Содержание к диссертации
Введение
Глава 1. Предпосылки к разработке аппаратно-программного комплекса многоканальных электроимпедансных исследований фазовой структуры деятельности сердца 15
1.1. Электрокардиография 17
1.2. Ультразвуковое исследование (ЭхоКГ) 19
1.3. Магниторезонансная томография 21
1.4. Компьютерная томография 24
1.5. Электроимпедансные методы измерения 25
1.6. Существующие методы оценки объемных показателей деятельности отделов сердца 29
1.6.1. Определение УО при помощи обработки МРТ изображений 29
1.6.2. Определение УО при помощи обработки КТ изображения 30
1.6.3. Определение УО при помощи ЭхоКГ 31
1.6.4. Определение УО при помощи при помощи вентрикулографии 34
1.6.5. Определение УО при помощи электроимпедансных методов диагностики 35
1.6.6. Прекордиальные электроимпедансные измерения 40
1.7. Особенности строения сердца для электроимпедансных измерений 41
1.8. Исследование анатомических особенностей здоровых добровольцев 44
1.9. Общепризнанные механизмы формирования прекордиальных электроимпедансных сигналов 49
1.10. Выводы к главе 1 50
Глава 2. Теоретические и экспериментальные исследования, позволяющие обосновать параметры электродных систем и методику электроимпедансных прекордиальных измерений в области предсердий 52
2.1. Учет влияния кровенаполнения мягких тканей на прекордиальные электроимпедансные измерения в области предсердий 53
2.2. Определение теоретических требований к расположению электродных систем для анализа правых отделов сердца 56
2.3. Регистрация активности структур отделов сердца на физических моделях 61
2.4. Определение чувствительности электродных систем к перемещению границ предсердий 65
2.5. Определение локализации электродных систем на грудной клетке для оценки перемещения границ предсердий 67
2.6. Выводы к главе 2 72
Глава 3. Модель расчета вклада движения предсердно желудочковой перегородки в ударный объем сердца 74
3.1. Скорость потока крови в аорте в систолу 74
3.3. Построение моделей напряженно-деформированного состояния желудочков с постоянной массой крови 76
3.4. Экспериментальные результаты по моделям напряженно-деформированного состояния 82
3.5. Определение характера влияния упругих сил на перемещение перегородки 84
3.6. Модель перемещения ПЖП с переменным значением массы крови в желудочков во время изгнания 86
3.7. Экспериментальные результаты по модели, основанной на уравнении Мещерского 87
3.8. Выбор формы кривой скорости выброса крови из желудочков 89
3.9. Расчет перемещения ПЖП в течение изоволюметрического сокращения желудочков 91
3. 10. Результаты моделирования 94
3.11. Метод расчета вклада в ударный объем перемещения предсердножелудочковой перегородки 95
3.12. Результаты измерений по разработанной модели расчета вклада в УО желудочков перемещения ПЖП 100
3.13. Выводы к главе 3 102
Глава 4. Разработка биотехнической системы диагностики правых отделов сердца 104
4.1. Определение фазовой структуры деятельности отделов сердца 107
4.2. Программно-алгоритмические средства обработки электроимпедансных сигналов 109
4.3. Апробация методики анализа фазовой структуры деятельности отделов сердца на здоровых добровольцах 111
4.4. Апробация методики анализа деятельности правых отделов сердца на пациентах кардиологического профиля 112
4.5. Выводы к главе 4 118
Общие выводы и заключение по диссертации 119
Список литературы 120
- Определение УО при помощи электроимпедансных методов диагностики
- Определение теоретических требований к расположению электродных систем для анализа правых отделов сердца
- Метод расчета вклада в ударный объем перемещения предсердножелудочковой перегородки
- Апробация методики анализа деятельности правых отделов сердца на пациентах кардиологического профиля
Определение УО при помощи электроимпедансных методов диагностики
УО с помощью электроимпедансных методов измерения определяется либо с помощью трансторакальных измерений, либо - прекордиальных. Трансторакальное измерение позволяет проводить исследование центральной гемодинамики и определять гемодинамические параметры сердечной деятельности: УО, минутный объем крови, фракция сердечного выброса и многие другие [33]. Наиболее распространенными являются методы наложения электродов и последующей обработки данных по W.G. Kubicek (1966 г.) и B. Sramek (1982 г.) (Рис. 1.7). В настоящее время эти методы используются в большинстве существующих мониторных реокардиографических систем.
