Электронные устройства и приборы для измерения физиологических показателей работы сердца.

 

Приборы и устройства, предназначены для измерения следующих параметров работы сердца и сердечно-сосудистой системы:

1. давление крови (систолическое и диастолическое);

2. частота сердечных сокращений (пульса);

3. параметры кровообращения в сердечно-сосудистой системе (ССС):

а)объем циркулирующей крови (ОЦК);

б)ударный и минутный выбросы крови;

в)скорость кровотока (распространения пульсовой волны).

Эти приборы реализуются с помощью различных физических методов медико-биологических исследований. Кроме измерения биопотенциалов, сопровождающих работу сердечно-сосудистой системы используются следующие методы М5И:

1. Импеданская плетизмография – измерение полного сопротивления (импульса) (плетизмо – увеличение, наполнение) сосудов, изменяющих свое сопротивления на ~ токе, при наполнении кровью при работе сердца. При это регистрируется реоплетизмограмма, путем ее обработки можно округлить некоторые параметры, в частности частоту пульса, скорость кровотока, среднее давление крови и др.

2. Фонокардиография – метод исследования работы сердца по издаваемым сердцем звукам (тонам) в момент сокращения – расслабления.

3. Сфигмография – метод графической регистрации и обработки сигналов пульсовой волны. Регистрируются 2-3 пульсовых кривых, например от сонной и лучевой артерии (на руке) с помощью, например пьезоэлектрических датчиков, воспринимающих механическое перемещение (вибрацию)сосудов.

4. Реография – метод исследования общего и органного кровообращения, основанный на регистрации изменений сопротивления тканей организма ~ току.

Реограммы отдельных органов.

1) Реоэнцефалография(РЭГ)– метод исследования мозгового кровообращения путем измерения полного сопротивления участка сосудов мозга.

2) Реопульмонография (РПГ) – метод исследования легочного кровообращения.

3) Реогепатография (РГГ) – метод исследования печеночного кровообращения.

4) Капилляроскопия и капиллярография – метод исследования микро циркуляции кровообращения в мелких сосудах (менее 250 мкм в ф-мя), например, глаза.

Рассмотрим кратко принцип построения электронных приборов для измерения некоторых параметров ССС.

Основные физиологические показатели сердечно-сосудистой системы.

 

Измерение кровяного давления в полости сердца и сосудистой системе позволяет врачу оценить состояние ССС больного в целом.

Системе кровообращения. Она состоит из 2-х параллельных систем. Правая половина сердца представляет собой насос, который падает кровь в легкие, где она насыщается кислородом. Левая половина подает кровь в остальные части системы.

 

Путь через легкие называется легочным (малым) кругом кровообращения, путь от сердца (ЛЖ) через все остальные органы – большим (системным) кругом кровообращения. Кроме того, существует специальная ветвь большого круга – коронарная артериальная система.

Методы измерения артериального давления.

Методы измерения давления крови разделяют на прямые и косвенные.

Прямой метод основан на введении (путем вторжения) в кровеносный сосуд катетера или измерительного преобразователя.

Катетер представляет собой тонкую гибкую трубку, предназначенную для введения в поток крови. Вначале в сосуд вводится игла, а затем через нее трубка проталкивается в место измерения, например на вход предсердия. Таким же образом был введен в сосуд и преобразователь. Но обычно он размещается вне тела (экстракорполярно). В качестве преобразователей используются тензометрические, емкостные или индуктивные датчики. Датчик включается по мостовой схеме измерения.

Недостаток прямого метода – его травматичность. Поэтому он используется в случае операции, когда вены или артерии доступны для гарантированного введения катетера.

Косвенный метод, в отличии прямого, осуществляет не непосредственное, а периодическое измерение давления.

Наиболее широко известным из косвенных методов измерения АД является метод аускультации (прослушивание) сфигманометрии путем прослушивания токов Короткова Н.С.

Распространяющаяся по аорте и артериям волну повышенного давления, вызванную выбросом крови из левого желудочка в период систолы, называют пульсовой волной (ПВ). Она распространяется со скоростью 5¸10 м/с. следовательно за время систолы (~0,3 с) она должна распространиться на расстоянии 1,5 ¸3 м, что больше расстояния от сердца до конечностей. Пульсовой волне соответствует пульсирование скорости кровотока в крупных сосудах. Однако скорость кровотока существенно меньше скорости распространения пульсовой волны (U_крови=0,3¸0,5 м/с).

 

 

 

 

Рис.

 

 

Рис. 19 Зависимость изменения давления крови от времени

 

Сфигмо – пульс.

