- •Аритмии сердца
- •Оглавление
- •Глава 1. Атриовентрикулярная блокада: основные концепции 5
- •Глава 2. Клинические концепции спонтанной и вызванной атриовентрикулярной блокады 32
- •Глава 3. Атриовентрикулярная блокада: неинвазивный подход 53
- •Глава 5. Блокада ножек и другие формы аберрантного внутрижелудочкового проведения: клинические аспекты 125
- •Глава 6. Электрофизиологические механизмы ишемических нарушений ритма желудочков: корреляция экспериментальных и клинических данных 163
- •Глава 7. Преждевременное возбуждение желудочков: современные представления о механизмах и клиническом значении 186
- •Глава 8. Желудочковая аритмия вследствие физической нагрузки 218
- •Глава 9. Желудочковая тахикардия и фибрилляция 228
- •Глава 10. Электрофизиологические исследования при желудочковой тахикардии 255
- •Глава 11. Поздние желудочковые потенциалы: механизмы, методы исследования, распространенность и клиническое значение 268
- •Глава 1. Атриовентрикулярная блокада: основные концепции
- •Классификация атриовентрикулярной блокады
- •Атриовентрикулярная блокада первой степени
- •Атриовентрикулярная блокада второй степени с нормальными комплексамиQrs
- •Атриовентрикулярная блокада второй степени с расширенными комплексамиQrs
- •Продвинутая атриовентрикулярная блокада второй степени и блокада третьей степени типа а1
- •Продвинутая атриовентрикулярная блокада второй степени и блокада третьей степени типа б
- •Другие механизмы, способствующие нарушению атриовентрикулярного проведения
- •Глава 2. Клинические концепции спонтанной и вызванной атриовентрикулярной блокады
- •Определение терминов
- •Нормальное предсердно-желудочковое проведение
- •Спонтанная атриовентрикулярная блокада Атриовентрикулярная блокада первой степени
- •Атриовентрикулярная блокада второй степени
- •Полная блокада сердца
- •Атриовентрикулярная блокада, вызванная аритмией
- •Задержки предсердно-желудочкового проведения при нормальной экг
- •Лечение
- •Вызванная атриовентрикулярная блокада
- •Глава 3. Атриовентрикулярная блокада: неинвазивный подход
- •Анатомические и электрофизиологические представления
- •Характеристики атриовентрикулярной блокады
- •Степень атриовентрикулярной блокады
- •Хронология атриовентрикулярной блокады
- •Постоянная ав-блокада
- •Острая, или транзиторная, ав-блокада
- •Интермиттирующая ав-блокада
- •Вызванная и ятрогенная ав-блокада
- •Неинвазивное определение локализации и природы нарушений проведения
- •Блокада в фазу 3 и фазу 4
- •Глава 4
- •Глава 5. Блокада ножек и другие формы аберрантного внутрижелудочкового проведения: клинические аспекты
- •Блокада ножек и ветвей пучка Гиса
- •Блокада левой ножки пучка Гиса
- •Блокада правой ножки пучка Гиса
- •Неполная блокада правой ножки пучка
- •Неполная блокада левой ножки пучка
- •Блокада передней ветви левой ножки
- •Блокада задней ветви левой ножки
- •Блокада септальной ветви левой ножки
- •Блокада правой ножки в сочетании с блокадой передней ветви левой ножки
- •Блокада правой ножки в сочетании с блокадой задней ветви левой ножки
- •Трансмуральная задержка проведения
- •Раннее возбуждение желудочков
- •Спонтанное эктопическое возбуждение желудочков
- •Ритм желудочков при использовании искусственных пейсмекеров
- •Условия возникновения дефектов внутрижелудочкового проведения
- •Альтерация электрической активности
- •Скрытое проведение в некоторой части желудочков, обусловливающее постоянное или эпизодическое внутрижелудочковое проведение
- •Глава 6. Электрофизиологические механизмы ишемических нарушений ритма желудочков: корреляция экспериментальных и клинических данных
- •История вопроса
- •Первая фаза желудочковой аритмии Окклюзионная аритмия
- •Реперфузионные нарушения ритма
- •Вторая фаза желудочковой аритмии
- •Третья фаза желудочковой аритмии
- •Связь с клиническими явлениями
- •Фармакологические подходы
- •Заключение
- •Глава 7. Преждевременное возбуждение желудочков: современные представления о механизмах и клиническом значении
