санкт-петербургский электротехнический университет

САНКТ-ПЕТЕРБУРГСКИЙ ГОСУДАРСТВЕННЫЙ
ЭЛЕКТРОТЕХНИЧЕСКИЙ УНИВЕРСИТЕТ “ЛЭТИ”
ИМ. В. И. УЛЬЯНОВА /ЛЕНИНА/
_____________________________________________________
На правах рукописи
ЧАЩИН АЛЕКСАНДР ВАСИЛЬЕВИЧ
КОМПЛЕКСНЫЕ МЕТОДЫ И АППАРАТНО-ПРОГРАММНЫЕ
СРЕДСТВА ДЛЯ ИССЛЕДОВАНИЙ ГЕМОДИНАМИЧЕСКИХ
ПРОЦЕССОВ В СОСУДИСТОЙ СИСТЕМЕ ОРГАНИЗМА
Специальность: 05.11.17- Приборы, системы и изделия
медицинского назначения
ДИССЕРТАЦИЯ
на соискание ученой степени доктора технических наук
САНКТ-ПЕТЕРБУРГ –2014
2
ОГЛАВЛЕНИЕ
СТР.
Сокращения и условные обозначения........……………..…………………….........6
ВВЕДЕНИЕ…..……………..…………………..……………………………………8
ГЛАВА 1. МЕТОДЫ НЕИНВАЗИВНЫХ ИССЛЕДОВАНИЙ С
КОМПРЕССИОННЫМ ВОЗДЕЙСТВИЕМ НА СИСТЕМУ СОСУДОВ………32
1.1. Использование внешнего давления на организм для медицинских целей...32
1.2. Давление крови как интегральный параметр изменений в организме…......42
1.3. Окклюзионные методы измерения АД ………..…..........................................53
1.4. Неинвазивные безокклюзионные методы измерения АД с анализом
объемнодинамических изменений кровенаполнения сосудов ………………….66
1.5. Комплексные методы исследования кровеносных сосудов и гемодинамических процессов в верхней конечности при компрессионных воздействиях …..73
1.6. Автоматизация процесса измерения давления крови....…………….............80
1.7. Методы измерения АД с компрессионным воздействием как
функциональная гемодинамическая проба на сосудистую систему верхней
конечности и организм в целом……………………………………………...........82
Выводы главы 1. Задачи исследования …………………………………..............85
ГЛАВАº2. СИСТЕМНЫЙ АНАЛИЗ ВЛИЯНИЯ КОМПРЕССИОННЫХ
ВОЗДЕЙСТВИЙ НА ГЕМОЛИМФОНАПОЛНЕНИЕ СОСУДОВ ....................88
2.1. Объемнодинамические изменения в наполнении сосудистого
бассейна как отражение процессов во внутренней среде организма …………. 88
2.2. Проблемы воспроизведения сосудистой реакции в инструментальных
исследованиях с компрессионным воздействием на локальные участи тела.....90
2.3. Объемный статус сосудистой системы организма.….…………….………..98
2.3.1. Теоретический анализ объемного статуса системы сосудов……………..99
2.3.2. Жидкости тела человека и объемный статус сосудов ..….........................106
2.3.3. Внеклеточный матрикс и объемный статус…………………..…………..108
2.3.4. Объемнодинамические изменения в наполнении разных отделов
сосудистого бассейна при внешней компрессии на локальные участки тела...111
3
2.3.5. Показатели объемного статуса сосудистой системы …………..………..114
2.4. Представление компрессионно-объемнодинамического преобразования
наполнения сосудов и окружающих тканей в виде передаточной функции….115
2.5. Анализ сигналов при компрессионно-объемнометрическом
преобразовании объемного статуса сосудистой системы ……………………..118
Заключение и выводы главы 2 ..……………………………………………..…..119
ГЛАВА 3. СИСТЕМА ФУНКЦИОНАЛЬНЫХ МОДЕЛЕЙ НЕИНВАЗИВНОЙ
БИОТЕХНИЧЕСКОЙ СИСТЕМЫ С УПРАВЛЕНИЕМ ГЕМОДИНАМИЧЕСКИМИ ПРОЦЕССАМИ..……….………………………………........................121
3.1. Модель БТС управления гемодинамическими процессами в верхней
конечности при неинвазивном вмешательстве в гемодинамику ...…………...122
3.2. Электрическая модель биотехнической системы кровообращения в
сосудах верхней конечности с процедурами измерения АД …..……………..132
3.3. Планирование комплексных методов исследования гемодинамических
процессов в верхней конечности с процедурой измерения АД……………….145
3.4. Системный анализ гемодинамических изменений в организме при
измерениях АД с компрессионным воздействием на сосуды ...........................148
3.5. Модель БТС управления гемодинамическими процессами в
целостном организме при измерении АД окклюзионными методами…. ……160
3.6. Концепция суперпозиции гемолимфонаполнения сосудов
организма и влияния эндогенных факторов..…………..……….........................169
3.7. Математическая модель суперпозиции наполнения системы сосудов
под влиянием эндогенных факторов и внешнего давления на локальные
участки тела..……………………………………………………………………...176
Заключение и выводы главы 3…………………………………………………...189
ГЛАВА 4. НЕИНВАЗИВНЫЕ МЕТОДЫ И БТС УПРАВЛЕНИЯ
ГЕМОДИНАМИЧЕСКИМИ ПРОЦЕССАМИ И АД …………………………193
4.1. Комплексирование методов измерения АД в исследованиях динамики
гемолимфонаполнения сосудов……………..…………………...………………193
4.2. Фотоплетизмотонометрический метод исследования АД и
4
кровенаполнения периферических сосудов …..………….…………………….196
4.3. Методические особенности комплексных методов исследования упругости
стенки кровеносных сосудов при компрессионных воздействиях …………...200
4.4. Способ и устройство для неинвазивных исследований артерий................203
4.5. Фотоплетизмографический способ определения скорости
распространения пульсовой волны……………..………………………….........204
4.6. Метод функциональной гемодинамической пробы с ограничением
кровотока в сосудистой системе верхней конечности …….…………..………207
4.7. Использование биологической обратной связи в управлении
и при контроле АД и кровелимфонаполнения системы сосудов ………….….210
4.8. Метод исследования механизма регуляторного контроля
системы кровообращения по вариабельности показателей АД ………………213
4.9. Частотный метод анализа волновых проявлений наполнения
сосудов в функциональных гемодинамических пробах с давлением на
локальные участки сосудистой системы .…………….…………..….………....217
4.10. Комплексный компрессионный метод измерения показателей
функционирования организма для условий экстремальных ситуаций ……....221
Выводы главы 4……………………………………………………………...........234
ГЛАВАº5. АППАРАТНО-ПРОГРАММНЫЕ КОМПЛЕКСЫ ДЛЯ
ИССЛЕДОВАНИЯ ГЕМОДИНАМИЧЕСКИХ ЭФФЕКТОВ ПРИ
ВНЕШНЕМ ДАВЛЕНИИ НА ЛОКАЛЬНЫЕ УЧАСТКИ ТЕЛА …..................236
5.1. Фотоплетизмотономанометр ФПТМ-01 для исследований сосудистой
системы верхней конечности и измерения показателей гемодинамики………236
5.2. Артериокардиоритмограф для исследований гемодинамического эффекта
вариабельности показателей АД ...…………………..…………………………..244
5.3. Биотехническая система кровообращения и методика исследования вклада
разных отделов сосудистой системы в суперпозиции гемолимфонаполнения 251
5.4. Аппаратно-программный комплекс для исследования динамики
движений в системе краниальных тканей ……………………………….……...255
Выводы главы 5 …………………………………………………………………..282
5
ГЛАВА 6. УПРАВЛЕНИЕ И КОНТРОЛЬ АД В БИОТЕХНИЧЕСКИХ
СИСТЕМАХ КРОВООБРАЩЕНИЯ ПРИ ВЕЛОЭРГОМЕТРИИ ……………284
6.1. Автоматический тренажерно-диагностический комплекс
аппаратуры медицинского управления и контроля (АТД КАМУК) …………285
6.2. Реализация квазинепрерывного режима измерения АД устройством
АТД КАМУК ……………………………………………………………………..289
6.3. Монитор АД аппаратно-программного комплекса "Валента” для
велоэргометрических диагностических исследований………………………....299
Выводы главы 6 …………………………………………………………………..304
ГЛАВАº7. ВЕРИФИКАЦИЯ КОМПЛЕКСНЫХ МЕТОДОВ
ИССЛЕДОВАНИЯ ГЕМОДИНАМИЧЕСКИХ ПРОЦЕССОВ И АД…………306
7.1. Погрешности косвенных методов измерения АД с созданием
компрессионных воздействий на сосудистую систему ………………………..306
7.2. Погрешности измерения АД методом Пеньяза...…………………………..312
7.3. Методические особенности исследования АД с управлением состояния
сердечно-сосудистой системы при велоэргометрии………………….………..314
7.4. Оценка влияния помехозащищенности канала регистрации сигналов тонов
Короткова при велоэргометрии на точность измерения АД .………………....321
7.5. Экспериментальные приемы сравнения методов измерения АД ………..325
Выводы главы 7…………………………………………………………………..330
Основные результаты диссертационного исследования. Заключение.............331
СПИСОК ЛИТЕРАТУРНЫХ ИСТОЧНИКОВ...................................................334
ПРИЛОЖЕНИЯ...……..……………………………………………….................364
6
Сокращения и условные обозначения
 АД - артериальное давление.
 АТДК –автоматический тренажерно-диагностический комплекс.
 АПК – аппаратно-программный комплекс.
 АЧХ - амплитудно-частотная характеристика.
 БОС – биологическая обратная связь.
 БТС - биотехническая система.
 ВД - венозное давление (Рв).
 ВАД – вариабельность АД.
 ВАП – венозно-артериальная пульсограмма.
 ВСР – вариабельность сердечного ритма.
 ВРПВ – время распространения пульсовой волны.
 ВЭМ – велоэргометр (велоэргометрический).
 ВЭМИ –велоэргометрические исследования.
 ГЛН – гемолимфонаполнение сосудов.
 ИП – измерительная процедура.
 КАМУК – комплекс аппаратуры медицинского управления и контроля.
 КОП – компрессионно-объемнометрическое преобразование (преобразователь);
 ММВЭФ – модель модулирующего влияния эндогенных факторов на кровообращение.
 МТТ - медико-технические требования.
 ОД изменения – объемнодинамические изменения.
 ОС – объемный статус.
 РЕО – реограмма.
 САКР – спироартериокардиограф.
 СПМ – спектральная плотность мощности.
 СРПВ - скорость распространения пульсовой волны.
7
 СФГ – сфигмограмма.
 ТК - тон(ы) Короткова.
 ТО – тахоосциллограмма.
 Тr-к - продолжительность времени между появлениям R-зубца электрокардиограммы и тоном Короткова, возникшим в одноименном цикле сердечного сокращения.
 УСИ - устройство съема информации.
 ФПГ- фотоплетизмограмма, фотоплетизмографический.
 ФГП – функциональная гемодинамическая проба.
 ЦНС – центральная нервная система.
 ЧД - частота дыхания.
 ЧСС – частота сердечных сокращений.
 ЭКГ - электрокардиограмма.
 ЭМК – электрическая модель процессов кровообращения.
 ЭЭГ – электороэнцефаллограмма.
 HLF – условный диапазон высокочастотной составляющей спектральной
плотности мощности вариабельности волнового процесса.
 LF - условный диапазон низкочастотной составляющей спектральной плотности мощности вариабельности волнового процесса.
 VLF - условный диапазон составляющей спектральной плотности мощности
вариабельности волнового процесса в области очень низких частот
8
ВВЕДЕНИЕ
Актуальность проблемы. Многие заболевания и травмы, диагностируемые клиническими методами, приводят в простых и сложных случаях к нарушению кровоснабжения тканей и патологическим изменениям гемодинамики.
К их признакам относят отклонение от нормы показателей АД и ЧСС, нарушение крове- и лимфотока и наполнения сосудов в определённых участках тела и
органах. Они проявляются при инфарктах, ишемии сосудов и тканей, сахарном
диабете, инсультах, варикозном расширении вен, лимфедеме, ожирении и избыточном весе тела, или чрезмерном истощении и дистрофическом изменении
объема мышечной массы. Нарушения вызываются изменением свойств соединительной ткани, стенки сосудов и окружающих тканей: уплотнением; опухолями; неэластичным состоянием тканей; отложением солей; отёками, вызванными нарушением условий венозного оттока и лимфодренажной функции; артериальной, венозной недостаточностью; вегетососудистой дистонией; спазмами и застойными явлениями; влиянием экзогенных факторов. Изменяется жидкостный обмен и наполнение сосудов и внесосудистой среды, нарушается
нервная регуляция процессов. На наполнение сосудов, окружающих тканей и
органов влияет движение разных структур тканей в организме. При этом происходит массоперенос веществ с кровелимфотоком, изменение взаимного расположения структур опорно-двигательного аппарата и обмен веществ. Универсальным маркером отмеченных движений, проявлений жизнедеятельности, являются объемные изменения. Они обусловлены обменом и перераспределением
в тканях жидкофазных субстратов: артериальной и венозной крови, лимфы,
клеточной и внеклеточной внесосудистой жидкости. Эти объемнодинамические
(ОД) изменения регистрируются инструментальными методами в виде сигналов, отражающих наполнение сосудов и модулирующее влияние эндогенных
факторов на гемодинамику.
9
При планировании исследований системы кровообращения актуальна
задача контроля наполнения разных отделов сосудистого русла, а для терапевтических целей, или специальных тренировок, - ещё и управление гемодинамическими процессами по показателям АД и кровенаполнения. Требуется
выбор подходов к получению данных, разработка методов, решающих теоретические и научно-практические задачи в исследованиях на разработанных аппаратно-программных комплексах (АПК).
В медицинских обследованиях широко используют окклюзионные методы измерения АД – интегрального параметра кровообращения. АД обеспечивает выполнение жизненных функций в снабжении и перераспределении веществ
в тканях и органах. В тоже время, на АД влияет активность функциональных
систем, представляющих основные эндогенные факторы работы организма. АД
измеряют в кардиологии, при медикаментозных и других терапевтических процедурах, при суточном мониторировании, скрининговых профилактических
осмотрах, экспресс-анализе состояния, в чрезвычайных и экстремальных ситуациях, при выполнении ответственной работы операторов, в спортивной медицине. Контроль АД необходим при активном воздействии на организм, когда
повышение или снижение показателей АД становится опасным для здоровья.
Эти ситуации возможны во время тренировок с управляемой нагрузкой на сосудистую систему, например при велоэргометрии, ортостатических и других
функциональных пробах; при действии перегрузок во время тренировок на центрифуге и в реальных условиях пилотирования летательными аппаратами; при
глубоководном погружении.
Однако методические возможности окклюзионных методов существенно
ограничены по производительности измерений и номенклатуре измеряемых показателей. При этом невозможно анализировать функционирование единой
многофакторной сосудистой системы организма, нервную регуляцию кровообращения, картину синхронизации перераспределения крови между разными ее
отделами, состояние сосудистого тонуса, модулирующее влияние на наполнение сосудов эндогенных и внешних факторов.
10
Принципиальный недостаток окклюзионных методов представляет вмешательство в кровообращение, нарушающее структуру кровотока и кровоснабжение тканей в конечности, и влияющее на кровообращение в области центральной гемодинамики. Инициируется индивидуально выраженная сосудистая
реакция, причина последующей серии функциональных изменений. В области
создания давления на сосудистую сеть кратковременно прекращается, а в соседних участках нарушается лимфодренаж, ограничивается, или останавливается возврат венозной крови из конечности в сердце и артериальный приток к
тканям, расположенным дистальнее области компрессии, меняется состав крови и условие газообмена в тканях. Изменяется наполнение сосудов и распределение внесосудистой жидкости в участке механического воздействия и соседних областях. Проявление изменений зависит от состояния сосудистой системы
и от характера и индивидуальной переносимости окклюзии. Поэтому в результатах многих сравнительных измерений АД разными методами отмечены расхождения, неудовлетворяющие требованию стандартов. Это может связываться
с изменениями, вызванными измерительной процедурой (ИП), и в особенности
при патологиях. В то же время информация при патологиях имеет большое значение, так как измерения проводятся для диагностики. Методические недостатки ограничивают возможности исследований при гипертензии, гипотонии и
других заболеваниях. Поэтому для получения корректных результатов требуются контроль и данные о процессах в ходе ИП. Вместе с АД необходим комплекс данных об упруго-эластичных свойствах сосудов разных отделов; о распределении и динамике перераспределения крови и лимфы в разных участках
тела; о вариабельности АД и ЧСС; модулирующем действии эндогенных факторов и влиянии внешних воздействий на организм. К характеризующим кровообращение параметрам также относятся: ударный объем; сопротивление стенок артерий растяжению; объемное соотношение наполнения разных сосудов;
скорости кровотока и распространения пульсовой волны (СРПВ); вязкость циркулирующей крови; ориентация тела в поле гравитационного притяжения, обуславливающая гидростатическое давление крови; характер движения тела в
11
пространстве, обуславливающий действие на кровоток инерционных сил и др.
факторы.
Методы измерения АД изучены и используются лишь для определения
его показателей. В то же время, в регистрируемых сигналах присутствует информация о переходных гемодинамических процессах и модулирующем влиянии эндогенных факторов на гемолимфонаполнение (ГЛН). В алгоритмах обработки это не используется и исключается как проявление артефактов. Теряются
данные о гемодинамических процессах.