Систолическое давление – 120 мм рт. ст.»16 кПа

Диастолическое давление – 80 мм рт. ст.» 11 кПа

1мм рт. ст.»133,3 Па»1,36*10^-3 кг/см²

 

Метод основан на определении моментов появления и исчезновения звуковых шумов (тонов) Короткова Н.С. Они возникают в сосудах в результате резкого увеличения кинетической энергии пульсации крови, проходящей через пережимаемый внешним давлением от специальной манжеты сосуд.

Структурная схема (типичная) ИАД приведена на рис.20.

 

Рис.20 Структурная схема ИАД.

 

При неавтоматизированном способе ИАД работает следующим образом.

Компрессионная манжета (в виде резиновой повязки) накладывается на конечности, чаще всего плечевую артерию руки. В манжету накачивается с помощью резиновой «груши» воздух до давления, 180¸250 мм рт. ст., которое превышает систалическое давление. В результате артерия пережимается и пульсации в артерии исчезают. Наличие или отсутствие пульсации в артерии определяется фонендоскопом (вручную) или специальным датчиком осцилляций (пульсацией).

Артериальные шумы (тоны Короткова) воспринимаются в первом случае также микрофоном и после усиления служат сигналом для отсчета давления по датчику.

Тоны отсутствуют когда P>P_сист. В момент P=P_сист появляются тоны Короткова (глухие удары пульса). В момент P=P_диаст тоны снова исчезают.

Полуавтоматические ИАД используют акустические преобразователи (звука) – микрофоны с усилением их сигналов до необходимого уровня.

Обычно в качестве усилителя при регистрации тонов Короткова используются избирательные или резонансные усилители.

Полоса частот ±10 Гц при резонансной частоте 80 Гц.

По некоторым данным полоса частот выбирается от 32 до 40 Гц, а по другим 110¸130 Гц.

При построении автоматических ИАД получили осцилляторные методы измерения АД. Они основаны на наблюдении и регистрации колебаний давления в компрессионной манжете вследствие прерывистости движения крови по артерии: в момент систолы просвет артерии открывается и давление в манжете возрастает, в момент диастолы – наоборот просвет закрывается и давление в манжете падает (рис 21)

В качестве известных элементов для регистрации пульсовых осцилляций применяются пьезоэлементы, индуктивные, емкостные, термометры, а также мехопатронные, фотоэлектрические и другие типы датчиков.

Полоса частот усиливаемых сигналов в этом случае при осцилляторном методе составляет 0,5¸30 Гц.

Промышленностью выпускаются: ручные измерители, мембранные (типа ИАД-ОП-02, ИАДМ-ОП-03) и другие модификации по методу прослушивания тонов Короткова.

Зарубежными фирмами выпускаются портативные автоматические цифровые измерители давления и частоты пульса.

Приборы реализованы по структурной схеме, приведенной на рис 21, с непринципиальными изменениями.

 

Рис. 21 Структурная схема приборов.

Измеритель частоты сердечных сокращений (пульса)

(кардиотахометры).

Измерение частоты может быть осуществлено с помощью различных принципов, положенных в основу восприятия частоты:

1) импульсов комплекса QRS электрокордиосигнала от датчика ЭКГ;

2) импульсов осцилляций давления в декомпресионный манжет (при изменении давления);

3) получаемых от различных датчиков;

4) импульсов, регистрируемых с помощью фотоэлектрических датчиков (фотоплетизмографов).

 

Рис. 22 Схема усредняющего кардиотахометра.

 

 

R Основана на формировании из импульсов осцилляций пульса или QRS

Вход С – импульсов кардиограммы стандартных сигналов постоянной длительности, которые затем усредняются с помощью низкочастотного фильтра. Постоянная времени фильтра должна быть равна ~ 5¸15 с, что соответствует нескольким ударам сердца.

Кардиоинтервалометр.

 

Принцип построения этого прибора построен на измерении времени между двумя последовательными сокращениями.

 

f_c

 

T_x

f_x

 

 

Возможны различные варианты выполнения.

 

 

Временной промежуток формируется с помощью триггера, управляемого от формирователя. Триггер на время пропускает через ключ число импульсов генератора на счетчик, преобразуя время в код. При необходимости аналогового выхода счетчик через регистр подключается к УАПу.

Быстродействие кардиоинтервалометра – 1¸2 периода сокращения сердца, т.е.1¸ч2 сек..

Ультразвуковые измерители скорости потока крови.

