1. Введение

Реографией называется метод изучения состояния какой-либо системы и происходящих в ней процессов по изменению электрического сопротивления этой системы для постоянного или переменного тока. Реография - весьма точный метод, так как даже очень малые изменения сопротивления могут быть зарегистрированы современными приборами - реографами.

Реограммой называется кривая, соответствующая зависимости сопротивления исследуемой системы R (или его изменения D R) от времени : R = R(t) или D R= D R(t).

В медицинской диагностике разработаны методики регистрации реограмм любого органа человеческого тела: сердца (реокардиограмма), мозга (реоэнцефалограмма), магистральных сосудов, печени, легких, конечностей и др. При этом вид реограммы дает нужную информацию об изменениях кровенаполнения органа при пульсациях сердца, о скорости кровотока, состоянии сосудистой системы и др. Такая информация существенно дополняет, в частности, результаты электрографического обследования при диагностике сердечно - сосудистых и других патологий, поэтому реография часто применяется в комплексе с ЭКГ, ЭЭГ и т.д.

Реографическое обследование практически совершенно безвредно для пациента, так как проходящие через него при этом токи имеют очень малую величину. Поэтому реографическое обследование может продолжаться в течение длительного времени (например, при функциональной диагностике), либо неоднократно повторяться.

В настоящее время метод реографии считается весьма перспективным и широко используется в различных областях клинической диагностики и в физиологических исследованиях.

2. Медико-технические требования

Биологические ткани, в том числе ткани тела человека, способны проводить электрический ток. Основными носителями заряда в них являются ионы. Наибольшей удельной электропроводимостью (g), то есть наименьшим удельным сопротивлением (r), обладают ярко выраженные электролиты - спинномозговая жидкость и кровь. Жировая, костная ткани, а также сухая кожа, имеют очень малую. Рассмотрим схему измерения сопротивления органа или участка тела O (рис. 1).

Рисунок 1 – Схема измерения сопротивления.

I - сила тока протекающая через участок О, измеряемая миллиамперметром тА; U - напряжение между электродами Э-Э, измеряемое вольтметром V, то R=U/I. Сопротивление R должно изменяться в такт с сердечными сокращениями, поскольку во время них происходят изменения кровенаполнения органа. Однако практически эти изменения так малы (десятые доли Ом и меньше), что не могут быть надежно зарегистрированы на фоне большого общего сопротивления участка О (обусловленного большим сопротивлением кожи, межтканевых границ раздела, переходным сопротивлением кожа- электрод и др.). Кроме того, истинное сопротивление участка тела на постоянном токе вообще трудно зарегистрировать из-за возникающей поляризации тканей и появления дополнительных зарядов на электродах. По этим причинам в медицинской реографии не используется постоянный ток, а вместо него применяется переменный ток большой частоты (порядка 100 кГц).

При подаче на электроды Э-Э (рис. 2) переменного напряжения 

U =U₀sinωt (1)

в цепи исследуемого объекта О протекает переменный ток, изменяющийся по закону

I=I₀sin(ωt-φ₀), (2)

ω=2πυ - циклическая частота; υ - частота переменного тока; φ₀ - сдвиг по фазе между током и напряжением.

Рисунок 2 – Подача на электроды переменного напряжения.

Величина

Z = U₀/I₀ (3)

называется, полным сопротивлением или импедансом объекта и зависит как от свойств самого объекта (электрического сопротивления R, емкости С и индуктивности L объекта), так и от частоты переменного тока.

В тканях тела человека структур, обладающих индуктивными свойствами, не обнаружено. Однако клеточные мембраны, а также границы раздела между различными тканями в определенном смысле подобны конденсаторам (при прохождении тока в них возникает двойной электрический слой зарядов), поэтому любой участок тела обладает более или менее значительной емкостью С.

Так как емкостное сопротивление R_c уменьшается при увеличении частоты переменного тока υ по закону

Rc = 1/2πυС = 1/ωС,

(4)

то можно ожидать, что и полное сопротивление (импеданс) участка тела также будет убывать с частотой.

Действительно, характерная зависимость импеданса живой ткани Z от частоты переменного тока n имеет вид, представленный на рис. 3.

Рисунок 3 – Зависимость импеданса живой ткани.

При малых частотах n (до 10⁴ Гц) импеданс велик и примерно равен активному сопротивлению R ткани для постоянного тока. При больших частотах Z уменьшается, достигая n ~ 10⁸ Гц некоторого минимального значения R'.

Такая зависимость импеданса от частоты может быть приближенно моделирована электрической схемой, представленной на рис. 4.