Особо выделяется, что в мире производится большое число измерителей
АД. Их пользователи - сотни миллионов пациентов, по результатам измерений
применяющих лекарственные препараты и другие виды терапии. Поэтому актуальны разработки более информативных методов и устройств. Необходим системный анализ изменений при окклюзионных измерениях. Его цель - устранение недостатков, снижающих достоверность результатов, а также получение
нового качества - расширения функциональных возможностей окклюзионных
методов. ИП представляется функциональной гемодинамической пробой
(ФГП) на сосудистую систему и окружающие ткани, позволяющей анализировать особенности их жидкостного наполнения. До диссертационного исследования влияние на гемодинамику внешней компрессии при измерении АД теоретически не анализировалось, и это влияние не использовалось как ФГП на систему сосудов. В то же время, в определённой мере усложнение ИП и создание
перестраиваемых АПК с необременительным для пациентов воздействием
представляет перспективы осуществления комплексных исследований, по алгоритмам с инициированием сосудистой реакции.
Цель диссертационной работы – научное обоснование и практическое
подтверждение методологии исследования сосудистой системы с неинвазивным вмешательством в кровообращение, обеспечивающим при реализации
комплексных методов соответствующими аппаратно-программными средствами, - управление гемодинамическими процессами, контроль АД и наполнения
разных участков сосудистого русла.
12
Для достижения поставленной цели необходимо решить следующие задачи.
– Провести теоретический анализ и экспериментальное обоснование
практических исследований изменения АД и наполнения сосудов в процедуре
измерения АД.
– Представить концепции объемного статуса и суперпозиции вклада изменений в наполнении сосудов разных отделов системы кровообращения при
внешнем давлении и под влиянием эндогенных факторов, позволяющие на качественном уровне анализировать сосудистую реакцию. Представить систему
многофакторной классификации процессов, проявляемых при давлении на локальные участки тела, с учётом того, что вмешательство изменяет кровообращение непосредственно в области механического воздействия, и влияет на сопредельные и пространственно отдалённые участки сосудистого русла, включая область центральной гемодинамики.
– Для теоретического анализа изменений при компрессионных воздействиях на локальные участки тела представить модели биотехнической системы
(БТС) управления гемодинамическими процессами в верхней конечности и в
целостном организме.
– На основе моделей и описания гемодинамических процессов в процедурах измерения АД представить ФГП на сосудистую систему конечности и систему кровообращения целостного организма. Переходные гемодинамические
процессы при измерении АД характеризовать показателями реакции. Представить комплексные методы исследования гемодинамических процессов на основе методов измерения АД.
– Провести анализ и представить способ учёта погрешностей в результатах измерения АД при комплексных исследованиях гемодинамических процессов в конечности.
– Провести экспериментальные исследования гемодинамических процессов, подтверждающие полученные теоретические выводы, и провести сравнительные исследования разработанных и известных методов.
13
– Представить и апробировать методы изучения гемодинамических процессов по результатам компрессионных ИП, применительно к верхней конечности и к анализу ОД изменений, связанных с движением краниальных тканей.
Объектом исследования в работе являются комплексные методы исследования гемодинамических процессов и аппаратно-программные средства,
предназначенные для создания давления на локальные участки тела, и для анализа при этом динамики изменения АД и кровенаполнения сосудов в разных
участках сосудистого русла.
Предметной областью исследования являются: способы теоретического
описания функционирования составляющих звеньев БТС, управляющей гемодинамическими процессами при неинвазивном вмешательстве; объемный статус сосудистой системы и его составляющие; методы управления вкладом в суперпозиции наполнения составляющих разных отделов сосудов; способы анализа модулирующего влияния эндогенных факторов и внутриглубинных процессов в организме на наполнение сосудов; методы исследования изменений в
системе сосудов, как в подсистеме жидкостного обмена и движения тканей в
общем объёме тела; алгоритмы функционирования сосудистой системы в исследованиях гемодинамических эффектов с проявлением и разделением действующих механизмов в циклически повторяемых процессах и при изменении
условий.
Методы исследования. В работе использован подход, в основу которого
положены взаимосвязанные теоретические и экспериментальные разработки.
Теоретические исследования выполнены на основе системного анализа, с учетом данных физиологии систем кровообращения, внешнего дыхания, соединительной ткани, опорно-двигательной системы, теоретических и практических
данных из остеопатической медицины, с использованием теорий упругости,
моделирования, автоматического управления, электрических цепей, спектрального анализа сигналов, измерений и методов оценки погрешностей измерений,
вероятности, а также теории синтеза биотехнических систем, необходимых для
решения конкретных задач, возникавших в разработке темы.
14
Для подтверждения основных теоретических положений в работе выполнены сравнительные экспериментальные исследования и анализ результатов,
полученных аускультативным, осциллометрическим, фотоплетизмографическим, ангиотензиотонографическим методами измерений, методом разгруженной стенки сосудов, а также в исследованиях вариабельности показателей сердечного ритма и АД и лазерных допплерографических флоуметрических исследований. В обработке результатов применялись методы математической статистики и пакет «Матлаб», программы математической обработки данных. При
регистрации данных использованы компьютеризированные АПК. Моделирование ИП проводилось с применением программно-математического моделирования работы электронных схем «Micro-cap».
Научные положения, выносимые на защиту.
1. Определено, что наполнение сосудистой системы, функционирующей в
окружении и в составе многосистемного объекта, внутренней среды организма,
и при действии внешних факторов, характеризует её объемный статус (ОС).
ОС определяется участием и суперпозицией объемов наполнения, создаваемых
в отделах системы кровообращения с разным внутрисосудистым давлением, и
влиянием на них факторов воздействия. На ОС влияют факторы эндогенного
происхождения: ЧСС, диапазоны изменения внутрисосудистого давления и ёмкости сосудистого русла разных сосудов; модулирующее действие на наполнение сосудов, создаваемое при движении окружающих тканей; нервногуморальная регуляция тонуса сосудов. На ОС влияют внешние факторы: пространственная ориентация тела в поле гравитационного притяжения, обуславливающая действие гидростатического давления; характер движения тела в
пространстве, обуславливающий действие на кровоток инерционных сил; давление окружающей среды. Создание внешних факторов инструментальными
средствами позволяет неинвазивно вмешиваться в кровообращение и управлять
гемодинамическими процессами и ОС.
2. Установлено, что неинвазивное вмешательство в кровообращение,
производимое инструментальными средствами путём давления на локальные
15
участки тела, и в частности при измерении АД, по сути, является ФГП на сосудистую систему, инициирующей множественные изменения. В результате происходит ответная комплексная сосудистая реакция. При этом в зависимости от
внешнего давления проявляются изменения в наполнении отделов сосудов с
разным уровнем внутрисосудистого давления, сосудов разного калибра и в разных участках сосудистого русла. В связанных с местом приложения давления
участках: – изменяются условия кровоснабжения тканей; – происходят переходные ОД процессы жидкостного перераспределения в сосудистой системе и
окружающей внесосудистой среде; – сдвигаются диапазоны изменения параметров внутрисосудистого давления, объемов и соотношение объемов наполнения сосудов разных отделов системы кровообращения; – нарушается лимфодренажная функция; – проявляется венозный и лимфатический застой; – активизируются артерио-венозные анастомозы; – изменяется насыщение крови
кислородом; – нарушается структура движения крови; – происходит внешнее
воздействие на выполняющий множественные ответственные функции сосудистый эндотелий; – отмечается ноцицепторная реакция. Использование проявляемых изменений, как объектов контроля, расширяет функциональные возможности исследований системы кровообращения, осуществляемых инструментальными средствами в ИП с внешним воздействием на сосудистую систему. Эти изменения могут служить для контроля в процедурах со вспомогательным управлением функционирования системы кровообращения, для потенциально возможных достижений профилактических, тренировочных и терапевтических целей. Характеризующие эти изменения соответствующие параметры, а
также феномен Короткова, методы осциллометрии, плетизмографии и метод
Пеньяза, – составляют методические возможности для использования в качестве сигналов биологической обратной связи (БОС) при построении неинвазивных биотехнических систем (БТС) управления гемодинамическими процессами.
3. Установлено, что создание инструментальными средствами внешнего
давления на локальные участки тела приводит к изменению АД, жидкостного
16
наполнения сосудов и окружающих тканей в области приложения давления, в
сопредельных и пространственно отдалённых участках сосудистого русла,
включая область центральной гемодинамики. Эти участки представляются местами съёма сигналов БОС, обеспечивающих в происходящих при воздействии
гемодинамических процессах контроль и управление параметрами АД и наполнения сосудов.
4. Установлено, что в ФГП с неинвазивным вмешательством в кровообращение при создании на локальном участке тела внешнего давления, останавливающего, или ограничивающего кровоток, и при его восстановлении после
воздействия, в разных отделах и участках русла сосудистой системы регистрируются инициируемые переходные гемодинамические процессы изменения АД
и кровенаполнения сосудов. Такая сосудистая реакция проявляется в частности
и при измерениях АД окклюзионными методами, в результате контроля которой вместе с показателями АД определяются отражающие состояние сосудов
показатели переходных геодинамических процессов.
5. Установлено, что управление вкладом составляющих в суперпозиции
ОД наполнения сосудистой системы, одновременно происходящего в разных её
отделах, реализуется в исследованиях при комплексном действии на систему
сосудов дозированных уровней давления, и с анализом при этом отражающих
суперпозицию сигналов. Дозированием дискриминируется функционирование
сосудов с меньшим диапазоном внутрисосудистого давления, но не ограничивается участие сосудов, давление в которых выше.
6. Установлено, что к источникам методических погрешностей измерения
АД окклюзионными методами относятся изменения параметров АД и наполнения сосудов, вызванные в ИП вследствие: – сосудистой реакции на вмешательство в кровообращение процедурой измерения; – модулирующего действия
движений тканей в организме. Учёт этих влияний реализуется путём контроля
гемодинамических изменений в ИП и по представлению результатов измерения
АД вместе с показателями динамики его изменения в переходных процессах
реакции, и с показателями вариабельности изменения АД.
17
Научную новизну результатов работы составляет научно обоснованное
решение методологии исследования сосудистой системы на основе неинвазивного вмешательства в кровообращение, с использованием инструментальных
средств, обеспечивающих контроль и управление гемодинамическими процессами в организме при создании давления на локальные участки тела. При этом
новыми являются:
- концепция ОС сосудистой системы, определяющая вклад сосудов разного предназначения в суперпозиции их наполнения, и используемая при выборе способов разделения и идентификации участия разных сосудов в суперпозиции, путём дозированного воздействия на систему сосудов, и с применением
при этом спектрального анализа регистрируемых сигналов суперпозиции;
- анализ изменений наполнения в сосудистой системе, при котором она
рассматривается как часть сложного многосистемного объекта, объединенного
соединительной тканью и жидкостной внутренней средой организма, участвующих во внутриглубинных движениях, создающих модулирующее действие
на АД и ГЛН сосудов;
- ФГП на сосудистую систему, проводимая путём создания давления на
локальные участки тела, и в частности в процедуре измерения АД окклюзионными методами; в результате ФГП, в дополнение к показателям АД, по переходным гемодинамическим процессам определяются показатели сосудистой
реакции;
- функциональные модели БТС управления гемодинамическими процессами в конечности и целостном организме, предназначенные для анализа изменений кровообращения, проявляемых при неинвазивном вмешательстве в процедуре измерения АД;
- комплексный метод управления, контроля и оценки вклада составляющих в суперпозиции изменений ГЛН в сосудистой системе, осуществляемый
путём создания на систему сосудов дозированных уровней давления, и использующий при этом спектральный анализ сигналов, отражающих изменение суперпозиции; дозированное давление дискриминирует функционирование сосу-
18
дов с меньшим внутрисосудистым давлением, но не оказывает влияния на
функционирование и вклад сосудов, диапазон внутрисосудистого давления которых выше воздействующего давления;
- комплексные методы исследования сосудистой системы при неинвазивном вмешательстве в кровообращение и с анализом переходных гемодинамических процессов в разных участках сосудистого русла, и анализом вариабельности АД; методы основаны на теоретических результатах и экспериментальных
данных о проявлении инициированных окклюзионным воздействием в процедурах измерения АД переходных гемодинамических процессов изменения АД и
кровенаполнения сосудов верхней конечности;
- решение проблемы учёта методических погрешностей измерения АД
окклюзионными методами, вызванных влиянием вмешательства в кровообращение и модулирующего действия эндогенных факторов на измеряемые показатели;
- классификация сосудистых реакций в организме в ответ на внешнее неинвазивное воздействие на локальные участки тела, расширяющая представление об изменении АД и наполнения сосудов при вмешательстве в кровообращение;
- Способ Мохова-Чащина получения данных о системе краниальных тканей, позволяющий при внешней дозированной компрессии регистрировать сигналы, вызванные их ОД изменением, и анализировать характер движения.
В отличие от известных методов исследований с компрессионным воздействием на сосудистую систему, интерпретация проявляемых изменений АД
и наполнения сосудов основана: на анализе влияния на измеряемые показатели
внешних воздействий; на концепции суперпозиции и разделения вклада в ГЛН
разных отделов системы сосудов; на классификации сосудистых реакций в ответ на воздействие, в которых учитывается модулирующее влияние эндогенных
факторов на ГЛН сосудов.
Научная новизна подтверждается следующими результатами.
1. При измерении АД с созданием давления на сосуды плечевой области в
19
пальцевых сосудах регистрируются переходные процессы изменения АД, согласующиеся с полученными в анализе на моделях БТС управления гемодинамическими процессами.
2. В ФГП на систему кровообращения при создании давления в процедуре
измерения АД определяются показатели переходных гемодинамических процессов наполнения периферических сосудов, связанных с перераспределением
крови.
3. При создании дозированных по уровню давлений на систему сосудов
верхней конечности закономерно изменяется амплитудно-частотное соотношение составляющих, представленных в разных диапазонах спектра регистрируемого сигнала, отражающего суперпозицию их наполнения.
4. Результатами гемодинамических исследований при дозированных компрессионных воздействиях на локальные участки тела и в частности при воздействии на разные участки конечностей и краниальные ткани.
5. Результатами, полученными при верификации и в реализациях комплексных методов, с использованием созданных аппаратно-программных
средств для исследования ОД изменений наполнения сосудов.
Практическая значимость работы заключается в том, что на основе
концепций ОС сосудистой системы, суперпозиции ГЛН сосудов разных отделов, влияния внешнего давления и модулирующего влияния эндогенных факторов на ГЛН, разработаны и внедрены устройства для измерения АД и методы
управления и контроля изменений АД и процессов наполнения сосудов. Практическое значение имеют:
- Система функциональных моделей БТС управления гемодинамическими процессами и методы анализа и сравнительной оценки параметров ОД изменений жидкостного наполнения сосудистой системы и окружающих тканей
верхней конечности при воздействиях. На моделях анализируются переходные
гемодинамические процессы при внешнем давлении, позволяющие их использовать в исследованиях, реализующих алгоритмы окклюзионных методов измерения АД.
20
- Новые комплексные методы исследования гемодинамических процессов
с неинвазивным вмешательством в кровообращение. В частности, ФГП на сосудистую систему, проводимая в процедуре измерения АД окклюзионными методами, провоцирующая проявление в разных участках сосудистого русла сосудистой реакции изменения АД и наполнения сосудов, и расширяющая функциональные возможности исследований.
- Аппаратно-программные средства, основанные на комплексировании
окклюзионных методов, предназначенных для измерения АД в разных участках
сосудистой системы, и основанные на классификации гемодинамических процессов при неинвазивном вмешательстве в кровообращение. Они расширяют
функциональные возможности исследования гемодинамических процессов с
использованием известных устройств для измерения АД и для фотоплетизмографических исследований.
- АПК, предназначенный для исследований функционирования сосудистой системы, в алгоритме работы которого реализуется анализ амплитудночастотных показателей спектра сигналов, связанных с изменением ГЛН сосудов
при дозированных компрессионных воздействиях на локальные участки тела.
При этом при дозировании внешнего давления разделяется вклад составляющих в суперпозиции ГЛН отделов сосудов с разным уровнем внутрисосудистого давления.
- Совмещение в модификации ФГП на сосудистую систему метода непрерывного измерения АД по Пеньязу, основанного на стабилизации объема наполнения артериальных сосудов, и окклюзионного метода измерения АД в
плечевой области, позволяющей исследовать гемодинамические процессы перераспределения крови между артериями и венами в верхней конечности.
- Комплексный метод исследования АД и наполнения сосудов, предназначенный для анализа переходных гемодинамических процессов перераспределения крови между артериальным и венозным отделами сосудов верхней конечности. При этом определяются показатели, характеризующие изменения в
разных участках сосудистого русла одной конечности: Рс; Рд;; Рср ; венозное
21
давление Рв.; СРПВ в функциональном диапазоне изменения АД; константы
времени перераспределения крови между артериальным и венозным отделами с
уравновешиванием кровяного давления в верхней конечности, и времени восстановления кровообращения после окклюзии при возобновлении кровотока в
конечности; упругость стенки сосудов в зависимости от АД. Кроме того, неинвазивные исследования кровеносных сосудов реализуются в функционально
широком диапазоне изменения АД, включающем уровни ниже диастолического
давления, и при условии гемодинамической изоляции от процессов в области
центральной гемодинамики.
