РЕОКАРДИОГРАФИЯ

Для определения истинного эквивалента ударного объема крови был предложен ряд способов экстраполяции реографической кривой. Основные из них показаны на рис. 1. Так Фейфар и Заиц (Z. Fejfar, F. Zajic, 1954), исходя из предположения, что систолическая часть РКГ является векторной суммой притона и оттока, сочли импеданс в конце систолы соответствующим половине ударного объема и величину ΔZ определяли как удвоенную амплитуду РКГ во время второго тона сердца (рис. 1, а). Графическая экстраполяция нисходящей части реограммы (рис. 1, б, в) легла в основу определения ΔZ по Найбору (J. Nyboer, 1959) и по Херрману (G. R. Herrman, 1962). Наиболее близка к истинному эквиваленту ударного объема крови, по данным Кубичека (W. G. Kubicek) с соавт. (1966), экстраполяция восходящей части реограммы в интервале времени, равном периоду изгнания крови из сердца (рис. 1, г). Этот принцип применяют в наиболее точном способе определения УО с помощью тетраполяр-ной Р., выражая ΔZ как произведения амплитуды (h) дифференциальной РКГ, калиброванной в омах в секунду и времени изгнания крови (е) в секундах (рис. 2). В последнем случае формула для определения УО принимает вид:

УО = (p*L²*h*e)/Z² (3).

Формула (3) является основной для определения УО с помощью Р., все входящие в нее величины могут быть измерены, а величина р принимается постоянной со значениями ок. 150 ом-см.

Измерение импеданса (см.) при тетраполярном варианте Р. основано на законе Ома (соотношениях силы тока, напряжения и импеданса), применимого в случае равномерного электрического поля. Последнее во многом зависит от размещения электродов. Исследования Кули (R. N. Cooley, 1970) показали, что для максимального проникания зондирующего тока внутрь биологического объекта расстояние между токовыми и измерительными электродами должно быть не менее 3 см. В противном случае, из-за неравномерности электрического поля, замеряется импеданс только поверхностно расположенных тканей. Последнее возможно, когда при способе Кубичека токовые и измерительные электроды накладываются в непосредственной близости друг к другу на шее и грудной клетке. Размещение токовых электродов на значительном расстоянии от измерительных предусмотрено в модификации метода Ю. Т. Пушкарем с соавт. (1977), по к-рой тоновые электроды накладываются на голову и левую голень, а измерительные — на шею и грудную клетку. При данной модификации метода в формулу (3) следует ввести коэффициент поправки = 0,9, что в произведении с принимаемой за постоянную величиной р дает общий коэффициент, равный 135, и формула для расчета УО имеет вид:

УО = (135*L²*h*e)/Z² (4).

В связи с тем, что сопротивление объемных проводников, к к-рым относится грудная клетка, зависит не только от их длины, но и поперечного сечения, Ю. Т. Пушкарь с соавт. (1980) считают целесообразным ввести в формулу (3) величину периметра (Q) грудной клетки в сантиметрах, при этом формула преобразуется, принимая следующий вид:

УО = (0,45*Q²*L*h*e)/Z² (5).

М. К. Осколкова и соавт. (1980) считают, что у детей в возрасте 11 —15 лет в формулу (3) следует включать величину окружности грудной клетки, а также цифровые соотношения роста (Н) и возраста (В) ребенка, вычисляя ударный объем по формуле:

УО = [(0,1*Q²*L*h*e)/Z]*(H/B) (6).

В данном случае строгое физико-математическое обоснование уравнения заменяется эмпирически найденными коэффициентами, имеющими целью согласовать расчетные величины с величинами ударного объема крови, найденными другими методами.

Стремление ввести в уравнение (3) различные поправки свидетельствуют об определенных ограничениях метода, к-рые выявляются при значительных отклонениях антропометрических показателей от средних норм, а также у детей и в случаях нарушений электролитного баланса.

Приборы для реокардиографии

Так как при реографическом определении ударного объема крови необходима высокая точность измерений импеданса, то возможность применения обычных биполярных рео-графов, измеряющих динамику омического сопротивления при помощи моста Уитстона (реографытипа РГ1 — 01, 4—РГ—1 и др.)» В(> многом ограничена. Так, напр., допустимая погрешность отсчета реографа 4—РГ—1, равная 25 ом, может превышать фактическую величину базового импеданса отдельных зон. Определенные трудности возникают также при калибровке РКГ и разбалансировке моста вследствие меняющегося переходного сопротивления между электродами и поверхностью кожи пациента. Эти недостатки в значительной мере устраняются при четырехэлектродном способе измерений на тетраполярных реографах типа реоплетизмографа РПГ—202, в к-ром измерительные и генераторные цепи разделены. Исследуемый участок тела подключают к источнику тока высокой частоты при помощи двух генераторных (токовых) электродов, а с двух потенциальных (измерительных) электродов снимают электрический сигнал, пропорциональный импедансу. Так как измерения в тетраполярном реографе осуществляются без мостовой схемы — по величине падения напряжения на потенциальных электродах, то имеется возможность произвести точный отсчет базового импеданса и его пульсовых колебаний, не прибегая к повторным калибровкам в процессе исследования. Благодаря значительному снижению влияния переходного сопротивления на результаты измерений, запись тетраполярной реограммы возможна и при движении пациента во время проведения функциональных проб.

