Обнаружение измененной сократимости сердца человека дистантным емкостным датчиком: новый принцип кардиокимографии

Обнаружение измененной сократимости сердца человека дистантным емкостным датчиком: новый принцип кардиокимографии

Шерозия Г.Г. ( эЬ gosha@cardio.ru ), Евстифеев И.К.

Российский кардиологический научно-производственный комплекс МЗ РФ

Введение

Во время сокращения (систолы) сердце отходит от поверхности грудной стенки. При этом мягкие ткани межреберий прекордиальной области несколько смещаются внутрь, в направлении грудной полости. Если, однако, участок стенки сокращающегося левого желудочка не получает необходимого количества крови (т.е. испытывает ишемию), то сократимость миокарда этого участка быстро уменьшается. Напряжение стенки такого участка при систоле увеличивается слабо и под влиянием повышающегося внутрижелудочкового давления миокард данного участка образует локальное выпячивание. Последнее вынуждает прилегающие мягкие ткани прекордиальной области смещаться наружу. Различное направление локальных смещений участка грудной стенки у здоровых людей и у больных ишемической болезнью сердца можно использовать для ее диагностики [1, 2, 5, 6]. Первоначально для определения направления малых перемещений кожи, зависящих от деятельности сердца, применяли разнообразные контактные механо-электрические датчики [1, 2]. Метод, названный кинетокардиографией, требовал полной неподвижности больного, включая задержку дыхания на время записи кривой малых перемещений.

Некоторого улучшения метода добился Вас [3], создав дистантный датчик перемещений. Чувствительным элементом этого датчика была плоская спиральная катушка индуктивности. Она входила в резонансный LC-контур генератора по схеме Клаппа (рабочая частота 10-20 МГц). Этот метод назвали кардиокимографией [4-6]. Движение кожи относительно сенсора изменяет резонансную частоту и амплитуду колебаний в контуре генератора, эти изменения детектировались. Вас считал, что электромагнитное поле, создаваемое катушкой, должно индуцировать в сердце человека вихревые токи, а их воздействие на катушку позволяет следить за движениями непосредственно сердца. Однако Вильсон и Гезеловиц [7] теоретически и экспериментально показали, что основной вклад в

выходной сигнал кардиокимографа (при отсутствии магнитного экранирования катушки) вносит изменение длины воздушного зазора между катушкой и поверхностью тела, т.е. изменение емкостной связи между ними. Такой же результат получили Араи [8] и Паулат [9]. Мы развили новый емкостный способ получения кардиокимографического сигнала, предложенный недавно группой авторов из Китая [10]. В отличие от индуктивных датчиков перемещения для его работы не требуется схемы автоподстройки частоты. Кроме того, прибор прост в изготовлении и недорог.

Новый принцип кардиокимографии

Новый принцип «активной» кардиокимографической системы [10] напоминает используемый в кондуктометрии. Сходство заключается в том, что выходной сигнал прибора зависит от величины электрического сопротивления жидкой среды, заключенной между парой металлических электродов, причем, во избежании поляризации, через среду пропускается высокочастотный ток. Отличие состоит в том, что средой, оказывающей сопротивление переменному току, является, во-первых, плазма крови и межклеточная жидкость и, во-вторых, небольшой слой диэлектрика - воздуха. Последнее определяется тем, что один из пары электродов (в форме диска) «активной» кардиографической системы устанавливается над участком кожи прекордиальной области, направление перемещения которого необходимо определить, а второй электрод прикрепляется к коже спины больного. Таким образом, образуется «активный» биологический емкостный датчик [11], чувствительный к изменениям расстояния между поверхностью кожи и электродом-диском.

Использование емкости для измерения расстояния. Емкость С между обкладками

плоскопараллельного конденсатора (при условии, что ё <<VS ) определяется формулой:

С =

ё

где в0 - диэлектрическая проницаемость вакуума (в0=8,85х10-12 Ф/м), вг - относительная диэлектрическая проницаемость среды между обкладками конденсатора (для воздуха вг можно считать приблизительно равной 1), Б - площадь поверхности пластин конденсатора, d - расстояние между ними.

Площадь перекрытия обкладок конденсатора, образованного принимающей пластиной датчика и поверхностью кожи прекордиальной области, составляет 9,6 см2. Зависимость емкости конденсатора от расстояния между обкладками представлена на рис. 1.

Из графика (рис. 1) следует, что диапазон изменений емкости составляет приблизительно от 4 до 17 пФ (расстояния между обкладками при кардиокимографических исследованиях обычно лежат в пределах 0,5 - 2 мм).

