Попечителев Е.П. Кореневский Н.А. Электрофизиологическая и фотометрическая медицинская техника: Теория и проектирование

Подождите немного. Документ загружается.

Выход

лизуются потенциометрические

или мостовые схемы измерений

(рис. 2.7).

Потенциометрические ИПЭП

фактически представляют собой

преобразователь типа «сопротивле-

ние— напряжение». В одном из ва-

риантов ИПЭП используется источ-

ник эталонного то^са 1

, который

пропускается через исследуемый

участок биоткани Z

(рис. 2.7, а).

Напряжение с Z

через усилитель

напряжения У поступает на устрой-

ство первичной обработки (УПО) и

далее в соответствии со структур-

ной схемой технического средства,

в состав которого включен ИПЭП.

В другом варианте (рис. 2.7, б) из-

мерительный ток 1

, пропорциона-

льный импедансу Z

, протекает че-

рез

эталонное сопротивление R

, на-

пряжение с которого через усилитель поступает на УПО.

Выбор величины и частоты рабочего тока обусловливается несколь-

кими факторами. Величина тока должна выбираться так, чтобы в процес-

се измерений

не

оказывать заметного влияния на функционирование био-

объекта и не вызывать тепловых или болевых ощущений. Должна быть

исключена возможность возникновения реакции на электрическое раз-

дражение по типу кожно-гальванического рефлекса. При расчетах вели-

чины тока исходят из допустимого значения плотности тока

Выход

Рис. 2.7. Потенциометрическая (а, б)

и мостовая (в) схемы включения

участков биоткани

J =

эф

jflon - Ю мкА/см ,

(2.4)

где

— эффективная площадь электрода. При этом под эффективной

площадью электрода понимается площадь участка

ткани,

в контакте с ко-

торым находится электрод площадью

, с

учетом растекания контактной

жидкости по ткани.

Однако в ряде методик величину тока оговаривают специально [9,12,

15]. Так, например, при измерении параметров сопротивлений БАТ (био-

логически активные точки) рекомендуется работать с измерительным то-

ком 1—5 мкА; в методике Реодораку этот ток берут равным 200 мкА, а в

некоторых методиках рекомендуется ограничивать измерительный ток

десятком наноампер. При этом диапазон измеряемых сопротивлений ле-

жиг в пределах 0 -МО

Ом. Для измерительного тока синусоидальной

фирмы раздражающее действие тока уменьшается пропорционально час-

uvre, поэтому рекомендуется определять пороговое значение тока i„ по

следующему соотношению:

i„

= Wf,

де

i„

—

ток,

мА; f— частота, кГц; к — коэффициент пропорционально-

сти, к =

0,1

4-0,12.

Исходя из этих требований рассчитывается величина напряжения на

ныходе генератора, используемого

качестве источника питания ИПЭП.

Потенциометрические ИПЭП надежны и просты в изготовлении, но

оГ)ладают рядом недостатков, таких, как невысокая помехоустойчивость

случайным флуктуациям импедансов в измерительной цепи, необходи-

мость обеспечения высокой стабильности рабочего тока, исключения

нлияния усилителя на величину тока, и др. Мостовые ИПЭП более поме-

хоустойчивы к паразитным модуляциям электрического сопротивления

ириэлектродной зоны. Они основаны на использовании уравновешенно-

го моста

(УМ) (рис.

2.7, в), в одно из плеч которого включается импеданс

. Для лучшей балансировки в постоянные плечи моста включаются пе-

ременные конденсаторы. На одну диагональ моста подается напряжение

11| с генератора Г, а с другой снимается выходной сигнал рассогласова-

ния AUp, пропорциональный измеряемому импедансу (сопротивлению).

")тот сигнал через усилитель поступает на УПО. Возможны другие вари-

анты мостовых схем (см., например, [16]).

Преобразователи этого типа позволяют регистрировать изменения

сопротивления до величин 0,05—0,1 Ом при частотном спектре реограм-

мы в пределах 0,3—30 Гц, а реоплетизмограммы — в диапазоне 0—5 Гц.

Обычно рабочее напряжение устанавливается в диапазоне

0,1

1,0 В, но

иногда

его

увеличивают. Например, в реографах

фирм Schnfrieol,

Calielo,

Alvar напряжение питания измерительных схем находится в пределах

6—8 В, что обусловливает ток в измерительной цепи 5—10 мА.

Исходным пунктом количественного анализа записей изменений им-

педанса биотканей является соотношение, устанавливающее связь вели-

чины электрического сопротивления тела R с его геометрическими пара-

метрами—длиной

и площадью поперечного сечения S: R=

pl/S,

где р—

удельное сопротивление вещества, образующего проводник; при этом

имеется в виду тело, сечение которого не изменяется вдоль его длины

(цилиндр) [2, 12].

Умножая числитель и знаменатель на

получим простое соотноше-

ние между объемом V и сопротивлением R проводника:

R = pi

/ V.

Таким образом, если объем изменяется периодически,

то

точно так же

будут изменяться во времени и электрическое сопротивление участка,

причем в противофазе по отношению к изменениям объема. Циклические

процессы в организме, связанные с деятельностью сердца, органов дыха-

ния

и т.

д., с большой наглядностью демонстрируются на синхронных за-

писях кривых изменения объема и сопротивления.

Следует иметь в виду, что R не является аддитивной величиной, так

как тело заданного объема может иметь различные значения электриче-

ского сопротивления в зависимости от порядка, по которому оно образо-

вано из отдельных своих частей. Кроме того, может изменяться величина

р за счет изменения электрических свойств самого вещества

объекта.

