В статье проанализированы основные тенденции развития реокардиомониторных систем, рассмотрены технические аспекты повышения достоверности и точности оценки насосной функции сердца. Показаны перспективы использования реокардиомониторных систем для получения принципиально новой диагностической информации, недоступной при использовании традиционных инвазивных методов. Проведен сравнительный анализ существующих реокардиомониторных систем.
Basic tendencies of development rheocardiomonitoring systems are analysed in this article. Technical aspects of increase reliability and accuracy of estimation pump function of heart are considered. The prospects of use rheocardiomonitoring systems are shown for reception essentially new diagnostic information inaccessible at using traditional invasive methods. Comparative analysis is shown for exist rheocardiomonitoring systems.
В последнее десятилетие в развитых странах мира наблюдается повышенный интерес к инструментальным средствам бескровного неинвазивного мониторинга насосной функции сердца. Распространение ВИЧ инфекций, открытия новых разновидностей гепатитов выдвигает строгие требования стерильности при использовании традиционных инвазивных средств мониторинга параметров гемодинамики сердца (термодилюционный, красочный и радиоизотопные методы, метод Фика). С другой стороны, стимулируется развитие неинвазивных бескровных методов диагностики (рентгенокардиография, эхокардиография и реография). К примеру, в рамках государственной медицинской программы Японии к 2000 году планируется переход к использованию исключительно неинвазивных средств диагностики в клинической практике там, где это оправдано.
В конце 80-х годов возникло новое направление — реокардимониторные диагностических системы, ориентированные на использование в практике реанимации и интенсивной терапии.
Актуальность разработки неинвазивных реокардиомониторных систем для палат интенсивной терапии и реанимаций определяется тем, что существующие инвазивные методы диагностики кроме повышенных требований стерильности, дорогостоящей аппаратуры и катетеров, травматичны для пациентов и имеют ограничения во времени проведения исследования.
Существующие неинвазивные методы эхокардиография и ренгегокардиография не удовлетворяют требованиям мониторных систем проведения длительного динамического наблюдения. Методы громоздки и не могут использоваться в условиях проведения операции, реанимационных процедур и при функциональных сердечных пробах.
Неинвазивные импедансные методы диагностики (реовазография, грудная реография, реография легких, реоэнцефалография) получили широкое распространение в клинической практике отделений функциональной диагностики. Но практически не нашли применения в области реанимации и неотложной кардиологии.
Основные причины, сдерживающие использование импедансного реографического метода клиницистами в практике неотложной кардиологии и реанимации для оценки параметров гемодинамики сердца сводятся к следующему:
- отсутствие достоверных знаний о механизмах генеза реокардиографического сигнала и медико-технических факторах влияющих на точность оценок насосной функции сердца и, как следствие, низкая точность метода при его использовании на пациентах с сердечными патологиями;
- несоответствие большинства существующих систем оценки насосной функции сердца с помощью импедансных методик требованиям, предъявляемым для систем реокардиомониторного класса. К этим требованиям относятся, с одной стороны, надежность и достоверность автоматизированного расчета основных параметров центральной гемодинамики по данным реокардиографии при отсутствии ограничений на перемещения и спонтанные движения пациентов в условиях свободного дыхания.
С другой стороны, ориентированность системы на использование одноразовых «точечных» электродов, которые максимально освобождают грудную клетку пациента при проведении реанимационных процедур и других неотложных манипуляций.
Цель настоящей статьи — показать основные тенденции развития реокардиомониторных систем на примере разработанной неинвазивной диагностической системы РКМ 1.0 (Реокардиомонитор), возможные пути повышения точности, стабильности и достоверности проводимого мониторинга, особенно для пациентов кардиологического профиля.
Одной из важных причин низкой достоверности оценки параметров гемодинамики пациентов неотложной кардиологии при использовании большинства существующих реокардиомониторных систем, по нашему мнению, состоит в недооценке важности системного анализа влияния всех звеньев биотехнической диагностической системы (биобъект — электродная система — аппаратура — алгоритмы) на точность измерения параметров гемодинамики сердца.
Эта ситуация существует как бы независимо от рынка реокардиомониторных систем, на котором представлено большое число производителей и потенциальная ёмкость которого, как для России, так и в целом в мире, колоссальна. В данной статье рассмотрены исключительно функциональные характеристики подобных систем.
Метод импедансной реокардиографии включает в себя электродную систему, предназначенную для пропускания высокочастотного (40-100 кГц) низко амплитудного тока (0.1-0.4 мА) и регистрации пульсовых изменений импеданса грудной клетки, проведении корреляционных зависимостей между параметрами измеряемой реокардиограммы и основными параметрами гемодинамики сердечно-сосудистой системы. Биофизические основы импедансной реокардиографии были впервые обоснованы на рубеже 40-60 годов в работах отечественных (Кедров А.А., Пушкарь Ю.Т.,) и зарубежных ученых (W.G.Kubicek, B.Sramek). Ударный выброс сердца (УВ) и минутный объем крови (МОК) являются важнейшими гемодинамическими параметрами, численная оценка которых позволяет врачу объективно судить о состоянии пациента, эффективности проводимого хирургического, физиотерапевтического и медикаментозного лечения.
Для оценки УВ по реокардиограмме существующие реокардимониторные системы Impedance cardiography, Cardioscreen, CIC-1000 используют формулу Кубичка (1) либо ее модификацию (3), известную как формула Шрамека, в системах NCCOM, BioZ [8,9,10,11,12,13].
