Физиологические изменения электропроводности биологических тканей обусловлены, в первую очередь, колебаниями кровенаполнения в процессе дыхания, за счёт насосной функции сердца и при регуляции сосудистого тонуса. Для исследования указанных изменений широко применяют метод импедансной реографии (реоплетизмографии).
Импедансная реография (реоплетизмография) – метод графической регистрации изменения импеданса исследуемого сегмента, органа или ткани при изменении его кровенаполнения, например, под действием пульсового кровенаполнения, на частоте в диапазоне от 50 кГц до 200 кГц силой тока 1-3 мА.
Зондирование биологических тканей высокочастотным переменным током (50 кГц – 1 МГц) практически исключает ёмкостную составляющую импеданса тканей, упрощая оценку физиологических параметров, параметров кровенаполнения, при решении обратных задач. Импеданс контакта «электрод-кожа» падает примерно в 100 раз при увеличении частоты тока от низких значений (десятки Гц) до 100 кГц. Однако, при частотах выше 500 кГц сглаживаются различия в электропроводности крови и окружающих тканей, что снижает информативность метода импедансной реографии («реос», греч. – поток), снижает точность регистрации пульсового кровенаполнения и определения реографических параметров. На низких частотах зондирующего тока усиливаются неприятные ощущения пациента. Минимум порога чувствительности приходится на частоту примерно 30 Гц. С увеличением частоты повышается порог чувствительности. Неприятные ощущения отсутствуют при частотах зондирующего тока выше 20 кГц.
Значение силы тока определяется требуемым значением отношения сигнал/шум и допустимыми плотностями тока, не вызывающими нежелательных эффектов в виде реакции нервных и мышечных волокон и других.
Метод импедансной реографии позволяет дать характеристику артериальному кровенаполнению исследуемого участка тела, состоянию тонуса и эластичности артериальных сосудов, оценить венозный отток, состояние коллатерального кровообращения и микроциркуляции. Билатеральные исследования позволяют установить наличие обструкции кровотока при асимметрии реографических данных.
При анализе реографических сигналов определяют несколько десятков временных, амплитудных параметров, дифференциальных, интегральных параметров и относительных индексов. Для выявления информативности отдельных параметров и их комплексов помимо вероятностно-статистических методов анализа накопленных в процессе реографических исследований клинических данных применяют методы имитационного моделирования кровообращения и механизмов формирования реографических сигналов. Физическое моделирование с помощью гидродинамических стендов существенно более трудоемко и затратно, по сравнению с имитационными математическими моделями. В основе имитационного математического моделирования лежит феноменологическое сходство гемодинамических процессов с процессами протекания электрического тока по форме уравнения, связывающего основные параметры переноса: объёмный кровоток и разность давлений для гемодинамики (закон Пуазейля), ток и напряжение для электрической цепи (закон Ома).
Импедансная реография широко используется для измерения большого числа параметров кровотока, однако при максимальном упрощении рассматриваемого биологического объекта, точность метода низка. Современные исследования в импедансной реографии направлены на повышение точности расчётных параметров кровотока за счёт эмпирических коэффициентов, учитывающих индивидуальные конституциональные особенности испытуемого, за счёт усложнения модели биологического объекта и биофизической модели формирования сигнала реограммы.
Цель работы: освоение имитационного подхода при моделировании механизмов формирования сигналов импедансной реографии на примере реовазографии, освоение методов анализа сигналов для решения обратных задач: оценки информативности реовазографических параметров и расчёта физиологических параметров.
Задачи работы: 1) составить эквивалентную электрическую схему периферического кровообращения конечности, используя теоретическую часть методических указаний к лабораторной работе; 2) промоделировать изменение объёма крови и импеданса конечности при пульсовом кровенаполнении c помощью составленной эквивалентной электрической схемы в среде «Microcap» в соответствии с материалом методических указаний; 3) определить чувствительность параметров моделируемого сигнала импедансной реовазограммы к заданным изменениям параметров эквивалентной электрической схемы, имитирующим соответствующие изменения гемодинамических параметров сосудистого русла и сосудистые заболевания; 4) проанализировать полученные в процессе лабораторной работы результаты и сделать выводы.
Читайте также: Какие выбрать ткани для покрывала
Основы метода импедансной реографии
Упрощённая модель биологического объекта для вывода основного реографического уравнения была предложена Swanson ещё в 1976 году. В основе лежит представление исследуемого участка тела, например, нижней конечности, в виде цилиндра (рис. 1). При этом были приняты следующие допущения: 1) распределение артерий, кровенаполнение, по исследуемому объёму тканей равномерное, что может сильно нарушаться при патологии; 2) удельное сопротивление крови (ρкр) постоянно; в действительности ρкр уменьшается при движении крови по сосудам, зависит от величины гематокрита (объёмного процентного содержания форменных элементов в единице объёма крови) и частоты зондирующего тока; для частоты тока порядка 100 кГц ρкр составляет 1,35-1,5 Ом×м; 3) линии тока параллельны артериям, т.е. оси модельного цилиндра; области суставов, где нарушается третье допущение, при измерениях не затрагиваются.
 |
Рис. 1. Схемы наложения электродов при биполярной (а) и
тетраполярной (б) импедансной реографии
Различают биполярную и тетраполярную импедансную реографию. В биполярной реографии используют два электрода (рис. 1, а) для пропускания переменного тока через участок биологической ткани или органа и для измерения импеданса разности потенциалов исследуемого участка (разности потенциалов). При тетраполярной схеме измерений (рис. 1, б) применяют четыре электрода, два из которых – токовые (зондирующие), два других – измерительные.