- •Электрофизиологические механизмы
- •Пейсмекерная активность Нормальная автоматическая активность
- •Аномальная автоматическая активность
- •Осцилляторная деполяризация мембранного потенциала
- •Циркуляторное возбуждение Циркуляциявозбуждения по замкнутому пути
- •Отражение
- •Электрокардиографические проявления
- •Парасистолический ритм
- •Экстрасистолический ритм
- •Циркуляция возбуждения по механизму отражения
- •Циркуляция по замкнутому пути
- •Полиморфные пвж
- •Клиническое значение
- •Электрофизиологические основы поздних потенциалов
- •Клиническое значение поздних потенциалов
- •Электрофизиологические ограничения экг с усредненным сигналом
- •Ограничения прогностических индикаторов уязвимости желудочков
- •Глава 8. Желудочковая аритмия вследствие физической нагрузки
- •Общие соображения
- •Желудочковая тахикардия при физической нагрузке
- •Сопутствующие состояния
- •Прогноз
- •Лечение
- •Глава 9. Желудочковая тахикардия и фибрилляция
- •Определения
- •Электрофизиология
- •Электрокардиографические признаки
- •Этиологические факторы
- •Ишемическая болезнь сердца Острый инфаркт миокарда
- •Вариантная стенокардия
- •Хроническая ишемическая болезнь сердца
- •Неишемические повреждения
- •Пролапс митрального клапана
- •Кардиомиопатия и миокардит
- •Гипертрофическая кардиомиопатия
- •Дилатационная кардиомиопатия
- •Синдром удлинённого интервалаQ—т Наследственные синдромы
- •Приобретенные синдромы
- •Желудочковая тахикардия, вызванная катехоламинами
- •Медикаментозная тахикардия
- •Нарушения формирования импульсов при проведении
- •Другие причины
- •Идиопатические случаи
- •Заключение
- •Глава 10. Электрофизиологические исследования при желудочковой тахикардии
- •Методология
- •Способы стимуляции
- •Электрофизиологические исследования для оценки эффективности лекарственной терапии
- •Методология серийного фармакологического тестирования
- •Некоторые общие соображения и предостережения
- •Электрофизиологические исследования для оценки адекватности хирургического и пейсмекерного лечения при желудочковой аритмии
- •Электрофизиологические исследования в специфических группах больных
- •Заключение
- •Глава 11. Поздние желудочковые потенциалы: механизмы, методы исследования, распространенность и клиническое значение
- •Электрофизиологические и анатомические основы поздних желудочковых потенциалов
- •Методологические аспекты неинвазивной регистрации поздних желудочковых потенциалов
- •Оборудование для неинвазивной регистрации поздних потенциалов
- •Поздние потенциалы, зарегистрированные различными методами
- •Определение поздних желудочковых потенциалов на усредненных поверхностных экг
- •Сравнительная оценка различных методов
- •Частота поздних потенциалов у больных с желудочковой тахикардией и без нее
- •Корреляция между поздними потенциалами и функцией левого желудочка
- •Корреляция между спонтанной желудочковой аритмией и поздними потенциалами
- •Корреляция между поздними потенциалами и уязвимостью миокарда
- •Влияние антиаритмического хирургического вмешательства на поздние потенциалы
- •Влияние антиаритмических препаратов на поздние потенциалы
- •Прогностическое значение поздних потенциалов
- •Клинические подходы при оценке состояния больных после инфаркта миокарда
Оборудование для неинвазивной регистрации поздних потенциалов
В настоящее время существует два основных метода неинвазивной регистрации поздних желудочковых потенциалов. Первый состоит в усреднении сигнала во времени; при этом усредняется большое число идентичных сердечных циклов, регистрируемых одним биполярным электродом в течение длительного времени [12—19]. Вторым является метод пространственного усреднения, при котором пытаются уменьшить амплитуду шума однократного возбуждения посредством одновременной регистрации активности множеством близкорасположенных электродов, предполагая, что они регистрируют практически идентичный комплекс QRS, тогда как шум при каждом входе распределяется случайным образом [32, 33].