(1)
, где
K-тела- поправочный коэффициент, учитывающий антропометрические параметры тела пациента,
r — удельное сопротивление крови,
l — расстояние между измерительными электродами,
dZ — изменение импеданса в фазу изгнания определяемое по формуле (2)
(2)
, где
VET — время изгнания (комбинация времени изгнания, как для левого, так и правого желудочков)
положительная максимальная амплитуда первой производной кривой реокардиограммы (Рис.2) Z — базовый импеданс.
(3)
, где
dZ — изменение импеданса в фазу изгнания определяемое по формуле (2)
Z- базовый импеданс.
Vэфф. — электрически эффективный объем грудной клетки, который вычисляется по регрессионным зависимостям от конституционных параметров. Для системы NCCOM эта регрессионная зависимость имеет вид (4), а для системы BioZ — Vэфф=F(рост, вес, пола)
(4)
, где
K — экспериментальная константа,
Pгруди — периметр груди,
l — расстояние между измерительными электродами.
Смысл формулы Шрамека в подмене выражения (5) на эмпирически определяемую константу электрически эффективного объема Vэфф
(5)
Одним из главных недостатков такого подхода в недооценке вариабельности параметра удельной проводимости крови r от пациента к пациенту. И, как следствие, отсутствие возможностей учета этой вариабельности с помощью регрессионных зависимостей r от показателя гемотокрита крови (обычно капиллярной).
Определение УВ по формуле Кубичка и ее модификации Шрамека базируется на том, что максимальная амплитуда пропорционально средней скорости потока крови в аорте в фазу изгнания из левого желудочка, а изменение импеданса dZ за время изгнания VET пропорционально ударному выбросу [14]. Это положение подтверждают прямые эксперименты [14], в которых установлено, что в генезе реокардиограммы в основном преобладают объемные изменения аорты и левого желудочка, а вклад объемных изменений легочной артерии и правого желудочка незначителен.
Анализ биофизических, алгоритмических и аппаратных аспектов и учет их влияния на достоверность определения численных значений основных компонентов формулы Кубичка таких как dZ, Z, , VET, Kтела, r позволяет существенно повысить достоверность оценки ударного выброса в условиях длительного мониторинга на пациентах реанимационного, и что важно, кардиологического профиля. В данной статье рассматриваются только аспекты, влияющие на точность реокардиомониторных систем с точки зрения формулы (1).
Параметр dZ-изменение импеданса в фазу изгнания сердца
Одним из основных условий справедливости утверждения о пропорциональности ударного выброса сердца к параметру dZ является условие того, что регистрируемый импедансным преобразователем сигнал, соответствует реальным изменениям импеданса грудной клетки [20].
Тип используемой электродной системы, влияющей на геометрию распределения электрических полей и участвующей в регистрации импедансного сигнала один — из важнейших аспектов повышения точности расчета параметров гемодинамики по данным реокардиографии. Большинство используемых в настоящее время электродных систем справедливы с анатомической точки зрения и привязаны к границам зон проекций сердца на грудную клетку (Cardioscreen, CIC-1000, NCCOM, BioZ ), но при этом не учитываются вопросы однородности и нелинейности распределения поля в биобъекте. Поэтому, геометрические параметры и взаиморасположение используемых электродов приводят к большим методическим погрешностям [6].
Цветковым А.А. [6] на основе математического и физического моделирования влияния распределения поля в биобъекте были предложены общие требования (6) к расположению и геометрии ленточных электродов с целью минимизации погрешности измерений.
- l > 2ir
- L > r+l
- m > r/2 (6)
- n > 0.1ir ,где
L — расстояние между ленточными токовыми электродами,
l — расстояние между ленточными измерительными электродами,
r — радиус биообъекта (грудной клетки),
m — расстояние между измерительными и токовыми электродами,
n — ширина ленточного измерительного электрода.
Схема эталонной ленточной электродной системы представлена на Рис.1. Предложенные автором [6] критерии верны при использовании ленточных электродов на конечностях и грудной клетке. Однако, для опоясывающих грудную клетку пациента ленточных электродов, существенными недостатками является то, что они ограничивают свободную площадь грудной клетки пациента при проведении реанимационных процедур, являются источником артефактов при дыхании, сглатывании и спонтанных движениях пациента [7]. Кроме того, электроды создают дискомфорт для пациента. Поэтому представления об электродной системе допустимые для традиционной реокардиографии непригодны для реокардиомониторных систем.
Нами проведены теоретические и экспериментальные исследования с целью замены ленточных электродов на одноразовые ЭКГ электроды без потери точности оценки основных параметров гемодинамики сердца. В результате исследований разработана электродная система, ориентированная на использование только одноразовых ЭКГ электродов. Для сравнения система Impedance cardiography использует комбинацию одноразовых ЭКГ электродов и ленточного электрода на груди, что не устраняет проблем возникновения артефактов на импедансном сигнале и дискомфортом пациентов.
Определены взаиморасположение и геометрия токовых и измерительных электродов и их привязка к анатомическим зонам при проведении импедансных измерений, общие и конструктивные особенности отдельных электродов системы (пара нижних измерительных электро-дов). Общий вид электродной системы показан на Рис.2.
Электродная система включает в себя:
- верхний токовый электрод -1;
- нижний токовый электрод -2;
- пара измерительных верхних электродов — 3a и 3b;
- пара измерительных нижних электродов — 4a и 4b.
Токовые электроды, входящие в состав электродной системы, представляют собой одноразовые ЭКГ электроды с геометрией контактной площадки 2×2 см.
Верхний токовый электрод располагается на средней линии лба, при этом допускается перемещение электрода по открытой части лба.