 

Принцип действия этих приборов основан на эффекте Допплера. Сущность этого эффекта заключается в том,что при зондировании движущегося объекта отраженный от него сигнал имеет частоту колебаний, отличающуюся от частоты первоначального сигнала на величину, пропорциональную скорость движения зондируемого объекта, в нашем случае крови в кровеносном сосуде. Если регистрировать теперь разность частот задающего (зондирующего) и отраженного сигналов, то девиация, т.е. разность частоты определяется выражением

, скорость крови равна максимум 0,3¸0,5м/с.

 

где – скорость потока крови, – зада- ющая частота передатчика, – скорость расп- ространения ультразву- ка в исследуемой среде, – длина волны задающего генератора.

Скорость распределения ультразвуковой волны м/сек:

 

 

- воздух 331 м/с

- вода 1496 м/с

- мышцы 1568 м/с

- кость 3360 м/с

 

 

част. детект.

усил. НЧ

Генер-р

Скорость движения

крови U=0,3¸0,5 м/с

f=2¸5 мГц

регистр. частоты

фильтр НЧ

усил. ВЧ

пусть f=1мГц

l= с/f₀= c*T

l=1496 м/с*

Датчик f_g=(2*0,5)/1,5*10^-3)=660Гц 10^{- 6} с=-1,5*10^-3 м

 

Рис. 23 Структурная схеме измерителя скорости кровотока.

 

Допплеровское смещение частоты зависит от зондируемого участка организма.

При зондировании например сердца, допплеровское смещение частоты от движения:

- сердечных каналов составляет 500¸1000 Гц;

- мышц сердца – около 100¸200 Гц

- артерий – 100¸1200, но преимущественно 800 Гц

- сонная артерия – до 3 кГц

- вен внутренних – 200¸300 Гц

- вен конечностей – 125¸800 Гц

В артериях частота в диастолическом периоде ниже, чем частота в систолическом периоде.

Промышленностью (завод ЭМА) выпускаются серийные допплеровские измерители скорости кровотока типа «ДИСК».

 

 

 

 

Фонокардиографы.

 

Фонокардиографы предназначены для диагностики заболевания сердца путем регистрации акустических (звуковых) колебаний (тонов, шумов), сопровождающих работу сердца (сокращение, открытие – закрытие сердечных каналов, расслабление желудочков, механическое движение крови в крупных сосудах).

Спектр частот тонов, появляющихся при этом, составляет 10¸ 800 Гц.

Обычно тоны сердца определяются путем аускультации (прослушивания) через стенки грудной клетки, которые, будучи низкочастотными, искажают частотный спектр.

Тоны здорового сердца

человека содержат меньше высокочастотных гармо- ник и ближе к музыкаль- ным (однотонным) звукам.

Тоны больного сердца

из-за большого содержа- ния высоких гармоник скорее напоминают «шумы» (в бытовом смысле). Поэтому иногда при прослушивании фонендоскопом врач говорит о «шумах» в сердце.

Основными узлами фонокардиографов являются микрофонный датчик, усилитель, блок полосовых фильтров, регистратор.

Фонокардиографы выполняются редко в виде отдельного прибора. Обычно он выполняется в сочетании с другими датчиками, например ЭКГ, в виде блока или приставок к электрокардиографам и полиграфам.

Метод фонокардиографии позволяет регистрировать ФКГ-01 фильтры.

Промышленностью выпускается фонокардиограф типа ФКГ-1Ф-3

1) полосы частот 11¸25 Гц 114¸ч180 Гц

26¸70 Гц 181¸500 Гц

71¸113 Гц 501¸1000 Гц

2) чувствительность микрофона – не менее 200 В/мм/с

Для контроля прибора в нем имеются калибровочный генератор на 5 фиксированных частот.

 

прослушивание

 

усилитель

На реги-

fC1=70 Гц

У2

стратор

 

 

усилитель

fB1=250 Гц

У4

микрофона

 

Разделит. усилители

 

Рис. 24 Структурная схема фонокардиографа ФКГ-01.

 

Электроплетизмографы.

Общие принципы реографической диагностики.

 

Импеданская плетизмография (электроплетизмография, реогравия) позволяет изучать колебания интенсивности кровотока в органе или в кровеносном сосуде. Анализ регистрируемых с помощью электроплетизмографа реоплетизмограмм (реограмм) позволяет оценить значения ударного объема сердца, сосудистого тонуса, объема и скорости распространения пульсовой волны в конечностях и другие параметры. Эти данные облегчают распознавание нарушений центрального и периферического кровообращения.