Сигнал полного импеданса имеет две составляющие: постоянный или базовый импеданс, обусловленный общим кровенаполнением тканей и их сопротивлением, и переменный или пульсовой импеданс, вызванный колебаниями кровенаполнения во время сердечного цикла. Величина пульсового импеданса значительно меньше базового импеданса и составляет не более 0,5 % от общего импеданса. Но именно пульсовой импеданс несет в себе наиболее важную информацию для реографии.
Впервые обоснованные соотношения между изменениями сопротивления биологической ткани и изменениями ее объема были выведены А.А. Кедровым в ряде работ в период 1941 - 1949 годов [49]. Позднее в 1950 году Nyboer независимо от Кедрова вывел аналогичную формулу, представленную в уравнении (4). гдеAV - изменение объема сегмента биоткани, Z и AZ - сопротивление и изменение сопротивления биоткани, V - объем измеряемого сегмента биоткани. Для цилиндрической модели участка между измерительными электродами отношение принимает вид уравнения (5). где р - удельное электрическое сопротивление крови, l - расстояние между измерительными электродами, Z - базовый импеданс.
Для определения УО методом трансторакальной реографии по методу W.G. Kubicek используется уравнение (7) и (8). Определение значения УО по методу В. Sramek представлено в уравнении (9). где Кт - поправочный коэффициент, учитывающий антропометрические параметры тела пациента, VET - время изгнания, определяемое по электроимпедансному пульсовому сигналу, — - положительная максимальная амплитуда первой производной кривой реокардиограммы, Р груди – периметр грудной клетки пациента, L - расстояние между измерительными электродами, Z6 - базовый импеданс, AZ - пульсовой импеданс.
УО линейно зависит от времени изгнания VET. Поэтому одна из основных проблем трансторакальной реографии заключается в определении моментов начала и конца фазы изгнания крови из желудочков.
Традиционный метод определения моментов начала и конца изгнания по трансторакальной реограмме заключается в том, что за момент начала изгнания (S accuu) принимается пересечение переднего фронта дифференциальной трансторакальной реокардиограммы (ДТРКГ). За момент окончания изгнания (Ркпасст) принимается второй локальный минимум после точки максимума дифференциальной реограммы (Рис. 1.8).
В случае, если точка начала изгнания, определенная по традиционному алгоритму, ложится левее точки R на ЭКГ, всегда на переднем фронте реограммы присутствует особенность, которая и должна быть принята за точку начала изгнания (точку S), независимо от ее выраженности.
Момент окончания фазы изгнания (точка Т) располагается обычно в области правее максимума дифференциальной кривой на втором локальном минимуме. В качестве возможного метода локализации момента закрытия аортального клапана (точки T) необходимо рассмотреть эвристический метод, суть которого заключается в анализе характерных локальных максимумов в диапазоне поиска от максимума ДТРКГ до точки В (Рис. 3.6). В результате в работах И.К. Сергеева [37] определено, что более точным определение точки Т является нахождение первого локального максимума Т .
Более современным методом измерения является метод трансторакального электроимпедансного измерения по С.И. Щукину, А.А. Морозову, К.Р. Беляеву, В.Г. Зубенко и Йонг Вен Хи [10]. Схема расположения электродов по такой методике представлена на рисунке 1.9.