Это

особенно важно помнить при вычислении объема по измеренному сопро-

тивлению. Обычно же реальные объекты исследования представляют со-

бой сложные структуры тканей

которых измеряются изменения объема

исследуемых участков. Дифференцируя выражение R =

f(V)

и переходя к

конечным приращениям, получаем

АV ,

причем длина участка и удельное сопротивление вещества предполага-

ются постоянными во времени.

Если предположить, что изменение объема обусловлено только при-

током крови, то, измеряя промежуток времени ДТ, в течение которого

происходит изменение объема AV и сопротивления AR, можно получить

соотношение для вычисления объемной скорости кровотока Q

0 = ДУ/

-pl

AR/

/ДТ /К At

Строго говоря, это соотношение неточно. Изменение объема участка

происходит

не

только за счет притока

крови,

но одновременно

за счет ее

оттока (венозное кровообращение). Поэтому им можно пользоваться для

таких участков сосудов и моментов времени, где инерционность дисталь-

ного столба крови относительно велика и оттоком крови можно прене-

бречь. Если учесть, что р также может зависеть от скорости движения

крови, то последнее выражение примет вид

Из этого выражения ясно, что для выполнения измерений скорости

кровотока необходимо знать не столько абсолютные изменения величи-

нм сопротивления (или удельного сопротивления), сколько их относи-

1с;и>ные значения.

В проблему исследования пульсирующего тока крови в артериях вхо-

дит вопрос об эластических свойствах стенки сосуда. Известно соотно-

шение для пульсирующего движения крови в артериях

Дг/ -

cp/

Ао /с'

•

I де

Дг — радиальное расширение артерии; v

— средняя линейная ско-

рость кровотока; г

—радиус сосуда

в конце диастолы;

С—скорость рас-

пространения пульсовой волны.

Несложные преобразования выражения для Q [2] позволяют полу-

чить соотношение для оценки скорости распространения пульсовой вол-

ны

а через нее—модуля упругости Юнга для материала стенки сосудов.

Учитывая, что биологическая ткань характеризуется импедансом и

модуль импеданса равен

; R

Pj£; Х=^

; C=

/ ,

где X — мнимая составляющая импеданса; С — емкость вещества;

—

диэлектрическая постоянная вещества;

Ео

— диэлектрическая постоян-

ная вакуума; со — круговая частота, получаем

Поэтому основная формула для расчетов приобретает вид

ДУ = -pl

AZ / Z

, (2.5)

где отрицательный знак в правой части уравнения показывает, что увели-

чение объема приводит к уменьшению полного электрического сопро-

тивления.

Отметим наиболее существенные недостатки количественного ана-

лиза по данным измерения импеданса.

Невозможна точная количественная оценка параметров кровообра-

щения, в частности величины кровенаполнения, в определенных участ-

ках сосудистого русла. Прежде всего это связано с необходимостью од-

новременной балансировки моста по разным шкалам настройки для R и

С. Кроме того, оценка величины пульсового кровенаполнения в сосуди-

стой зоне по амплитуде реографического сигнала не дает точных резуль-

татов, так как не наблюдается линейной зависимости между величиной

кровенаполнения

амплитудой как при фоновых записях, так и при дина-

мическом изменении кровенаполнения. То же самое можно сказать о

взаимоотношении между параметрами формы реографического сигнала

и характеристиками состояния сосудистой стенки, ее растяжимостью и

эластичностью, упруговязкими свойствами и способностью к сопротив-

лению току крови. Параметры формы в своей совокупности дают доста-

точно надежное представление

состоянии сосудистой стенки, но не по-

зволяют количественно выразить эти свойства или установить линейно

выраженные истинные закономерности их динамических измерений.

2. На форму выходного сигнала влияет не только артериальное, но и

венозное кровообращение. В обычных физиологических условиях опре-

деляющим в формировании сигнала является состояние артериального

кровотока, так как артериальная кровь обладает наибольшей проводимо-

стью из всех сред организма (за исключением ликвора). В патологиче-

ских же условиях нарушаются обычные взаимоотношения между артери-

альным и венозным кровотоком и ' в той или иной степени возрастает

роль каждого из них в общих гемодинамических сдвигах. Однако раз

дельная регистрация артериального и венозного кровотока в общем сл\

чае невозможна.

3. При использовании импедансометрических методов значительны

трудности возникают при оценке состояния гемодинамики для неболь

ших участков сосудистой системы. Здесь возникают проблемы выбор

размера электродов, расстояния между ними, контроля пути прохожде-

ния тока в биотканях.

Отмеченные недостатки ограничивают применение рассмотренной

группы методов для количественных измерений. В то же время следуе

иметь в виду их широкие диагностические возможности

для

качественно

го анализа процессов кровообращения.

2.4. ЭЛЕКТРОЕМКОСТНЫЕ МЕТОДЫ

ФИЗИОЛОГИЧЕСКИХ ИССЛЕДОВАНИЙ

, Электроемкостные методы регистрации физиологических функций

основаны на регистрации некоторого характерного электрического пара-

метра системы, образованной исследуемым объектом и воспринимаю-

щим органом первичного измерительного преобразователя прибора.

Этот параметр изменяется вследствие изменения того или иного физио-

логического фактора; регистрация параметра позволяет получить данные

об исследуемом процессе.