Рис. 11.4.Влияние пограничной частоты фильтра (однополюсныеRC-фильтры, 6 дБ/октава) на форму сигнала.
Прямоугольный сигнал (показана лишь его конечная часть) подавался на пред-усилитель и усреднитель с использованием фильтров; нижняя граница частоты изменялась от 0,3 до 100 Гц. Верхняя граница составляла 300 Гц. Повышение нижней границы частоты приводило к выраженному угнетению горизонтального участка сигнала непосредственно после ступеньки, что делало невозможной идентификацию сигналов в течение этого короткого периода (приблизительно 10 мс).
Основное оборудование для усреднения сигнала во времени включает предусилитель, аналого-цифровой преобразователь (АЦП), усреднитель. сигнала и устройство для представления и хранения данных- (рис. 11.5). Кроме того, предусматривается подача триггерного сигнала либо от того же ЭКГ-источника, либо от другого отведения. Триггерный сигнал используется для запуска процесса усреднения с заданной точки каждого комплекса QRS. Для возможности регистрации части сигналов ЭКГ до момента подачи триггерного сигнала необходимо специальное устройство для временного хранения данных. Как отмечалось ранее, аномальные сигналы QRS должны исключаться из процесса усреднения.
Рис. 11.5.Блок-схема установки, используемой нами для регистрации поздних желудочковых потенциалов.
Основные технические различия применяемых в настоящее время систем состоят в использовании разных положений регистрирующего электрода, различных характеристик фильтра, а также разных систем представления, хранения и оценки данных. Ниже приведено описание некоторых систем.
В разработанной нами системе регистрации и усреднения сигналов [14] используются 4 биполярных электрода, соединенных экранированными проводами с низкошумовым предусилителем, имеющим высокий коэффициент усреднения и питающимся от батарей (Princeton Applied Research, модель 113). Мы используем однополюсный аналоговый фильтр (6 дБ/октава) с полосой пропускания от 100 до 300 Гц. Низкочастотный фильтр, не пропускающий частоты ниже 100 Гц, необходим для устранения дыхательного дрейфа нулевой линии и сглаживания сегмента ST, который при используемом коэффициенте усиления будет иметь круговой наклон. Частота пропускания фильтра высоких частот выбрана на уровне 300 Гц для устранения любого шума, возникающего из-за сократительной активности миокарда. После предварительного усиления сигнал подается на двухканальную систему усреднения (Princeton Applied Research, усреднитель сигналов, модель 4202). Оба канала комбинируются для одного блока памяти (2048 бит). Усреднитель запускался извне от комплекса QRS, регистрируемого в двух дополнительных биполярных отведениях, специально расположенных так, чтобы комплекс QRS был монофазным и высокоамплитудным. Порог подбирается таким образом, чтобы запуск усреднения происходил приблизительно в одно и то же время. Колебания момента запуска составляют ±1,5 мс. Триггерный сигнал запускает развертку, которая захватывает 204,8 мс (состоит из 2048 последовательных интервалов, каждый из которых длится 100 мкс). При таком режиме работы сигнал оцифровывается с частотой 10 кГц. Система усреднения сигнала позволяет осуществлять непрерывное наблюдение за процессом усреднения на осциллографе с блоком памяти. В большинстве случаев число усредняемых сердечных циклов варьирует от 150 до 200. Предпринимается ряд превентивных мер, благодаря которым в процесс усреднения не попадают преждевременные возбуждения желудочков. Для этой цели используется специальная схема, обеспечивающая автоматическое измерение интервала R—R между возбуждениями. Таким образом, при преждевременном возникновении возбуждения запуск процесса усреднения исключается. Усредненные сигналы фотографируются поляроидной камерой.