Нижний токовый электрод на линии колена левой ноги либо ниже. Выбор левой ноги определяется спецификой анатомической асимметрии расположения сердца и аорты, где и происходит основная концентрация силовых линий зондирующего тока. Допускается смещение нижнего токового электрода выше линии колена левой ноги, но в этом случае должно выполняться условие (7)
L > 5*r (7)
L -расстояние между токовыми точечными электродами, r- эффективный радиус грудной клетки.
Как показали экспериментальные и теоретические исследования, при этом условии гарантируется однородность силовых линий зондирующего тока между измерительными электродами и минимальный вклад нелинейностей распределения силовых линий зондирующего тока в погрешность определения гемодинамических параметров сердца.
Данный факт учтен в реокардиомониторных системах Impedance cardiography, CIC-1000 расположением токовых электродов на средней линии лба и левой ноге. В электродных системах, используемых NCCOM, BioZ и Cardioscreen токовые электроды располагаются на расстоянии ~5см от измерительных, что не гарантирует однородности силовых линий по критерию (4).
Верхняя измерительная пара электродов, входящая в состав электродной системы, представляют собой пару одноразовых ЭКГ электродов с геометрией контактной площадки 2×2 см.
Электроды пары располагается симметрично по обеим боковым сторонам шеи на уровне 4-5 см выше основания шеи. Взаиморасположение и анатомическая привязка верхней измерительной электродной пары показана на Рис.2.
Такое взаиморасположение и анатомическая локализация верхних измерительных электродов гарантирует минимальный вклад нелинейностей силовых линий зондирующего тока на участке перехода шея-грудь в погрешность определения гемодинамических параметров сосудистого русла, которые в значительной части вариабельны для пациентов разной конституции и различных паталого-анатомических особенностей. В результате проведенных клинических исследований с разным расположением верхних измерительных электродов показали лучшую сопоставимость оценок УВ с эхокардиографическим методом при поднятии измерительных электродов выше основания шеи на 4-5 см.
Авторы [5] по результатам физического и математического моделирования показали, что пульсирующий объем между токовым и измерительным электродом вблизи поверхности (сонная артерия) может влиять на результаты измерения пульсирующего объема (сердце-аорта) между измерительными электродами, что также необходимо принять во внимание при расположении верхних измерительных электродов.
Электродные системы, используемые в Impedance cardiography, Cardioscreen, CIC-1000 , NCCOM и BioZ используют расположение верхних измерительных электродов на основании шеи и, таким образом, не учитываю вышеперечисленные биофизические аспекты, связанные с локализацией верхних измерительных электродов.
Нижняя измерительная пара электродов, входящая в состав электродной системы представляет собой пару электродных сборок с измерительной контактной площадкой, имеющей площадь в диапазоне 12 до 30 квадратных сантиметров каждая. Электродные сборки располагаются симметрично по обеим боковым сторонам грудной клетки на уровне мечевидного отростка, как показано на Рис.2.
Проведенные экспериментальные исследования показали, что уменьшение или увеличение суммарной площади электродов ведет к занижению количественных оценок определения ударного выброса. В случае уменьшения суммарной площади занижение оценок ударного выброса объяснятся недостаточной «глубиной измерения», что особенно выражено для тучных пациентов. В случае увеличения суммарной площади занижение ударного выброса определяется асимметричным расположением органов в грудной клетке. Расположение условных четвертей на срезе грудной клетки показано на Рис.3.
Установлено, что длина II и IV четверти по дуге от боковой линии составляет приблизительно +/- 10 см и вариабельна для пациентов разной конституции. У худых пациентов электродная контактная поверхность начинает захватывать четверти I и III, что приводит к заниженным оценкам УВ.
Оптимальная конструкция сборки электродов, ориентированная на использование одноразовых электродов с геометрией контактной площадки 2×2 см, представлена на Рис.4. Использование такой конструкции (Рис.4) гарантирует «глубину измерения» для пациентов различной конституции достаточную, чтобы она обеспечивала минимальный вклад в погрешность определения гемодинамических параметров сердца. Кроме того, эта конструкция гарантирует минимальный вклад в погрешность определения гемодинамических параметров, связанный с анатомическими особенностями зон I и III
Верхняя измерительная пара электродов, входящая в состав электродной системы, представляют собой пару одноразовых электродов с контактной площадкой 2х2 см.
Нижняя измерительная пара электродов располагается симметрично по боковым сторонам торса. Середина верхних электродов, входящих в сборку должна находится на уровне мечевидного отростка, как показано на Рис.2.
В электродной системе Impedance cardiography используется компромиссный вариант нижнего измерительного электрода — ленточный электрод. Использование в Cardioscreen, CIC-1000 ,NCCOM, BioZ, в качестве нижних измерительных электродов — пары одноразовых ЭКГ электродов с контактной площадкой 2х2 см никак не обосновано.
Использование в РКМ 1.0 электродной системы, разработанной с учетом электрофизических аспектов распределения электрических полей в грудной клетке, минимизирует погрешности в оценке dZ и повышает достоверность расчета УВ.
Другим аспектом, лимитирующим точность оценки параметра изменения импеданса dZ, является использование при его расчете значения времени изгнания VET (1).
Формула Кубичка оценивает ударный выброс из левого желудочка в аорту [14]. Но оценка времени изгнания VET классическим способом между точками S, T2 (Рис.5) не отражает времени изгнания левого желудочка LVET . Это подтверждают клинические исследования на предмет сопоставления времени оценок VET классическим способом по реокардиограмме и эхокардиографическим способом (Рис.6).
В экспериментальных работах [12,13] показана низкая корреляция, и завышение абсолютных величин времени VET, определяемого классическим способом на реокардиограмме, по сравнению со временем изгнания LVET, определяемого только для левого желудочка механо-кардиграфическим и эхокардиографическим способом.