Метод импеданской плетизмографии основан на измерении полного сопротивления тканей и органов на ~ токе.

Принципы построения реографов.

 

Измерение импеданса и его составляющих (R,X_c) производится с помощью мостовых измерительных схем ~тока.

Условия равновесия моста на ~ токе, как известно, определяется в виде

 

Измерение импеданса тканей может производиться амплитудным и фазовым методом.

При амплитудном методе используется неуравновешенный режим мостовой схемы: регистрируется амплитуда сигнала разболанса моста на выходах «а – б».

При фазовом методе измеряется сдвиг фаз между ~ напряжением – опорным (питание моста) и выходным измерительным .

Фазовый метод обладает большей помехоустойчивостью и высокой чувствительностью. Но его трудно сделать многоканальным. Поэтому чаще всего применяется амплитудный метод.

 

Промышленность выпускает 2 типа приборов:

1) рэоплетизмограф типа РПГ2-02;

2) реограф типа РГ4-01.

Оба прибора являются приставками к многоканальным электрокардиографам.

Структурная схема РПГ – прибора включает в своем составе следующие блоки (рис.):

1) электроды для подключения к пациенту;

2) коммутатор электродов.

Принципы построения реографической аппаратуры.

 

Термин «реография» в настоящее время применяется в очень широком плане для обозначения всех методов, основанных на регистрации изменения сопротивления живых тканей, органов или участков тела человека (или животных) при пропускании через них эл. тока.

Жидкие среды организма (кровь тканевая жидкость и др.) очень хорошо проводят электричество. Плотные клеточные ткани (мышечная, легочная и др.) – в5¸10 раз меньше. Воздушная среда (например, воздух в легочных альвеолах) вообще не проводит его. Поэтому любое изменение в каком-либо участке тела и органа количества жидкости (крови) или воздуха (в легких) сопровождается изменением электрических параметров, которые можно регистрировать графически с помощью реографа.

Применительно к легким реографический метод дает возможность регистрировать суммарное действие 2-х основных и тесно связанных функций этого органа – легочного кровообращения и вентиляции. Изучение легких осуществляется в рамках единой методики, так как на реограмму действует одновременно изменение их воздухонаполнения во время акта дыхания и изменения электропроводности легких вследствие пульсовых колебаний кровенаполнения их.

Эл. сопротивление живой ткани находиться в сложной зависимости от подводимого к ткани тока и особенностей тканевой структуры. При этом ведущее значение имеет частота тока. При низких частотах (~1000 Гц) примененный эл. ток распространяется по жидким средам организма, минуя клетки. В этих условиях живую ткань можно рассматривать как ионный проводник. Его импеданс определяется практически чисто активным сопротивлением. С увеличением частоты до нескольких десятков кГц возрастает реактивная составляющая импеданса.

Отношение реактивной к активной составляющей импеданса увеличивается с ростом частоты для тканей с большим содержанием воды – с 0,02 при f =10 кГц до 0,4 при 1 мГц.

Соотношение проводимостей жидких и плотных тканей организма также зависит от частоты. Путем подбора оптимальных частот (~ около1 кГц) его можно довести до 10. Однако частоты ниже 10 кГц вызывают неприятные ощущения у обследуемых. При частоте f >200¸250 кГц исчезает разница между импедансными свойствами крови и окружающими тканями.

Таким образом, выбор частоты тока имеет решающее значение для решения конкретной задачи и цели исследования.

Если ставиться задача регистрации колебаний объемов электролитов (крови, лимфы и др.) в отдельных органах оптимальны низкие частоты (1¸10 кГц).

Если ставится задача измерения колебания объема органа в целом (например, измерение изменений его размеров), то предпочтительней токи высокой частоты до 200 кГц.

Диапазон измеряемых сопротивлений составляет 10¸2000 Ом. При этом измененная переменная составляющая, несущая в себе информацию, составляет порядка 0,05¸1 Ом.

Для токов частоты f = 30¸80 кГц, обычно применяемых при реографических исследованиях в первом приближении справедлив закон Ома

или ,

– удельное сопротивление в Ом*см; – длина и сечение проводника; – объем проводника.

Измерение электрического сопротивления исследуемого органа можно трактовать как подключение, пораллельного сопротивления к исходному (статическому) сопротивлению .

Получаемое общее сопротивление при этом равно , которое и измеряется реографом. Согласно закону Кирхгофа

.

Если мало отличается от (на доли процента), то

, где .

Если иметь ввиду выражение , то получим , т.е. относительное изменение сопротивления органа прямо пропорционально относительному изменению его объема .