Известно два варианта выполнения исследований [2]:

— диэлектрография, при которой объект исследования располагает-

ся между двумя пластинами конденсатора, служащего воспринимающим

органом прибора;

— конденсаторная плетизмография, при реализации которой объект

сим является одной их пластин конденсатора, при этом регистрируется

изменение положения поверхности объекта (органа

или

организма) отно-

сительно неподвижного электрода.

Первый вариант позволяет регистрировать внутренние физиологиче-

ские процессы, связанные с изменением электрических параметров био-

ткани (в частности, изменением диэлектрической постоянной ткани, на-

пример за счет изменений кровотока). Второй вариант очень удобен для

регистрации пульсовых колебаний, объемных изменений органов, двига-

тельных актов

других процессов (особенно

тех случаях, когда контакт

иоспринимающего элемента с объектом нежелателен или недопустим,

кик, например, при записи венного пульса, движений и пульсаций глаза,

перемещений внутренних органов и др.).

Для реализации первого варианта известно несколько схем связи объ-

екта исследования

воспринимающего органа

(рис.

2.8). Общим принци-

пом построения этих схем является непрерывная регистрация изменений

электрической емкости системы «исследуемый объект — воспринимаю-

щий орган». Эта емкость определена как «функциональная емкость»

Сф

= EoEcpS/l,

где

— площадь электродов;

— расстояние между ними; е

ср

— средняя

диэлектрическая постоянная промежутка между электродами.

В соответствии с основной схемой диэлектрографии (рис. 2.8, а) ис-

следуемый объект помещается в пространство между двумя неподвиж-

ными воспринимающими электродами ВЭ| и ВЭг. Остальные схемы

представляют собой модификации основной; в них объект располагается

на контактном неподвижном электроде. Этот электрод может быть либо

соединен с прибором (рис. 2.8, б), либо заземляется (рис. 2.8, в). Послед-

ние

две схемы нельзя рассматривать как истинно бесконтактные, особен-

но если объектом исследования являются находящиеся в постоянном

движении животные. В этих случаях возможности электроемкостной ре-

гистрации ограничиваются размерами контактного электрода и длиной

провода, соединяющего контактный электрод с прибором. Если учесть,

что объект исследования всегда имеет «паразитную» емкость относите-

льно заземления, то можно исключить провод контактного электрода и

получить одноэлектродную схему с изолированным прибором

(рис.

2.9, а).

Учитывая, что паразитные емкости прибора

и объекта

об

(рис. 2.9, б)

значительно больше

Сф (С„

Соб

— десятки пикофарад, а

Сф

— доли пи-

а)

ВЭ1

Рис. 2.8. Схемы диэлеюрографии:

основная (а) н возможные варианты

(б н в)

/7777 /77/7

Рис. 2.9. Одноэлектродная схема

диэлектрографин (а) и ее эквивалентная

схема (б)

кофарад), то регистрируемое значение емкости всей системы будет опре-

деляться величиной Сф.

Во втором варианте электроемкостной регистрации физиологических

процессов —электроемкостной плетизмографии — контактный элект-

род

устанавливается сверху на исследуемый объект

(рис.

2.10). Объект не

попадает в пространство между электродами, а регистрация его переме-

щений (например, за счет пульсовых колебаний) осуществляется за счет

изменения расстояния между электродами X или изменения площади их

перекрытия S. Изменения величины С трансформируются в изменение

частоты высокочастотного генератора

или

в изменение величины регист-

рируемого электрического напряжения:

Ди = К„-^ДХ:

КС,

дх

ф-

Из полученного выражения следует, что чувствительность метода

уменьшается с увеличением расстояния между электродами, а стремле-

ние обеспечить постоянную чувствительность приводит к нелинейности

градуировочной характеристики прибора.

Рис. 2.10. Схема электроемкостной плетизмографии

Основные преимущества электроемкостной регистрации по сравне-

нию

другими методами исследования физиологических процессов в ор-

ганизме сводятся к возможности исследования этих процессов в естест-

иснных для объекта условиях, при этом артерии и ткани не испытывают

давления со стороны элементов измерительного преобразователя; ис-

пользованию ничтожных интенсивностей токов, которые не оказывают

воздействия на объект. Методы электроемкостной регистрации отлича-

ются высокой чувствительностью, просты и доступны и при этом они

легко сочетаются с другими (в том числе и электрофизиологическими)

методами исследований.

2.5; МЕТОДЫ РЕГИСТРАЦИИ

БИОЭЛЕКТРИЧЕСКИХ ПОТЕНЦИАЛОВ

Методы исследования биоэлектрических явлений в организме пред-

назначены как для изучения биопотенциалов одной клетки и процессов

возбуждения отдельной группы клеток, так

и для

изучения биоэлектриче-

ской активности целых органов или функциональных систем [13]. В ме-

дицинской практике регистрация биопотенциалов клеток характерна, на-

пример, для задач нейрофизиологии. Для этого созданы специальные ме-

тоды микроэлектродных исследований, позволяющие изучать биопотен-

циалы групп нейронов или нервных волокон и даже биопотенциалы

отдельных нейронов. Основные сложности выполнения таких исследова-

ний имеют более выраженный технологический характер. Затруднения

связаны с созданием микроэлектродов с контролируемой формой кон-

тактной поверхности и стереотоксическими операциями, позволяющими

контролировать положение электродов в исследуемом органе. Эти мето-

ды

не

рассматриваются в данном руководстве. Желающие познакомиться

с ними могут обратиться к специальным изданиям по нейрофизиологиче-

ским методам исследований.