Использование времени VET является одной из причин завышенных оценок УВ, особенно для пациентов неотложной кардиологии, когда наблюдается существенный асинхронизм работы правого и левого желудочков.
Стандартный способ определения точки T2 для оценки VET на реографической кривой — отрицательный максимальный минимум на первой производной после максимального значения производной.
При этом в качестве обоснования места нахождения точки используется сопоставление найденной точки T с началом появления II тона на фонокардиограмме. Но появление II тона на фонокардиограмме фиксирует окончание протодиастолы — фазы сердечной деятельности, в течение которой происходит закрытие аортального клапана.
Следовательно, время VET, определяемое стандартным способом, помимо гемодинамически эффективных фаз форсированного и редуцированного изгнания включает в себя гемодинамически неэффективную длительность протодиастолы. Длительность протодиастолы зависит от состояния клапанного аппарата сердца и патологий, связанных с ним.
Проведенные клинические исследования с одномоментной регистрацией М-эхокардиограммой и реокардиограммы, позволили разработать эвристический алгоритм поиска локализации точки T, отражающий на реокардиограмме окончание фазы эффективного изгнания из левого желудочка (ELVET).
Локализация точки T представлена на Рис.5 . Разработанный алгоритм поиска локализации точки T, как показали результаты клинических исследований Рис.6, дает точные оценки времени ELVET (r=0.86 , LVET эхокардиографическое=ELVETркм*0.893+0.0357) в сравнении с временем VET ( r=0.71, LVET эхокардиографическое=VETркм*0.901+0.077)
В реокардиомониторных системах Impedance cardiography, Cardioscreen, CIC-1000 при расчете используются оценки времени VET классическим способом.
Другим важным аспектом определения времени ELVET является локализация на реокардиограмме точки начала изгнания S. Для пациентов с отсутствием серьезных сердечных патологий определение ее положения не вызывает проблем: пересечение первой производной реокардиограммы с нулевой линией (Рис.5). Но в случае с наличие сердечных патологий на переднем склоне первой производной реокардиограммы появляется дополнительная волна с четко выраженным экстремумом. Большое разнообразие форм предволны [19] для пациентов неотложной кардиологии (ишемическая болезнь сердца, инфаркт миокарда и т.д.) и ее изменчивость в течение времени, является причиной ошибочного и нестабильного определения локализации точки S и, как следствие, неверного определения времени ELVET. Поиск решения этой проблемы привел к использованию в реокардиомониторной системы сигнала ЭКГ.
Разработанные алгоритмы привязки точки S к зонам ЭКГ [3] позволили повысить стабильность работы и достоверность определения времени изгнания ELVET у пациентов кардиологического профиля.
В реокардиомониторных системах Impedance cardiography, Cardioscreen, CIC-1000, BioZ сигнал ЭКГ используется только для поиска точки Q (начала QRS комплекса ЭКГ) и не учитываются возможности зонной привязки точки S к сигналу ЭКГ для достоверного определения момента начала изгнания.
Авторами статьи [21] по результатам исследований механизмов генеза реокардиограммы, проведенных на трехмерных математических моделях грудной клетки человека, установлено, что в формировании изменения импеданса dZ помимо процессов объемных изменений аорты и крупных сосудов, участвуют процессы изменения объемов камер сердца, движение сердца в целом (особенно в изометрической фазе), замещение в альвеолах легких воздуха кровью и др.. В момент начала изгнания крови из левого желудочка вклад этих нежелательных с точки зрения диагностики, процессов практически скомпенсирован, что характерно для здоровых людей. Но исключить из внимания этот аспект для пациентов неотложной кардиологии, у которых часто наблюдается сильный асинхронизм в работе камер сердца и анормальность перемешения стенок сердца в фазу изгнания, не корректно.
Анализ заниженных оценок УВ для пациентов, у которых предволна соизмерима либо превышает амплитуду , даже при условии правильной локализации точки S показал, что для этой группы пациентов выделяется величина контурного параметра реокардиограммы Zs-q = Zs-Zq (Рис.7). В то же время для пациентов с другими видами предволны величина Zs-q незначительна. Эхокардиографические исследования для группы пациентов с сильно выраженной предволной показали выраженный асинхронизм в работе камер сердца.
Таким образом, контурный параметр реокардиограммы Zs-q и его величина позволяет оценить степень влияния других процессов и учесть их вклад в изменение импеданса dZ в виде формулы (8).
Учет этого контурного параметра реокардиограммы Zs-q в виде формулы (8) при оценке изменения импеданса в фазу изгнания dZ, как показали клинические исследования, повышают достоверность оценки параметров гемодинамики для группы пациентов неотложной кардиологии.
(8)
, где
Zs-q-разность в импедансе между точками начала изгнания S и точкой, по времени совпадающей с зубцом Q на ЭКГ (Рис.7).
Kтела (Vэфф.) — конституционный поправочный коэффициент.
Приведенная формула Кубичека (1), строго говоря, справедлива для проводящей цилиндрически симметричной однородной среды [20].
Кроме того, по умолчанию, предполагается однородность силовых линий поля между измерительными электродами. Во всех существующих реокардиомониторных системах Bomed, CIC и т.д. присутствует конституционный коэффициент Ктела, который корректирует «идеализированную» цилиндрическую модель с учетом индивидуальных антропометрических параметров тела пациента и его грудной клетки. Поиск регрессионной зависимости, как правило, проводится методами оптимизации по результатам оценок УО крови реокардиографическим с использованием «идеализированной» формулы Кубичка и прямыми методами. Очевидно, что в этом случае важно с одной стороны представление исследователя о том, какое влияние оказывает та или иная антропометрическая характеристика тела, с другой стороны степень доступности в ее измерении врачом в реальной клинической ситуации.
