При оцінці стану серцево-судинної системи людини сучасна
медицина і біологія широко використовує методику так званої, імпедансної реоплетізмографіі (реєстрації змін електричної провідності тіла людини). Реоплетізмографія використовується при дослідженні як центрального, так і периферичного кровообігу. Гідність цього методу полягаєв тому, що саме дослідження практично не вносить змін в стан досліджуваного об’єкта.

Електричний опір між будь-якими ділянками тіла людини являє собою комплексне об’ємний опір, спрощена еквівалентна схема якого для змінного струму наведена на рис. 1.Ємність Се-т виникає між поверхнями електродів і тканинами, прилеглими до
внутрішній стороні шкіри. Шкіра, особливо епітелій, має дуже високе
питомий опір і являє собою діелектрик конденсаторів Се-т. Тканини, що лежать під шкірою, умовно приймаються. Однорідними за структурі. Вони представлені у вигляді елементів Ст і Rт. Ємності конденсаторів Се-т залежать від діелектричних властивостей шкіри, її стану (наприклад, від зволоженості) і площі накладених електродів.

Величина ємності визначається величиною поляризаційного афекту, який зменшується з ростом частоти. На частотах вище 80 – 100 кгц явище поляризації практично не спостерігається, а ємнісний опір конденсаторів Ст
невелико. Можна вважати тому, що провідність тканини в області цихчастот має лише активну складову.

Абсолютні значення опору живої тканини нестабільні, а залежать від цілого ряду причин, які часто важко врахувати. Внаслідок цього являють інтерес. не абсолютні значення опору, а його відносні зміни від якогось початкового рівня.

В даний час можна вважати доведеним, що електропровідність живий тканини визначається головним чином ступенем її кровонаповнення. Це пояснюється тим, що кров (головним чином її плазма) має дуже високою електропровідністю. Тому по електропровідності живої тканини на високих частотах можна судити про кровонаповненні окремих органів чи діляноктіла. Методика дослідження називається реоплетізмографіей, а іноді просто реографія.

Описуваний нижче прилад, названий реоплетізмографом, призначений для досліджень швидких незначних змін електропровідності живоїтканини, відображають пульсові коливання кровонаповнення, а також повільних (від 0гц) змін кровонаповнення, наприклад, при диханні. Реоплетізмограф являє собою портативну приставку на транзисторах до якого-небудь кардіограф (При запису пульсових коливань кровонаповнення). З виходу цієї приставки напругу можна подавати і на самописець (наприклад, Н373).

Робоча частота 150 кГц. Вихід-ніс напруга не менше 2 мв призміні опору 50 ом. на 0,1%. Діапазони частот вихідної напруги, знімається з виходу 1-4 0,2-150 гц, а з виходу 2-3 0-150 гц.

Принципова схема. Принцип дії реоплетізмографа ілюструється блок-схемою (рис. 2). Досліджуваний ділянку живої тканини підключають до одного з плечей мосту, питомого змінним струмом частотою
150 кгц. Міст балансують таким чином, щоб напруга ВЧ на його діагоналі було мінімально.

Зміни провідності досліджуваного об’єкта призводять до модуляції напруги ВЧ на виході моста за законом зміни електропровідності досліджуваного об’єкта. Модульоване ВЧ напруга посилюється і детектується. В Внаслідок детектування виділяється модулююча напруга НЧ, яке подається на реєструючий пристрій.

Принципова схема реоплетізмографа наведена на рис. 3. Генератор ВЧ виконаний на транзисторі T1 за схемою із зворотним зв’язком місткості. Коливальний контур включений в ланцюг колектора транзистора, його резонансна частота визначається індуктивністю котушки L1 і загальною ємністю конденсаторів С2 – С3. Глибина позитивного зворотного зв’язку залежить від співвідношення ємностей конденсаторів С2-С3 і опору резистора R2. База транзистора заземлена по змінному струму (через конденсатор С1).

Генератор, зібраний по цій схемі, володіє високою стабільністю частоти, конструкція його контурних котушок проста, а налагодження не викликає труднощів, оскільки не доводиться підбирати порядок включення висновків
котушок.