При решении диагностических задач в клинической практике и конт-

роле за состоянием человека в условиях трудовой деятельности наиболь-

шее распространение получили те методы которые изучают электриче-

ские процессы, протекающие в целом органе или функциональной систе-

ме. Различают следующие основные классы методов исследований био-

электрических потенциалов:

— электрокардиография (ЭКГ) — метод регистрации контактным

способом биопотенциалов, возникающих на различных участках поверх-

ности тела или внутри него за счет электрических процессов, протекаю-

щих в сердце;

— электроэнцефалография (ЭЭГ) — метод регистрации контактным

способом на поверхности головы разности потенциалов, характеризую-

щей биоэлектрическую активность различных участков мозга;

— электромиография (ЭМГ) — метод регистрации контактным спо-

собом разности потенциалов и электрического поля на поверхности

мышцы (интерференционная ЭМГ) или внутри нее (локальная ЭМГ);

— электроокулография (ЭОГ) — метод регистрации изменений био-

потенциалов, обусловленных движением глазного яблока;

— кожно-гальваническая реакция (КГР) — метод регистрации раз-

ности потенциалов на кожном покрове тела, возникающей в ответ на раз-

дражение

являющейся выражением возбуждения вегетативной нервной

системы.

Кроме перечисленных в клинической практике начинают внедряться

и другие, относительно новые методы, позволяющие изучать электриче-

ские процессы в других отделах организма. К таким методам следует от-

нести электрогастрографию — метод регистрации биопотенциалов глад-

ких мышц стенок кишечника, электроглотографию — метод регистрации

биопотенциалов глотательных мышц; электрокохлеографию, связанную

с регистрацией биопотенциалов мышц голосового аппарата, и т. п.

Каждый класс методов исследования биоэлектрических явлений

включает несколько их разновидностей, различающихся методически.

Например, выделяют скалярную и векторную ЭКГ, электрокардиотопог-

рафию (ЭКТГ) и электрокардиотопотахографию (ЭКТТГ) — методы ре-

гистрации распределения электрического поля и скорости изменения это-

го поля по поверхности тела. Метод ЭЭГ может быть дополнен методами

электрокортикографии (ЭКоГ), представляющими собой регистрацию

биопотенциалов непосредственно на поверхности головного мозга; элек-

тросубкортикографию (ЭСКоГ), в процессе которой фиксируются биопо-

тенциалы глубинных структур мозга; электроцеребелографрю (ЭЦбГ) —

метод регистрации биопотенциалов мозжечка и т. д. Электроокулогра-

фия дополняется другими диагностическими методами, позволяющими

регистрировать иные проявления электрических процессов в органе зре-

ния — методы электронистагмографии и электроретинографии. Напри-

мер, электроретинография представляет собой метод регистрации элект-

рических потенциалов сетчатки глаза

зависимости от условий освещен-

ности, световой и темновой адаптации, действия фармакологических

препаратов, заболеваний глаз и т. п. Электрический ответ обусловлен

тем, что глаз является поляризованной системой, в которой положитель-

ный полюс расположен на роговице, а отрицательным полюсом является

сетчатка. Наличие полюсов создает электрическое поле вокруг глаза.

Движения глазного яблока приводят к изменению ориентации поля отно-

сительно установленных определенным образом электродов, которое

фиксируется

виде электрического сигнала—электроретинограммы.

Электрофизиологические методы отличаются от других методов ис-

следования относительной простотой аппаратурной реализации. При

съеме биопотенциалов электроды выполняют роль контакта между био-

объектами и входной электрической цепью усилителя, выход которого

обычно подключен к самопишущему прибору или устройству анализа

сигналов. Конструкции электродов

для

этих целей весьма разнообразны и

определяются задачами и методом исследования биоэлектрических про-

цессов, а также требуемой точностью регистрации биопотенциалов. Од-

нако, несмотря

на

простоту регистрации биопотенциалов, извлечение фи-

зиологической информации из записей этих процессов представляется

весьма сложной задачей, что связано с недостаточной ясностью их ге-

неза.

Связь параметров регистрируемых электрических сигналов с состоя-

нием исследуемого органа или системы устанавливается

соответствии с

существующими на сегодня представлениями о природе возникновения

биопотенциалов в различных системах организма.

Так, с помощью электрокардиографии изучают электрические про-

цессы, протекающие в самом сердце. Следовательно, ЭКГ отображает

биоэлектрогенез сердца, а исследователь регистрирует суммарные потен-

циалы действия сердечной мышцы (миокарда). Путь распространения

возбуждения по сердцу находит отражение в форме электрокардиосигнаг

ла, который регистрируется при отведении биопотенциалов с поверхно-

сти

тела,

то есть на значительном расстоянии от генератора. Естественно,

что каждому положению отводящих электродов на поверхности тела со-

ответствуют определенная форма и амплитуда сигналов. Для стандарти-

зации съема биопотенциалов при электрокардиографии предусматрива-

ются стандартные (или специально оговоренные) системы отведений, ко-

торые и определяют различные варианты ЭКГ.