Проведённый авторами факторный анализ по результатам клинических исследований позволил выделить четыре основных антропометрических параметра, влияющих на достоверность оценки УВ у пациентов разной комплекции и пола. К ним относятся: периметр шеи (Pшеи), периметр груди (Pгруди), рост (Н), вес(W).
Проведенные вычислительные эксперименты с разными структурами регрессионной зависимости Ктела=F(Pгруди,Pшеи,H,W) и последующий анализ полученных оценок, УВ позволил разработать оптимальную структуру регрессионной формулы для оценки корректировочного коэффициента Ктела (9):
(9)
, где
H-рост, W-вес, K0, K1, K2, K3 — коэффициенты, отдельно определяемые для мужчин и женщин,
Sгруди — эффективная площадь поперечного сечения (10),
Sгруди=(Pгруди2+(Pшеи*Pгруди)+Pшеи2)/(12*r) (10)
, где
Pгруди — периметр грудной клетки измерены на уровне мечевидного отростка грудной клетки,
Pшеи — периметр шеи.
Учет конституционных особенностей пациента (см. Таблицу.1) при расчете УВ реокардиографическим способом связан с различиями в распределении плотности силовых линий у пациентов разного веса, роста, пола, антропометрии грудной клетки.
- Биофизические аспекты
- Электрические механизмы формирования реокардиограммы
- электрофизические аспекты распределения полей
- локализация токовых электродов и измерительных электродов
- размеры токовых и измерительных электродов
- удельное сопротивление крови
- удельное сопротивление покоящейся крови
- удельное сопротивление движущейся крови
- электрофизические аспекты распределения полей
- Гемодинамические аспекты кардиодинамики
- определение времени изгнания левого желудочка
- форма кривой выброса в аорту
- индивидуальная вариабельность кардиодинамики
- прекардиальная реокардиография
- Электрические механизмы формирования реокардиограммы
- Индивидуальные особенности тела пациента
- пол
- возраст
- конституционные (рост, вес)
- индивидуальные особенности грудной клетки (периметр шеи, периметр груди, расстояние между измерительными электродами)
- Программно-алгоритмические аспекты
- определение точки S (начало изгнания)
- определение точки Т ( окончание изгнания )
- учет формы кривой выброса в аорту 4восстановление исходного неискаженного реокардиосигнала (исключение искажений, вносимых аналоговой аппаратурой)
- устранение дыхательных артефактов и выделение дыхательной волны отбор бездефектных кардиоциклов
- алгоритмы анализа индивидуальной нестабильности кардиодинамики
- Аппаратные аспекты
- фазо-частотные искажения
- уровень шума измерительного усилителя
- чувствительность к внешним помехам
- взаимовлияние каналов
- линейность детектора
- емкость кабеля системы отведения пациента
- погрешность дискретизации (погрешность преобразователей АЦП )
- полное выходное сопротивление генератора тока
- стабильность амплитуды и частоты генератора тока
- входное полное сопротивление измерительных усилителей
Для сравнения, реокардиомониторные системы NCCOM, Impedance cardiography [8,9,12,13] используют формулы для вычисления Kтела (Vэфф.), учитывающие только одну или несколько антропометрических характеристик. К примеру формула Вонга ( Impedance cardiography) Ктела=F(рост,вес,пол)[8,9] и Шрамека (NCCOM) Vэфф.=F(Pгруди)(NCCOM) [12,13] или, как в системе BioZ, Vэфф.=F(рост,вес,пол). Неучтенный вклад той или иной антропометрической характеристики тела на формирования реальной картины распределения силовых линий тока, в конечном счете, приводит к недостоверным оценкам УВ у пациентов нестандартной конституции.
К примеру: 2 пациента одинакового веса и роста, но с разными антропометрическими характеристиками груди Pгруди, Ршеи (периметр груди и шеи): первый- атлет с развитой грудной клеткой, второй тучный с развитым животом и узкой грудной клеткой. Формула Вонга даст один и тот же конституционный коэффициент и не учтет геометрии грудной клетки, а, следовательно, и различий в распределении силовых линий тока.
Параметр r- удельное сопротивление крови
Установлено [4,14,21] ,что основным источником изменения импеданса в грудной клетке является перераспределение объемов крови в разные фазы сердечной деятельности. По этой причине в формуле Кубичека присутствует параметр удельного сопротивления крови r.
Следующий момент, который необходимо учитывать это то, что r является величиной вариабельной от пациента к пациенту. Определение r прямым способом показало высокий разброс удельного сопротивления от 108 до 246 омiсм [1] . Поэтому использование в традиционных расчетах постоянного r (135 или 150 омiсм) может привести в погрешности оценки УВ до 60%. Сравнительный анализ существующих регрессионных формул оценки r по данным гематокрита, используемых в реокардиомониторных системах, по результатам сравнения с прямыми измерениями [1] для покоящейся крови показал, что оценки удельного сопротивления крови r от гемотокрита Ht по формуле (11) наиболее точны.
гемотокрит Ht для капиллярной крови:
r(Ht) = 13.5+4.29*Ht (%)
гемотокрит Ht для венозной крови:
r(Ht) = 52.74+3.17*Ht(%) (11)
Кроме того, авторы статьи [16] показали, что для больших скоростей сдвига ошибка определения удельного сопротивления r крови может достигать 25% и определяется выражением для определения отклонения Q (12).
Q (%)=-0.45*Ht*(1-exp(-0.26*(<v>/R)) (12)
, где
Ht- гемотокрит в %,
<v> — средняя по сечению сосуда скорость крови (сек-1),
R — радиус аорты (см).