Определение теоретических требований к расположению электродных систем для анализа правых отделов сердца
Для оценки возможности использования электроимпедансных методов измерения в анализе деятельности правых отделов сердца и оценки чувствительности электроимпедансных тетраполярных электродных систем к перемещению стенок предсердий были проведены эксперименты с использованием аналитического решения модели полубесконечного пространства со сферическим включением, описанного в работах [35]. Общая схема модели представлена на Рис. 2.6.
На Рис. 2.6 представлены: I – токовые электроды, U – потенциальные электроды, h – глубина залегания включения, R – радиус сферической модели сердца, 1 – удельное сопротивление мягких тканей, 2 – удельное сопротивление крови в сердце, 2а – расстояние между токовыми электродами, 2b – расстояние между измерительными электродами, y – смещение середины электродной системы относительно середины сферы.
В модели используется симметричная тетраполярная электродная система. Электроды - точечные. Сокращение отделов сердца моделируется изменением радиуса сферического включения R. Параметры a, b, h, 1 и 2 считаются постоянными.
На первом этапе целью экспериментов являлось выявление размеров и расположения электродных систем, которые будут наиболее чувствительны к перемещениям стенок предсердий.
Электроимпедансные измерения имеют ограничения по пространственному разрешению. При этом такие методики исследований являются интерференционными, то есть на измерения влияют все ткани и органы, которые располагаются в зоне интереса. Поэтому при увеличении глубины залегания объекта требуется увеличение размеров электродной системы. В работе [35, 36] показано, что для оценки перемещений границ крови в желудочках необходимо использовать электродные системы с расстоянием между токовыми электродами не менее 100х50 мм. Ограничением размеров электродной системы сверху являются размеры непосредственно самого объекта исследований и наличия сред с динамически изменяемыми параметрами вблизи него. Наиболее амплитудными движениями при сокращении сердца являются сокращения желудочков. Учитывая взаимное расположение предсердий и желудочков, необходимо располагать электродную систему в большей степени над предсердиями.
По данным МРТ исследований здоровых добровольцев продольный и поперечный размеры сердца по крови составляют 114±7,8 х 87±2,2 мм, соответственно, средний продольный размер предсердий составляет 35±3,3 мм.
Таким образом, использование электродных систем с размерами, превышающими 150х75 мм, приведет к измерениям, в которые основной вклад будет вносить движение крови в желудочках. Это, в свою очередь, приведет к потере информации о движении границ предсердий.
Сформулированы параметры математической модели, которые представлены в Таблице 3.
Измерение электроимпеданса в математической сферической модели сердца осуществляется при помощи уравнения (11) [35]. , (11) где pi - удельное сопротивление мягких тканей, р2 - удельное сопротивление крови, а - полурасстояние между токовыми электродами, Ъ - полурасстояние между измерительными электродами, R - радиус эквивалентной сферы, имитирующей предсердия, h - глубина залегания предсердий, у - смещение электродной системы относительно центра предсердий.
Чувствительность Se электроимпедансных измерений к движению предсердий оценивается с помощью уравнения (12). где AZ(AR=IMM) - изменение пульсового импеданса при смещении стенки предсердий на 1 мм, Zduacmona - значение пульсового импеданса в диастолу предсердий.
Начальное положение электродной системы - центр сферической модели предсердий. Результаты моделирования представлены на Рис. 2.7-2.9.
Выявлено, что для достижения наибольшей чувствительности электроимпедансных измерений к движению стенок предсердий необходимо располагать электродные системы над предсердиями со смещением от 10 до 30 мм от середины предсердий. 2.3. Регистрация активности структур отделов сердца на физических моделях
Целью экспериментальных исследований является анализ влияния движения ПЖП на электроимпедансные измерения. Созданы однотипные двухслойные модели с раздельными объектами, имитировавшими желудочки и предсердия сердца, с характеристиками, представленными в Таблице 4. Разработанный макет представлен на Рис. 2.10.