- Реализация исследований гемодинамических процессов в верхней конечности в условиях изоляции от влияния на них процессов в области центральной гемодинамики, но с сохранением связи с рецепторным аппаратом
центральной нервной системы.
- Способ сравнения устройств для измерения АД, основанный на имитации функциональных состояний организма и нарушений кровообращения.
- АПК медицинского управления и контроля, предназначенный для тренировок сердечно-сосудистой системы при работе на велоэргометре, и квазинепрерывных измерений АД при этом в исследовании динамики изменения АД
по алгоритму, повышающему производительность получения результатов измерения.
- Способы повышения достоверности измерения АД при велоэргометрических пробах и устройства для их осуществления в присутствии артефактов
двигательной активности, в которых путём частотной фильтрации, амплитудной дискриминации и временного стробирования тонов Короткова проявляются информативные признаки АД.
- Повышение достоверности результатов измерения АД окклюзионными
методами и извлечение дополнительной информации из инициируемых при
измерениях гемодинамических процессов реакции. За счёт оценки результатов
с учётом действия на измеряемый параметр самой ИП и модулирующего влия-
22
ния движения тканей организма, расширяются функциональные возможности
исследования сосудистой системы.
- Метод избирательного управления наполнением системы сосудов, осуществляемый при дозированных уровнях внешнего давления. При этом из суперпозиции исключается вклад сосудов с меньшим внутрисосудистым давлением, и не дискриминируется функционирование сосудов с превышающим
внутрисосудистым давлением, а в обработке данных используется анализ спектров сигналов, отражающих их наполнение.
- Использование спектрального анализа сигналов, отражающих наполнение сосудов верхней конечности, и движение краниальных тканей, в исследованиях с дозировано компрессионным воздействием, подтверждающие проявление процессов с участием отделов сосудистой системы с разным уровнем
внутрисосудистого давления;
- Способ Мохова-Чащина получения данных о движении краниальных
тканей и устройство для его осуществления.
- Классификация эффектов и процессов изменения АД и ГЛН сосудов при
вмешательстве в кровообращение, расширяющая представление о сосудистой
реакции в организме в ответ на внешнее неинвазивное воздействие на локальные участки тела, и ориентированная на использование известных, модифицированных и новых методов исследования сосудистой системы.
Материалы диссертационной работы использованы в завершенных НИОКР и НИР, имеют внедрения в практику, используются в новых разработках и
защищены авторскими свидетельствами СССР и патентами РФ на изобретения.
Достоверность результатов обеспечена теоретическим обоснованием и
экспериментальным подтверждением выдвинутых положений, систематической проверкой оригинальных данных, полученных на основе теоретических
результатов, сравнительным анализом результатов, полученных независимыми
методами исследований, а также большой статистической выборкой исследуемого материала и корректным способом его статистического анализа с использованием современных методов обработки данных.
23
Внедрение результатов работы. Результаты диссертационной работы
использованы в ФГУП СКТБ “Биофизприбор” ФМБА России (С.-Петербург), в
трёх институтах и двух центрах ФМБА России, в СПбГМУ им. акад. И.П. Павлова, в Институте эволюционной физиологии РАН им. И.М. Сеченова, на Медицинском факультете СПбГУ, в Институте остеопатии СПбГУ (СПб), в МИОО (Москва), в Детской клинической больнице (СПб), в НПП “НЕО” (СПб), в
ООО “ИНТОКС” (СПб).
Апробация работы. Основные положения, результаты и выводы диссертационной работы докладывались на: Областной н.-техн. конф. (Ростов-наДону, 1986); II и III Всес. н.-техн. конференциях Проблемы создания техн.
средств для диагностики и лечения заболеваний серд.-сосудистой системы
(Львов, 1987 и 1990); Всес. н.-техн. конф. Электроника и спорт-IX (Таллин,
1988.); IX Всес. конф. Измерения в медицине и их метрологическое обеспечение (Москва, 1989); Всес. конф. Человеко-машинные системы и комплексы (Таганрог, 1989); XIX Отраслевой н.-техн. конф. молодых ученых и специалистов
(Москва, 1989); II Всес. междисциплинарной н.-техн. школе-семинаре Непериодические быстропротекающие явления в окружающей среде (Томск, 1990);
Межд. конф. Механизмы функционирования висцеральных систем (С.Петербург, 1999); III н.-практ. конф. Аппаратура и методы медицинского контроля и функциональной диагностики состояния человека в экстремальных условиях (С.-Петербург, 2005); 60 - 64 н.-техн. конференциях СПбНТОРЭС, (С.Петербург, 2005 - 2009), V Межд. симпозиуме Электроника в медицине. Мониторинг, диагностика, терапия. Кардиостим, (С.-Петербург, 2006); ХII Межд.
симпозиуме «Динамические и технологические проблемы механики конструкций и сплошных сред», (Москва, 2006), Межд. конгрессе «Рефлексотерапия и
мануальная терапия в XXI веке» (Москва, 2006), VI и VII Межд. н.-техн. конференциях "Физика и радиоэлектроника в медицине и экологии" (ФРЭМЭ),
(Владимир-Суздаль, 2006 и 2008), Втором межд. конгрессе «Нейробиотелеком2006», «Информационные технологии, биоэнергоинформационные процессы и
диагностические системы в нейробиологии, здравоохранении и образовании»,
24
(С.-Петербург, 2006), I Межд. Французско-Российской н.-практ. конф. по перспективам использования технических средств в остеопатии, (Париж, 1415.10.2007), Межд. симпозиуме «Остеопатия. Перспективы интеграции остеопатической медицины в акушерско-гинекологическую и педиатрическую практику», (С-Петербург, 2007), Межд. конф. «Остеопатия как система диагностики
и лечения», (С-Петербург, 2007), V Межд. симпозиуме «Фундаментальные основы остеопатии», (С-Петербург, 2007), Межд. конгрессах «Традиционная медицина», (Москва, 2007 и 2009), XI Межд. конференции «Биомедицинская инженерия», Медико-экологические информационные технологии, (Курск, 2008),
Межд. симпозиуме - Интеграция остеопатии в национальный проект «Здоровье»: возрастная остеопатия. Жидкостносоединительнотканый аспект. (С.Петербург, 2008), Межд. симпозиуме «Функциональный череп. Научные и клинические аспекты применения остеопатии в краниальной области. Единый
взгляд на диагностику и лечение в неврологии, стоматологии, отоларингологии,
офтальмологии», (С-Петербург, 2009), Н.-практ. конф. «Актуальные вопросы
внутренних болезней», (С-Петербург, 2009), Межд. форуме «Биофизтехнологии» (Биосистемы, физические поля, технологии – на службе человека), (С.Петербург, 2011), Межд. научной медико-техн. конф., ИМБП РАН, (Москва,
2011), Н.-практ. конференциях профессорско-преподавательского состава кафедры Биотехнические системы СПбГЭТУ (ЛЭТИ), Всероссийских н.-техн.
конференциях с межд. участием «Мед. информационные системы», МИС, (Таганрог, 2000, 2006, 2008, 2010 и 2012).
Публикации. По теме работы опубликовано 115 научных работ, в том
числе в двух монографиях и учебном пособии, в 47 публикациях в изданиях из
списка ВАК, включая 36 статей и 11 авторских свидетельств и патентов на изобретения СССР и РФ.
Личный вклад автора во всех работах, выполненных в соавторстве,
включает постановку задачи, концепцию и разработку основных методов и
технических средств для проведения исследований, обработку и анализ результатов. Автор – инициатор и непосредственный исполнитель всех теоретических
25
и экспериментальных исследований.
Структура и объем диссертации. Диссертация состоит из введения, семи глав, заключения, списка используемой литературы, включающего 273 наименования и приложения. Основная часть работы изложена на 307 страницах
машинописного текста. Работа содержит 75 рисунков и 9 таблиц.
КРАТКОЕ СОДЕРЖАНИЕ РАБОТЫ
В главе 1 представлен обзор с данными о влиянии внешнего давления на
АД и кровообращение организма, и в частности при действии давления на локальные участки тела. Отмечена особая роль АД, как интегрального параметра,
отражающего состояние сосудистой системы. Приводятся сведения о современных неинвазивных компрессионных и безокклюзионных методах и устройствах для измерения АД, об объемнодинамических проявлениях наполнения
сосудов, отражающего разные движения во внутренней среде организма, и
комплексных методах исследования сосудистой системы при компрессионных
воздействиях. Отмечаются недостатки методов измерения АД и особо выделен
основной из них, - относящийся ко всем окклюзионным методам. При этом
создаётся вмешательство в кровообращение. Как ответ на воздействие, инициируется реакция, гемодинамические изменения в которой представляют интерес
для исследования сосудистой системы и функции нервной регуляции процессов. В главе отмечаются перспективные направления в усовершенствовании
устройств для измерения АД, на основе разработки комплексных методов и
комплексирования известных методов окклюзионных измерений. Обосновывается идея ФГП на сосудистую систему организма, как на целостную систему,
проводимую путём создания давления на локальные участки сосудистого русла. На основе критического анализа формулируются цель и основные задачи
диссертационного исследования.
В главе 2 проводится системный анализ влияния компрессионных воздействий на наполнение сосудов. Определяется, что изменения являются частью и отражением процессов во внутренней среде организма. Разрабатывается
26
комплексный подход к анализу изменений жидкостного наполнения сосудов и
окружающих тканей при внешнем давлении.
С целью теоретического анализа и определения подходов к разработке
практических методов и аппаратно-программных средств для исследования гемодинамических явлений при вмешательстве в кровообращение, анализируются информационные сигналы, связанные с наполнением сосудов. Анализируются способы проявления в них информативных признаков.
Для определения составляющих вкладов в суперпозицию объема наполнения сосудистого русла и их разделения анализируются способы его описания
с разбиением на элементарные составляющие. Разбиение предоставляет практическую возможность планировать алгоритм реализации исследований с разделением вклада ответственных составляющих. Это осуществляется путём
управления экспериментом при создании интегрально направленного компрессионного воздействия на совокупность сосудов, давление при котором превышает внутрисосудистое давление в определённых сосудах. При этом из общего
изменения исключается вклад полностью компрессированных сосудов.
В главе представлены основные функционирующие отделы сосудистой
системы, отвечающие за объемные изменения и связи обследуемого участка тела с нервной системой. Модель позволяет на качественном уровне анализировать ОД проявления в наполнении сосудов с разным уровнем внутрисосудистого давления, происходящие в ответной реакции на внешнее давление.
Представлен способ теоретического описания ОД изменений с использованием впервые введённого теоретического понятия объемный статус (ОС) сосудистой системы. ОС составляют отделы сосудов с разным уровнем внутрисосудистого давления и динамическим проявлением объемных изменений. Анализируется схема гидромеханического взаимодействия тканей при направленном извне компрессионном воздействии на локальные участки тела. Указывается, что физическими факторами, определяющими силовой баланс взаимодействия между жидкостными компартментами и окружающими их упруговязкими структурами соединительной ткани являются объем и давление. Они
27
выступают в роли взаимосвязанных характеристик, определяющих динамику
наполнения тканей в области локального воздействия.
При описании процессов в сосудистой системе анализируется общая передаточная функция компрессионно-объемнодинамического преобразования
(КОП) в наполнении сосудистого русла и окружающих тканей. В обобщенном
представлении КОП использован многополюсный блок передачи без внутренних связей - чёрный ящик, входными параметрами которого являются объемная
скорость артериального кровотока, направленного из магистральных сосудов в
плечевую артерию, а также параметр АД. Выходными параметрами блока являются: лимфатическое и кровяное давление; объемы наполнения лимфатических и кровеносных сосудов лимфой и кровью; изменения жидкостного наполнения окружающих сосуды тканей. Описание на качественном уровне представляет КОП и изменения в сосудистой системе, вызванные внешним давлением на локальные участки тела, и приводящим к параметрическим изменениям объемного статуса сосудистой системы и наполнения окружающих тканей.
В выводах главы отмечается, что объемнодинамические проявления жидкостного наполнения сосудов и окружающих их тканей отражают процессы во
внутренней среде организма и, в частности, они представляют результирующее
действие разных движений в объёме тела. Изменения распространяются на расстоянии в сфере большого и малого радиуса действия. Связанные с изменениями сигналы регистрируются известными методами функциональной диагностики в разных участках тела, что позволяет исследовать действие ответственных
за их управление механизмов.
Предложенные концепции использованы в главе 3 при разработке моделей кровообращения при внешнем компрессионном воздействии.
В главе 3 представлены гемодинамическая и электрическая модели функционирования сосудистой системы в условиях с компрессионным воздействием
на локальные участи тела, и в частности на верхнюю конечность. Модели на
качественном уровне позволяют анализировать процессы и определять характеризующие их показатели переходных процессов. В главе проводится систем-
28
ный анализ гемодинамических проявлений в разных участках организма при
измерении АД с ишемическим действием на кровеносные сосуды. Формулируется концепция и представляется математическое описание модели суперпозиции и модулирующего влияния эндогенных и экзогенных факторов на наполнение сосудов.
В связи с универсальным характером проявления информативных признаков в разных сигналах, снимаемых с тела, решается закономерный вопрос об
интерпретации составляющих суперпозиции динамических изменений жидкостного наполнения в разных участках тела и их выделении. Для этого в представлении физической модели суперпозиции действия эндогенных факторов на
ГЛН сосудов учитываются движения основных структурных образований и механизмы передачи модулирующего действия медленно волновых составляющих на пульсирующий характер наполнения сосудов. Рассматриваются вопросы планирования комплексных методов исследования гемодинамических процессов в организме, как ФГП, реализуемая на основе процедуры измерения АД
и на основе результатов анализа на моделях.
В выводах отмечается, что системный анализ проявлений кровообращения при внешнем воздействии, использован как элемент методологии научного
познания явлений. Это имеет значение практическое значение. В результате
определён подход к исследованиям ранее не используемых гемодинамических
изменений. Представлена и обоснована перспектива создания комплексных методов и соответствующих инструментальных средств, предназначенных для исследований при диагностическом контроле и терапии. Они основаны на использовании дозировано компрессионных воздействий на локальные участки
тела, и анализе при этом изменений, включая анализ спектров сигналов, проявляющих ОД изменения наполнения сосудов.
В главе 4 на основе представленных в гл. 3 функциональных моделей
БТС управления гемодинамическими процессами даётся описание комплекса
устройств, предназначенных для измерения АД одновременно в разных участках сосудистой системы. Эта схема проведения исследований использована в
29
алгоритмах разработанных комплексных методов. Представлены решения,
обеспечивающие управление и контроль АД в исследованиях, использующих
БОС; представлены комбинированные методы и измерительные АПК для исследования динамики изменения АД, проявления характерных ОД изменений
ГЛН в сосудистой системе и обеспечения контроля взаимосвязанных процессов
в сосудистой системе.
Анализ использования измерительных циклов для измерения показателей
АД в исследованиях с компрессионным воздействием на локальные участки тела позволил разработать комплексные методы: метод фотоплетизмотономерических ФПТМ исследований АД и кровенаполнения периферических сосудов;
метод исследования упругости стенки кровеносных сосудов; фотоплетизмографический способ определения скорости распространения пульсовой волны VРПВ
в широком диапазоне внутриартериального давления; метод ФГП, обеспечивающей управление гемодинамическими процессами и их исследование на основе создания тестирующего ограничения артериального кровотока в конечности; способ исследования состояния регуляторного контроля гемодинамических процессов в организме; комплексный компрессионный метод измерения
физиологических показателей организма для условий экстремальных ситуаций.
Эти методы объединены единым авторским замыслом проведения комплексных исследований сосудистой системы, по результатам измерений АД в разных
участках сосудистой системы верхней конечности, и регистрации сигналов, отражающих при этом ГЛН сосудов и окружающих тканей.
В главе на основе модели регуляции кровообращения с двумя ветвями регулирующего баланса нервной системы (симпатического и парасимпатического) теоретически обосновывается метод артериокардио-спектрометрических
исследований сигналов в сосудистой системе.
Разработанные методы являются комплексными, и воспроизводятся при
проведении целенаправленно инициированных ФГП для исследования разных
гемодинамических процессов в верхней конечности и в организме, с целью
анализа объемного статуса кровеносных сосудов. Результаты анализа подтвер-
30
ждены установочными экспериментами при измерении показателей АД в разных участках сосудистого русла одной конечности.
В главе 5 на основе методов исследования (гл. 4) представлены разработки и реализации АПК: обеспечивающих исследование процессов ГЛН в сосудах
верхней конечности и измерение характеризующих показателей; для исследования гемодинамического эффекта вариабельности показателей АД; для исследования вклада разных отделов сосудистой системы в суперпозиции наполнения сосудов; АПК с компрессионно-объемнометрическим преобразованием для
исследования динамики движений в системе краниальных тканей. Представлены алгоритмы работы комплексов, в основе которых используется управление
компрессионными воздействиями на локальные участки тела и проявлением
инициируемых гемодинамических эффектов. Управление строится с учётом
изменений сигналов, отражающих наполнение сосудов разных участков тела.
При этом регистрируются процессы ГЛН и измеряются их показатели.
В главе 6 представлены технические решения, реализованные в устройствах для неинвазивных измерений АД при создании условий, управляющих работой сосудистой системы. При этом использованы велоэргометрические комплексы и сигналы БОС, по которым определяется автоматический выбор воздействий на сосудистую систему и на АД. Работа пациента в составе комплекса
аппаратуры медицинского управления и контроля производится в автоматическом режиме. При этом управление мощностью педалирования при тренировках и при проведении функциональных проб с повышенными гемодинамическими нагрузками оптимизирует контроль и управление состоянием системы
кровообращения.