Формула была выведена на основе экспериментальных данных полученных при пропускании потока крови через эластичную трубку, имитирующую крупный кровеносный сосуд. Причина изменения удельного сопротивления крови, по мнению автора статьи, в изменении ориентации эритроцитов и их перераспределения в движущемся потоке.
Применительно к реокардиографии формула (12) непосредственно использована быть не может по следующим причинам:
- на реокардиограмме только одна точка (dZ/dt)max пропорциональна средней скорости выброса в аорте;
- измерение радиуса аорты R требует проведения ультразвукового исследования.
В результате проведенного факторного анализа установлен незначительный вклад (< 5%) изменения радиуса аорты от пациента к пациенту на изменения удельного сопротивления крови. По результатам вычислительных экспериментов методами математического моделирования нами предложен вид регрессионной зависимости для определения поправочного коэффициента d (13).
d = K0 *(1-exp(K1*)
, где
— максимальная амплитуда дифференциальной кривой реокардиограммы,
K0,K1,K2 — коэффициенты (зависящие от пола пациента).
В системах NCCOM, BioZ факт вариабельности удельного сопротивления крови не учитывается. В других реокардиомониторных системах (Impedance cardiography, CIC-1000, Cardiоscreen) учитывается факт вариабельности удельного сопротивления крови. Но при этом не принимается во внимание то, что зависимости удельного сопротивления крови от гемотокрита Ht справедливы только для покоящейся крови.
Модифицированная формула Кубичка.
Изложенные биофизические аспекты и анализ их влияния на достоверность основных структурных параметров формулы Кубичека(1) dZ, Kтела, r позволили провести аргументированную модификацию формулы Кубичка(14).
Окончательный вид формулы (1) для оценки ударного выброса сердца с учетом вышеперечисленных биофизических аспектов приобретает вид (14):
(14)
Перспективы развития реокардиомониторных систем.
Индивидуальная вариабельность насосной функции сердца.
Оценка индивидуальной вариабельности параметров кардиодинамики (УВ, МОК и т.д.) и определение критериев стабильного состояния пациента являются актуальными и практически нерешенными задачами в области реокардиодиагностических систем. Индивидуальная вариабельность кардиодионамики лимитирует точность любых методов, в том числе и прямых инвазивных (радиоизотопный и термодилюционный методы, метод Фика и т.д).
Известен факт наличия хаотической деятельности сердца. Данный факт становится очевидным, если проанализировать прохождение волны возбуждения по дереву Гиса-Пуркинье.
Флюктуации нормального сердцебиения и параметров гемодинамики связаны с влиянием двух ветвей автономной нервной системы. Симпатическая ветвь является ускоряющей, в то время как стимуляция парасимпатической ветви сопровождается тормозящим эффектом на ритм сердца. Две ветви автономной нервной системы взаимодействуют нелинейным образом и в условиях нормального состояния здоровья, и в случае состояния болезни [17].
Несомненное достоинство реокардиографии — возможность определения степени индивидуальной нестабильности параметров гемодинамики, что впервые позволит говорить об объективном измерении параметров гемодинамики Термодилюция и радиоизотопные методы непригодны для решения подобных задач, так как используют интегральные оценки определения МОК. Эхокардиография же не ориентирована на длительный мониторинг параметров гемодинамики и, кроме того, не является достаточно точной.
В ряде патологий хаотическая деятельность сердца приобретает квазирегулярный характер. Например: у пациента А гемодинамический выброс сердца имел два устойчивых состояния (1 состояние -> МОК ~ 3 л/мин; 2 состояние -> МОК ~ 6 л/мин). Термодилюционный метод у этого пациента показал средний интегральный результат, который не отражал реального сердечного выброса.
Известно, что инвазивный термодилюционный метод, являющийся стандартом де-факто, дает достоверные значения МОК для стабильного состояния пациента, либо после успокоения гемодинамики и возврата ее в стабильное состояние. Но, кроме субъективных критериев, врач не имеет никакой диагностической информации о степени стабильности или нестабильности пациента.
Оценка диапазонов изменения параметров гемодинамики сердца позволяет врачу объективно относится к полученным диагностическим параметрам УО, МОК и т.д. у конкретного пациента. Кроме того, появляется возможность определения состояния пациента: стабильное состояние, наличие переходного процесса в гемодинамике из одного устойчивого состояния в другое и нестабильного состояния пациента.
Прекардиальная реокардиография
Проведенные исследования показали, что использование в составе РКМ дополнительной методики прекардиальной реокардиограммы потенциально позволит снизить ошибку определения ударного выброса у пациентов с выраженной клапанной недостаточностью (митральной, аортальной, трикуспидальной и легочной).
Прекардиальная реокардиограмма в отличие от реокардиограммы имеет инвертированный вид, как показано, на Рис.8 и фиксирует изменение объемов левого и правого желудочков. Примечательной особенностью реограммы сердца является четкая выраженность гемодинамических фаз. Время окончания фазы изгнания сердца приходится на абсолютный минимум прекардиальной реограммы и позволяет идентифицировать время изгнания сердца, не прибегая к более сложным методам обработки грудной реограммы. Это в первую очередь сказывается на стабильности и достоверности определения времени изгнания и, следовательно, УВ. Потенциальная возможность идентифиции типа и степени клапанной недостаточности и последующей корректировки величины УВ, делает прекардиальную реокардиографию предметом перспективных исследований и возможностей расширения границ применимости реокардиомониторного метода.