Для проведения исследований использовалась многоканальная электроимпедансная система РЕО-32. Параметры диагностической системы представлены в Таблице 5.
Для количественной и качественной оценки изменения электроимпедансного сигнала, вызванного перемещением ПЖП, эксперименты включали в себя по 32 измерения.
Метод расчета вклада в ударный объем перемещения предсердножелудочковой перегородки
В пункте 1.8 было показано, что ПЖП имеет форму, близкую к сектору шара или эллипсоида вращения. Для того, чтобы верно рассчитывать данные о вкладе перемещения тканей приклапанной области в УО, необходима следующая информация:
- перемещение ПЖП;
- диаметр желудочков во фронтальном срезе.
Такую информацию можно получить по МРТ изображениям.
В работе предложен и реализован алгоритм расчета вклада в УО левого желудочка перемещения ПЖП. Алгоритм основан на предварительном анализе МРТ изображений с последующим расчетом измеренных параметров в значение изменения объема крови в области желудочков, близкой к поверхности ПЖП, с учетом текущих значений ЧСС и УО, измеренного по методу радиального электроимпедансного картирования (А.Н. Тихомиров).
На Рис. 3.13 представлен вариант выбора аппроксимирующего клапанную поверхность сферы, построенного в конце диастолы [63].
Для правильного расчета объема выброса, вызванного перемещением ПЖП, необходимо указывать радиус эквивалентной сферы, а также секущую, которая является отграничивающей линией от объемов желудочков, рассчитываемых с помощью прекордиальных радиальных электроимпедансных измерений. Оба этих параметра сильно зависят от врача-оператора – эксперта, которому необходимо задать начальные значения для расчета модели. В результате исследований было получено, что точность измерений, основанных на моделировании перемещения ПЖП, может иметь погрешность до 30%.
На Рис. 3.14 представлен вариант выбора аппроксимирующего клапанную поверхность эллипсоида вращения, построенного в конце диастолы желудочков.
Проблемы выбора размеров такой фигуры остаются такими же, как при выборе эквивалентного шара. Однако разброс размеров аппроксимирующей фигуры становится значительно меньше, так как эллипс лучше описывает форму желудочков.
Учитывая сложность расчетов объема сектора эллипсоида вращения, можно сделать упрощение расчетов модели заменой такого сектора на усеченный конус. На Рис. 3.15 представлена аппроксимация приклапанной области желудочков усеченным конусом. Погрешность такого упрощения составляет менее 15%, а в пересчете в общий УО погрешность упрощения составляет менее 2%.
Проблемными местами подбора параметров расчетов являются: подбор секущей №1 (Рис. 3.15), ограничивающей объем приклапанной области желудочков; подбор секущей №3 (Рис. 3.15), аппроксимирующей стенки желудочков в области ПЖП.
По результатам исследования движения ПЖП по данным МРТ был сделан вывод, что размеры секущей №3 можно сохранять в любой момент систолы, так как это значение вносит небольшую погрешность в измерение объема крови в приклапанной области (не более 3% от вклада в УО желудочков). Для снижения вероятности погрешности, связанной с выбором оператором неверных размеров основания 3, выбрано соотношение 1:3, то есть длина секущей №3 = длина секущей №1 / 3.
Наиболее важным определяемым визуальным параметром является значение диаметра сердца в приклапанной области желудочков. Погрешности измерения оператором объема крови в приклапанной области могут достигать 17%.
Для минимизации субъективной погрешности при выборе кривой №1, описывающей клапанную поверхность, в соответствии с Рис. 3.15 расчет ударного объема, обеспечиваемого движением ПЖП, должен проводиться по следующему алгоритму:
1. По данным МРТ выбирается изображение с фронтальным срезом сердца, на котором виден аортальный клапан или клапан легочной артерии в конце диастолы желудочков.