При анализе параметров электрокардиосигнала необходимо учиты-

вать неоднородность клеточного состава сердечной мышцы, принимаю-

щего участие

формировании этого сигнала Различают типичные сокра-

тительные и атипичные сердечные мышечные клетки (миоциты), между

которыми обнаружены существенные несоответствия в структуре и фун-

кции, отражающиеся в биоэлектрогенезе. Так, свойство сердечной мыш-

цы возбуждаться под влиянием импульсов возбуждения, возникающих в

ней самой, без внешних раздражителей обусловлено процессами в ати-

пичных волокнах миокарда, сосредоточенных в виде островков в различ-

ных отделах сердца [8,9]. Основным среди них является участок в правом

предсердии между венозным сингром и ушком — синоаурикулярный

узел. Этот узел возбуждается автоматически, остальные атипичные во-

локна лишь проводят это возбуждение. С них волна возбуждения посту-

пает на типичные миокардиальные волокна. Процесс возбуждения посте-

пенно охватывает новые участки сердечной мышцы, причем для каждой

группы клеток характерна разная скорость проведения возбуждения на

отдельных участках; время нахождения в возбужденном состоянии тонко

согласовано. Чтобы ЭКГ стала диагностическим методом, необходимо

выявлять изменения во всех этих сложных процессах по результатам ре-

гистрации электрокардиосигнала при разных положениях электродов на

поверхности тела.

Еще более сложная для расшифровки регистрируемых биоэлектриче-

ских сигналов ситуация возникает при использовании метода электроэн-

цефалографии, так как головной мозг характеризуется еще большим раз-

нообразием клеточных структур, значительно большим количеством кле-

ток, сложным характером взаимодействия отдельных структур.

Электроэнцефалография представляет собой метод регистрации из-

менений разности потенциалов с поверхности головы, характеризующих

биоэлектрическую активность различных участков мозга. Участки мозга

содержат большое число нервных элементов, часто связанных между со-

бой, а сами элементы находятся в химически активной среде, которая

оказывает значительное влияние на суммарное распределение электриче-

ского поля. Мозг представляется объемным проводником, для оценки

электрических свойств которого учитываются активная и реактивная со-

ставляющие импеданса, причем это сильно анизотропный проводник.

Кроме того, на амплитуду регистрируемого сигнала с поверхности кожи

головы значительное влияние оказывают электрические свойства по-

кровных тканей, волосяной покров, качество наложения электродов и на-

личие токопроводящего слоя между электродом и кожей. Исключить

влияние этих факторов позволяют варианты метода ЭЭГ — электрокор-

тикография, а также электросубкортикография и электроцеребелогра-

фия. Однако расшифровка записей электрических сигналов, получаемых

при их использовании, представляет очень сложную медико-биологиче-

скую задачу. Кроме того, их применение связано с нарушением целостно-

сти черепных костей. Поэтому эти методы применяются значительно

реже, да и то только в практике нейрохирургических клиник.

' )лектрическую активность мозга в функциональном отношении при-

нято делить на спонтанную (фоновую), наблюдаемую при отсутствии

псциальных внешних раздражений, и активную, появляющуюся на фоне

ионтанной активности при прямом раздражении нервных клеток мозга

•лементов) или поступлении импульсов по афферентным путям. При

чом необходимо учитывать возможную взаимосвязь электрической ак-

•жиости исследуемого участка мозга с другими участками, даже далеко

•лс положенными от данного. Действие раздражителя может быть корот-

и м, но может длительно сохраняться в обширных участках мозга, опре-

11-ляя активность этих участков; возможен как единый режим активности

к-рнных элементов мозга в ответ на раздражение, так и нарушение их на-

- фоенности. Все сказанное подтверждает эффективность применения

метода ЭЭГ при проведении функциональных исследований.

Большое число факторов, влияющих на электрическую активность

| пловного мозга, затрудняет расшифровку электроэнцефалограмм, пред-

авляющих собой запись одновременной суммарной электрической ак-

мпшости большого числа нервных элементов. Чтобы как-то облегчить

анализ записей в практике электроэнцефалографических исследований,

используют различные системы стандартных отведений, определяющих

постановку электродов на поверхности кожи головы.

Несмотря на отмеченные трудности, изучение одновременных и до-

i гаточно продолжительных записей электроэнцефалограмм позволяет

чокализовать патологический очаг, дифференцировать разлитой патоло-

нческий процесс от очагового, поверхностный от глубинного, опреде-

1ить степень распространения очага, глубину и тяжесть повреждения.

) ги

возможности метода ЭЭГ делают его незаменимым в терапевтиче-

l ких задачах при подозрениях на нарушение мозгового кровообращения,

и хирургии (например, при оценке уровня наркоза), нейрохирургии (на-

пример, при оценке степени черепно-мозговых травм), психиатрии

дру-

iiix областях медицины.

Казалось бы, наиболее простой является интерпретация результатов

>лектромиографических исследований, так как при этом изучаются био-

иотенциалы определенной группы мышечных волокон. Однако многие

особенности процессов в мышцах, характер их изменений при разных

условиях функционирования мышцы представляются неясными и труд-

норазличимыми по результатам изучения биопотенциала.

Электрические явления в мышцах непосредственно связаны с нер-

вной импульсацией, поступающей в первую очередь от мотонейронов.

Мотонейрон связан с группой мышечных волокон, вместе с которыми он

образует так называемую «двигательную единицу». Поэтому при исполь-

зовании метода электромиографии регистрируют либо потенциалы

о i

дельных двигательных единиц в виде импульсов разной амплитуды и

продолжительности (в этом случае считается, что ритм колебаний поте!

циала соответствует ритму возбуждения мотонейрона),

либо

так называ

мую «интерференционную» электромиограмму, отражающую сумма!

ную активность нескольких двигательных единиц.