Полный электрический импеданс Ъ среды, находящейся между «активным» электродом и принимающей пластиной датчика, может быть записан как:

1

7 = 7 + ЯЬ + ,

е Ь .,-,>

]аС

где Ъе - импеданс перехода «электрод-кожная ткань», составляет порядка 1 кОм (используемая в приборе частота - 50 кГц); Яь - сопротивление тканей тела, находящихся между «активным» электродом и электродом-диском, составляет порядка 100 Ом; последний член выражения (2) - импеданс конденсатора - порядка 1 МОм, так как емкость конденсатора между поверхностью кожи и электродом-диском составляет 4-17 пФ. Таким образом, основным является импеданс конденсатора. Расчет показывает, что величина получаемых на практике изменений импеданса конденсатора также превосходит сумму Ъе и

С, пФ

30

Яь.

25

20

с1, мм

Рис. 1. Зависимость емкости конденсатора от расстояния между обкладками

15

10

5

0

Зависимость емкости плоскопараллельного конденсатора от расстояния между обкладками является гиперболической, т.е. существенно нелинейной, но, при измерениях малых отклонений от начального зазора между обкладками, изменения емкости можно считать линейно зависящими от изменений расстояния. Если начальное расстояние между электродами х0=0,5 мм, а его изменение Ах=0,1 мм (по данным [1] перемещения поверхности кожи прекордиальной области составляют 5-200 мкм), то отклонение от линейно

приближенного сигнала составляет приблизительно 5 %. Такое отклонение линейно приближенной кривой от реальной в нашем случае можно считать малым, а, следовательно, при изменении первоначального расстояния между обкладками на 0,1 мм зависимость можно считать практически линейной.

Особенностью емкостных датчиков расстояния является их малая начальная емкость, которая для различных конструкций колеблется от десятых долей до нескольких тысяч пикофарад [12]. Питание датчиков, имеющих небольшую емкость, осуществляется, как правило, от источников напряжения высокой частоты [13]. Это вызвано тем, что только при использовании для питания этих датчиков токов высокой частоты реализуется их высокая чувствительность и обеспечивается стабильная работа связанных с ними измерительных схем. При питании емкостных датчиков током низкой частоты их внутреннее сопротивление становится весьма большим. Поэтому для обеспечения достаточной чувствительности и стабильности измерений сопротивление изоляции элементов датчика и входных цепей измерительных схем должно быть чрезвычайно высоким.

Измерительная система кардиокимографа

Эта система состоит из генератора, блока емкостного датчика, цепи демодуляции и блока гальванической развязки (рис. 2). На блок-схеме показаны также обкладки конденсатора: а - "активный" электрод, прикрепленный к спине испытуемого; б - электрод-диск емкостного датчика.

В основу измерительной схемы положен принцип синхронного детектирования сигнала [14, 15], т.е. амплитудное детектирование колебаний при одновременной подаче на детектор напряжения сигнала и опорного напряжения, совпадающих по частоте и фазе.

Рис. 2. Блок-схема кардиокимографа. Обозначения: а - "активный" электрод, прикрепленный к спине испытуемого; б - электрод-диск емкостного датчика

Генератор вырабатывает два синфазных сигнала постоянной частоты прямоугольной и треугольной формы (рис. 3.).

Генератор

г

и

Емкостный датчик

Перемножитель

и\ к

0 г

Рис. 3. Схема, поясняющая принцип использования синхронного детектирования

Сигнал треугольной формы подают на «активный» электрод, прикрепленный к спине испытуемого, а электрод-диск располагают над участком кожи прекордиальной области грудной клетки на расстоянии, не превышающем нескольких миллиметров. Участок кожи и электрод-диск образуют конденсатор (емкостный преобразователь), емкость которого изменяется при движениях кожи относительно электрода-диска, т.е. между «обкладками» конденсатора. Операционный усилитель в блоке преобразователя включен по схеме дифференциатора (рис. 4). Поэтому входной треугольный сигнал преобразуется на выходе в сигнал прямоугольный, амплитуда которого прямо пропорциональна величине емкости между пластиной электрода-диска и поверхностью кожи грудной клетки больного. Прямоугольные сигналы с емкостного датчика и от генератора подают на перемножитель. Высокочастотную составляющую выходного сигнала перемножителя устраняют фильтром низких частот.

г

Я

Рис. 4. Схема дифференциатора

Рассмотрим подробней работу дифференциатора. Одна обкладка конденсатора С (рис. 4; слева) образована поверхностью кожи под электродом-диском, а вторая - самим диском (рис. 4; справа), причем он соединен с инвертирующим входом операционного усилителя. На прикрепленный к спине больного электрод подается напряжение треугольной формы Увх. Приближенно можно считать, что электрические токи, протекающие через конденсатор С и сопротивление Я (рис. 4), равны и противоположно направлены:

1с = -!к ,

или, что тоже самое,

йУ V

С вх = вых

йХ Я

где Увых - напряжение на выходе операционного усилителя.