2. На МРТ изображении граница желудочков аппроксимируется эллипсом. Длинная ось эллипса близка к анатомической оси сердца (отклонение до 15 ). В приклапанной области граница эллипса должна быть вписана в границы внутренних областей желудочков, определяемые по границе крови.
3. Определяется секущая из точки А в точку В, параллельная аортальному клапану. Точка А – максимальный изгиб внешней стенки в области ЛЖ при сужении к аорте. Точка В – точка пересечения вертикальной прямой из вершины «треугольника», образуемого при переходе от ПП к ПЖ, с самой секущей №1.
4. Определяется длина секущей АВ (переменная b).
5. Сектор эллипса аппроксимируется усеченным конусом. Нижнее основание – b, верхнее основание – a = b / 3.
6. Предполагается, что при сокращении желудочков происходит смещение только основания а на расстояние, равное смещению аортального клапана.
7. Изменение значения объема крови в приклапанной области рассчитывается по формуле (44).
Таким образом, можно выделить данные, которые необходимо получать оператором вручную на начальном этапе мониторирования:
- исходное перемещение ПЖП при определенном значении ЧСС;
- общий диаметр желудочков сердца на фронтальном срезе в соответствии с разработанным алгоритмом.
Апробация методики анализа деятельности правых отделов сердца на пациентах кардиологического профиля
На базе Первого МГМУ им. И.М. Сеченова проведены исследования методики на пациентах кардиологического профиля. В исследовании приняло участие 18 человек. Все пациенты с клинически подтвержденными заболеваниями были разделены на 3 нозологические группы: ишемическая болезнь сердца (8 пациентов), мерцательная аритмия (6), сердечная недостаточность (4). Прекордиальные электродные системы располагались в соответствии с Рис. 4.2. Для регистрации электрической активности сердца синхронно с электроимпедансными каналами регистрировалось ЭКГ отведение aVF. Все полученные результаты измерений сравнивались с данными, полученными при исследованиях здоровых добровольцев и с данными УЗИ. Результаты исследования представлены в Таблице 16.
На Рис. 4.6 представлено сравнение средних значений измеряемых параметров, полученных на здоровых добровольцах и пациентах кардиологического профиля.
В ходе проведенных исследований были получены следующие основные результаты:
1. Для большинства пациентов в среднем временные показатели больше «условной нормы» на 10-20%;
2. Среди всех рассмотренных нозологических групп у пациентов с МА наблюдались наибольшие длительности АРЕР (в среднем АРЕР больше значений, полученных на здоровых добровольцах, на 24 %) и АЕТ (больше на 33 %);
3. Пациенты с ишемической болезнью сердца имеют завышенные значения периодов АРЕР (на 17 %) и АЕТ (на 23 %);
4. Пациенты рассмотренных нозологических групп обладают увеличенными значениями длительности периода РЕР (в среднем на 23 %);
5. Пациенты рассмотренных нозологических групп имеют больший разброс показателей длительностей периодов электрического и механического сокращения предсердий и желудочков от одного кардиоцикла к другому по сравнению с данными, полученными на здоровых добровольцах. Разброс значений в ходе исследований достигал в среднем: для параметра АРЕР -увеличения на 67%, АЕТ – увеличения на 97%, РЕР – увеличения на 7%.
Показатели гемодинамики и электрокардиографии в некоторых случаях оказываются в норме, что не всегда говорит о нормализации процессов, протекающих в организме пациента.
В статье [37] описана ситуация с пациентом, страдающим от МА. В ходе исследований [37, 61, 66] было показано, что в некоторых случаях при МА эффективный выброс из желудочков происходит не стабильно, что постепенно приводит к нарушениям в работе всего организма в целом (Рис. 4.7).
В качестве других примеров результатов, получаемых в ходе отдельных исследований, в Таблице 17 приведены данные о двух пациентах кардиологического профиля, а в Таблице 18 – рассчитанные значения фазовой структуры деятельности отделов сердца.