Таким образом, электромиограмма как регистрируемый сигнал в

тоде электромиографии позволяет судить о состоянии мышечной сист

мы, выявлять особенности иннервации (возбуждения) двигательных едн

ниц, оценивать состояние двигательного аппарата при хирургических

вмешательствах, определять наличие патологических процессов при ран-

ней диагностике опорно-двигательного аппарата, когда клинические

симптомы еще слабо выражены, а также контролировать процессы вос-

становления функций этого аппарата. Достоинствами метода являются

естественность условий исследования и полная безопасность для пациен-

та, что и привлекает внимание специалистов к этому методу.

Метод электроокулографии представляет собой один из варианте

метода электромиографии —

он

предназначен для изучения биопотенц;

алов глазных мышц. Значительные диагностические возможности это! .>

метода при диагностике заболеваний органов зрения, связанных с нару-

шением движений глаз или поражением сетчатой оболочки (пигментная

дегенерация, отслойка сетчатки, парез глаз

и др.),

специальные методиче-

ские приемы выполнения исследований и способы съема биопотенциа-

лов позволяют выделить его в самостоятельный класс.

Сложность и многообразие форм биоэлектрических сигналов, задач

исследования и методов регистрации, неоднозначность и нелинейность

зависимости параметров сигналов от внешних условий затрудняют оцен-

ку состояния исследуемых органов и тканей по записям, получаемым с

помощью графических регистраторов. Поэтому большое значение при-

обретает автоматическое определение характерных параметров биоэлек-

трических сигналов, проводимое непосредственно в процессе регистра-

ции. Точность и надежность определения этих параметров в Значитель-

ной степени зависят от методов регистрации потенциалов, места наложе-

ния и типов электродов.

Все сказанное позволяет сделать вывод, что при изучении биоэлек

рических процессов в организме необходимо тщательно контролирова

как способ отведения биопотенциалов, подбирая адекватную поставле!

ной задаче систему отведений и тип электрода, так и способ обработки

биоэлектрических сигналов с целью наиболее полного извлечения из них

физиологической информации.

2.6. СИСТЕМЫ ОТВЕДЕНИЯ

БИОПОТЕНЦИАЛОВ

Разнообразие методов регистрации биопотенциалов, морфологиче-

кие и функциональные различия исследуемых органов и тканей порож-

мют множество систем отведения биопотенциалов, большинство кото-

ры\ специфично для того или иного метода регистрации [13]. Рассмот-

им методы отведения для основных классов электрофизиологических

следований, наиболее широко используемых при диагностике и непре-

, | | ином контроле.

Съем биопотенциалов независимо от класса, исследований произво-

1И 1ся

с помощью электродов, накладываемых на поверхность предвари-

к-льно обработанной кожи. Место наложения, число электродов

способ

нч соединения обусловливают форму кривых. Практический выбор спо-

«"Па отведения в том или ином методе исследований биопотенциалов за-

пнеит от решаемой медицинской задачи и диагностической ценности

определяемых параметров.

Под системой отведений понимается пространственное расположе-

ние электродов на поверхности тела человека, способ выявления разно-

сти потенциалов между двумя участками тела. При этом участок поверх-

ности, на который накладывается электрод, определяется как позиция

«лектрода, а гипотетическая линия, соединяющая электроды, с помощью

которых регистрируется электрический сигнал в конкретном отведе-

нии, — как ось отведения. Ось каждого отведения делится на две (поло-

жительную и отрицательную) половины в соответствии с полярностью

регистрируемого электрического сигнала.

Все используемые отведения можно разделить

на

двухэлектродные и

многоэлектродные. Двухэлектродные отведения формируют биполярные

(или двухполюсные) отведения; они содержат два электрода, каждый из

которых является измерительным, а разность потенциалов регистрирует-

ся между двумя точками поверхности тела. В многоэлектродных отведе-

ниях в требуемые точки тела накладываются две группы электродов и

•лектроды каждой группы соединяются через резисторы (суммирующие

цепи), образуя две ветви отведения. Общие точки каждой ветви подклю-

чаются ко входу усилителя. Число электродов в ветви может доходить до

.4-16 (как, например, для электроэнцефалографии). При униполярных

(монополярных) отведениях в каждой ветви может содержаться по

одному электроду. В этом случае один электрод является измеритель-

ным, а другой представляет собой нулевой, индифферентный. Униполяр-

ное отведение позволяет регистрировать биоэлектрическую активность в

тчке наложения измерительного электрода. Существует также смешан-

ный тип отведения.

Реализация указанных двух

классов отведений для разных ме-

тодов исследования биопотенциа-

лов различна.

Системы отведений для

ЭКГ. Наибольшее распростране-

ние при регистрации скалярной

электрокардиограммы получили

12 способов отведения, основан-

ных на концепции треугольника

Эйнтховена.

Исследуя процесс регистра-

ции биоэлектрической активности

сердца, Эйнтховен сделал ряд до-

пущений: представил человече-

ское тело по отношению к электрическому полю в виде однородного

плоского проводника, генератор сердечной ЭДС заменил точечным ди-

полем и поместил его в центре равностороннего треугольника, вершины

которого расположил на правой и левой руках (у кистей) и левой ноге (у

ступни). При таких допущениях сердце и три указанные точки должны

располагаться во фронтальной плоскости, а работа генератора сердечной

ЭДС будет отображаться в виде вектора, длина и направление которого

могут изменяться только в пределах этой плоскости (рис. 2.11).

Если обозначить потенциалы в вершинах треугольника через Ui,

U3, то легко убедиться, что для треугольника Эйтховена выполняется

условие

U,+U

+ U

= 0. (2.6)

Несмотря на приближенный характер концепции треугольника

Эйтховена, она продолжает оставаться основной при выборе систем отве-

дения в ЭКГ. Укажем эти отведения.

