Методы, основанные на измерении электропроводности тканей

В основе импедонсометрического определения кровотока лежит различие в электропровод­ности: у плотных тканей этот показатель в 5-10 раз ниже, чему биологических жидкостей [127, 168]. Следовательно, изменения сопротивления тканей, обусловленные пульсирующим кровотоком, могут быть зарегистрированы и использованы для расчета его объема. Первые попытки применения электрических измерений для изучения функций кровообращения были предприняты Н. Cremer (1907), D. Rapaport и D. Ray (1927), E. Atzler и G. Lehmann (19321 и Н. Mann (1 937) (цит. по [122, 127, 150]). Однако классическими, основополагающими ста­ли работы А.А. Кедрова (1941, 1948, 1949 и др.) [96, 97], W. Holtzer, К. Polzer и A. Mario (1946 [764]: этим авторам принадлежит термин "реография"), J. Nyboer (1959, 1960, 1962, 1970 и др.) [1127]

Полное электрическое сопротивление ткани (импеданс) состоит из двух компонентов. Первый из них — так называемое омическое или активное сопротивление, обусловленное наличием заряженных молекул и количественно характеризующееся величиной электропроводности. Вто­рой компонент импеданса называется емкостным (реактивным, поляризационным) сопротив­лением и возникает из-за явлений поляризации на границах различных тканевых структур, являю­щихся диэлектриками [1127]. Элементами емкостного сопротивления становятся, в частности клеточные мембраны и граница электрод-кожа. В 1941 г. Алексей Алексеевич Кедров (род.1906 г.) — впоследствии заведующий кафедрой госпитальной терапии Ленинградского педиат­рического медицинского института (1970-1982 гг.) — впервые показал, что колебания кровенаполнения тканей приводят к изменениям преимущественно активного сопротивления, а не емкости тканей [96]. Величина импеданса выражается следующей формулой [150]:

(4)

 

В этой формуле Z — импеданс, R — омическое сопротивление, Хc. — емкостное сопротивление В свою очередь, емкостное сопротивление зависит от частоты пропускаемого через ткань тока:

(5)

Здесь f — частота тока, Гц, С — величина емкости, Ф. Подставив выражение (5) в исходную формулу (4), получим:

(6)

Таким образом, соотношение между омическим и емкостным компонентами зависит от часто­ты тока: чем она выше, тем меньше емкостной компонент. При достаточно высокой частоте (более 1 кГц — Н.Р. Schwan,1955 — цит. по [122]) его величиной можно пренебречь без ущер­ба для точности измерения омической составляющей импеданса. Кроме того, повышение час­тоты тока, как и снижение его силы, диктуются опасностью специфического действия на возбу­димые ткани [96, 122].

Омическое сопротивление тканей, в свою очередь, состоит из двух составляющих. Первая. постоянная, определяется фоновым кровенаполнением ткани, тогда как вторая, переменная, отражает его колебания во время сердечного цикла: приток крови снижает сопротивление. отток его увеличивает. Переменная составляющая сравнительно невелика — по данным разных авторов, от 0,05 до1% общего импеданса ткани (F. Jenker, 1959; К. Polzer и F. Schuhfried, 1962 — цит по [150]). Выделение, усиление, регистрация и анализ переменной компоненты электри­ческого импеданса тканей и составляют сущность метода реографии. При этом все известные формулы расчета построены на предположении о том, что в течение систолы сконцентриро­ванный в одной точке ударный объем крови равномерно заполняет участок тела между элект­родами, форма которого приближенно описывается той или иной стереометрической фигурой [1127]. Отсюда вытекают два главных источника методических ошибок реографии: неравномерная в реальных условиях динамика кровенаполнения тканей и отличие истинной формы тела от расчетного приближения [174].

Основная методическая проблема реографии с точки зрения биофизики состоит в высокой степени неопределенности реальных путей прохождения тока через тело человека, независи­мо от "правильности" своей формы состоящее из элементов с самыми разными электрически­ми и геометрическими характеристиками [135, 150, 174]. Поскольку источником пульсирующего потока является сердце, для измерения МОК логично регистрировать реограмму грудной клетки. Удобство этой ток называемой торакальной рео­графии [56, 161, 895 и др.] еще и в том, что форма грудной клетки наиболее близка к цилинд­рической, а такое приближение значительно облегчает расчеты. За рубежом до настоящего времени основная доля импедансометрических измерений выполняется по торакальной мето­дике [291, 309, 505, 750, 791, 1099, 1419,1430, 1610 и мн. др.]. Однако дыхание — циклические изменения внутригрудных объемов электрического изолятора [воздуха) — вызывает существенно большие колебания импеданса, чем работа сердца. Грубые колебания изоэлектрической линии резко затрудняют анализ кривой [174]. Кроме того, рас­положенные на шее и на уровне мечевидного отростка кольцевые электроды оказываются в проекции операционного поля при самом широком спектре хирургических вмешательств — от операций на щитовидной железе до работы в верхнем этаже брюшной полости. Все это делает торакальную реографию не слишком удобной для интраоперационного мониторинга. Одна из наиболее удачных попыток решения этих проблем была предпринята в Ленинграде в начале 70-х годов сотрудником Военно-медицинской академии Михаилом Ивановичем Тищенко (1929-1984). Отличительными особенностями его метода, названного в оригинале тетраполярной интегральной реографией тела человека (ИР ГТ, 1973 [179,180]), являются:

1) Тетраполярная регистрация сигнала с использованием четырех токовых и четырех потенциальных электродов, размещенных попарно на руках и ногах;

2) Расчетная процедура, корректирующая отличие формы проводника — участка тела между элект­родами — от цилиндрической;

3) Превращение дыхательных колебаний изолинии, сильно сглаженных отдаленным расположением электродов, из шума в подвергаемый анализу полезный сигнал;

4) Предположение о том, что кровь притекает в течение систолы с постоянной скоростью, а веноз­ный отток равномерен на протяжении всего кардиоцикла.

На кривой ИРГТ (рис. 4), как и на сфигмограмме, выделяют: главную волну (анакроту), отражаю­щую систолу ЛЖ (1), инцизуру (2) идикротический подъем (3), связанные с отраженной волной от закрывшихся клапанов аорты и катакроту (4), соответствующую диастоле. Кроме того, выде­ляются обусловленные дыханием колебания изолинии, частота которых в 4-5 роз ниже ЧСС. Анализ кривой требует, во-первых, распознавания отдельных кардиоциклов с определением их границ и, во-вторых, разметки каждого цикла для измерения его характеристик. После разметки кривой оказывается возможным измерить три параметра кардиоцикла, необ­ходимых для расчета величины ударного объема крови по формуле М.И. Тищенко. Это ампли­туда кардиоцикла (Y) — разность ординат точек начала и конца систолы, длительность кардио­цикла (С) — разность абсцисс точек начала последовательных систол и длительность катакроты |D) — разность абсцисс точек начала следующей и конца предыдущей систолы. Расчет величины УОК выполняется по следующей формуле:

где Y — амплитуда калибровочного сигнала реографа; L — рост исследуемого, см: R — базисное сопротивление между электродами (постоянная составляющая омического сопротивления), Ом. К — корректирующий коэффициент, учитывающий отличие формы токопроводящей среды от цилиндричес­кой, зависимость между ростом и межэлектродным расстоянием и электропроводность крови (в сред­нем, r= 150 О/м•см: в случае, если гематокрит значимо отличается от нормы, необходимо вводить поправку!). Величина К для женщин составляет 0,246, для мужчин — 0,275 [180]. Расчетная формула М.И. Тищенко (7) носит, таким образом, эмпирический характер, причем источником ошибок являются отличия пропорций тела и электропроводности крови от предполагаемых авторов величин. Однако, несмотря на выдвинутые теоретические возражения [207 и др.], ИРГТ по М.И. Тищенко продемонстрировала хорошее совпадение результатов с рефе­рентными методами [4, 21, 46, 80, 884].

Именно данная методика легла в основу отечественного варианта реомониторинга — компью­терного анализа реосигнала в реальном времени, позволяющего оценивать динамику режима кровообращения.

Дальнейшее развитие импедансометрии идет в направлениях совершенствования расчетных формул [308, 470, 1128, 1429], создания "усредняющих" алгоритмов обработки кривой, снижающих влияние артефактов [487, 551], внедрения импедансного мониторинга ОПСС [1474], оптимизации формы электродов [668] и способов их размещения (например, в пищеводе [262]), выработки критериев нормы, в частности в педиатрии [791, 1044] и неонатологии [1359], вы­явления реографических симптомов отдельных состояний и заболеваний [1556]. Сегодня импедансометрическое измерение МОК наиболее широко используется в операци­онной в тех случаях, когда термодилюционный метод неуместен с точки зрения объема операции [758, 839, 926, 1028, 1318, 1347, 1357, 1474]. Именно те нередкие ситуации, когда риск катетеризации ЛА может превысить риск малоинвазивного вмешательства, со всей оче­видностью оправдывают призывы к рутинному использованию импедансометрического мони­торинга МОК во время анестезии [1028, 1191].