон измерения базового сопротивления от 2 до 600 Ом, пульсирующего сопротивления от 0.002 до 1 Ома. Калибровочный сигнал обычно 0.1 Ома. Приведенный уровень шума не более 0.002 Ома. Полоса пропускания 0.05- 30 Гц. Развязка между каналами 40 дБ, не менее.

В настоящее время реография сердца оттеснена ультразвуковым обследованием с прямым измерением сократительной способности миокарда. Однако при обследовании кровотока конечностей, печени, почек, головного мозга реография продолжает оставаться важным методом. Не смотря на сильную конкуренцию УЗИ, реография, при удачном инженерно конструкторском решении, может быть перспективна, если достигается упрощение работы мед персонала в процессе обследования: например, при обследовании используются совмещенные с ЭКГ электроды.

5.6. Пульсоксиметрия, фотоплетизмография

Основные понятия: SAT -сатурация (насыщение). S_pP О₂- насыщение, измеренное методом пульсоксиметрии. Артериальная гипоксемия- нарушение способности насыщать кровь кислородом.

Измерение насыщенности кислородом гемоглобина крови является важной процедурой при анестезии и при реанимационных мероприятиях. Изменение насыщенности (сатурации) гемоглобина кислородом приводит к изменению цвета эритроцитов. На этом основан принцип измерения. Собственно информативность цвета S_pO₂ при просвечивании или при отражении невелика из за присутствия венозной крови и цветовых характеристик кожи. Однако артериальная кровь отмечена четким признаком: она пульсирует в такт с работой сердца. В этом случае интенсивность красного цвета на пульсирующем сигнале говорит именно о насыщении кислородом артериальной крови.

Для измерения цветовой насыщенности используются два источника света (светодиода) в разных диапазонах частот. Один (красный) в диапазоне 0.66мк и второй (опорный) в ИК диапазоне. После прохождения сквозь ткани (через палец, мочку уха или с использованием отражения) сигналы воспринимаются общим фотодиодом. Сигнал "красного " канала изменяется при изменении цвета гемоглобина, ИК -не изменяется. Отношение сигналов позволяет достаточно точно измерять величину насыщенности гемоглобина кислородом в артериальной крови.

Выходная информация представляется: 1) S_pO₂ в процентах, 2) дополнительно выводится график пульсации: "фотоплетизмограмма" и значение ЧСС.   Спектральные характеристики поглощения света гемоглобином имеют четкий максимум на длине волны 660 нанометров (см рис 5. 6.1). Поэтому один светодиод должен иметь длину волны излучения 660 нанометров, второй - 940 нанометров или более. Сигналы принимаются общим фотодиодом, но используется временное разделение: каждый светодиод работает импульсно. К точности выдерживания длинны волны красного светодиода предьявляются жесткие требования: отклонение на каждые 3 нанометра приводит к ошибке 0.5% (обычное значение разброса моды частоты излучения у диодов составляет +/- 15нм). Поэтому диоды при­ходится или калибровать индивидуально, или отбирать. Для повышения точности расчеты сатурации усредняются за 5-10 периодов пульса. График фотоплетизмограммы выводится на экран (см рис 5.6.2).

   Пульсовая фотоплетизмограма имеет свое диагностическое значение: изменение формы и амплитуды дает врачу информацию об ударном выбросе крови, тонусе и эластичности сосудов. Однако эта информация неоднозначна, т.к. амплитуда размаха фотоплетизмо­грамы зависит как от значения ударного выброса, так и от эластичности артерий и спазмы (просвета) мелких артерий - артериол. Нормальная величина SpO2 находится в диапазоне 94-98%. У молодых 96-100%, у старых 94-96%. Снижение до 90-92% расценивается как умеренная артериальная гипоксемия. (85-90% -выраженная артериальная гипоксемия, <85% - глубокая гипоксемия.)

Основной трудностью построения пульсоксиметра являетс большая вариабельность амплитуды полезного сигнала как от пациента к пациенту, так и у одного пациента при изменении тонуса сосудов. Так же проблемным вопросом является обеспечение калибровки - контроля точности каждого прибора в отдельности.

5.7. Измерители артериального давления.

    Основные понятия: Ударный выброс (УВ), минутный обьем (МО), Давление систолическое, диастолическое, среднее, пульсовое, растяжимость артериального бассейна, резистивность перифирических сосудов, сосудистый тонус. Венозный возврат, центральное венозное давление, мышечный насос, дыхательный насос. Закон Франка Старлинга. Барорецепторы.

1. Физиология регуляции артериального давления