1. Три двухполюсных отведения от конечностей I, И, III (рис. 2.12).

Они предназначены для определения величины, направления и измене-

ний этих параметров эквивалентного электрического диполя сердца, ко-

торым описывается электрическая активность сердца.

2. Шесть униполярных грудных отведений по Вильсону Vj

-ь

Ve. Для

таких отведений особенно важен выбор места наложения индифферент-

ного электрода.

По

концепции Эйнтховена, сумма разности потенциалов,

измеренных между вершинами треугольника, равна нулю. Следователь-

но, появляется возможность создать «нулевой» электрод. Для этого три

конечности (вершины треугольника) подключаются через одинаковые

резисторы (суммирующая цепь) к общей точке, которая и принимается за

-90°

Рис. 2.11. Треугольник Эйнтховена

+ - + . +1

Рис. 2.12. Классические отведения от

конечностей

Рис. 2.13. Схема отведений по

Вильсону

нулевой электрод—электрод Вильсона

(рис.

2.13).

общем случае изме-

рительный электрод можно помещать в любую точку тела, к любой ко-

нечности

или,

как

данном

случае, к

определенной точке грудной клетки.

Для системы грудных отведений выбраны шесть таких точек грудной

клетки (рис. 2.14), соответственно которым получают шесть грудных от-

недений.

3. Три усиленных однополюсных отведения от конечностей по Гольд-

бергеру (от обеих рук и левой

ноги)

—

aVR,

aVL, aVF. В этих отведениях

сумммирующая цепь от общего нулевого электрода подключена только к

двум точкам отведения (рис. 2.15). Разность потенциалов измеряется

между третьей точкой отведения и нулевым электродом.

Воспользовавшись выражением (2.6), нетрудно показать, что, соглас-

но концепции треугольника Эйнтховена, амплитуда регистрируемых

электрических сигналов сердца для этого типа отведений должна возрас-

ти в 1,5 раза. Действительно, если измеряется потенциал в точке 2 — U2,

то регистрируемое напряжение составляет

U = U

- (Ui + U3) / 2.

Поскольку на основании (2.6) U

= - (Ui + U3), то

U = U

+ U

/2=1,5U2. (2.7)

Усиленные отведения Гольдбергера

уже не являются униполярными. Не унипо-

лярны и отведения по Вильсону, так как

концепция треугольника Эйнтховена, на ко-

торой они основаны, носит приближенный

характер. Исследования показывают также,

что равновесный потенциал нулевого элект-

рода Вильсона равен примерно 0,15—

Рис

.14. Грудные отведения

0,26 мВ. Кроме того!, при подключении ну- по Вильсону

левого электрода соединенные точ-

ки оказываются шунтированными

резисторами суммирующей цепи,

что искажает значения регистрируе-

мых потенциалов. Однако потенци-

ал электрода Вильсона изменяется

незначительно, а выбором резисто-

ров суммирующей цепи можно су-

щественно уменьшить погрешность,

вызванную шунтированием. Значе-

ние сопротивления таких резисто-

ров выбирается в несколько кОм, причем указанная погрешность регист-

рации не превышает 1—5 %. Подключение резисторов в суммирующую

цепь отведений по Гольдбергеру также позволяет снизить погрешности

шунтирования до 1%.

Известны и другие типы отведений для клинических применений:

грудные двухполюсные, однополюсные от конечностей по Вильсону, пи-

щеводные, внутриполосные и др. Однако они имеют ограниченное при-

менение, так как либо не обеспечивают большой амплитуды регистриру-

емого

сигнала, либо

их использование методически

не

всегда оправдано.

Для ряда специальных задач широко используются грудные отведе-

ния по Нэбу. В этом типе двухполюсных отведений используются тр

электрода, расположенные так, что они образуют «маленький сердечнь

треугольник» ADB (рис. 2.16).

Один

из

электродов—электрод

— расположен на спине под лопат-

кой; разности потенциалов регистрируются между каждой парой элект-

родов. Отведения удобны при проведении исследований с применением

функциональных

проб,

для выявления гипертрофии желудочков, локали-

зации нарушений коронарного кровообращения и т. п. Кроме отведений

по Нэбу при исследованиях с функциональными нагрузками (в частно-

сти, в спортивной Медицине, космической медицине и др.) нашли приме-

нение

другие специальные двухполюсные отведения—по Бутенко, Во-

робьеву, CS, СМ

другие [13]. Основное назначение этих вариантов съе-

ма электрокардиосигналов не связано с клиническими исследованиями.

Они применяются в тех случаях, когда необходимо быстро оценить об-

щее состояние человека непосредственно в процессе трудовой деятель-

ности или во время отдыха.

Разработаны и специальные системы отведений и для векторной

электрокардиографии.

Вектор-кардиография (ВКГ) представляет собой мет^д пространст-

венно-количественного исследования электрического поля сердца, в

aVR

aVL

aVF

Рис. 2.15. Усиление отведения

Гольдбергера

Рис. 2.16. Грудные отведения по Нэбу

основе которого лежит принцип получения пространственной фигуры,

являющейся графическим изображением изменений величины и направ-

ления электродвижущей силы генератора сердечной ЭДС

течение одно-

го цикла сокращения сердца. По существу вектор-кардиограмма — это

проекция суммы разности потенциалов двух ЭКГ— отведений, вынесен-

ных на плоскость.