Следовательно, выходное напряжение Увых операционного усилителя

Увых =-ЯСйУх-.

аХ

Напомним, что входной сигнал - сигнал треугольный. После его дифференцирования на выходе операционного усилителя получится прямоугольный сигнал (рис. 3).

Если, для упрощения, рассматривать только первые гармоники поступающих на перемножитель сигналов, то сигнал на входе дифференциатора можно записать в виде

Увх = У0 СОЭ^),

сигнал на выходе дифференциатора

Удых = Уо ЯСшМм).

Сигнал, поступающий на перемножитель непосредственно от генератора, есть

Уг = Уо ) .

Тогда сигнал на выходе перемножителя оказывается равным

Увых = 2КСУо (1 - С08(2^))•

Это уравнение является основным для демодулирующей схемы. Высокочастотная составляющая выходного сигнала перемножителя легко отфильтровывается с помощью фильтра нижних частот.

Главная трудность при синхронном детектировании заключается в получении синхронного с сигналом опорного напряжения. Рассмотрим случай, когда между промодулированным сигналом и опорным существует сдвиг фаз ф, и проследим, к чему это может привести. Заметим также, что емкость С является величиной не постоянной, а медленно изменяющейся. Тогда ток, протекающий через сопротивление Я в схеме дифференциатора, равен

1я = й!^(СУвх), йг

а выходное напряжение

Увых =- Ыя =- я4- (СУвх )=- Я

( 4С

йг

-Увх + С^ йг йг

Так как Увх = Уо С08(аг), то

Увых = -ЯУо I -— С08(<э1)- С а 8ш(аг) 1.

йг

Если последнее выражение перемножить с сигналом генератора (со сдвигом фаз ф):

Уг = У0 8ш

то получим

Уффых = -ЯУ02

(йС 1

—С08

йг )

=- 1 яУ00

йС йг

Если теперь устранить высокочастотные составляющие фильтром низких частот и предположить, что сдвиг фаз ф<<п, то последнее выражение можно переписать в виде

Ув

ф

вых

-1ЯУ02 2 0

С йг

ф- Са

В - ас -

В полученном выражении сохранился член, содержащий -, т.е. выходной сигнал

йХ

будет зависеть от скорости изменения С, если между частотой опорного сигнала и модулированного существует сдвиг фаз ф. Однако в нашем случае влияние сдвига фаз существенно только в случае, если значение ф приближается к п/2.

Техническое решение кардиокимографа

В отличие от системы описанной в [10] мы использовали синфазные сигналы треугольной и прямоугольной формы, вырабатываемые одним и тем же генератором (микросхема 1СЬ8038). Использование треугольного и прямоугольного сигналов упрощает техническое решение схемы. В случае применения функций синуса и косинуса необходимо применять либо генератор, с выходов которого можно получить когерентные синусоидальный и косинусоидальный сигналы, либо фазосдвигающую цепь для преобразования синуса в косинус.

В микросхеме генератора (1СЬ8038) задержка (или сдвиг фаз, измеренный в секундах) между прямоугольным и треугольным сигналами составляет 90 нс. Периоды прямоугольного и треугольного колебаний равны 20 мкс. Значит, период более чем в 200 раз превышает сдвиг фаз, т.е. сдвиг фаз мал и им можно пренебречь.

Сигнал с выхода перемножителя (использована микросхема линейного четырех-квадрантного перемножителя КМ525ПС3А) поступает сначала на фильтр высоких частот (ФВЧ), а затем на фильтр низких частот (ФНЧ). Пассивный фильтр высоких частот представляет из себя дифференцирующую ЯС-цепочку. Для данной схемы частота среза фильтра по уровню - 3 дБ равна 0,1 Гц. Частота 0,1 Гц определяется тем, что, во-первых, фильтр должен устранять постоянную составляющую выходного сигнала перемножителя, а, во-вторых, необходимо, чтобы фильтр пропускал сигнал с частотой порядка 1 Гц, отображающий деятельность сердца. ФНЧ - активный, выполнен на микросхеме операционного усилителя ТЬ082. Использована схема фильтра Баттерворта второго порядка. Частота среза ФНЧ по уровню - 3 дБ равна 470 Гц. ФНЧ необходим для того, чтобы устранить высокочастотную составляющую выходного сигнала перемножителя.