Заключение
Проведенные авторами фундаментальные и прикладные исследования в области повышения информативности метода реокардиографии, традиционно используемого для неинвазивной оценки состояния центрального кровообращения в отделениях функциональной диагностики, анализ и учет основных аспектов (Таблица 1.) влияющих на достоверность и точность оценки насосной функции сердца, позволили сформировать требования, разработать аппаратное и программно-алгоритмическое обеспечение для реокардиомониторной системы РКМ1.0. Основной отличительной особенностью диагностического комплекса РКМ1.0 является его ориентированность на использование в отделениях реанимации и интенсивной терапии, высокая достоверность и точность оценки насосной функции сердца у пациентов неотложной кардиологии, возможность длительного мониторинга в условиях оперативного, физиотерапевтического и медикаментозного лечения. Кроме того, впервые врач получает объективную информацию об инвидуальной точности оценки насосной функции сердца и объективные критерии оценки стабильного состояния пациента.
Проведенные клинические испытания реокардиомониторной системы РКМ1.0 [5,18] показали клинически приемлемую точность оценки параметров УВ, МОК с помощью реокардиомониторной системы РКМ 1.0 (коэффициент корреляции r=0.88 [5], r=0.85 [18]).
Стабильность определения ударного выброса в условиях свободного дыхания и спонтанных движений пациента, а также использование электродной системы, максимально освобождающей грудную клетку пациента, показывает целесообразность использования реокардиографической системы РКМ 1.0 для решения задач длительного мониторинга параметров центральной гемодинамики в условиях палат интенсивной терапии и реанимации, и что важно, неотложной кардиологии.
В таблице 2. приведен сравнительный анализ существующих реокардиомониторных систем с системой РКМ1.0, с позиции учета тех или иных биофизических аспектов повышения достоверности и точности оценки насосной функции сердца. Учет этих аспектов расширяет границу применимости реокардиомониторных систем. Впервые клиническая точность неинвазивных реокардиомиторных систем приближается к точности инвазивных термодилюционных систем, использование которых в практике реанимации и неотложной кардиологии является общепринятым. А появление новых диагностических возможностей делает реокардиомониторные системы необходимой заменой существующих инвазивных методов исследования насосной функции сердца.
РКМ1.0 | Impedance cardiography Renaissance technologies |
NCCOM3-R7s BoMed |
Cardioscreen Medis |
CIC-1000 Sorba medical systems |
BioZ | |
Литературный источник | [8,9,10,11] | [12,14] |
** | ** | *** | |
Удобство использования врачами | + | — (использует ленточные и точечные электроды) |
+ | + | + | + |
комфортность пациента | + | — (ленточные электроды) |
+ | + | + | + |
максимальная свободная площадь груди для проведения реанимационных процедур | + | — (ленточные электроды) |
+ | + | + | + |
Параметры электродной системы, влияющие на точность измерения УВ | ||||||
Максимально возможная однородность силовых линий между измерительными электродами | + | + | — (ток. электроды вблизи измерительных ~5 см) |
— (ток. электроды вблизи измерительных ~5 см) |
+ | — |
учет нелинейностей силовых линий при переходе от шеи к груди при выборе расположения верхних измерительных электродов |
+ ~4см выше основания шеи |
— (основание шеи) |
— (основание шеи) |
— (основание шеи) |
— (основание шеи) |
— (основание шеи) |
Учет влияния площади нижних измерительных электродов и ее оценка для пациентов разной конституции (12см2-30 см2) | + 25 см2 |
— 4 см2 |
— 4 см2 |
— 4 см2 |
— 4 см2 |
— 4 см2 |
2×2 (стандартные точечные электроды, недостаточная площадь для тучных или атлетических пациентов) | ||||||
отсутствие артефактов связанных с трением электродов во время дыхания и спонтанных перемещений пациента | + | — (использует ленточные и точечные электроды) |
+ | + | + | + |
Фазо-частотная коррекция (восстановление идеал. Реокардиограммы) | + | — | — | — | — | — |
Возможность определения времени изгнания левого желудочка | + ELVET (только левый желудочек) |
— VET (оба желудочка) |
— VET (оба желудочка) |
— VET (оба желудочка) |
— VET (оба желудочка) |
??? |
Учет конституционных особенностей пациентов: (рост, вес, aнтропометрии грудной клетки; пола пациента ); | ++++ Kтела=f(Sгруди, Рост, Вес, пол ) |
+++- Kтела=f(Рост, Вес, пол ) |
—+- Kтела=f(Pгруди = периметр грудной клетки) |
??? | ??? | +++- VEPT=f(Рост, Вес,пол ) |
учет влияния конусности распределения силовых линий в грудной клетке | + Sгруди-эффективная поперечная площадь |
— | — | ??? | ??? | ??? |
учет сопротивления крови покоящейся | + | + | — | ??? | ??? | — |
учет сопротивления крови движущейся | + | + | — | ??? | ??? | — |
Временное соотношение зон ЕКГ с особенностями локализации точки S — времени нач. изгнания | + | — | — | — | — | — |
Учет формы кривой выброса в аорту | + | — | — | — | — | — |
учет индивидуальной вариабельности кардиодинамики | + | — | — | — | — | — |
** — источник информации рекламный проспект и техническое описание:
Cardioscreen (Medis). Hemodynamic monitoring system. Рекламный проспект.
CIC-1000 ( Sorba medical systems).Non-invasive hemodynamic monitor. Рекламный проспект.
*** — источник информации WEB страница в Internet: http://www.cardiodynamics.com/
??? — информация не известна
Важно отметить, что все реокардиомониторные системы непригодны для достоверной оценки УВ у пациентов с выраженной клапанной недостаточностью и повышенным содержание жидкости в грудной клетке. Эти патологии является на сегодняшний день общепринятым ограничением всех реокардиомониторных систем [8,9,10,11,12,13]. Но дальнейшее развитие реокардиомониторных систем, связанное с использованием прекардиальной реокардиографии, потенциально позволит снять эти ограничения, что, несомненно, сделает реокардимониторные системы стандартом де-факто повсеместного использования в клинической практике отделений реанимации, неотложной кардиологии и интенсивной терапии.