Представлены технические решения, использованные в устройствах для
выделения сигналов, сочетающих амплитудно-частотную дискриминацию,
двойное временное стробирование, зависимое от появления R-сигналов ЭКГ, и
логический анализ последовательностей сигналов тонов Короткова. Их использование в разработке обеспечило повышение достоверности выделения информативных признаков и результатов измерения АД.
31
В другом АПК, предназначенном для велоэргометрических исследований, конструкция монитора компьтеризированного МК.АД-01 выполнена в миниатюризированном исполнении. Его основные компоненты размещены во
внутренней полости манжеты. Это повысило помехоустойчивость измерений,
существенно минимизировало массу и габариты устройства, упростило эксплуатацию. Современные решения, принятые в проекте МК.АД-01 комплекса
«Валента» оптимизировали состав аппаратуры. Обработка сигналов тонов Короткова программными средствами упростила решения МК.АД-01 в части исполнения конструкции, минимизировало массу и габаритные показатели монитора АД.
В главе 7 рассмотрены методические аспекты комбинированных методов
измерения с воздействием на сосудистую систему верхней конечности, анализируются условия их проведения, приводятся составляющие погрешности и методики сравнительных экспериментов с использованием независимых методов.
В заключении приведены основные выводы, сделанные по результатам
диссертационной работы.
В приложениях приведены технические данные о разработанных при непосредственном участии автора устройствах для исследования гемодинамических процессов и измерения АД, акты о внедрении и практическом использовании материалов работы, сертификаты, регистрационные удостоверения и иллюстрации устройств.
Работа выполнена в Санкт-Петербургском Электротехническом университете на кафедре Биотехнические системы.
Научный консультант работы – заслуженный деятель науки РФ, доктор
технических наук, профессор Е. П. Попечителев.
32
ГЛАВАº1. МЕТОДЫ НЕИНВАЗИВНЫХ ИССЛЕДОВАНИЙ С
КОМПРЕССИОННЫМ ВОЗДЕЙСТВИЕМ НА СОСУДИСТУЮ СИСТЕМУ
В соответствии с темой диссертационной работы представляется важным
организация контроля и анализ объемнодинамических изменений, вызванных
давлением жидкостей в сосудистой системе и во внесосудистом пространстве,
и действием внешнего давления на ткани организма. Как и при планировании
исследований с внешним воздействием на организм и анализом его реакции,
целью создания внешнего давления является изменение условий функционирования системы кровообращения, при котором инициируется и анализируется
проявление отклика. Этот подход является методическим. Он используется во
многих методах исследования и, в частности, эффективен при создании на сосудистую систему компрессионных воздействий инструментальными средствами в непосредственном контакте с обследуемым телом. В главе даются общие сведения о параметре АД, отражающем реакцию на внешние воздействия и
процессы во внутренней среде организма; представлены известные данные о
влиянии на организм, а именно на параметр АД, барометрического давления,
действия гравитационного притяжения и других сил, внешних факторов окружающей среды. Кроме того, представлен обзор методов измерения показателей
АД, комплексных методов исследования и связанных с этим методических
проблем в разработке технических средств.
1.1. Использование внешнего давления на организм для медицинских целей
Жизнедеятельность организмов протекает в окружающей среде пребывания и зависит от ее состояния. При этом по отношению к организму физические условия окружающей среды представляются экзогенными факторами. Организм человека функционирует в соответствии с внутренними потребностями
и ее состоянием, обеспечивая приспособление к внешним условиям.
33
Наиболее влиятельные факторы окружающей среды, определяющие состояние целостного организма и действующие на его активность, связаны с атмосферным давлением Ратм. и силами гравитационного притяжения и инерции,
зависящими от пространственного положения и характера движений тела. Действие этих сил затрагивает и передаётся на все участки и органы тела одновременно. Существенны и другие факторы: - температура То.с. и газовый состав атмосферы, парциальное давление газов (кислорода и углекислого газа рО2 и
рСО2), влажность воздуха (%-ое содержание Н2О) и другие. Изменение параметров окружающей среды влияет на самочувствие, функционирование клеток,
работу органов и функциональное состояние систем организма. Они влияют на
перераспределение и жидкостный обмен в организме, включая кровообращение, выполнение лимфодренажной функции, образование и движение ликвора,
дыхательную функцию и на нервную регуляцию процессов.
Например, при глубоководном погружении, или высокогорном восхождении, фактор Ратм. действует на организм соответственно повышенным или
пониженным внешним давлением. Это воспринимается барорецепторным аппаратом сосудистой системы. К тому же, это действие дополняется существенными изменениями парциального давления газов и воспринимается в организме
посредством хеморецепции. Результат действия внешних факторов проявляется
в изменении функционального состояния организма и в виде соответствующей
реакции со стороны систем кровообращения, дыхания и нервной системы.
Многие изменения отражаются на наполнении соответствующими жидкостями разветвлённой сети сосудов и окружающих тканей и органов и вследствие изменения давления жидкостей. Это относится к параметрам кровелимфонаполнения сосудов, изменения кровяного и лимфатического давления, давления ликвора и давления тканевой жидкости. Следствием работы организма и
органов и, в частности, адаптивной реакции на внешнее воздействие, является
объемнодинамический характер жидкостного наполнения сосудов и окружающих тканей. Эти изменения проявляются в определённых пределах, и связаны с
изменениями давления. Принципиально важно, что патологические изменения
34
отражаются на объемнодинамическом изменении сосудов. Поэтому для целей
диагностики разных тканей, органов и организма в целом их можно отнести к
универсальным маркерам, выделяемым при анализе характерных информативных признаков в информационных сигналах.
Объемные изменения происходят при внешнем давлении также и на локальные участки тела, создаваемом в качестве пробных диагностических, или
терапевтических воздействий.
Проанализируем известные данные о действии на организм внешнего
давления.
Действие на организм атмосферного давления. По результатам исследований и выводам 3.И. Цюхно (1956) различается три варианта действия на АД
барометрического давления.
- Прямая зависимость. При этом при повышении давления Ратм показатели
максимального и минимального АД также повышаются, а при понижении снижаются. Прямая зависимость чаще встречается при гипотонии.
- Неполное соответствие или частично обратная зависимость чаще всего
наблюдается у лиц с нормальными показателями АД. Колебания систолического АД совпадают с аналогичными колебаниями атмосферного давления Р атм, в
то время как уровень диастолического АД не меняется, или, наоборот, оно следует за ходом барометрического давления, а систолическое не изменяется.
- Обратная зависимость характерна для больных гипертонической болезнью. При снижении Ратм максимальное и минимальное АД повышаются, а при
повышении - снижаются.
Из этих данных можно заключить, что на организм влияет давление Ратм.,
но реакция АД является индивидуальной. Общая направленность эффекта действия однозначно не определяется. Однако для практических целей важно, что
в конкретных ситуациях характер реакции АД на изменение внешнего давления, её направленность и динамика изменения могут служить в качестве диагностических признаков гипертонической болезни.
35
Учитывая необходимость пребывания человека во многих случаях повседневной жизни и деятельности в разных климатических условиях, а также в
экстремальных ситуациях, на практике научные исследования функционального состояния организма проводят в специализированных климатических камерах. Изменяя атмосферное давление в камере, температуру и состав воздуха,
создают разные экспериментальные условия. Примером являются исследования
на установке искусственного климата «Табай U-18». Эта установка является
универсальным комплексом, в камере которого проводят разнообразные исследования состояния организма. Имитируются практически всеклиматические
условия, изменяется внешнее давление и состав атмосферного воздуха. В экспериментах в широких пределах изменяют параметр Ратм., вплоть от уровня разреженного высокогорного воздуха до условий, соответствующих глубоководным компрессионным погружениям. Камера «Табай U-18» рассчитана на пребывание в ней группы из нескольких испытуемых. В исследованиях решаются
многие научные задачи, как например, проведённое в работе при участии автора, исследование работы мозга [1]. Однако в общей медицинской практике для
диагностики состояния такие исследования не проводятся из-за высокой стоимости комплекса и его обслуживания.
Кроме климатических камер, управляемое внешнее давление и изменение
состава воздуха применяется в целях терапии в условиях индивидуальных специализированных камер. В них создаётся эффект действия на целостный организм. Например, в камере аппаратуры гипербарической оксигенации [107] проводят лечебные процедуры бронхолёгочных и других заболеваний. Однако эксплуатация камер для индивидуального использования остаётся дорогостоящей.
С целью терапии эффективно используется курортолечение в условиях
высокогорья [21]. Лечебное действие при этом достигается за счёт пребывания
организма в экологически чистых, естественных условиях.
Действие давления на локальные участки тела. Кроме давления, одновременно действующего на весь организм, для медицинских целей используются
методы с созданием давления на локальные участки тела. Например, для про-
36
филактики последствий невесомости при пребывании в космическом пространстве используют специальные пневмовакуумные костюмы "Чибис". Благодаря
воздействию задерживается движение крови в нижней части тела. Это имитирует условия для работы кровеносной системы в приближенных к действию
земного притяжения. Если в невесомости естественным является происходящее
за счёт перераспределения крови в организме увеличение притока крови к голове и снижение кровенаполнения ног, то в земных условиях, за счёт действия
в вертикальном состоянии гидростатического давления, в организме человека
все происходит иначе. Костюмы применяют на борту орбитальной станции в
условиях невесомости за несколько недель до приземления. Это является средством профилактики нарушений сердечно-сосудистой системы, облегчает последствия длительного пребывания в отсутствии естественной тяжести и подготавливает кровеносную систему человека к возвращению на Землю.
Другим наглядным примером применения внешнего давления на локальные участки тела, с целью достижения изменений состояния кровеносных сосудов, является терапия с использованием медицинского компрессионного трикотажа. Этот вид воздействия используют в качестве профилактического средства от болезней и для восстановления варикозного расширения вен. Компрессионный трикотаж фирм Ergoforma и Samilact различается по трём классам
уровня компрессии - в диапазоне давлений от 15 до 40 мм рт.ст. Его используют по назначению врачей. Основным достоинством изделий является доступность и возможность применять для терапии и профилактики сосудистых заболеваний. По данным фирмы SIGVARIS [45] в мире производится семь миллионов пар чулочных изделий этого назначения в год.
Примером технических устройств, создающих внешнюю компрессию,
является аппарат вакуумно-компрессионной терапии конечностей. Он предназначен для лечения и профилактики многих заболеваний в условиях медицинских учреждений. К числу заболеваний относятся: ишемические заболевания
нижних конечностей; функциональные и органические нарушения артерий конечностей; диабетологические осложнения сосудистого и неврологического
37
происхождения, грозящие ампутацией конечности; посттравматические и послеоперационные состояния конечностей; дегенеративные проявления в системе опорно-двигательного аппарата (например, при артрозе); лимфовенозная недостаточность; отёки; варикозные изменения и язвы голени; целлюлит и косметические отёки нижних конечностей; последствия чрезмерной спортивной и
физической нагрузки; профилактическое улучшение кровоснабжения конечностей и укрепление мышц.
При рассмотрении других диагностических и терапевтических методов
воздействия на организм, основанных на целенаправленном создании внешнего
давления, выделяется мануальный способ лечения. Доступный и эффективный
при многих заболеваниях, метод мануальной терапии оказывает направленно
терапевтическое действие. При этом создаётся давление на локальные участки
тела. Важно, что давление на определённые участки тела приводит к изменению состояния целостного организма. Для выполнения внешне несложных
пальпирующих воздействий на ткани методами мануальной терапии и остеопатической медицины на самом деле требуется многолетняя теоретическая и
практическая подготовка специалистов. В настоящее время в России мануальные методы используются лишь врачами, дополнительно к медицинскому получившими ещё специальное остеопатическое образование и практические навыки [79], например, при обучении в Институте Остеопатии СПбГУ и МАПО.
Однако с точки зрения фундаментальной науки [3, 10, 79, 260] мануальные методы можно отнести к малоизученным разделам медицины. Так, используемые в остеопатии основополагающие понятия и феноменологические принципы - первичный дыхательный механизм, флексия-экстензия, мотильность,
краниосакральная система, фасциальные и мышечные цепи, «стил-пойнт» и
многие другие - в разделах традиционной медицины не исследовались. И это, несмотря на более чем столетнюю историю успешного практического применения [260]! В обосновании актуальности развития методов остеопатии и мануальной терапии следует учитывать эффективность их использования при многих заболеваниях [79, 82, 260].
38
Работа врача, специалиста по мануальной терапии, основывается на анализе движений и объемнодинамических изменений в организме пациента. Информацию об этом врач получает непосредственно собственными руками и рецепторами, пальпируя ткани пациента. Для этого методически и на основе
практического опыта он выбирает структурные образования тканей, которые
пальпирует специальными приёмами. Пальцами и ладонями создавая давление
на определённые участки тела пациента, врач анализирует ощущения, возникающие в тактильном восприятии изменений. В их формировании участвуют
множественные чувствительные окончания рецепторов. Отметим, что ощущения возникают при контактном взаимодействии с тканями, именно вследствие
их функциональной активности и происходящих изменений, и в ответ на внешние воздействия от рук. В первую очередь при обследовании врач анализирует
характер объемнодинамических (ОД) изменений в тканях, от которых передаётся давление на пальцы рук. В анализе ощущений, возникающих во взаимодействии с обследуемыми структурами тканей, врач оценивает:
– упругость, мягкость и податливость тканей;
– диапазон свободного движения сочленённых структур костно-мышечных
образований и межкостных соединений;
– высокочастотные пульсации кровеносных сосудов и разнообразные
медленные волновые движения тканей.
Пальпаторные обследования создают качественную картину о характере
движения тканей и по косвенным признакам помогают в интерпретации изменений в состоянии соединительной ткани и органов. Врач оценивает ритмичность и интенсивность медленных волнообразных движений и пульсирующих
процессов в сосудистой системе, диапазон и ограничение движений в сочленениях структур костно-мышечных связей, упруго-вязкие свойства тканей, их однородность, механическую напряженность, расслабление и другие особенности
[82, 260]. Важным результатом обследования является оценка процессов не
только в участках пальпации, а формирование мнения и о состоянии связанных
с ними тканей. Например, о состоянии мышечных и фасциальных цепей, под-
39
вижности межкостных соединений, сопутствующих процессах в органах и организме в целом [10, 82, 260]. Заметим, что контроль этих операций осуществляется за счёт внимания и самоконтроля работы, с учётом знаний и практического опыта. Принципиальным недостатком мануальной терапии является
субъективный фактор в работе. При этом существуют трудности в воспроизведении результатов этой работы и обоснование при интерпретации результатов.
Отсутствуют объективные данные для контроля воздействий по уровню и законам изменения давления на ткани и ответной реакции тканей. Получаемая информация и выводы основаны на ощущениях. Всё это позволяет сравнить оказание медицинской помощи с искусством. В то же время понятна высокая ответственность за результаты работы, в которой недопустимы ошибки.
На практике параметры воздействия могут оказаться неадекватными реальному состоянию, а результаты работы неэффективными и даже негативными. Это может проявиться в сложных состояниях организма, или недостаточном опыте врача. Возникающие вследствие двигательной активности ощущения и динамические изменения наполнения тканей пациента, врач может не отличить, например, от биомеханических сигналов в тканях собственного тела. В
организме врача происходит множество процессов, также сопровождаемых
движениями и ОД изменениями в тканях.
Другой недостаток – отсутствие регистрации и документирования объективных данных о проявляемых при пальпации ОД изменениях в наполнении
тканей. Это не позволяет, ни в процессе воздействий, или впоследствии, анализировать объективные результаты. На самом деле такие данные необходимы не
только как информация о состоянии тканей и организма, для ведения истории
болезни и терапевтическом вмешательстве. Важным является проверка правильности решений и сбор банка данных для сравнительных оценок результатов разных исследований. Это представляет интерес для обучения, в решении
вопросов доказательной и страховой медицины, решении споров юридического
характера и при рассмотрении случаев с осложнениями.
40
С учётом отмеченных недостатков, перспективным направлением развития методов с воздействием на локальные участки тела, за основу которых взяты приемы мануальных воздействий, является предложенное автором использование инструментальных средств, позволяющих имитировать мануальные
приёмы, и регистрировать ответную реакцию организма [64-69].
Важным результатом мануального диагностического обследования является решение о терапевтических воздействиях. Пальпирующие приёмы с терапевтическим действием проводят, методически контролируя ОД изменения в
реакции тканей пациента и с оценкой ощущений.
Разновидностью способа диагностики, основанного на пальпации локальных участков тела и на оценках ощущений, является дошедший со времён
древнекитайской медицины метод пульсодиагностики [125]. При пальпации
анализируют ощущения, воспринимаемые в области выше лучезапястного сгиба. Ощущения связываются с движениями в теле пациента. Пальпируя и воспринимая при этом пульсации кровеносных сосудов одновременно в трёх пальпируемых точках, пульсодиагност характеризует состояние сосудистой системы. Диагноз ставится на основе субъективных ощущений, по характеру пульсаций при пальпации в этих точках. Владение приёмами пульсодиагностики
относится к методам нетрадиционной медицины и его можно отнести к научно
необоснованным методам.
