2.6.2. Технические средства импедансной реоплетизмографии
При измерениях можно использовать различные варианты построения измерительных цепей.
При четырехпроводной измерительной цепи (рис. 19), в которой электрический ток пропускается через электроды 1 и 2 и созданной им падение напряжения определяется между электродами 3 и 4, а глубина проникновения электрического тока зависит от расстояния между электродами 1 и 2.
При малом расстоянии (рис. 19 а) электрический ток замыкается через зоны, близкие к поверхности, и колебания сопротивления в глубине ткани при измерениях будут создавать малый сигнал. При большом расстоянии (рис. 19 б) электрический ток проникает глубже и информативность регистрируемого сигнала значительно возрастает. Измерительные и токовые электроды в такой схеме разделены между собой. В медицине этот способ получения информационного сигнала называют тетраполярным
При двух электродной измерительной цепи и малом расстоянии между электродами, полученные результаты будут зависеть и от формы электродов. Такая схема называется биполярной. Двухэлектродные измерительные цепи в некоторых случаях могут быть более универсальными и позволяют кроме реограммы регистрировать электрокардиограммы.
Рис. 19. Проникновение электрического тока в глубину при малом (а) и большом (б) расстояниях между электродами
При построении реографов необходимо учитывать такие особенности биологических объектов, как теплозависимость и нелинейность их вольтамперных характеристик. Поэтому при выборе измерительных цепей необходимо обеспечивать неизменность и воспроизводимость электрических режимов, в которых проводятся измерения электрических параметров. Измерение параметров теплозависимого электрического сопротивления и его временных изменений в неопределенном электрическом режиме приводит к плохой воспроизводимости полученных результатов, к трудностям в их интерпретации и проблемам с установлением нормы.
Измерительные цепи должны обеспечивать «работу» объекта измерения или в режиме постоянной электрической мощности, рассеиваемой на нем, или в режиме постоянного значения одного из параметров электрического тока, протекающего через него или в режиме заданного падения напряжения в нем.
При построении измерительных цепей реографов в основном используют режим заданного через объект электрического тока. При его использовании параметры объекта изменяются на меньшую величину под влиянием внешнего энергетического воздействия по сравнению с другими режимами. При протекании электрического тока в объекте измерений рассеивается теплота, биологическая ткань нагревается и ее сопротивление RТ, как правило, уменьшается. Это приводит к тому, что уменьшается значение электрической мощности Р = i2RТ рассеиваемой в ней в форме теплоты. В свою очередь это приводит к тому, что изменение сопротивления биологической ткани под влиянием электрического тока будет меньше по сравнению с любым другим электрическим режимом.
В качестве примера рассмотрим реограф Р4-02, предназначенный для преобразования одновременно по 4 каналам изменений модуля межэлектродного импеданса органов и сосудов, связанных с кровенаполнением, первой производной изменений модуля импеданса в электрический сигнал и их измерения, а также для усиления по 5 каналу электрокадиосигнала для осуществления временных отсчетов. Прибор может работать в комплексе с электрокардиографом и самопишущим прибором типа Н-338.
Электрическая схема прибора состоит из двух частей: измерительная часть и блок питания. Измерительная часть включает в себя преобразователь импеданса, АЦП и усилитель кардиосигнала.
Преобразователь предназначен для преобразования переменной и постоянной составляющих измеряемого импеданса биологического объекта в напряжение. Функциональная схема преобразователя основанная на тетраполярном методе преобразования измеряемого импеданса в электрический сигнал представлена на рис. 20.
Рис. 20. Функциональная схема преобразователя:
1 - генератор зондирующего тока высокой частоты; 2 - контакты реле переключения режимов работы преобразователя; 3 - пациент; 4 - калибровочное устройство; 5 - входное устройство; 6 - синхронный демодулятор; 7 - усилитель постоянного тока; 8 - аналого-цифровой преобразователь; 9, 11 - усилитель низкой частоты; 10 - фильтр нижних частот; 12 - схемы автоматического успокоения; 13 - дифференциатор
Генератор зондирующего тока высокой частоты 1 состоит из задающего генератора (мультивибратор и делитель частоты на два) формирующего импульсы с равными полупериодами и амплитудной стабильностью, который прямоугольные импульсы с частотой 40, 50, 70, 100 кГц подает на генератор тока. С помощью переключателей на входе генератора включается калибровочное устройство 3 для калибровки преобразовательной части реографа.
Напряжение, снимаемое с потенциальных электродов, устанавливаемых на пациенте подается на входное устройство усилителя 4, откуда сигнал после предварительного усиления поступает на синхронный демодулятор 5, осуществляющий амплитудную демодуляцию высокочастотного сигнала, амплитуда которого модулирована информационным параметром. Управляющее напряжение на него подается от источника высокочастотного зондирующего тока 1.
На выходе демодулятора расположен дифференциальный усилитель низкой частоты 8 для усиления переменной составляющей колебаний сигнала и усилитель постоянного тока 6 для усиления постоянной составляющей сигнала. По его выходному сигналу через АЦП 7 получают информацию в цифровой форме о сопротивлении R объекта измерений.
Фильтр низких частот 9 необходим для сглаживания высокочастотных пульсаций переменного сигнала с выхода усилителя 8. Полученный сигнал, пройдя усилитель низкой частоты 10, характеризует изменения сопротивления R.
Выходной сигнал усилителя низкой частоты 10 дифференцируется с помощью дифференцирующего устройства 12 для получения первой производной реограммы.
Усилитель кардиосигнала состоит из блока пациента и блока выходного преобразователя. Блок пациента служит для усиления и преобразования кардиосигнала. Блок выходного преобразователя преобразует импульсный сигнал, модулированный по скважности в аналоговый.