Техника исследования

При записи РКГ на тетраполярном реоплетизмографе типа РПГ—202 измерительные электроды в виде узкой металлической ленты, или более удобные электроды типа Миннесота (полоски фольги шириной 7 мм, наклеенные на адгезивную ленту) закрепляют вокруг шеи и вокруг грудной клетки на уровне мечевидного отростка. Кнаружи от них размещают такие же токовые (генераторные) электроды, по к-рым зондирующий ток высокой частоты поступает в исследуемую зону. Расстояние между измерительными электродами (L) измеряют в сантиметрах. После закрепления электродов регистрируют на многоканальном электрокардиографе (позволяющем одновременную запись каротидного пульса или фонокардиограммы) калибровочный сигнал 1 ом/сек для дифференциальной реограммы. Масштаб записи можно произвольно регулировать ручками усиления электрокардиографических каналов, но для последующих вычислений наиболее удобно придерживаться амплитуды калибровочных сигналов, равной 10 мм. Присоединяя затем токовые и измерительные электроды к специальным гнездам колодки реоплетизмографа, определяют по шкале индикатора величину базового (межэлектродного) импеданса Z в омах. После этого регистрируют дифференциальную РКГ и измеряют ее амплитуду (h) в омах в секунду (по пропорциональному отношению к амплитуде калибровочного сигнала) и длительность периода изгнания (е) в секундах. Длительность периода изгнания можно измерить по интервалу между началом систолической части дифференциальной РКГ и нижней точкой ее инцизуры. Однако во многих случаях эту точку не удается четко идентифицировать, тогда окончание периода изгнания определяют по началу II тона синхронной фонокардиограммы (за вычетом времени запаздывания реограммы). Более точные результаты дает определение периода изгнания по дифференциальной кривой центрального пульса (рис. 2). Полученные величины L, Z, h, е подставляют в формулу (4) и получают значения ударного объема крови в миллиметрах.

Применение реокардиографии

Простота и доступность метода, возможность его использования при любой тяжести состояния больных, а также в процессе физических и других функциональных нагрузок способствует широкому применению Р., особенно для динамических исследований ударного объема сердца в клинических условиях, для проведения функциональных и фармакологических проб, а также для контроля изменений гемодинамики под влиянием специфических воздействий на здоровых лиц (спортивные нагрузки, гипо- и гипербария и т. д.).

Для контроля сердечной деятельности в процессе оказания неотложной кардиол. помощи и мониторном наблюдении в палатах интенсивной терапии разработаны различные модификации реографических методик, как, напр., методика интегральной реографии тела по М. И. Тищенко (1971), при к-рой электроды размещают в дистальных отделах конечностей. Наряду с оригинальной методикой по М. И. Тищенко, предусматривающей биполярный способ измерений, А. П. Голиковым и соавт. (1980) разработан ее тетраполярный вариант при помощи реконструированной модели реоплетизмографа РПГ-202. Значительный интерес в этом отношении представляет разработка автоматических систем типа предложенного Г. И. Сидоренко, Л. 3. П олонецким и соавт. устройства для непрерывного определения эквивалента ударного выброса и периферического сопротивления на основе биполярного реокардиографа, или поликардиоанализатора ПКАГ-01 для автоматизированного определения ударного объема крови и анализа тетраполярной грудной реограммы.

Величины ударного и минутного объемов крови, полученные реографическими методами, могут быть использованы для вычисления ряда комплексных показателей гемодинамики (см.), таких как объемная скорость кровотока в аорте, мощность сердечных сокращений, периферическое сопротивление и др., что позволяет более полно изучить важнейшие параметры, характеризующие функциональное состояние кровообращения.

См. также Реопульмонография.

Библиография: Елизарова Н. А и др. Изучение регионарного кровообращения с помощью импедансометрии, Тер. арх., т. 53, №12, е. 16, 1981; Науменко А. И. и С к о т н и к о в В. В. Основы электроплетизмографии, Л., 1975, библиогр.; Осколкова М. К. и Красина Г. А. Реография в педиатрии, М., 1980, библиогр.; Пал ее в H. Р. и Каевицер И. М. Атлас гемодинамических исследований в клинике внутренних болезней, М., 1975; Пушкарь Ю. Т. и др. Определение сердечного выброса методом тетраполярной грудной реографии и его метрологические возхможности, Кардиология, т. 17, № 7, с. 85, 1977; Реография, Импедансная плетизмография, под ред. Г. И. Сидоренко, Минск, 1978; Савицкий H. Н. Биофизические основы кровообращения и клинические методы изучения гемодинамики, Д., 1974, библиогр.; X а л ф е н Э. Ш., Клочков В. А. и П р о в о т о-р о в В. Д. Применение формулы Куби-чека для расчета ударного объема по данным интегральной реографии тела, Кардиология, т. 21, № 5, с. 51, 1981; К и-bicek W. G., Patterson R. P. a. W i t s о e D. A. Impedance cardiography as a noninvasive method of monitoring cardiac function and other parameters of the cardiovascular system, Ann. N. Y. Acad. Sci., v. 170, p. 724, 1970; Kubi-cek W. G. a. o. Development and evolution of an impedance cardiac output system, Aerospace Med., v. 37, p. 1208, 1966; N у b о e r J. Electrical impedance plethysmography, Springfield, 1959.

И. М. Каевицер.