Завершая обзор методов, на практике использующих механическое воздействие на локальные участки тела, укажем на разнообразные виды и приёмы
массажа. В традиционной медицине они признаны как эффективные дополнительные терапевтические приёмы механического воздействия на разные участки тела. Среди них классические приёмы, непосредственно действующие на
перераспределение крови и улучшающие кровоснабжение и лимфодренаж тканей, а также оказывающие рефлексотерапевтическое и другие виды восстановительного действия [19]. Кроме того, используется акупрессурное воздействие
на биологически активные точки [15, 19].
Недостаток массажа - это отсутствие контроля объективных характери-
41
стик воздействий и непосредственной реакции тканей и организма. Это важно
для организации контроля объективных показателей при массаже. В особенности, что в ряде случаев массаж противопоказан и возможны субъективные факторы в оценке его результатов.
Разновидностью массажа является его выполнение с использованием аппаратных средств. В сочетании с сигналами БОС о реакции тканей он представляется перспективным для оптимизации и повышения эффективности медицинской помощи. Однако это направление в настоящее время ещё не нашло
научных исследований и развития.
В итоге рассмотрения мануальных методов диагностики и терапии выделим особенности, связанные с их осуществлением. С помощью рук анализируются субъективно воспринимаемые ОД изменения наполнения тканей. Изменение давления в разных участках организма и связанные объемные изменения
тканей в организме происходят повсеместно. Они, как и восприятие внешнего
давления тканями в пределах адекватных функциональному состоянию организма являются физиологичными.
К принципиальным недостаткам мануальных методов относятся:
- отсутствие в диагностических и терапевтических процедурах контроля
объективных показателей;
- субъективность в оценке уровней воздействия и изменений в организме;
- отсутствие документирующего контроля объективных данных о показателях, характеризующих состояние организма и сосудистой системы.
Несмотря на недостатки, главным обоснованием применения воздействий
с помощью рук в практике остеопатической медицины, мануальной терапии и
массажных воздействий, является значительный накопленный опыт их эффективного использования. Поэтому для устранения недостатков методов, кроме
требования методической разработки и согласования с принципами традиционной медицины, актуальными являются разработки методов объективизирующего контроля воздействий и реакции [64, 79].
В этой связи постановка задачи применения технических средств для
42
компрессионных диагностических и терапевтических воздействий на ткани и
контроля реакции ОД изменений в сосудистой системе является актуальным и
перспективным направлением. Одна из целей разработки и использования технических средств при этом относится к созданию воздействий, имитирующих
мануальные методы. Достоинствами использования технических средств в этом
случае являются:
– воспроизводимое управление воздействиями по характеристикам изменения компрессионного давления на ткани;
– объективный контроль и регистрация реакции тканей и организма;
- возможность автоматизации диагностических исследований и терапевтических воздействий;
– разработка и использование новых методов анализа состояния тканей и
организма на основе средств аппаратно-программного обеспечения.
1.2. Давление крови как интегральный параметр изменений в организме
Вместе с внешним давлением со стороны окружающей среды на функционирование организма существенно влияет АД. Этот важнейший параметр
является результатом изменений, вызванных эндогенными процессами. АД
действует во внутренней среде организма и является основным интегральным
параметром его деятельности. АД в значительной мере влияет на гемолимфонаполнение (ГЛН) сосудов и сопровождает жизненно важные процессы в
функциональных системах кровообращения, дыхания, терморегуляции, обмена
веществ, нервной и других системах.
Отклонения АД от условно нормальных значений связываются с патологическими изменениями. Поэтому данные о нём важны для оценки кровообращения и активности сердечно-сосудистой и других систем организма.
Динамический характер проявления АД сопровождается изменением других параметров. В их числе: ударный объем, скорость сердечного выброса и
частота сокращений сердца (УО, ЧСС); сопротивления стенок артерий растяги-
43
вающему воздействию; суммарная емкость и отношения объемов разных отделов сосудистой системы; объём циркулирующей крови; вязкость крови; гидростатическое давление, обусловленное силой тяжести столба жидкости в поле
тяготения; состояние соединительной ткани и мн. другие факторы. Эта множественная зависимость отражается в суперпозиции анализируемых объемных
изменений наполнения сосудов, вызванных разным влиянием и процессами.
Определяющим фактором ГЛН сосудов и причиной изменений является
работа сердца. При каждом сердечном сокращении в кровеносных сосудах в
разных участках и органах всего организма повышается давление крови. Оно
непрерывно изменяется в широких пределах, и зависит от соотвествующего отдела сосудистой системы и калибра сосудов. При анализе пульсирующей работы сосудистой системы отмечается, что важное значение имеет состояние сосудов и механизмы, обеспечивающие регуляцию тонуса. Наибольший подъем АД
достигает при систоле и характеризуется систолическим АД (Рс). Показатель Рс
даёт косвенное представление о запасе энергии, которой обладает движущаяся
масса крови в конкретном участке сосудистого русла.
В свою очередь, различают уровни бокового (Рб.с.) и конечного систолического давления (Рк.с.). Рб.с. – это давление крови, передаваемое на стенки сосудов за счёт кинетической энергии движущегося потока крови. Рк.с. – это сумма потенциальной и кинетической энергии, которой обладает масса крови на
определенном участке сосудистого русла. Оно на 10 - 20 мм рт.ст. больше
ударного давления (Руд):
Руд = Рк.с.- Рб.с.
(1.1).
Таким образом, Руд. отражает активность сердца и состояние стенок сосудов.
Диастолическое давление (Рд) - это минимальное давление крови, достигаемое к концу диастолического периода сердечного сокращения. Оно зависит
от ЧСС, степени проходимости, или оттока крови через систему прекапиляров,
и зависит от упруго-вязких свойств артериальных сосудов.
В медицинской практике используются ещё показатели пульсового (∆Р) и
среднего АД (Рср.). Пульсовое давление вычисляется по разностной формуле:
44
∆Р = Рс.- Рд.
(1.2).
Среднее динамическое давление строго определяется как интеграл функции текущего изменения АД за время T цикла сердечного сокращения:
Р ср. 
Т 0 Т

Т0
Р(t )dt
(1.3).
На практике же среднее давление определяют по эмпирической формуле
Вецлера и Богера [101]:
Рср. = 0,42 Рс. + 0,58 Рд.
(1.4),
или по формуле Хикема:
Рср. = Рд. + (Рс. – Рд.) / 3
(1.5).
Основной функцией артериального отдела системы кровообращения является создание постоянного напора, за счёт которого кровь транспортируется
по сосудам. От уровня и характера изменения АД зависит кровоток в организме
и соответственно кровоснабжение тканей (приток артериальной, отток венозной крови и перераспределение в тканях). Согласно закону Пуазейля, минутный объем крови (Q), протекающей через поперечное сечение сосуда прямо
пропорционален создаваемому перепаду давлений (Р2 - Р1) в начале и конце сосуда и обратно пропорционален его периферическому сопротивлению (Rп):
Q = (Р2 - Р1) / Rп
(1.6).
Поэтому обмен веществ через стенки кровеносных сосудов в значительной мере непосредственно зависит от давления на них движущейся крови. С одной
стороны, с физиологической точки зрения, при кровотоке, обеспечивающем
нормальным обмен веществ в тканях и органах всего организма, это давление
должно быть достаточным. С другой стороны, по медицинским представлениям, давление не должно превышать уровень гипертонической опасности для
стенки сосудов жизненно важных органов и тканей (мозга, сердца, почек, желез
внутренней секреции и других органов).
Очевидной является физиологическая целесообразность того, что АД выступает, как гомеостатический показатель внутренней среды организма. Изменения АД подчинены контролю со стороны ЦНС, структур головного мозга, и
действуют физиологические механизмы регуляции и специализированные ба-
45
рорецепторы. Даже в состоянии покоя у каждого человека показатели АД в
крупных артериях колеблются в широких пределах, и меняются в ответ на изменение активности организма.
Значительными являются охват вовлекаемых структур и процессов, происходящих за счёт АД и участвующих в кровообращении. Для представления
его масштаба приведем данные по ряду показателей, определяющих давление в
разных сосудах, обеспечивающих жизнедеятельность, состояние тонуса сосудов и распределение крови в сосудистом бассейне.
Суммарный объём циркулирующей крови (ОЦК) в одну минуту взрослого человека в покое составляет от 4 до 5 л. Объем крови, заполняющей всю артериальную систему, составляет от 10 до 15% от общего ОЦК. Общая протяженность сосудистого русла в организме, включая капиллярные сосуды, составляет по порядку величины 100000 км [51]. При физических нагрузках число
открытых капилляров может возрасти в 50-100 раз, за короткие промежутки
времени радикально изменяя кровоснабжение органов и распределение крови в
сосудистой системе. Изменение ОЦК при переходе из спокойного состояния в
активное происходит за несколько кардиоциклов, во время которых в кровообращение включается значительный объём депонированной крови. При этом
число открытых капилляров может возрасти в 700 раз [51]. Капилляры, как исполнительные органы, входят в систему обеспечения запросов метаболизма и
оказывают влияние на перераспределение крови.
Скорость распространения пульсовой волны VРПВ, зависящая от АД и тонуса кровеносных сосудов может варьировать в пределах от нескольких единиц
см/с, в капиллярах, до более 10 м/с - в крупных артериях.
Доля в объемном отношении артериальной части к венозной и капиллярной частям крови в сосудистом русле составляет 2:8.
К основным гемодинамическим процессам, непрерывно происходящим в
организме при непосредственном действии АД, относятся:
- приток крови, доставляющий артериальную кровь тканям;
- отток венозной крови, обеспечивающий отвод продуктов метаболизма;
46
- депонирование крови в сосудистой системе;
- распределение и перераспределение крови за счёт работы сердца и активного участия кровеносных сосудов, определяемого тонусом;
- регуляция АД в организме, действующая в соответствии с внутренними
потребностями и внешними условиями пребывания организма, и осуществляемая по двум ветвям нервного контроля, и обеспечиваемого функционированием
структур сосудистого и дыхательного центров головного мозга.
Кроме того, что перечисленные процессы происходят под действием
внутрисосудистого давления, они сами вносят вклад в его изменение и являются одной из причин вариабельности показателей АД [56, 57, 197, 229, 232, 234,
250]. Поэтому при контроле системы кровообращения важными являются не
однократные измерения его показателей, а контроль гемодинамических процессов, отражающий временную динамику кровообращения в разных участках сосудистой системы. По динамическому проявлению изменений можно исследовать работу исполнительных физиологических механизмов, включая управление тонусом сосудов и чувствительность барорецепторов.
При анализе функционирования сосудистой системы можно использовать
данные о кровообращении органов [109, 111]. Удобным объектом для модельных исследований органного кровообращения представляется система кровеносных сосудов верхней конечности, так как в ней реализуются неинвазивные
методики исследований, основанные на общепринятых методах измерения АД
с окклюзионным воздействием на ткани: измерения АД и ВД, и плетизмографические методы.
Общий объем крови, протекающей в сосудах верхней конечности, зависит от нескольких одновременно действующих физиологических факторов: ЧСС; - объёма крови, поступающей в верхнюю конечность в единицу времени
из отделов центральной гемодинамики по плечевой и локтевой артериям; - от
объемной скорости кровотока; - ёмкости артериального русла, участвующего
в кровообращении; - упруго-вязких свойств кровеносных сосудов, определяющих периферическое сопротивление кровотоку в конечности; - скорости
47
поступления крови в период систолы сердца и скорости оттока крови в период
диастолы; - соотношения времени систолического и диастолического периодов; - вязкости крови.
Форма и характер волн АД и пульса, как и уровень АД, представляют
важную информацию для анализа. В них выделяются характерные участки
(рис.1.1), обусловленные работой сосудистой системы [81, 114]:
Рис.1.1. Форма и параметры пульсаций волн АД
- крутой систолический подъем от уровня Рд. до уровня Рс. (участок АК анакротическая фаза); в этой фазе различают период быстрого кровенаполнения от начала восходящей части волн до точки наиболее крутого подъема (АС),
и фазу медленного кровенаполнения от точки С до вершины (участок СК);
- нисходящая часть кривой артериального давления Р(t) характеризуется
медленным спадом и соответствует катакротической фазе волн АД и пульса
(участок КВ); на ней выделяется дикротическая волна (участок МДВ);
- в конце катакротической фазы в некоторых случаях перед началом следующего цикла сердечного сокращения на кривой пульсовой волны может проявляться участок венозной волны (V).
На осциллограмме кривой Р(t) непрерывно меняющегося АД выделяются
волны первого порядка и составленные из комплекса нескольких сердечных со-
48
кращений медленноволновые изменения второго и более высоких порядков
[120, 121].
Проявление волн первого порядка зависит от мощности сокращений сердца и ЧСС [33, 83].
Медленные волновые изменения показателей АД и кровенаполнения сосудов проявляются в виде квазипериодических изменений показателей Рс и Рд и
просвета сосудов. Длительность и период следования разных медленных волн
изменяется от 5-10 с. до десятков минут. Волновой процесс проявляется с различной регулярностью в относительно независимых колебаниях временных и
амплитудных параметров отдельных компонент кривых Р(t) и ГЛН сосудов.
Волны второго порядка связывают с влиянием дыхательных движений
тканей на физические условия гемодинамики, а также с влиянием проприоцептивной импульсации и возбуждения дыхательных центров на систему регуляции кровообращения.
Волны третьего и более высоких порядков обусловлены циклическими
процессами в системе нервной и гуморальной регуляции в системе кровообращения [119-121].
Анализ волновых изменений АД и кровенаполнения сосудов можно проводить по их амплитудным характеристикам [83]. Это следующие показатели.
- Определяемое в каждом сердечном сокращении пульсовое давление ∆Р
(1.2). Оно влияет на пульсовое кровенаполнение ∆V исследуемой сосудистой
области и соотношение ОД изменений, связанных с притоком артериальной
крови и оттоком венозной крови в момент максимального растяжения сосудистой стенки. На величину ∆Р значительно влияют ударный объем (УО) крови,
периферическое сопротивление Rп кровеносных сосудов, сосудистый тонус,
ЧСС и разность уровней по высоте (ΔН) взаимного пространственного расположения сосудов и сердца. Значение ΔН определяет аддитивную составляющую гидростатического давления [8, 106].
- “Дикротический индекс” – отношение показателей Рс../Р3 (Р3 – значение
АД на уровне появлении инцизуры), характеризующее степень расширения
49
(сужения) мелких сосудов и артериол.
- Отношение амплитуды АД на уровне вершины дикротического зубца
(Р4) к уровню Рс..- “диастолический индекс”. Этот индекс позволяет проводить
оценку тонуса венозных сосудов. Показатели вариабельности диастолического
индекса позволяют исследовать регуляцию тонуса венозных сосудов.
- Отношение АД на уровне точки С к давлению Рс., характеризующее периферическое сопротивление.
- Амплитуда АД на уровне венозной волны (Р5), характеризующая венозный возврат.
- Отношение АД на уровне 0,5 в интервале а1В к значению Рс.., отражающее условие венозного оттока.
Временные характеристики изменений АД и кровенаполнения сосудов.
Каждая фаза сердечного сокращения связана с действием соответствующих физиологических механизмов регуляции, обеспечивающих органы кровью.
Экстренность появления той или иной фазы может представлять информацию о
кровообращении органов, включая работу самого сердца и сосудистой системы.
К ней относится скорость анакротического подъема АД и фаза релаксации состояния работы сердечной мышцы.
При исследовании фаз сердечного ритма важно дифференцировать механизмы, отвечающие за каждую из них. К временным характеристикам АД и
кровенаполнения, которые составляют фазы сердечного сокращения, относятся
следующие показатели.
- Продолжительность времени ТА-В пульсового колебания, соответствующая периоду сердечного цикла (рис.1.1).
- Интервал времени от R-зубца ЭКГ до начала пульсового цикла в исследуемой области сосудистой системы (ТR-A – время запаздывания распространения пульсовой волны). ТR-A отражает время прохождения волны давления от
сердца до исследуемого участка и позволяет по показателю модуля упругости
стенок кровеносных сосудов анализировать состояние сосудистого русла от
аорты до участка измерения АД.
50
- Скорость распространения пульсовой волны, рассчитываемая по формуле - VРПВ = L/ТR-А, где L – расстояние от сердца до исследуемого участка.
- Интервал времени ТА-а1 отражает период быстрого кровенаполнения и
зависит от ударного объема сердца и тонуса сосудов.
- Интервал времени Та1-а2 представляет период медленного кровенаполнения и характеризует особенности микроциркуляции.
- Интервал времени ТА-а2 - длительность анакротической фазы; она отличается стабильностью и обуславливает степень растяжения сосудистых стенок.
- Интервал Та2-В, - длительность катакротической фазы, характеризует сократительную способность сосудов и их эластичность.
- Интервал от максимального давления до вершины дикротического зубца
Та2-а4 характеризует упругость стенок сосудов и условие венозного оттока.
- Отношение длительности фазы наполнения к общему времени цикла
ТАа2/ТА-В позволяет судить о способности стенок сосудов к растяжению.
- Показатель упруго-вязких свойств сосудов ТR-A + ТA-a2.
- Показатель временных соотношений (ТR-A + ТA-a2) / (ТA-a2 + Тa2-a3 + Тa4-B),
характеризующий упруго-вязкие свойства сосудов.
Амплитудно-временные характеристики кровенаполнения сосудов
- Максимальная скорость быстрого кровенаполнения Р1/ТA-a1, характеризующая скорость наполнения крупных артерий.