ЛИТЕРАТУРА:
- В.И.Аринчин, И.В.Петрович, А.И.Севковский. Учет удельного сопротивления крови для повышения точности метода тетраполярной грудной реоплетизмографии. // Педиатрия , N7,-М:1987, стр 59-62
- Э.Г.Балуев. Исследования в области импедансных измерений параметров организма. Метрология медицинских измерений .-М:1983. стр 51-60.
- Беляев К.Р., Зубекно В.Г., Морозов А.А., Щукин С.И, Корнеев Н.В. Автоматизированный комплекс для мониторинга параметров центральной гемодинамики.//текущий сборник.
- Морозов А.А. Методические погрешности импедансных измерений и методы увеличения точности реографических исследований. // текущий сборник
- Зубенко В.Г., Беляев К.Р., Морозов А.А., Щукин С.И. Сравнительная оценка точности определения ударного выброса эхокардиографическим методом и мониторинговой реокардиографической системой РКМ 1.0. //III международная конференция новые информационные технологии в Медицине и Экологии, Ялта-Гурзуф, Украина, 1997г, стр. 73-74
- Цветков А.А. Исследования биоимпедансного метода и разработка аппаратуры для измерения региональных объемов жидкости и крови у человека: дисс. ..канд.тех.наук. -М:1985.
- Minghai QU, Yujian Zhang, Jong G.Webster and Willas J.Tompkins. Motion artifact from spot and band electrodes during impedance cardiography. Transactions on biomedical engineering.Vol.33. N11,1986
- United States Patent. System and method of impedance cardiography and heartbeat determination. Xiang Wang, Hun H.Sun,1994
- United States Patent. Apparatus and method for measuring cardiac output. Xiang Wang, Hun H.Sun,1995
- Charles C.J.Wo, C.Shoemaker. Noninvasive estimations of cardiac output and circulatory dynamics in critically ill patients, Critical Care Medicine,1995
- C.Shoemaker and all .Multicenter trial of a new thora-cic electrical bioimpedance device for cardiac output estimation, Critical Care Medicine,1994,Vol.23,N12.
- United States Patent. Noninvasive continuous cardiac output monitor. Bohumir Sramek.,1984
- B.Sramek. Noninvasive hemodynamic monitoring. Medical electronic, september, 1989.
- W.G.Kubicek. On the sourse of peak first time derivative (dz/dt) during impedance cardiography. Annals of Biomedical Engineering. Vol.17. 1989, pp.459-462
- H.C.Stern,G.K.Wolf,G.G.Belz. Comparative measuremens of Left Ventricular Enjection Time by mechano-,echo- and electrical impedance cardiography.Drug.res.35(II),N10,1985,pp 1582-1586.
- Klaas R.Visser. Electic Properties of Flowing Blood and Impedance Cardiography. Annals of Biomedical Engineering. Vol.17, pp. 463-473, 1989.
- Nonlinear dynamics in heart failure : Implications of long-wavelength cardiopulmonary oscillations./ A.L.Goldberger, Larry J.Findley, Michael R.Blackburn et.// Am. Heart J.-V.107.P.348-354
- D.G.Haryadi,D.R.Westenskow,S.I.Schookin, L.A.Critchley. Comparison of bioimpedance versus termodilution cardiac output. 11th world congress of anaestheolgists. April 1996.Australia.
- J.H.Nagel,I.Y.Shyu,B.E.Hurwitz. New signal processing technigues for inmproved presicion of Noninvasive Impedance Cardiography.Annals of biomedical engineering. Vol.17, pp.517-534,1989
- J.Kosincki,L.Chen,R.Hobbie,R.Patterson et. Contributions to the impedance cardiogram waveform. // Annals. of bimedical engineering, Vol.14, pp.67-80, 1986 21.L.Wang,R.Patterson. Multiple sources of the impedance cardiogram based on 3-D finite difference human thorax models.// IEEE transactions on biomedical engineering. Vol.42,N2,1995
Авторы:
Зубенко Вячеслав Григорьевич, к.т.н., доцент кафедры «Медико-технические информационные технологии» (БМТ-2) МГТУ им. Н.Э. Баумана. Научные интересы: математическое и физическое моделирование биообъекта, разработка программно-алгоритмического обеспечения компьютерных систем диагностики сердечно-сосудистой системы.
Беляев Константин Ревмирович, к.т.н., доцент кафедры «Медико-технические информационные технологии» (БМТ-2) МГТУ им. Н.Э. Баумана. Научные интересы: ранняя диагностика нарушений сердечно-сосудистой системы, изучение реакции организма на низкочастотные электромагнитные воздействия, цифровой анализ биомедицинских сигналов.
Морозов Александр Алексеевич, к.т.н., доцент кафедры «Медико-технические информационные технологии» (БМТ-2) МГТУ им. Н.Э. Баумана. Научные интересы: схемотехника медицинской радиоэлектронной аппаратуры, терапевтические и диагностические приборы и системы.
Зубенко Вячеслав Григорьевич
т. 263-6372 (р)
e-mail: zubenko@RL7.bmstu.ru
Беляев Константин Ревмирович
т. 263-6372 (р)
e-mail: misha@RL7.bmstu.ru
Морозов Александр Алексеевич
т. 263-6051 (р)
e-mail: misha@RL7.bmstu.ru