Биполярная методика дешевле и проще в реализации и практическом применении, однако, имеет следующие недостатки:
— плотность тока в тканях выше вблизи электродов, чем на удалении, что вызывает вклад импеданса тканей вблизи электродов в общий измеряемый импеданс с бóльшим весом, чем вклад импеданса других, более удалённых тканей и вносит дополнительную погрешность в расчётные параметры;
— пульсации крови в тканях помимо соответствующих изменений импеданса тканей в измерительном объёме вызывают также значительные артефактные изменения импеданса контакта «электрод-кожа»; разделить эти два эффекта в большинстве случаев не представляется возможным.
При тетраполярной методике исследуемый участок органа или ткани находится между измерительными (кольцевыми) электродами, где плотность линий тока равномерна и влияние искажений линий поля вблизи токовых электродов минимально. Влияние пульсаций крови на импеданс контакта «электрод-кожа» в этом случае на порядок меньше, чем при биполярной методике. Для уменьшения двигательных артефактов в сигнале используют неполяризующиеся электроды.
В импедансной реографии для определения параметров кровотока чаще применяют тетраполярную методику регистрации. При этом отношение расстояния (l) между измерительными электродами к расстоянию (L) между токовыми электродами, как правило, не превышает 0,6 (l/L£0,6) для обеспечения необходимой точности измерения параметров кровотока при учёте других источников погрешности.
Основной задачей метода реографии является определение изменения объёма крови в исследуемом участке тела вследствие пульсового кровенаполнения. Зависимость между изменением объема крови в исследуемом участке (dV) и изменением электрического импеданса (dZ) этого участка при зондировании электрическим током допустимых частоты и величины называется основным реографическим уравнением. При выводе данного уравнения делается допущение, что общий импеданс (здесь и в дальнейшем имеется ввиду электрический импеданс) исследуемого участка тела, конечности, может быть представлен в виде параллельного соединения двух составляющих (рис. 2): переменного импеданса (Zкр) и постоянного импеданса (Zтк). Значение Zкр определяется объемом и пассивными электрическими свойствами крови в исследуемом участке. Значение Zтк при фиксированных параметрах зондирующего тока отражает импеданс всех других тканей (жировой, мышечной и др.) без учета их кровенаполнения.
Читайте также: Хвост черта своими руками из ткани
Согласно схеме рис. 2, общий импеданс исследуемого участка, конечности, (Z) определяется как
Продифференцируем выражение (1) по времени. В процессе исследований, в том числе под действием пульсового кровенаполнения, составляющая Zтк не изменяется, то
где Zкр рассчитывается по формуле однородного проводника.
где под l понимают размер зондируемой области, например, определяемый расстоянием между кольцевыми измерительными электродами, наложенными на нижнюю конечность – ногу человека – при тетраполярной импедансной реографии; S – эквивалентная площадь сечения кровеносных сосудов V – объём крови в исследуемой области; ρкр – удельное сопротивление крови человека.
Подставив выражение (3) в выражение (2), получим
Выражение (4) называется основным реографическим уравнением, позволяющим оценивать изменения объёма крови по измеряемым значениям электрического импеданса исследуемого участка тела и изменениям импеданса во времени, например, под действием пульсового кровенаполнения. Уравнение (4) требует введения поправочных коэффициентов в случае невыполнения принятых при выводе допущений, когда форма исследуемого участка далека от цилиндрической, участок не однороден по своим пассивным электрическим свойствам, электроды не являются кольцевыми, схема наложения электродов не соответствует симметричной тетраполярной схеме и т.д.
Выражение (4) может быть использовано при любых частотах воздействующего тока. При частотах зондирующего тока 50 кГц – 200кГц, используемых в импедансной реографии, влияние поляризационных эффектов мало, и биологические ткани можно рассматривать в виде активного сопротивления. В этом случае в выражении (4) вместо импеданса Z используют близкие по величине значения активного сопротивления R и его изменения во времени dR.
Импеданс тканей организма. Дисперсия импеданса. Физические основы реографии
Ткани организма проводят не только постоянный, но и переменный ток. Опыт показывает, что в этом случае сила тока, проходящая через биологическую ткань, опережает по фазе приложенное напряжение. Следовательно, емкостное сопротивление тканей больше индуктивного.