Известно более 30 вариантов построения вектор-кардиографических

изображений. Многие из них представляют собой условное отображение

лвух любых скалярных электрокардиограмм

виде фигуры на плоскости.

Фигура представляет собой траекторию перемещения точки, пространст-

иенное положение которой в каждый момент времени определяется амп-

литудами соответствующих кардиосигналов, откладываемых на коорди-

натных осях плоскости. Такие построения не характеризуют действите-

льного положения вектора сердечной ЭДС в пространстве. Среди мето-

дов отображения реального, положения вектора сердечной ЭДС в

рехмерном пространстве наибольшее распространение получили две си-

с гемы

— система прекардиальных отведений по Акулиничеву и система

ортогональных отведений по Франку. Каждая система предоставляет не-

сколько отображений — вектор-кардиограмм, отражающих проекции

пространственной траектории перемещения вектора сердечной ЭДС на

разные проекционные плоскости. Указанные системы отличаются выбо-

ром проекционных плоскостей.

В системе Акулиничева используются 5 (иногда 6) электродов; четы-

ре (или 5) из них располагаются на передней стенке грудной клетки, а

один — сзади (рис. 2.17). Такое расположение электродов позволяет по-

11 роить

пространственную косоугольную систему координат. Электроды

как бы формируют четырехугольную пирамиду, охватывающую про-

странство грудной клетки, в котором располагается сердце. Регистриру-

ются 6 скалярных электрокардиосигналов с отведений:

1-3,

2-4,

1-5,

2-5,

?-5,4-5 (см. рис. 2.17) и по ним строится 5 отображений вектор-кардиог-

рамм на плоскости —

ВКГ-отображений:

1-3

и 2-4,

1-3

и 2-5,

1-3

и 4-5,

2-4 и

3-5,2-4

-5.

Иногда используется модифицированная система

до-

Отклоняющие

системы

Рис. 2.17. Построение вектор-диограммы

полнительным шестым электродом, расположенным напротив пятого, но

на передней стенке грудной клетки.

Система вектор-кардиографических отведений по Франку относится

к классу корригированных ортогональных отведений. В ее основе лежит

теоретическая модель Франка, в соответствии с которой сердце распола-

гается в центре трехмерной ортогональной системы координат с фронта-

льной, горизонтальной и сагиттальной координатными плоскостями. Ре-

гистрируются три ортогональные проекции пространственной прецессии

вектора сердечной ЭДС на основании регистрации

7-ми

скалярных элект-

рокардиосигналов (рис. 2.18), по которым строятся три ортогональных

отведения, рассчитываемые по следующим соотношениям:

= 0,61 OA + 0,171С - 0,7811;

= 0,655F + 0,345М

= 0,133А + 0.736М - 0,2641

1,000Н;

0,374Е - 0,231С,

Рис. 2.18. Отведения по Франку

где А, С, I, F, М, Н,

— электриче-

ские потенциалы в соответствую-

щих точках на теле человека.

Коэффициенты в уравнениях

для расчета ортогональных отведе-

ний получены с помощью машин-

ного моделирования с учетом реа-

льного расположения сердца в

грудной клетке [13].

Рациональный выбор отведе-

ний определяет кардиолог, но

обычно регистрируются электро-

кардиосигналы в 12-ти общеприня-

tux отведениях последователь-

но. если кардиограф одноканапь-

ммй. и группами, если он много-

канальный.

Метод классической электро-

кардиографии применяется во

многих случаях медицинской

практики, когда регистрация

производится в состоянии покоя

ui исключением случаев приме-

нения функциональных проб Рис. 2.19. Отведения для динамических

М), в

течение короткого интер- исследований

•шла времени, когда пациент ле-

-MiT

неподвижно. В то же время известны медицинские задачи и показа-

ния к длительному непрерывному контролю и регистрации электрокар-

диограммы в условиях, отличных от состояния покоя: условия свободно-

м> поведения человека в обычной жизни, в процессе профессиональной

я-ятельности, в спортивной медицине, в экстремальных условиях и т. п.

>тих

условиях возможно обнаружение преходящих нарушений ритма,

нноксии миокарда, коронарной недостаточности и других патологий

»ердечной деятельности. Для такой регистрации используются методы

динамической электрокардиографии, основанные на анализе длительных

шнисей электрокардиосигналов [17]. Особое значение этот метод приоб-

ретает при мониторировании больных в острой и подострой стадиях ин-

фаркта миокарда.

Для динамической электрокардиографии обычно используют одно

«и ведение.

Увеличение числа отведений необходимо

тех случаях, когда

диагностическая информация не может быть получена по регистрации в

одном отведении. Для проведения динамических исследований нельзя

пользоваться системой общепринятых отведений. Для этих целей разра-

Ги>

г аны специальные «мониторные» двухполюсные отведения, обеспечи-

ишощие получение необходимой информации с учетом удобства крепле-

ния электродов и уменьшения помех анализу. Примеры расположения

•лектродов приведены на

рис.

2.19 (электрод N может

быть

расположен и

других точках грудной клетки). В системах

радиотелеметрической пе-

редачей электрокардиосигнала при использовании батарейного питания

и близком расположении экранированных проводов электродов возмож-

но использование всего двух электродов в отведении. Наблюдаемые при

мониторных отведениях электрокардиограммы отличаются от получен-

ных в общепринятых отведениях.

Системы отведений для ЭЭГ. Существует несколько систем отведе-

ний для электроэнцефалографии. При регистрации электроэнцефалог-