Институт биомедицинской инженерии им. Гельмгольца, Технологический университет
Процедура внутрипросветного множественного электрического импеданса для измерения моторики желудочно-кишечного тракта
Иржи Силни
Аахен, Германия
Одной из важнейших функций желудочно-кишечного тракта (ЖКТ) является транспортировка пищи и ферментированного материала от одной стадии пищеварения или резорбции к другой. Это основано на движущих механизмах, распределенных по всей длине органа. Таким образом, один или несколько сокращенных сегментов различной длины проталкивают мясистую или жидкую пищу через мышечную трубку, что приводит к образованию смеси и движению ее содержимого. Эти волны сокращения создаются гладкими и полосатыми мышцами, встроенными в стенку органа по кругу и в продольном направлении. Органы ЖКТ разделены сфинктерами, которые позволяют течь только в одном направлении в физиологических условиях.
Болюс в органе может быть сегментирован, смешан или перемещен в разных направлениях в зависимости от степени сокращения стенки и направления движения сокращения. Параметры процессов транспорта и смешивания в органах ЖКТ значительно различаются по адаптации к постепенному пищеварению в пищеварительном тракте. Например, только один параметр, средняя скорость транспорта, достигает 3-4 см / с в главном транспортном органе, пищеводе (1), тогда как в кишечнике он медленнее, чем 1-2 см / с (2).
Процессы переноса и смешивания в каждом органе ЖКТ также различаются по времени и пространству и подвержены многочисленным физиологическим и психологическим воздействиям. Таким образом, возникающая перистальтическая активность может быть охарактеризована как нестационарный процесс, зависящий от времени и пространства. Эти схемы сокращения использовались для диагностики дисфункций ЖКТ. Следующие общие правила измерения должны соблюдаться для получения точных результатов.
Выбранная процедура должна регистрировать все фазы перистальтических волн полностью и без искажений.
1. Процедура измерения не должна нарушать функции органа.
2. Используя дискретные датчики, перистальтическая активность всего органа может быть записана полностью и одновременно только с большим количеством датчиков.
3. Пациент не должен быть ослаблен процедурой измерения.
Как правило, все процедуры, связанные с катетером, имеют существенное преимущество по сравнению с другими методами, поскольку тонкий внутрипросветный зонд со многими датчиками может быть адаптирован близко к длинным и трубчатым органам. Из многочисленных методов, разработанных для внутрипросветного измерения (3), в клиническую рутину широко внедрялись только перфузионная манометрия и катетеры с миниатюрными твердотельными датчиками давления (4). Тем не менее, они показали много ограничений и недостатков. Например, в перфузионной манометрии измеренная динамика изменений давления сильно ограничена диаметром, длиной и податливостью всей системы (3). Кроме того, диаметр катетера может влиять на функцию органов.
Катетеры с полупроводниковыми микропреобразователями давления действительно показывают отличные динамические характеристики, но они являются дорогостоящими и относительно хрупкими (5). Поэтому необходимо искать новые и лучшие процедуры для измерения перистальтических волн в органах ЖКТ. В этом контексте представлена новая процедура, в которой перистальтическая волна одновременно измеряется внутрипросветными изменениями электрического импеданса вблизи многих кольцевых электродов, расположенных последовательно на катетере.
Интракорпоральные и экстракорпоральные применения электроимпедансной техники для характеристики различных физиологических процессов и анатомических структур уже были предложены и частично доказаны много раз в экспериментах (6, 7). Однако теоретический подход к определению подвижности в органах ЖКТ посредством измерения внутрипросветного электрического импеданса в литературе систематически пока не представлен. Измерение импеданса внутрисердечного объема и связанные с этим проблемы широко обсуждались (6, 8, 9). Но, поскольку транспортные процессы в ЖКТ в основном отличаются от функции сердечного насоса, выведенный принцип не может быть переведен на эту проблему.
Фазы Волны Подвижности
Механические транспорты, а также смешивание пищи и ферментированного материала происходят во всех органах ЖКТ с помощью сопоставимых механизмов (5). Сужение или полное сужение соседних сегментов в органе приводит к сегментации и перемешиванию содержимого. Сжатый сегмент, который движется со скоростью V, толкает болюс перед ним. Волна сокращения в данный момент времени может быть упрощенно разделена на четыре типичные фазы, как схематически показано на рисунке 1.