Отсюда следует, что моделировать электрические свойства биологических тканей можно, используя резисторы, которые обладают активным сопротивлением, и конденсаторы — носители емкостного сопротивления. В качестве модели обычно используют эквивалентную электрическую схему тканей организма. Она представляет собой схему, состоящую из резисторов и конденсаторов, частотная зависимость (дисперсия) импеданса которой близка к частотной зависимости импеданса биологической ткани.
На рис. 2.8 представлен график частотной зависимости импеданса мышечной ткани в логарифмических координатах. Из графика видны две особенности этой зависимости: во-первых, плавное уменьшение импеданса с увеличением частоты (общий ход зависимости импеданса от частоты) и, во-вторых, наличие трех областей частот, в которых имеет место отклонение от общего хода зависимости импеданса от частоты: Z мало изменяется. Они были названы, соответственно, областями α-, β— и γ-дисперсии импе данса.
Наиболее удачно экспериментальной зависимости импеданса мышечной ткани от частоты соответствует схема, приведенная на рис. 2.9. Важно отметить, что при этом электроемкость и, следовательно, диэлектрическая проницаемость остаются постоянными.
Поясним причину возникновения областей α-, β— и γ-дисперсии импеданса. Ткань организма является структурой, обладающей свойствами проводника (электролита) и диэлектрика. Поляризация диэлектрика во внешнем электрическом поле происходит не мгновенно, а зависит от времени. Это означает зависимость от времени поляризованности диэлектрика (Ре) при воздействии постоянного электрического поля (Е — напряженность электрического поля):
Читайте также: Обметать ткань это какая
Если электрическое поле изменяется по гармоническому закону, то поляризованность будет также изменяться по гармоническому закону, а амплитуда поляризованности будет зависеть от частоты изменения поля с запаздыванием по фазе:
Выражение для диэлектрической проницаемости имеет вид:
Из (39) следует, что имеет место частотная засимость диэлектрической проницаемости при воздействии переменным (гармоническим) электрическим полем: . Изменение диэлектрической проницаемости с изменением частоты электрического поля означает изменение электроемкости и, как следствие, изменение импеданса.
Запаздывание изменения поляризованности относительно изменения напряженности электрического поля зависит от механизма поляризации вещества. Самый быстрый механизм — электронная поляризация, так как масса электронов достаточно мала. Это соответствует частотам (около 10 15 Гц), которые существенно превышают области α-, β— и γ-дисперсии.
Ориентационная поляризация воды, молекулы которой имеют сравнительно малую массу, соответствует γ-дисперсии (частоты около 20 ГГц).
Крупные полярные органические молекулы, например белки, имеют значительную массу и успевают реагировать на переменное электрическое поле с частотой 1 — 10 МГц. Это соответствует β-дисперсии.
При α-дисперсии происходит поляризация целых клеток в результате диффузии ионов, что занимает относительно большое время, и α-дисперсии соответствует область низких частот (0,1 — 10 кГц). В этой области емкостное сопротивление мембран очень велико, поэтому преобладают токи, огибающие клетки и протекающие через окружающие клетки растворы электролитов.
Итак, области а α-, β- и γ-дисперсии импеданса объясняются тем, что с увеличением частоты переменного электрического поля в явлении поляризации участвуют разные структуры биологических тканей: при низких частотах на изменение поля реагируют все структуры (α-дисперсия), с увеличением частоты реагируют крупные молекулы-диполи органических соединений и молекулы воды ((β-дисперсия), а при самых больших частотах реагируют только молекулы воды (γ-дисперсия). Во всех случаях имеет место электронная поляризация. С увеличением частоты электрического тока (электрического поля) все меньше структур будет реагировать на изменение этого поля и меньше будет значение поляризованности Рem. Отсюда, согласно (39), с увеличением частоты будет уменьшаться диэлектрическая проницаемость ε, а следовательно, и электроемкость С, а это приведет к увеличению емкостного сопротивления ХС и импеданса Z. Следовательно, на фоне общего хода зависимости Z = f(ω) появляются области с меньшим убыванием Z при возрастании частоты (области α-, β- и γ-дисперсии).
Частотная зависимость импеданса позволяет оценить жизнеспособность тканей организма, что важно знать для пересадки (трансплантации) тканей и органов. Различие в частотных зависимостях импеданса получается и в случаях здоровой и больной ткани.
Импеданс тканей и органов зависит также и от их физиологического состояния. Так, при кровенаполнении сосудов импеданс изменяется в зависимости от состояния сердечно-сосудистой деятельности.
Диагностический метод, основанный на регистрации изменения импеданса тканей в процессе сердечной деятельности, называют реографией (импеданс-плетизмография).
С помощью этого метода получают реограммы головного мозга (реоэнцефалограмма), сердца Источник
- Свежие записи
- Балкон в многоквартирном доме: является ли он общедомовым имуществом?
- Штраф за остекление балкона в 2022: что это и как избежать наказания
- Штраф за мусор с балкона: сколько заплатить за выбрасывание окурков
- Оформление балконного окна: выбираем шторы из органзы
- Как выбрать идеальные шторы для маленькой кухни с балконом