- Скорость медленного кровенаполнения (Р2 - Р1) / (Та1-а2).
- Артериальный приток Р2 / ТАВ.
- Показатель скорости кровенаполнения Р2 /ТА-а2.
- Индекс периферического сопротивления Р2 / Та4-В.
- Скорость оттока Р2 / Та2-а4 ∙ЧСС.
- Показатель кровенаполнения, позволяющий косвенно и в относительных единицах оценить величину SA-B /(ТA-a2 +Тa3 + Тa4-B) объемной скорости
кровотока, где SA-B – площадь, ограниченная кривой АД и изолинией.
- Отношения площадей SA-B / SA-а3 и SA-B / Sа4-В.
51
- Соотношение площадей отдельных фаз, характеризующее гидравлическое сопротивление потоку крови Sа4-B / SA-а3.
Амплитудно-частотные характеристики АД и кровенаполнения сосудов.
Эти показатели используют для сравнительного анализа пульсаций АД по
различным частотам энергии за определенный промежуток времени. В анализируемой пульсовой кривой АД выделяются соответствующие частоты в пяти
диапазонах спектрального представления: 1,5-3; 4-7; 8-13; 14-20; 21-30 Гц, для
каждого из которых вычисляется средняя мощность Аk [33].
Вариабельность АД.
Прогресс в области информационных технологий, сбора данных и математического анализа результатов экспериментальных исследований в последние два десятилетия привел к созданию эффективных подходов для проявления
и анализа вариабельности показателей АД и ЧСС. При этом используется спектральное представление плотности мощности вариабельности. Этому способствовали, в частности, повышение качества регистрации и повсеместное использование исследований ЭКГ-сигналов, внедрение методики непрерывного измерения АД, доступность и сравнительно низкая стоимость компьютеров, быстрые алгоритмы обработки данных и другие факторы.
В рекомендациях стандарта [197] предложено идентифицировать три частотные области колебаний сигналов АД и ЧСС, все – с периодом меньше 1 мин.
и с явно выраженными пиками. Наблюдаемые пики отражают:
- HF-диапазон – диапазон дыхательной активности; осцилляции с частотой в диапазоне от 0,2 до 0,4 Гц;
- МF-диапазон – диапазон осцилляций с частотой 0,1 Гц, соответствующий классическим волнам Майера;
- LF-диапазон – диапазон частот осцилляций от 0,02 до 0,07 Гц, вероятно
связанный с вариацией кардиореспираторных механизмов и явлений [197].
Важным вопросом при спектральном анализе вариабельности является
выявление и интерпретация пиков в характеристике спектральной плотности
мощности вариабельности. Ряд исследователей считает, что каждый пик может
52
отражать специфические механизмы регуляции в сосудистой системе, которые
могут быть количественно оценены по мощности или площади кривой, охватываемой пиком. Однако предполагаются и альтернативные решения:
- за пики в спектре отвечает больше одного механизма регуляции;
- один физиологический механизм управления в сосудистой системе может давать вклад в различные пики СПМ [200, 219, 229-232].
Кроме того, исследования [218, 219] показали, что вариабельность АД и
ЧСС включает не только ритмические осцилляции, но и неритмические флуктуации, создающие вклад в СПМ не как явно выраженные пики, а в виде частотной полосы. Неритмические флуктуации также могут быть обусловлены
действием специфических механизмов регуляции в сосудистой системе.
Регуляция давления крови.
Действие механизмов регуляции в сосудистой системе управляет состоянием сосудистого тонуса и обеспечивает перераспределение в ней крови. Регуляция АД обеспечивает адекватное потребностям организма кровоснабжение
тканей и органов, и обеспечивает безопасность функционирования жизненно
важных органов и тканей от воздействий повышенного давления.
Выводы
В организме функционирует разветвлённая сеть кровеносных и лимфатических сосудов, взаимодействующая с окружающими её тканями. В сосудистой
системе непрерывно повторяются процессы, связанные с притоком, депонированием, оттоком от тканей и перераспределением крови в организме. Сосудистая система представлена жидкостными бассейнами артериальной, венозной
крови и лимфы. Разные отделы сосудистой сети функционируют при разных
уровнях внутрисосудистого давления жидкостей. В организме кровь перераспределяется в соответствии с состоянием сосудов и потребностями тканей. На
процессы в сосудистой системе управляющее влияние оказывает состояние и
активность физиологических механизмов регуляции, включая контроль внутренних процессов со стороны структур головного мозга. Основной же движущей силой, сопровождающей эти процессы, является АД, изменяющееся в
53
функциональном диапазоне значений и подчиненное барорецепторному контролю со стороны центральной нервной системы. Проявление всех изменений
АД создает соответствующие динамические изменения ГЛН сосудов. Они регистрируются в виде разных физиологических сигналов, при обработке которых определяется множество показателей, характеризующих функционирование сосудистой системы.
1.3. Окклюзионные методы измерения АД
В обзоре развития методов и устройств для измерения АД можно выделить существующие на определенном этапе потребности медицины и достижения в физиологии, медицине и технике [6, 17, 26, 36, 46, 48, 54, 69, 72-75, 79,
85, 86, 91, 96, 127, 130, 236-247]. В разработках всегда ставились задачи создания более совершенных способов и устройств для съема информации, методов
измерения, реализующих гибкие алгоритмы управления измерительными процедурами, с программным обеспечением обработки данных, и миниатюризации аппаратуры. Решались проблемы, объективизирующие и упрощающие измерительные процедуры, повышающие точность и помехозащищенность измерений, уровень автоматизации измерений и внесение сервисных функций в работу устройств. Измерения АД использовались в различных ситуациях медицинской практики и нахождения обследуемых. Ниже приводятся основные
данные о методах измерения АД. В них обратим внимание на использование
при измерениях ОД изменений наполнения сосудов.
Среди методов измерения АД используются прямые и косвенные. Несмотря на простоту реализации и распространение в практике кардиологических исследований прямых методов, более предпочтительны неинвазивные. Их
основное достоинство состоит в исключении травмирования и целостности
кожного покрова, отсутствии риска инфекционного заражения крови.
В тоже время, при разработке измерителей АД необходимо учитывать основную особенность АД, как гемодинамического параметра, непрерывно ме-
54
няющегося в широких пределах при каждом сердечном сокращении. Точная
информация об АД представляется мгновенными значениями, отражающими
пульсовую кривую в масштабе давления, с ее характерными участками: анакротическим подъемом, дикротической волной и инцизурой (рис.1.1).
В соответствии с этим определяется выбор измеряемых показателей. При
этом в оценках численной характеристики сигналов используются его экстремальные и производные значения: Рс., Рд., ∆Р, Рср., Рв., Рл., dР/dt и др. [108, 169,
212, 213], представляющие информацию в определённые моменты времени.
В зависимости от производительности измерительных процессов, осуществляемых компрессионными методами, различают три типа методов и соответствующих им устройств для измерения АД:
- методы измерения показателей АД, получаемых при компрессионном
воздействии на сосудистую систему в однократных циклах компрессиидекомпрессии воздуха в манжете;
- методы квазинепрерывных измерений, выполняемых на основе слежения за отдельными показателями АД *, в соответствии с его проявлением в каждом цикле сердечного сокращения;
- устройства для непрерывных измерений АД.
Первый тип методов наиболее распространен для целей проведения контрольных измерений. Продолжительность однократного измерения (более 30 с)
сравнима с продолжительностью нескольких десятков циклов сердечных сокращений. Однако за это время определяется не более трех значений показателей АД: Рс., Рд. и Рср. Поэтому эти методы малоинформативны.
Второй тип методов и устройств характеризуется более высокой производительностью измерений. Это обеспечивается за счёт создания следящего
режима в управлении изменением внешних окклюзионных воздействий на
кровеносные сосуды. В каждом цикле сердечного сокращения производится
уравновешивание давления в манжете на сосуды с одним из измеряемых показателей АД (Рс., или Рд.). Повышение, или снижение давления в каждом после*
В англоязычной литературе для обозначения этих методов используется термин «beat-to-beat»
55
дующем цикле сердечного сокращения корректируется в соответствии с текущим полученным при измерении результатом.
Методы и устройства третьего типа предназначены для получения информации об АД в непрерывном режиме слежения за разгруженным состоянием сосудов, на которые непрерывно создается уравновешивающее воздействие
со стороны манжеты. При этом непрерывно в каждый момент времени, каждого цикла сердечных сокращений регистрируется АД и наполнение сосудов.
Ниже приведены более подробные данные о методах.
Из-за сравнительной простоты технической реализации и интерпретации
результатов в медицинской практике наиболее распространены методы и приборы для измерения показателей АД на основе однократных циклов компрессии-декомпрессии. Такие устройства производятся в мире в большом количестве многими фирмами. Измерители, выполненные в виде недорогих устройств, предназначены для широкого круга пользователей в домашних условиях; в виде приборов, используемых в составе мониторных комплексов в отделениях реанимации и кардиологии. Одной только фирмой «Омрон» (Япония)
за последние 20 лет выпущено более 100 млн. штук измерителей АД, предназначенных для их массового применения. В ряде мониторных устройств используется сервисная функция с определением моментов достижения критических, заранее устанавливаемых пороговых значений показателей АД. Идентификация этих событий сопровождается сигналами тревоги.
Однако недостатком методов этой группы является то, что измеряемые
показатели Рс и Рд относятся к разным по времени появления циклам сердечных сокращений. При интерпретации результатов это необходимо учитывать.
Рассмотрим практические реализации методов с однократными циклами компрессии-декомпрессии.
Метод Короткова. Этим методом определяются показатели Рс и Рд. Метод имеет простой алгоритм, реализованный во многих разработках [26, 46, 87,
177, 178, 186, 189, 192, 194]. Измерительный цикл начинается с быстрой компрессии воздуха в плечевой манжете, со скоростью более 10˚мм˚рт.ст./сек.,
56
продолжающейся до давления выше Рс. Затем следует медленная декомпрессия
со скоростью от 2 до 5 мм рт.ст./сек. Во время декомпрессии на дистальном
крае манжеты микрофонным датчиком тонов Короткова (ТК) детектируется
серия сигналов ТК и выделяются первый и последний тоны (первая и четвертая
фазы). Уровни давления Рм, в эти моменты представляются результатом измерения показателей Рс и Рд. Достижениями в реализации этого общепринятого
алгоритма измерений являются способы, повышающие достоверность выделения сигналов ТК в условиях действия артефактов двигательной активности
биообъекта. Для этого осуществляется амплитудная, частотная, временная и
логическая селекция последовательностей сигналов ТК [191, 192, 194]. Кроме
того, используются алгоритмы, ускоряющие процедуру измерений, за счёт повышения скоростей декомпрессии в неинформативные периоды измерений.
Для облегчения переносимости воздействий применяется зависимое от показателей АД пациента адаптивное установление уровня ограничения давления в
манжете Рм.
Однако метод Короткова имеет ряд методических недостатков. Устройства малоэффективны при измерениях АД у пациентов с гипотензивным состоянием, в шоковом состоянии и у обследуемых, у которых в силу индивидуальных морфологических особенностей кровеносных сосудов слабо прослушиваются тоны [26, 38, 44, 46, 48, 108, 169, 257]. Кроме того, при значительных вариациях АД в периоды измерений может проявляться эффект аускультаторного провала [38, 46, 108, 119], приводящего к методическим погрешностям измерений. Они возможны даже в спокойном состоянии пациента при глубоком
дыхании. Достоверность результатов измерения в таких случаях снижается и
медицинская интерпретация усложняется. При этом, если в течение одного
цикла измерения продолжительностью менее 1 мин. за время нескольких сердечных сокращений показатели Рс и Рд изменяются с перепадом больше
25iммiрт.ст., то в зависимости от момента начала измерения и уровня давления
в манжете Рм при декомпрессии воздуха в манжете будут получены разные результаты [168]. К примеру, разница времени начала измерительного процесса в
57
несколько секунд (рис.1.2, линии декомпрессии 1 и 2) по оценкам даёт существенное расхождение показателей АД. Очевидно, что диагностика состояния сосудистой системы по однократным измерениям с результатами двух значений
АД некорректна.
Рис.1.2. Пример измерения АД косвенным методом при больших
перепадах в двух циклах измерения с гипотетическим различием
начала измерений в 5 сек (диагональные линии 1 и 2).
Необходимость повторения окклюзионные циклов измерения, для выявления динамики изменения АД и для уточнения результатов однократных измерений, является недостатком всех устройств с однократным циклом измерения АД. При этом удлиняется продолжительность внешнего вмешательства в
гемодинамику и увеличивается общее время обследования.
Осциллометрический метод, в отличие от аускультативного метода, основанного на прослушивании микрофонным датчиком звуковых сигналов на
дистальном участке плечевой артерии, базируется на идентификации осцилляций давления в манжете. Они вызваны пульсирующим характером перемещения крови на протяжённом участке плечевой артерии в подманжетном пространстве. Пульсации отражают изменения объема кровенаполнения сосудов
на всем участке окклюзионного воздействия [48, 50, 101, 89, 105, 108, 169, 175,
186, 190, 196, 257]. При этом если для аппаратной реализации аускультативного метода требуется два первичных преобразователя, – датчик ТК и преобразо-
58
ватель давления (ПД), то для реализации осциллометрического метода достаточно одного ПД. Алгоритм обработки включает контроль двух процессов –
управление и регистрация постоянной составляющей давления в манжете Р м= и
регистрация пульсовых сигналов изменения Рм~, создаваемых плечевой артерией при текущих значениях окклюзионного воздействия. Измерения осциллометрическим методом, как и методом Короткова, проводятся в декомпрессионный период измерительной процедуры. В тоже время, в алгоритме обработки
используется отличительная методическая особенность, связанная с появлением максимальной амплитуды осцилляций артериальной стенки в процессе декомпрессии. Уровень давления Рм при этом соответствует выполнению критерия равенства среднему АД [101, 108, 212, 253]: Рм. = Рср.
Информативными признаками для определения показателей Рс и Рд осциллометрическим методом являются эмпирически определённые критерии,
используемые при обработке регистрируемой осциллограммы, отражающей
ОД изменения наполнения сосудов в условиях компрессионного воздействия.
В алгоритмах обработки данных разные фирмы на практике используют собственные эмпирические критерии [190, 236-240]:
- изменение коэффициента формы пульсовой кривой;
- изменение анакротического участка пульсовой кривой;
- особенности огибающей амплитудных значений в последовательности
осцилляций и другие критерии.
Осциллометрическим методом АД измеряется даже в случаях, когда тоны
Короткова не прослушиваются, например, в шоковом состоянии пациента. Метод успешно применяется при суточных мониторных исследованиях [105, 250,
251]. Однако в ряде ситуаций точность измерения осциллометрическим методом не удовлетворяет требованиям стандартов [38, 44, 105, 177, 178, 183], что
объясняется индивидуальными особенностями сосудов и окружающих тканей.
Среди российских врачей известен тахоосциллографический метод, метод Савицкого [108]. Тахоосциллограмма (ТО) представляется регистрацией
59
сигнала скорости изменения объема кровенаполнения сосудов в области под
окклюзионной манжетой в период медленной компрессии воздуха (рис.1.3).
Рис.1.3 Тахоосциллограмма (ТО) плечевой артерии; ОД – отметки
давления в манжете; Рд, Рср, Рб.с, Рк.с, - признаки проявления диастолического, среднего, бокового систолического и конечного
систолического давления; СФГ - фрагмент синхронной записи
сфигмограммы лучевой артерии.
Метод ТО можно отнести к разновидности осциллометрического метода.
По характерным признакам в изменении формы сигнала пульсаций наполнения
сосудов определяются значения постоянной составляющей давления в манжете
Рм=, отождествляемые со значениями показателей АД. В начале линейной компрессии с медленной скоростью от 2 до 5 мм рт.ст./с до уровня Р д осцилляции
однотипны и имеют сравнительно небольшую амплитуду. При давлении в
манжете выше диастолического (Рм. ≥ Рд) в нижней части кривой ТО появляется диастолическое западение [108]. Затем у основания систолического подъема
ТО возникает узловатое утолщение – «волна закрытия» (критерий определения
Рср). С дальнейшим ростом давления Рм волна закрытия постепенно захватывает всё большую часть диастолического отрезка. Амплитуда осцилляций в этот
период часто достигает максимального значения. По мере дальнейшего повышения уровня давления Рм длительность положительных участков ТО уменьшается, а отрицательных увеличивается до определенного предела, за которым
амплитуда осцилляций ТО снижается. Это интерпретируется как проявление
признака бокового систолического давления Рб.с. По исчезновению пульсовых
60
колебаний лучевой артерии, регистрируемых по сфигмограмме, синхронно
снимаемой с лучевой артерии той же конечности, определяется конечное систолическое давление Рк.с.
Из представленного описания метода ТО и анализа данных, полученных в
сравнительных исследованиях [164] отмечается неоднозначность проявления
признаков в сигнале ТО, по которым определяются показатели АД. Это снижает точность измерения АД. Поэтому существует трудность формализации описания информативных признаков в алгоритме компьютерной обработки.
Методы измерения АД с квазинепрерывным режимом слежения.