Рисунок 4 – Модель электрической схемы отражающей зависимость импеданса от частоты.

В медицинской реографии используются частоты переменного тока порядка 100 кГц. При столь больших частотах общий импеданс исследуемого органа или участка тела уменьшается и значительно большей степени зависит от кровенаполнения органа. Поэтому относительные изменения импеданса во время сердечных сокращений становятся большими, и их регистрация значительно облегчается. Причем эти изменения практически определяются лишь изменением активной составляющей R полного импеданса исследуемого органа, так как емкостная составляющая на используемых частотах при изменении кровенаполнения изменяется совершенно незначительно.

3. Описание физического метода измерения

3.1 Структурная схема реографа

Реограф имеет общий генератор и 4 идентичных канала ( с автономным витанием ). Напряжение высокой частоты поступает с генерато­ра через обмотки связи на преобразователи каналов, где изменения сопротивления пациента ( для токов в.ч) преобразуется в пропорциональные изменения напряжения низкой частоты. Блок схема реографа изображена на рисунке 5.

Рисунок 5 – Блок схема реографа.

1. Генератором высокочастотного напряжения в реографе является двухтактный автогенератор с индуктивными связями на транзисторах Т₁ Т₂ и трансформаторе Тр-1. Высокочастотное напряжение - 2,5 в (эф) подается с четырех выходных обмоток на преобразователи каналов.

2. Преобразователь по схеме балансного демодулятора состоит из сопротивлений: эквивалента (R₇) или R пациента, R баланса (R₈)_, R₁₄, R₁₅, диодов Д1 + Д4 и конденсатора C₂ . Напряжение в.ч. подается на средние точки измери­тельной (R₇, R ₈) и усилительной (R₁₄, R₁₅) диагоналей демодулятора. При равенстве плеч измеритель­ной диагонали ( R₇= R₈ или R_пац = R₈ ) на выходе демодулятора сигнал отсутствует. При изменении сопротивления пациента на выходе демодулятора появляется постоянное напряжение, пропорциональное изменению сопротивления. Преобразователь имеет образную характеристику, линейную в весьма широком диапазоне разбалансировок и неизменную фазовую характеристику, при переходе черев нуль (положение баланса). Низкочастотный сигнал (пропорциональный изменению входного импеданса) с емкостной нагрузки демодулятора С₂ поступает на усилитель постоянного тока.

3. Калибровка производится с изменением сопротивления, включенного последовательно с сопротивлением пациента. Кнопкой калибровки сопротивление, стоящее в цепи пациента – R₁ замыкается набором сопротивлений R₂ + R₆ различной величине в зависимости от амплитуды калибровки. Калибратор собран, из сопротивлений УЛИ-1% что обеспечивает точность калибровочных импульсов. Для калибров­ки в отсутствии реограммы (с целью избавления от ошибок) возникающих за счет инерционности перьев) предусматри­вается возможность переключения на эквивалентное сопро­тивление R_экв , подключаемое взамен пациента.

4. Индикатором настройки и контроля питания служит микроамперметр М-592, подключаемый либо к выходу демо­дулятора настраиваемого канала, либо к источнику питания генератора. При работе индикатор отключается от наст­раиваемого канала для устранения 50 Гц. наводки и шунти­рования сигнала.

5. Парафазный усилитель постоянного тока собран по схеме с общим эмиттером на малошумящих транзисторах Т₂, Т₃ типа П-28. Усилитель балансируется потенциометром, уставленным в цепи нагрузки Р₁₇. Потенциометром Р₁₃ в це­пи базового смещения регулируется усиление. При правильном выборе режима транзисторов шумы прибора, приведенные ко входу, не превышают 0,0025 Ом. Малый температурный и временной дрейф - обеспечи­вается согласованием с демодулятором и тщательным под­бором транзисторов.

6. Сигнал с нагрузки усилителя поступает на симметрич­ный плавный аттенюатор для возможности установки амп­литуды сигнала необходимой величины. Далее сигнал по­ступает на переключатель полосы пропускания канала, обеспечивая в положении 0-500 гц запись, на регистра­тор, имеющий УПТ, реоплетизмограммы.

7. Для дифференцирования реограммы сигнал с выхода усилителя подается на дифцепочку PC, имеющую постоянную времени дифференцирования 10 мсек.

8. Реограф имеет 5 автономных источников питания для получения минимальных связей по каналам. Источники пи­тания (батареи КБСЛ-0,5 ; "Сатурн") не имеют общих то­чек между собой и корпусом прибора.

Принципиальная электрическая схема прибора изображена на рисунке 6.

Рисунок 6 – Принципиальная электрическая схема реографа 4-РГ-1.