З котушки L1 високочастотне напруга подається на вимірювальний міст. В ліве, нижнє за схемою, плече моста послідовно з елементами С13R5-R7 з допомогою екранованого кабелю підключається досліджуваний об’єкт (Умовно позначений на схемі “Пацієнт”), За допомогою потенціометра R4 (“Баланс”) можна збалансувати міст за активної складової, а за допомогою конденсаторів С4-С11 – По реактивної складової.

У реальних умовах завжди спостерігаються як швидкі (пульсові) коливання електропровідності, так і повільні, викликані, наприклад, диханням. Амплітуда повільних коливань, як правило, значно більше, ніж амплітуда пульсових коливань. Якщо працювати в умовах точного балансу моста, то повільні зміни коливання можуть призвести до порушення балансу, що, у свою чергу, призведе до зміни фази вихідної напруги. Тому при балансуванню перемикач П2 встановлюють у таке положення, при якому резистор
R8 закорачивается, а індикатор балансу (мікроамперметр) підключається до виходу детектора.

Результати досліджень можна отримати в чисельному вираженні. Зцією метою послідовно з “Пацієнтом” (а іноді і паралельно йому) включають потенціометр, змінюючи опір якого калібрують чутливість всього тракту пристрої. Найчастіше застосовують наступний метод калібрування: при зміні опору в ланцюзі “Пацієнта” на 0,05 ома амплітуда записиповинна становити 1 см. Щоб виключити вплив перехідного опору контактів застосовується схема калібрування, показана на рис.3. Послідовно з “Пацієнтом” включений резистор R5, паралельно якому перемикачем Вк1i підключається резистор R6, опір якого в 200 разів більше, ніжR5. При цьому їх загальний опір на 0,05 ома менше, ніж R5. При калібруванніперед записом повільних коливань паралельно R5 підключається резистор R7. Тоді загальний опір кола зменшується на 1 ом.

Напруга з мосту надходить на емітерний повторювач, зібраний на транзисторі Т2, а потім на двохкаскадний підсилювач, виконаний за каскодной схемою. Навантаженням підсилювача є контур L3C17, налаштований на частоту 150 кгц.

Детектор виконаний на напівпровідникових діодах Д1 – Д2.В результаті використання двухполупериодного детектора приставка має симетричний вихід. Постійні часу розрядних ланцюгів детектора обрані такими, щоб після детектування виділялися складові сигналу із частотами до 150 гц. Зі боку нижчих частот постійна часу визначається ємностями перехідних конденсаторів С21 і С22 і вхідним опором наступних каскадів.При вхідних опорах 1 Мом, нижча частотна межа становить близько 0,2 гц на рівні – 3 дБ.

До виходу детектора підключається мікроамперметр, по мінімальномувідхиленню стрілки якого балансують міст перед початком вимірювання.

Конструкція і деталі. Реоплетізмограф виконаний в прямокутному металевому кожусі з зовнішніми розмірами 50Х120Х180 мм. Всі деталі його, за винятком джерел живлення, змонтовані на монтажних платах, прикріплених до верхньої кришки, що є одночасно лицьового панеллю. На лицьовій панелі розміщені: мікроамперметр, вимикачі ВК1 – ВК3, перемикачі П1, П2 і роз’єм для підключення кабелю “Пацієнт”. Роз’єм для підключення приладу до реєструючим пристроям розташований на задній панелі. Всі деталі реоплетізмографа змонтовані на двох монтажних платах. На одній, вміщеній в екран з жерсті, змонтований генератор, на іншій – підсилювач, детекторі вимірювальний міст.

У приладі використані транзистори, мають В в межах 30-50.Контурні котушки виконані на сердечниках типу СБ-2а, намотані проводом ПЕВ 0,1і містять: котушка L1-200 витків, котушка L2 – 80 витків, котушка L3 –
200 витків і котушка L4 – 100 витків.

Дросель ДР1 намотаний на феритових кільцях Ф-600, зовнішній діаметр якого 12 мм, і містить 200 витків дроту ПЕВ 0,1.

Резистор R4 обов’язково повинен бути дротяним, а резистор R5 складений з трьох паралельно включених з опорами 27,27 і 91 ом. В якості індикатора можна застосувати будь мікроамперметр, чутливість якого 50 – 200 мка.

Зразки записів, отриманих з описуваним реоплетізмографом, наведені на рис. 4.