Для защиты больного от поражения электрическим током использована оптоэлектронная гальваническая развязка (выполнена на оптроне НСКЯ200), которая соответствует требованиям электробезопасности*.

Для регистрации и последующей обработки выходной сигнал кардиокимографа вводили в персональный компьютер при помощи 12-разрядного АЦП. Частота оцифровки составляет 1 кГц.

Заключение

Для клинических испытаний изготовленного прибора получено разрешение**. Испытания провели на 28 больных, перенесших инфаркт миокарда. Результаты испытаний подтвердили возможность выявления нарушений сократимости (дискинезий) левого желудочка созданным кардиокимографом. Использование возможностей компьютера должно сократить число неудачных проб, а проведение кардиокимографической пробы не потребует задержки дыхания [9].

В настоящее время в лаборатории регуляции сердечно-сосудистой системы Института Экспериментальной кардиологии проводятся предварительные испытания компьютеризированной кардиокимографической системы для последующих исследований больных во время выполнения велоэргометрической нагрузочной ЭКГ пробы. Необходимость использования кардиокимографии при пробе с мышечной (физической) нагрузкой заключается в том, что изменения сократимости миокарда возникают в области недостаточного его кровоснабжения, которое создается именно при такой нагрузке. Более того, эти изменения обычно выявляются несколько раньше, чем ишемические изменения ЭКГ. Таким образом, велоэргометрическая проба может быть прекращена раньше и поэтому оказаться более безопасной.

* -.—ж-

По электробезопасности кардиокимограф соответствует требованиям ГОСТ Р 50267.0-92 и ГОСТ Р МЭК 601-1-1-96. (Протокол испытаний на электробезопасность № 2462-00 от 1 декабря 2000 г. Испытания поводила лаборатория ЗАО «ВНИИМП-ВИТА»,

аккредитованная Минздравом России).

**

Протокол № 60 (от 2 декабря 2000 г.) заседания Комитета по вопросам этики в клинической кардиологии РКНПК МЗ РФ.

Литература

1. Eddleman E.E. The kinetocardiogram. I. Method of recording precordial movement. Circulation 1953;8(2):269-275.

2. Андреев Л.Б., Андреева Н.Б. Кинетокардиография. Ростов: Изд. Ростовского у-та; 1971. с. 307.

3. Vas R. Electronic device for physiological kinetic measurements and detection of extraneous bodies. IEEE Trans. Biomed. Eng. 1967;14(1):2-6.

4. Pepper M.G., Taylor D.J.E., Kwok M.C. Noninvasive detection of ventricular wall motion by electromagnetic coupling. Part 2: experimental cardiokymography. Med. Biol. Eng. Comput. 1991;29(1):141-148.

5. Tzivoni D., Vas R., Silverberg R., Diamond R., Forrester J. Cardiokymographic wall motion pattern in patients with acute myocardial infarction. Intern. J. Cardiol. 1982;1:423-432.

6. Vas R., Diamond G.A., Wyatt H.L., da Luz P.L., Swan H.J.C., Forrester J.S. Noninvasive analysis of regional myocardial wall motion: cardiokymography. Am. J. Physiol. 1977;233(6):H700-H706.

7. Wilson D., Geselowitz D.B. Physical principles of displacement cardiograph including a new device sensitive to variations in torso resistivity. IEEE Trans. on Biomed. Eng. 1981;28(10):702-710.

8. Arai Y. Factors determining the waveforms of cardiokymography. Japanese Heart 1981;22(2):191-200.

9. Paulat K. Nichtinvasives Monitoring von Herzbeweungsstorungen und Blutdruck. VDI Berichte 1991;886:97-106.

10. Ge W.Q., Luo Z.C., Jin J. Cardiokymograph system with a capacitance transducer and its preliminary application in the measurement of heart wall movement. Med. Biol. Eng. Comput. 1998;36:22-26.

11. Geddes L.A., Baker L.E. Principles of applied biomedical instrumentation. Ch. 5. Capacitive transducers. New York: J. Wiley & Sons; 1968.

12. Бухгольц В.П., Тисевич Э.Г. Емкостные преобразователи в системах автоматического контроля и управления. Москва: Энергия; 1972. с. 80.

13. Михлин Б.З. Высокочастотные емкостные и индуктивные датчики. Москва: Госэнергоиздат; 1960. с. 72.

14. Момот Е.Г. Проблемы и техника синхронного радиоприема. Москва: Связьиздат; 1961. с. 172.

15. Манаев Е.И. Основы радиоэлектроники. 3-е издание, перераб. и доп. Москва: Радио и связь; 1990. с. 512.