Рис. 1. Фазы I-IV механической перистальтической активности в пищеводе, 1 = пленка слюны, 2 = стенка органа, 3 = болюс, 4 = тело
Во время фазы I отдыха мышцы стенки расслабляются, за исключением областей сфинктера. В состоянии покоя стенки органов лежат гладкими или сложенными вместе и плавают на тонкой жидкой пленке. На втором этапе стенка органа расширяется болюсом. Еще неизвестно, насколько сильно на это расширение влияет сила нажатого болюса или активные механизмы открывания. Полностью сокращенный сегмент, который толкает болюс, связан с фазой III. В фазе IV мышечная трубка снова расслабляется, и стенки органов могут касаться друг друга. Пленка жидкости, которая уносится болюсом, медленно накапливается. Распределение различных физических характеристик, таких как натяжение стенки, размер просвета или давление в мышечной трубке, можно использовать для количественного описания волны сокращения. На фазах I и IV натяжение стенки и давление явно находятся на своих самых низких значениях, тогда как размер просвета может отличаться от своего минимального значения (фаза III). Фаза II характеризуется повышенным натяжением стенки и максимальным размером просвета. На этом этапе давление показывает только очень небольшое увеличение, которое часто трудно измерить. Напряжение и давление на стенке находятся на своих максимальных значениях в фазе III, тогда как размер просвета здесь достигает своего минимума. Измерение натяжения стенки и размера просвета дало бы наилучшее различие между различными фазами волны сокращения. К сожалению, однако, нет датчиков, которые могли бы непосредственно регистрировать натяжение стенки на месте, не повреждая стену. Измеряя изменения давления во время волны сокращения, мы можем распознать только фазу III, в которой орган полностью сокращен.
Изменение размера просвета во время волны сокращения может быть вторым по важности параметром, помимо натяжения стенки, так как оно изменяется от фазы к фазе. Связанная с катетером методика электрического импеданса, адаптированная к этой специальной проблеме, может представлять изменение размера просвета простым способом. Результаты грубой оценки импеданса вокруг кольцевого измерительного электрода и его взаимосвязи с фазами волны сокращения и различными параметрами представлены ниже.
Измерения импеданса: теоретический подход
Для измерения импеданса в пищевод или кишечник помещают пластиковый катетер. Металлические цилиндрические электроды с радиусом p 0 и длиной L = 2l прикреплены на расстоянии d к катетеру (рис. 2). Кольцевые электроды соединены с выводами снаружи корпуса с помощью тонких проводов, которые проходят внутри катетера. Эта установка может использоваться для измерения импеданса Z B между двумя электродами на катетере (биполярное измерение) и значений импеданса Z u между одним электродом на катетере и одним большим электродом сравнения на поверхности тела (униполярное расположение).
Рисунок 2. Внутрипросветный катетер электрического импеданса в трубке пищевода во время глотания с характеристиками катетера и объемной проводника и электрических проводимостей тела сг B , стены сг ш , и болюса сг F . 1 = слюнная пленка, 2 = стенка органа, 3 = болюс, 4 = тело, 5 = воздух, 6 = импедансный катетерный электрод
Вопрос в том, как эти импедансы изменяются в зависимости от различных параметров в биполярной или униполярной конфигурации, когда волна сокращения проходит вдоль катетер. Для расчетов в Приложении сделаны следующие упрощения:
1. Импедансы Z U и Z B заменены сопротивлениями R Їu и R B .
2. Цилиндрические электроды моделируются концентрическими линейными источниками конечной длины.
3. Болюс, мышечная стенка и тело вокруг катетера моделируются двумя концентрическими проводниками цилиндрического слоя с бесконечной осевой протяженностью и удельными электропроводностями у 1 и у 2 , где внешний проводник также простирается бесконечно в радиальном направлении (см. Рис. 14).
Таким образом, первый слой можно использовать для моделирования стенки органа в фазе III (у 1 = у w ); болюс в фазе II ( 1 = F ); и болюс и стенка в фазе II, если проводимости болюса oy и стенки ov сравнимы (у 1 = у w = у F ).
Второй слой (внешний бесконечный проводник) представляет тело в фазе III ( 2 = B ); эквивалентный проводник для стены и тела в фазе II (у 2 = у B / у w + у B ); и тело в фазе II, если у F ? уw (у 2 = у B ).
Наиболее важные результаты расчетов в Приложении представлены на рисунках с 3 по 9.
Рис. 3. Нормализованный импеданс в однополярном измерительном устройстве как функция толщины болюсного слоя D для различных соотношений у 1 / у 2 и заданной геометрии электрода (с o = 1,5 мм, l = 2 мм)
Сопротивления R u и R B в уравнениях (16) и (18) (см. Приложение) находятся в логарифмическом отношении к толщине D слоя I (см. Рис. 14), и они зависят от проводимости 1 и 2 . Фигуры 3 и 4 изображают связь между продуктами у 1 R u , у 1 R Bи D для реалистичного изменения толщины D и отношения проводимостей у 1 / у 2 , а также для практических размеров катетера. Радиус ро катетера и длина L каждого электрода, а также расстояние между электродами должны быть определены для конструкции катетера. Практика показала, что катетеры с с o- 1,5 мм, L = 3-4 мм и d = 1-2 см могут быть сконструированы относительно легко, что они имеют хорошие механические свойства и что они обеспечивают достаточно точное решение подвижности в пищеводе, желудке и кишечнике. Влияние на функцию органа катетера диаметром 3 мм также можно переносить для большинства отделов ЖКТ. Поэтому во всех графиках параметры в этих диапазонах представлены в качестве примеров. Для выбранных конфигураций биполярная установка дает почти удвоенное значение сопротивления R B (рис. 3 и 4).