Быстропротекающие изменения АД в широком диапазоне давлений, происходящие от цикла к циклу сердечных сокращений (beat-to-beat), явились основной предпосылкой к разработке методов, реализующих измерения АД с
квазинепрерывным режимом слежения. В них реализуются режимы слежения
за показателями Рс, Рд и Рср. [31, 256, 263]. Для многих медицинских целей такой способ повышает информативность и точность определения АД, и позволяет исследовать динамику его изменения. Устройства этого назначения представляют собой модификации известных методов измерения, реализующих
простые циклы компрессии-декомпрессии. Однако имеется отличие в алгоритмах управления в последовательности создания изменений давления в манжете
Рм. Целевое назначение устройств - управление за изменениями Рм, обеспечивающими отслеживание за определённой характеристикой информационного
сигнала, проявляемого вблизи уровня измеряемого показателя (Рс или Рд). Для
этого используется биологическая обратная связь (БОС). Она формируется за
счёт регистрации контролируемого сигнала, по изменению которого определяется сигнал текущего управления за воздействием. Системой производится поиск и поддержание давления Рм вблизи измеряемого показателя АД.
Таким образом, устройства с квазинепрерывным циклом измерения
представляют собой, в едином контуре с пациентом, систему целенаправленного управления и контроля. Система является биотехнической системой медицинского назначения - БТС-М [16]. В качестве информативных признаков в
61
системе используется текущая информация об информационных сигналах, получаемых в реальном масштабе времени. Сигнал управления давлением на
кровеносные сосуды формируется так, чтобы воспроизводить переход через
заданные проявления информативных признаков. На этом принципе построены
устройства [13, 31, 256, 263], представляющие модифицированные варианты
автоматизированных устройств, основанных на феномене Короткова.
В работе [256] измерение показателей Рс или Рд осуществляется при постоянных уровнях давления в манжете Рм=, выбранных из диапазона предполагаемых изменений отслеживаемого показателя (Рс или Рд). При этом фиксируется число появляющихся сигналов ТК за определенное число циклов сердечных сокращений и вычисляется их процентное соотношение (рис.1.4).
% совпад.
R и ТК
АД прямым
методом
100
80
АД методом
[225 ]
60
40
20
0
Рсист.
Рдиаст.
Рис.1.4 Совпадение сигналов R-зубцов ЭКГ и ТК (в %) в
циклах сердечных сокращений, вблизи уровней Р с и Рд,
при постоянных значениях давления в манжете с шагом
2 мм рт.ст. по [256]
Оценка измеряемого показателя АД проводится вероятностным способом, путём анализа появления сигналов ТК. Если полученное отношение составляет 50 %, то считается, что давление Рм за время анализа находится на
уровне среднего систолического давления Рс. При отношениях в диапазонах
25-50 и 50-75% точность измерения АД составляет соответственно -2 и
+2 мм рт.ст. (при измерении показателя Рс) и соответственно +2 и -2 мм рт.ст.
(при измерении показателя Рд). При отношениях в диапазоне от 25 до 75 %
давление в манжете Рм. остается на достигнутом уровне до тех пор, пока не бу-
62
дет выявлена новая ситуация в последующих нескольких циклах сердечных
сокращений. При отношениях в диапазонах от 1 до 24% и от 76 до 99% давление Рм автоматически изменяется с шагом 2 мм рт.ст., в расчете попадания в
зону отношений от 25 до 75 %. При отношениях 0 и 100% давление в манжете
Рм изменяется с шагом 4 мм рт.ст., с целью ускорить возврат давления к уровню среднего значения измеряемого показателя. Экспериментально полученная
в работе [256] зависимость точности измерений от отношения числа появлений
тонов Короткова к анализируемому числу циклов сердечных сокращений,
стробируемых с привязкой к QRS-комплексам ЭКГ, оказывается переменной и
может контролироваться в период измерений в каждом цикле сердечного сокращения.
Недостатками метода [256] являются использование дополнительно сигнала ЭКГ и необходимость априорного знания тенденции изменения измеряемого показателя. Это требуется для правильного выбора исходного постоянного уровня давления в манжете Рм=, обуславливающего последующие изменения
в работе БТС и точность результатов измерений. Кроме того, этим методом определяется усредненное за время наблюдения значение измеряемого показателя, что не отражает динамику быстрых переходных процессов при изменении
функционального состояния человека.
В устройствах [31, 256] реализован другой алгоритм управления за давлением Рм, позволяющий отслеживать динамику изменения показателей АД.
Давление Рм изменяются при этом в каждом кардиоцикле ступенчато. Сигнал
управления, задающий давление Рм, формируется в соответствии с результатом
анализа появления тонов Короткова ТК. При каждом сокращении сердца давление Рм изменяется на постоянное значение ступеньки ∆Рм , зависимой от ситуации появления сигнала ТК в предшествующем кардиоцикле. Выделяются
моменты появления первой (для слежения за показателем Рс), или четвертой
фазы (для слежения за показателем Рд) сигналов ТК.
Отслеживание указанных границ происходит за счёт чередования ступенчатого повышения и понижения давления в манжете Рм. Каждый тон Коротко-
63
ва, который следует после кардиоцикла с отсутствующим тоном, является информативным признаком для определения и фиксации уровня Р м, как очередного измеренного значения показателя АД. Так отслеживается динамика изменения измеряемого показателя, и является достоинством метода.
Однако продолжительность слежения методом [31, 256] имеет медицинские ограничения. Окклюзионное воздействие на сосуды конечности проводят
не более 3 мин., из-за возникновения болевых ощущений и для исключения застойных явлений в венозных и лимфатических сосудах. После нескольких минут паузы, необходимой для восстановления кровообращения в верхней конечности, измерения продолжают. Отметим, что эти ограничения являются недостатком, присущим всем окклюзионным методам измерения АД.
Другой недостаток квазинепрерывного режима измерения АД связан с
низким быстродействием, ограниченным требованием обеспечения необходимой точности измерения и выбора в связи с этим постоянного значения от 2 до
5 мм рт.ст. изменения ступенек давления ΔРм за один кардиоцикл. Иначе, при
изменении показателей АД со скоростью большей, чем заданные ступени давления, информация о динамике изменения АД в эти периоды не отслеживается.
Методы и приборы для непрерывного измерения АД.
В исследовании функционирования сосудистой системы представляет
интерес не только количественная оценка изменения АД, но и регистрация
контура кривой изменения АД во времени Р(t). В нём отражаются фазы работы
сердца [100, 101], связанные с систолическим выбросом крови, с геометрическими параметрами сосудов, с их функциональным состоянием, периферическим сопротивлением и растяжимостью. По характеру кривой АД на участках
анакротического подъема и катакроты могут диагностироваться сосудистые
заболевания и тонус кровеносных сосудов. На огибающей кривой АД проявляются дыхательные волны и волны АД третьего порядка, также представляющие диагностическое значение [119-121, 142].
Количественные характеристики параметра АД, отражающие состояние
гемодинамики, определяются как параметры, полученные из непрерывной кри-
64
вой давления Р(t). Методы измерения АД с однократным циклом компрессиидекомпрессии и методы с квазинепрерывным режимом слежения позволяют
получать информацию об АД лишь в обрывочном виде. Для «тонкого» анализа
изменений АД в серии соседних циклов сердечных сокращений, например, для
спектрометрических исследований вариабельности его показателей (гл. 4), эти
методы непригодны. Поэтому особое значение приобретают разработки методов непрерывного измерения АД.
Современным неинвазивным непрерывным методом измерения АД является метод Пеньяза, называемый также, в соответствии с используемым принципом, методом ненагруженной стенки сосудов [248, 266-270], или ещё методом объемной компенсации. В соответствии с методом Пеньяза, измерение
строится создании контроля за объемными изменениями кровенаполнения
пальцевых сосудов, которые компенсируются за счёт непрерывного изменения
внешнего противодавления, создаваемого манжетой. Компенсация производится путём слежения за объемом кровенаполнения сосудов V в области воздействия и стабилизации его на уровне фиксированного значения (V0=const).
При этом исходное значение V0 предварительно определяется при настройке.
Для этого во время медленной окклюзии, со скоростью от 2 до
5 мм рт.ст/сек., определяется момент и значение максимальной амплитуды осцилляций кровенаполнения пальцевых артерий V0. В соответствии с принципом Пеньяза [248, 267, 269, 270], проявление максимальной амплитуды осцилляций соответствует критерию ненагруженного состояния стенки сосудов, и,
соответственно, выполнению равенства Рм = Рср. Режим слежения задается путём управления, стабилизирующего объем кровенаполнения сосудов пальца на
уровне, соответствующем равенству значению V0. Сигнал управления противодавлением, создаваемым в пальцевой манжете, формируется по сигналу рассогласования текущего объёма кровенаполнения V(t) и значения V0. Непрерывное уравновешивание давления в манжете Рм(t) с внутриартериальным давлением Р(t) позволяет косвенно и непрерывно регистрировать давление в пальцевых артериях, в соответствии с равенством [248, 267-270]: Рм(t) = Р(t).
65
Для реализации режима непрерывного изменения Рм(t) используется система создания давления, производительность расхода воздуха и быстродействие которой соответствуют динамике изменения измеряемого параметра АД, с
возможным диапазоном пульсового давления ∆Р и максимальной скорости
(dР(t)/dt)max изменения АД. Чем больше давление ∆Р и больше объем тканей,
окружающих исследуемые кровеносные сосуды пальца, тем выше требование к
производительности системы создания давления. Чем больше скорость изменения АД (производная dР(t)/dt), тем выше требования к быстродействию исполнительных устройств следящей системы, для исключения искажений при
регистрации кривой АД.
Снижение требований к техническим характеристикам системы автоматического регулирования, реализующей слежение за параметром АД в непрерывном режиме, обеспечивается соответствующим выбором области съема
информации и протяженностью зоны воздействия на исследуемый сосуд. В
этом отношении обоснованным является выбор пальцевых артерий, так как за
счёт оптимизации выбора минимизируется объем воздушной полости манжеты
и требование к быстродействию следящей системы.
Однако метод Пеньяза имеет ряд недостатков, ограничивающих возможности его широкого применения. Непрерывные измерения АД не производятся
при: ослабленном тонусе кровеносных сосудов; спазмированных состояниях
сосудов; прохладной конечности, эластичность сосудов в которой снижена;
слабом кровотоке в конечности и аномальной топологии кровеносных сосудов.
В качестве критики отметим, что именно эти признаки могут проявляться в
случаях патологических состояний организма, исследования в которых фактически и представляют наибольший интерес для медицинских исследований.
Для реализации непрерывного измерения АД, используемого в техническом решении [170], съем информации производится с плеча. Метод осуществляется на основе ультразвуковой локации плечевой артерии. При этом в качестве информативного выбран сигнал, связанный со скоростью кровотока в артерии. Отличительными особенностями системы является место расположения
66
устройства съема информации и его применение для получения сигнала БОС,
по показателю скорости кровотока. Съем сигналов в работе [170] осуществлялся плечевой манжетой и ультразвуковым датчиком, располагаемым между
кожной поверхностью плеча и плечевой манжетой. Ультразвуковым датчиком
на основе эффекта Доплера детектируется кровоток. Давление в манжете контролируется таким образом, чтобы поддерживать постоянно низким уровень
кровотока в плечевой артерии. Аналогично действию устройств [248, 267-271]
в ультразвуковой системе [170] достигнута высокая точность определения АД.
Однако для реализации метода требуется создавать давление в плечевой манжете с быстродействием, воспроизводящим характеристики изменения артериального давления Р(t). При этом повышаются требования к производительности системы создания давления в манжете. Кроме того, необходимо точно фокусировать ультразвуковой датчик в области локации плечевой артерии, так
как помехоустойчивость системы критична к месту фиксации датчика и просвету плечевой артерии.
Все отмеченные недостатки существенно ограничивают возможности
применения известных устройств для непрерывного измерения АД.
1.4. Неинвазивные безокклюзионные методы измерения АД с анализом
объемнодинамических изменений кровенаполнения сосудов
Среди известных методов измерения АД особое место занимают неинвазивные безокклюзионные методы, представляющие альтернативу окклюзионным методам. Из-за отсутствия окклюзионных воздействий их основным достоинством является исключение вмешательства в гемодинамику и явлений сопутствующих застою в кровеносных сосудах вен и лимфатических сосудах.
На практике определилось два подхода к разработке устройств для реализации этих методов. Первый базируется на анализе временных показателей
пульсовой волны, регистрируемых в ходе измерений. Другой - на соотношении
67
АД и ОД изменений кровенаполнения сосудов. Ниже приводятся известные результаты, достигнутые в разработках.
Результаты известных исследований соотношения АД и временных показателей пульсовой волны показывают, что при определенных условиях время
прохождения пульсовой волны (РТТ - pulse transit time), измеряемое от моментов появления R-зубцов ЭКГ до периферической области, коррелирует с показателями АД [176, 179, 191, 198, 223, 201, 211, 223, 225, 242-245, 252, 259, 261].
Однако в исследованиях отмечены большие расхождения результатов измерения РТТ и, как следствие, при пересчете в показатели АД. Это объясняется
проявлением непроизвольных движений обследуемого, вызывающих артефакты, и создающих неоднозначность идентифицируемых событий.
В работе [225] отмечено, что при движениях возникают артефакты, пульсовой сигнал искажается и соотношение РТТ = P(t) не выполняется. Для повышения достоверности в работах [179, 211] использован помехоустойчивый к
артефактам датчик пульса лучевой артерии. Его конструкция выполнена в виде
запястного механического фотоэлектрического преобразователя. За счёт этого
и ограничения движений обследуемого обеспечивается помехоустойчивый
съем сигналов. Мониторирование показателя времени РТТ позволяет определять показатели АД, как в спокойном положении, так и при физических упражнениях. Однако положительные результаты были получены лишь при неподвижном положении руки пациента. По мнению авторов [179], метод может
быть использован, когда исследуемая артерия легко пальпируется и пациент
неподвижен. Однако не рекомендуется мониторировать пульс плечевой (brachial) артерии у субъектов с толстой жировой прослойкой, при слабом пульсе,
или при регистрации пульсовых сигналов вблизи сокращающихся мышц, а
также при расположении датчика в стороне от артерии. Сокращения мышц изменяют давление внутрисосудистое давление в артериях, венах и капиллярах и
влияют на перераспределение крови в исследуемом участке. Недостатком конструкции датчика [179] является отсутствие нормирования силы прижима к
кожной поверхности. Это приводит к бесконтрольным искажениям формы
68
пульсовой кривой и некорректным результатам измерения времени появления
пульсовой волны.
В работе [27] использован механический датчик пульса с созданием нормированного прижима к кожной поверхности. Датчик снабжён колпачковой
мембраной с тензорезисторами, и он отличается повышенной чувствительностью и линейностью. Сила прижима датчика к телу в заданных над артерией
точках измерения фиксируется дополнительной мембраной с нажимной тензорезисторной пластиной. Для определения чувствительности датчик предварительно тарируется по сосредоточенной силе воздействия. Нижняя мембрана
датчика пульсовой волны также тарируется, но по величине распределенного
давления. Датчик имеет малые габариты и технологичен при изготовлении.
Из числа безокклюзионных методов измерения АД выделим метод, основанный на соотношении между параметрами АД и скорости VРПВ [261]. Упругость стенки кровеносных сосудов возрастает пропорционально АД, из-за
чего меняется значение VРПВ. Параметр VРПВ определяется в каждом кардиоцикле по регистрации сигнала пульсовой волны и по соотношению вычисляется диастолическое давление Рд. В распространяющихся по артериям пульсовых
волнах, как правило, наблюдается два максимума. При систоле сердца проявляется первый, а многократно отраженные волны в артериальной системе обуславливают другой максимум [261] - дикротическую волну. Задержка времени
Та при этом связана с распространением пульсовой волны от устья аорты до
места расположения датчика. Поэтому показатель Та пропорционален параметру АД. Оно определяется по измеренным значениям времени Та на основе
предварительно полученной калибровочной зависимости Та = P(t). Точность
определения показателя Рд. по вычисленным данным составила ±5˚мм рт.ст.
Очевидными недостатками метода являются: необходимость калибровки
референтным методом. В то же время и ему свойственны собственные погрешности измерений (гл. 7). Другие недостатки: - сложность выделения пиков
пульсовой кривой, когда нет однозначного их проявления; трудность дискриминации артефактов при обработке результатов в условиях двигательной ак-
69
тивности.
В промышленно выпускаемом в конце 90-х годов прошлого века безокклюзионном измерителе АД показатели вычислялись по соотношению АД и
времени распространения пульсовой волны VРПВ = P(t). Для съема сигналов и
регистрации данных использованы запястье и кончик пальца другой руки.
Конструктивно измеритель выполнен в виде наручных часов, позволяющих
снимать сигналы ЭКГ и ФПГ. В запоминающем устройстве микропроцессора,
расположенного в корпусе часов, занесён небольшой массив данных, используемых для расчета показателей АД по регистрируемым сигналам. На индикаторной панели часов выводятся результаты измерения параметров АД и ЧСС.
Так как зависимость Р = f(VРПВ) у разных субъектов индивидуальна, то в алгоритме обработки предусматривается дополнительное занесение информации,
связанной с индивидуальными особенностями гемодинамики, учитываемой
при расчетах. Пользователь заносит данные об АД, предварительно измеренные референтным методом и одновременно измеряет показатель РТТ. Измеренные значения АД запоминаются и используются как базовые данные для
автоматического пересчета.
Опыт использования метода показал, насколько важно корректно измерять АД референтным окклюзионным методом. Ошибки измерения сказываются на погрешности вычисленных результатов безокклюзионных измерений.