Система, разработанная Simson [18], основывается на использовании трех биполярных ортогональных отведений X, Y и Z. Электрография с высоким разрешением усиливается в 1000— 5000 раз и предварительно фильтруется с полосой пропускания от 0,05 до 300 Гц. Сигнал от каждого отведения проходит через 4-полюсные высокочастотные фильтры (250 Гц) и подается затем на аналого-цифровой преобразователь (1000 образцов в секунду; 12 бит). Оцифрованные данные хранятся на гибких дисках настольного компьютера Hewlett—Packard, модель 9826. Запись в каждом отведении осуществляется последовательно в течение 133 с. В каждом отведении усредняются отдельно только те комплексы, которые программой распознавания символов идентифицируются как нормальные. Для устранения низкочастотных компонентов электрокардиограммы используется двусторонний цифровой фильтр с нижней границей частоты 25 Гц (4-полюсный низкочастотный фильтр Баттерворта). Фильтр обрабатывает сигнал в прямом направлении в течение первых 40 мс комплекса QRS, после чего фильтр перезапускается и обрабатывает сигнал с конца в обратном направлении до той же точки в комплексе QRS. При таком подходе устраняется «звон» фильтра после окончания комплекса QRS [18]. Отфильтрованные сигналы для каждого из трех отведений затем комбинируются для получения векторной величины (х2+у2+z2)1/2, называемой «отфильтрованным комплексом QRS». Начало и окончание суммарного сигнала автоматически определяется по точкам, где средняя амплитуда сигнала в течение 5 мс в 3,5 раза превышает амплитуду случайного шума. Затем рассчитывают среднюю амплитуду суммарного сигнала, исходя из точек начала и конца регистрации. Более того, система определяет среднюю амплитуду за последние 40 и 50 мс регистрации [18].
Uther и соавт [19] для выявления фрагментарной низкоамплитудной активности использовали векторкардиографические поверхностные отведения. В других исследованиях [15, 16] применялись промышленные электрокардиографы с дополнительными приспособлениями для усреднения сигнала (усреднитель сигналов Marquette MAC).
Так как метод усреднения сигнала во времени позволяет обнаруживать лишь повторяющиеся электрокардиографические сигналы, с его помощью невозможно выявить их динамические изменения в каждом сердечном цикле. Для определения динамики событий El-Sherif и соавт. [33] разработали метод пространственного усреднения. При таком подходе электронная суммация потенциалов, зарегистрированных множеством парных электродов, осуществляется с помощью специально разработанного объемного проводника. Предполагается, что ЭКГ-сигнал между любой парой электродов практически одинаков, тогда как шум от электромиографических источников (между поверхностью тела и электродами), а также собственный шум усилителей не полностью коррелированы. При пространственном усреднении предполагаются усиление идентичных полезных сигналов и ослабление шума. Хотя шумы на границе между электродами и телом, а также шумы усилителей можно рассматривать как совершенно случайные, электромиографические потенциалы не являются полностью независимыми [34]. Чем больше расстояние между электродами, тем слабее корреляция между электромиографическими сигналами.
Использование объемного проводящего электрода [33] улучшает отношение электрокардиографического и электромиографического сигналов, так как биоэлектрический источник электромиографических сигналов находится прямо под кожей, а сердечный источник располагается на большем расстоянии. Как электромиографический, так и электрокардиографический сигналы уменьшаются приблизительно пропорционально квадрату расстояния. Но поскольку электромиографический источник расположен ближе, его ослабление оказывается менее выраженным.