Рис. 4. Нормализованный импеданс в биполярном измерительном устройстве как функция толщины болюсного слоя D для различных соотношений у 1 / у 2 и заданной геометрии электрода (с o = 1,5 мм, l = 2 мм, d = 10 мм)
Здесь чувствительность ДR / ДD как отношение между изменением сопротивления и небольшим изменением толщины D уменьшается с толщиной D как в однополярном, так и в биполярном расположениях. Кроме того, чувствительность выше в биполярном расположении, чем в однополярном массиве. Скорость увеличения зависит от размера электрода, межэлектродного расстояния и толщины D. На рисунках 3 и 4 можно различить две области с у 1 > у 2 и у 1 <у 2 . Ходы сопротивлений симметричны относительно оси у 1 = у 2 для разных обратных значений у 1 / у 2 в обеих установках. Эти графики позволяют объяснить изменение сопротивления в отдельных фазах волны сокращения в пищеводе и кишечнике, как обсуждается ниже. Рисунок 5 показывает зависимость сопротивления зависимость длины / половинной электрода при предварительно определенной толщины D и проводимости коэффициентов сг 1 / у 2 , а также возможной конфигурации катетера. Сопротивление медленно уменьшается, особенно в униполярной конфигурации.
Рис. 5. Изменения нормированного импеданса как функции длины электрода в униполярном и биполярном расположениях для разных соотношений у 1 / у 2 и заданной геометрии электрода (с o = 1-5 мм, d = 2 см)
Изменение межэлектродного расстояния d в биполярной установке вызывает сильное изменение сопротивления R B только на очень коротких расстояниях (рис. 6). В диапазоне реалистичных межэлектродных расстояний d> 0,5 см можно заметить лишь слабое увеличение сопротивления. На рисунках 7 и 8 показано нормированное продольное распределение нормальной составляющей плотности тока в пределах границы с = с 1.(см. рис. 14) для униполярной и биполярной решеток и различных параметров катетера и проводников, выбранных в качестве примеров (см. уравнение [20] в приложении). Оба графика демонстрируют продольную чувствительность (см. Уравнение [22] в Приложении) униполярных и биполярных установок для параметров данного примера.
Рис. 6. Изменения нормированного импеданса как функции расстояния между электродами в биполярной матрице для разных соотношений у 1 / у 2 и для заданной геометрии измерительной установки (с o = 1,5 мм, l = 1,5 мм)
Fig. 7. Longitudinal selectivity of the unipolar arrangement derived from the normal component of the current density within the boundary с = с1 for given electrode geometry (с0 = 1.5 mm, l=2 mm) and different thicknesses of the bolus layer (a, D = 1 mm; b, D = 5 mm) as well as for given conductivities (у1 = 4 mS/cm, у2 = 0.4 mS/cm)
Fig. 8. Longitudinal selectivity of the bipolar arrangement derived from the normal component of the current density in the boundary p = Pi for a given electrode radius p0 = 1.5 mm, different electrode distances, and chosen thicknesses of the bolus (a, D = 1 mm, d = 10 mm; b, D = 1 mm, d = 5 mm; c, D = 5 mm, d = 10 mm) at given conductivities (у1 = 4 mS/cm, у2 = 0.4 mS/cm)
Figure 9 presents the notated longitudinal bandwidth for 90% of the total current (see Eq. [21] in Appendix) and selectivity as a function of thickness D for unipolar and bipolar measurements. In both cases a reduction of the longitudinal bandwidth and an increase in selectivity follows the decrease of the layer thickness. This comparison shows that the bipolar array has a greater bandwidth and a much higher selectivity. The sudden loss of sensitivity in the middle of the bipolar arrangement (Fig. 8) could be considered a disadvantage. No essential information, however, is lost through this characteristic if the distance between the electrodes is shorter than the length of the bolus. This condition can be fulfilled in practice.
Fig. 9. Longitudinal bandwidth and selectivity of the unipolar and bipolar arrangements in the boundary с = с1 as a function of the bolus layer thickness D in unipolar and bipolar setups (с0 = 1.5 mm, l=2 mm, d = 10 mm, у1 = 4 mS/cm, (у2 = 0.4 mS/cm)
Experimental Proof
Methods
A setup as shown in Figure 10 was used in the first experimental investigations of the impedance method in the esophagus and intestine. The essential parts of the equipment are an impedance catheter (10) and impedance-voltage transducers for eight channels. There are nine thin metal ring electrodes mounted on the lower part of a 2-m-long plastic catheter with a diameter of 3 mm. The center distance between each 0.4-cm-long electrode is 2 cm. Each electrode is connected with a thin wire that runs inside the catheter over a connector to the rows of a crossbar distributor (see the horizontal lines in Fig. 10).
Fig. 10. Setup for electrical impedance measurement: (*) connected; (O) unconnected