Поэтому конструкция устройства и алгоритм обработки информации ориентированы на решение узкого круга проблем. Устройство было рассчитано на
применение лишь в разовых периодически повторяющихся измерениях и в
спокойном состоянии человека. Устройство оказалось непригодным для продолжительных мониторных наблюдений. Измерители не были рассчитаны на
использование при практически любых патологических отклонениях в сосудистой системе. При аномальных состояниях расчетное соотношение становится
некорректным, а результаты измерения недостоверными. Кроме того, из-за отмеченных субъективных факторов процессы измерений не автоматизированы.
70
Отмеченные недостатки привели к неудовлетворительным результатам коммерческой разработки фирмы Касио (Япония).
Устройства для безокклюзионных измерений АД, основанные на регистрации объемных изменений кровенаполнения сосудов.
В работе [262] предложен метод непрерывного и неинвазивного измерения АД на основе вычислений по эмпирическим соотношениям. Несмотря на
то, что в разработанном в [262] алгоритме измерений АД реализуется косвенный непрерывный метод с компрессионным воздействием, его можно отнести
к группе безокклюзионных методов. Это объясняется тем, что в период измерения АД постоянный уровень давления в манжете устанавливается ниже диастолического давления Рд. При этом условии вмешательство в гемодинамику
затрагивает лишь венозный кровоток. В методе [262] манжета используется
для съема непрерывно регистрируемого сигнала, связанного с пульсациями
кровенаполнения сосудов.
Для этих же целей могут использоваться и альтернативные варианты
съёма сигналов. Так, например, в работе [246] съем информации об объемном
изменении наполнения сосудов в пальце осуществляется датчиком ФПГ. Алгоритм работы устройства [262] строится на нескольких временных периодах измерительного процесса Т1…Т6, отмеченных на диаграмме (рис.1.5).
В период Т1 проводится калибровочное измерение показателей Рср, Рс и Рд
осциллометрическим методом. В период Т2 давление в манжете Рм устанавливается ниже диастолического (Рд.), на постоянном уровне (Рд. - 20 мм рт.ст.). В
период Т3 посредством манжеты, используемой как датчик объёма, регистрируются пульсовые волны АД. При обработке данных их амплитудные значения
усредняются. В результате накапливаются данные об усреднённой референтной пульсовой волне. По ней определяются максимальное, минимальное и
среднее значение Рср., соответствующее постоянной составляющей референтной пульсовой волны.
В период Т4 определяются эмпирические коэффициенты (CS, CD и CM), к
которым приравниваются полученные значения - максимум, минимум и сред-
71
нее значения Рср с соответствующими результатами калибровочных измерений.
По найденным в период времени Т5 коэффициентам вычисляются показатели
АД. Диастолическое давление вычисляется по формуле: Рд. = 3/2∙Рср. – ½∙Рс.
Рис.1.5. Временная последовательность реализации алгоритма [262] измерения артериального давления P(t)
В период времени Т6 производится очередная калибровка и подготовка к
новой регистрации кривой АД в режиме слежения.
Дальнейшие разработки [246] проводились в фирме Medical Physics Inc.
(США) [244]. Согласно этой работе, показатели АД и форма волны давления
регистрируются по изменению кровенаполнения сосудов. Исследования проводятся с помощью датчиков ФПГ, располагаемых в области пальцевых, или
височной артерии. Расчётное соотношение между объемными изменениями сосудов и АД основано на модели полной растяжимости артерий конкретного
пациента. При проверке метода [244] использовалась производимая фирмой
Ohmeda (США) аппаратура Finapress. В ее составе включались промышленно
выпускаемые датчики ФПГ, комплектующие современные пульсооксиметры.
Верификация проводилась путём сравнения с прямым методом. Результаты
показали, что погрешность измерения показателей АД составляла не более 5±8
72
мм рт. ст., что соответствует требованиям по точности измерений, предъявляемой американским стандартом ANSI. Метод полной растяжимости [244], в
сравнении с осциллометрическим методом, даёт более высокую точность. При
этом его главное достоинство - это отсутствие ограничения продолжительности непрерывной регистрации кривой давления.
Важным при использовании методов [244, 246, 262] является нормирование прижима датчика к телу. За счёт этого повышается достоверность и воспроизводятся регистрации сигналов кровенаполнения. Выбор постоянного давления в манжете Рм в режиме непрерывного измерения АД, а следовательно, и
степень прижима датчика ФПГ, не превышает 20 мм рт.ст. Это не создаёт препятствия артериальному кровотоку. В то же время, при давлении в манжете
выше венозного давления (Рм ≥ Рв) и выше капиллярного исключается вклад
объемных изменений наполнения этих сосудов в регистрируемые изменения
суммарного объема кровенаполнения в исследуемой области. При этом не искажается и форма регистрируемой пульсовой волны.
Однако для реализации рассмотренных методов требуется повторять калибровочные измерения. Кроме этого, нелинейность характеристики упругости
стенки сосудов в зависимости от трансмурального давления может искажать
форму волны АД и влиять на результат измерения.
В числе безокклюзионных методов измерения АД известен теоретически
обоснованный в работах [242, 243] ультразвуковой метод. В работе [242] предложено производить измерение диаметра (D) артерии в двух близко расположенных точках съёма сигналов. Ультразвуковые датчики диаметра артерии
располагаются на фиксированном расстоянии ∆Х друг от друга. При этом с
учётом времени задержки ∆Т между событиями с одинаковыми информативными признаками в пульсовых волнах, регистрируемых двумя датчиками диаметра просвета артерии, вычисляется скорость распространения пульсовой
волны. При расстоянии порядка ∆Х = 2 см задержка времени ∆Т составляет
единицы мс. По измеренным данным вычисляют скорость распространения
VРПВ = ∆Х / ∆Т и результат сравнивается с выражением для скорости С, пред-
73
ставленной в виде функции от эмпирических параметров α, β и γ, используемых для косвенного учёта функционального состояния артерии [199]:
С = С(D, α, β, γ,…),
где α – максимальная площадь сечения артерии; Р – трансмуральное давление;
β – давление, при котором эластичность стенки артерии наибольшая; γ – давление, при котором просвет артерии равен половине максимального значения.
Теоретический расчет скорости распространения пульсовой волны в зависимости от давления проводится по формуле:
V(Р)= (S∙dP/dS/ρ)0,5,
где S = πD2/4, ρ – плотность крови. В работе [223] опытным путем определена
Р = α ехр βύD2 / 4.
зависимость:
Замена параметров α, β, γ их значениями в соотношении:
D(Р) = D(Р, α, β, γ),
и получение результатов измерения диаметра артерии позволяют определить
АД в каждом текущем кардиоцикле. Кроме того, регистрация функции Р(t),
вместе с соответствующим значением диаметра артерии D(t), позволяет получать зависимость внутреннего диаметра артерии от давления, по которой можно исследовать ее эластичность.
Однако недостатком способа является сложность осуществления прецизионных измерений изменения диаметра артерии, производимых ультразвуковыми датчиками. В условиях двигательной активности это невыполнимо.
1.5. Комплексные методы исследования кровеносных сосудов и гемодинамических процессов в верхней конечности при компрессионных воздействиях
При разработке современных комплексных методов медицинских исследований целесообразно совмещение разных методик. Диагностическое значение комплексных методов бесспорно из-за повышения информативности, взаимного дополнения и расширения функциональных возможностей отдельных
методов. К примеру, одновременная регистрация объемного пульса и АД по-
74
зволяет уточнять причину гипертонии - связь с ростом силы сокращения миокарда и ЧСС, либо тонуса периферических сосудов [80]. Одновременная регистрация данных об эластичности сосудов в симметричных участках тела позволяет выявить сосудистые асимметрии и анализировать особенности как при
нормальном, беспрепятственном кровообращении, так и его изменения в локальных участках тела при заболеваниях. Наконец, информация о синхронно
регистрируемых разными методами одних и тех же событиях, полученная в одном комплексном исследовании, помогает идентифицировать и исключать возникающие в процессе измерений артефакты. Это повышает достоверность результатов.
Среди известных методов для проведения комплексных исследований
кровяного давления и кровеносных сосудов выделяется ангиотензиотонографический метод [5, 84]. Для его реализации на проксимальную часть конечности
(плечо, или бедро) накладывают манжету, а дистальную часть помещают в плетизмографическую камеру. На рис.1.6 показана временная диаграмма, поясняющая ход процессов при исследованиях.
Рис.1.6. Ангиотензиотонографический метод комплексных
исследований состояния сосудов и АД по Аринчину [5]
Вначале измерения давление в манжете (нижняя кривая) медленно повышают со скоростью от 0,2 до 0,5 мм рт.ст. на каждое пульсовое колебание. Начиная от точки А подъёма кривой окклюзионной плетизмограммы (ОП), вплоть
до точки Б, прекращения подъема ОП, давление повышают со скоростью от 3
75
до 5 мм рт.ст. Спустя несколько секунд после установления постоянного уровня давления, с той же скоростью производят декомпрессию воздуха в манжете.
На зарегистрированной кривой ОП различимы характерные точки и участки:
- точка А – отражает начало подъема кривой ОП, связываемое с прекращением оттока крови по венам; давление в манжете при этом соответствует
компрессионному венозному давлению ВД1=Рв1;
- точка Б – отражает момент перехода кривой ОП в плато, в связи с прекращением притока артериальной крови; при этом давление соответствует компрессионному систолическому давлению АД1 =Рс1;
- точка В – отражает момент повторного повышения кривой ОП в период
декомпрессии, связанного с восстановлением артериального кровотока в конечности; при этом давление соответствует декомпрессионному систолическому давлению АД2=Рс2;
- точка Г – отражает начало резкого спада кривой ОП, возникающего в
фазу декомпрессии вследствие восстановления проходимости вен при уровне
равенства венозному давлению ВД2 = Рв2;
- точка Д – отражает установление нового, низкого уровня положения
кривой ОП, вызванного результатом изменения объема конечности, вследствие
растяжения стенки сосудов.
Таким образом, точки А и Б на кривой ОП проявляются в период компрессии воздуха в манжете. По ним идентифицируются характерные признаки
проявления показателей ВД и АД в условиях, близких к нормальным условиям
кровообращения, при низком уровне внешнего воздействия на сосуды.
Кровообращение, происходящее в конечности в период спада давления в
манжете Рм , в большей мере связано с созданным искусственным вмешательством в гемодинамику, и его характер отражается в изменении соответствующих
измеряемых показателей в условиях прекращения венозного оттока и застоя.
Кроме показателей АД, по кривой ОП могут определяться показатели
растяжимости и сократимости сосудов. Растяжимость определяется по ампли-
76
тудным значениям кривой ОП в период между уровнями А-Г. Сократимость
сосудов определяется по разности положения уровней Г-Д. Оба эти показателя
характеризуют состояние тонуса сосудов (Калнберз, 1952).
Аппаратура для окклюзионной плетизмографии методом [5] позволяет
определять объемную скорость кровотока. Для этого вены в конечности оставляют на несколько секунд в пережатом состоянии, полностью прерывая венозный отток. Так как венозный отток остановлен, а приток крови по артериям в
сосуды конечности продолжается, регистрируемое за определенный промежуток времени ∆Т увеличение объема конечности ∆V соответствует объему притекающей артериальной крови. При этом для определения объемной скорости
кровотока используется отношение Vкр. = ∆V /∆Т.
Ангиотензиотонографический метод [5] является волюмометрическим и
он представляет интерес, как бескровный метод измерения венозного давления
Рв. Однако применение плетизмографических систем из-за больших габаритов
устройств съема информации является трудоемким в эксплуатации в условиях
поликлиник и для систем оперативного медицинского контроля (ОМК).
Технические трудности преодолеваются, если заменить регистрацию плетизмограммы съемом сигналов объемной сфигмограммы, реовазограммы или
фотоплетизмограммы ФПГ [80]. В работах [80, 87] показатели кровяного давления Рс, Рд и Рв. измерялись методом ОП. При этом съем плетизмографического сигнала кривой кровенаполнения сосудов осуществлялся дистальной манжетой. В качестве характерных признаков, по которым давление в проксимальной
манжете отождествляется с измеряемыми показателями, используется изменение угла наклона постоянной составляющей плетизмографического сигнала.
Недостатком метода является чувствительность к артефактам, вызванным
физиологической природой изменений во внутренней среде организма. Даже
незначительные движения обследуемого вызывают изменения объемного наполнения венозных и лимфатических сосудов, что является источником методической погрешности результатов измерения. К тому же, критерий изменения
77
угла наклона кривой ОП определяется неоднозначно и также приводит к методической погрешности.
Кроме волюмометрического метода и его модификаций, для измерения
ВД в комплексе с измерением показателей АД используется анализ венозноартериальной пульсограммы (ВАП). На основе анализа изменений формы ВАП
в работе [115] по записям сигналов определяется показатель Рв. Это осуществляется при подъеме лежащего пациента на определенный угол относительно
горизонтального положения тела. Однако на практике этот метод трудоемкий.
Измерение ВД в венах плеча проводится при медленном (со скоростью
0,5 мм рт.ст./с) повышении давления Рм в плечевой манжете и в диапазоне давлений от 0 до 40 мм рт.ст. При этом зарегистрированная кривая с объемными
изменениями в сосудистом бассейне представляет собой ВАП (рис.1.7).
Рис. 1.7 Запись регистрации венозно-артериальной пульсограммы (ВАП) кровеносных сосудов плеча с проявлением
признака венозного давления
В переходной области в регистрациях изменения ВАП, вблизи уровня
ВД, на пульсовой кривой проявляются признаки сигнала сфигмограммы (СФГ).
Момент перехода ВАП плеча в сигнал СФГ является критерием равенства давления в манжете давлению в плечевой вене: Рм = Рв.
Отметим, что, несмотря на простоту технической реализации, предложенный способ имеет существенный недостаток. Он связан с низкой помехозащищенностью от артефактов, вызванных движениями во внутренней среде
организма, оказывающих влияние на кровоток. Даже слабые непроизвольные
78
сокращения мышц влияют на форму кривой ВАП. Поэтому способ реализуется
только в положении пациента лежа и в спокойном состоянии. Неоднозначность
выделения переходной области, характерной для определения ВД, представляет
сложность для автоматизации алгоритма обработки сигналов.
В работе [50] описан инструментальный метод, позволяющий комплексно
определять показатели АД и показатели, характеризующие артериальные сосуды. Так, с целью определения тонуса кровеносных сосудов, можно исследовать
эластичность их стенок и одновременно определять показатели АД. При этом
определяются следующие показатели: коэффициент упругости (эластическое
сопротивление) напряженной и релаксированной стенки сосудов, модуль объемной упругости, эффективный диаметр сосудов и пульсовое приращение объема крови. По сути, метод [50] расширяет возможности тахоосциллографического способа, позволяя определять АД в период плавной компрессии, и дополнительно определять величины пульсового приращения объема крови под манжетой в период ступенчатой декомпрессии. Обработка регистрируемых данных
проводится с использованием расчетов по закону Бойля-Мариотта, применительно к изменениям пульсаций давления воздуха в манжете. Однако требуется
проводить калибровочные измерения, позволяющие определить объемы воздуха в манжете в абсолютных значениях единиц измеряемого показателя. При
этом от точности калибровки зависит погрешность измерений.
На основе предложенного в работе [101] способа, реализующего комплексные исследования, определяются параметры АД и геометрические параметры артериальных сосудов: просвет сосудов в конце диастолы - Q и приращение просвета за счёт систолического выброса крови ∆Q. Для этого регистрируется тахоосциллограмма. Константа времени измерительной системы составляет, не менее 0,2 с. В этом случае все частотные составляющие выше 0,8 Гц
преобразуются и без искажений отражают объемные изменения сосудов под
манжетой. Сущность способа [101] определения просвета артерий и его приращения иллюстрируется на рис.1.8.
79
Рис.1.8. Определение основных параметров артерий
методом [101]
С плеча, или голени обследуемого регистрируется сигнал артериальной
осциллограммы (АО) и давление в манжете Рм. При этом предполагается, что за
время одного измерительного цикла продолжительностью от 20 до 30 с. показатели АД (Рд., Рср.дин., Рбок.сист. и ∆Р) неизменны. Также в соответствии с отмеченными характерными признаками определяются показатели АД: Рд., среднее динамическое Рср.дин. и боковое систолическое Рбок.сист.
Пульсовое давление ∆Р вычисляется по формуле: ∆Р = Рбок.с.- Рд. Амплитудные значения осцилляций измеряются в точках, соответствующих моментам
достижения уровней давления Рд и Рср.дин. При выполнении равенства Рм= Рд
амплитуда осцилляций Амин. пропорциональна приращению просвета артериальных сосудов ∆Q. Это связано с действием систолического выброса крови,
при определенном периферическом сопротивлении обусловливающего проявление показателей АД. При равенстве давлений Рм. = Рср.дин. стенки сосудов в
конце диастолического участка «схлопываются». Их просвет в этот момент равен нулю. Под действием следующего систолического выброса сосуды вновь
раскрываются. При этом, так как выполняется неравенство Рср.дин.< Рбок.сист., амплитуда осцилляции пропорциональна сумме площадей (Q +∆Q). В конце диастолического участка просвет артериальных сосудов становится пропорциональным разнице амплитуд: (Аср.- Амин.). Коэффициент объемной упругости и
скорость VРПВ
80
рассчитываются в абсолютных единицах по формулам [108],
предложенным Франком:
К= РΔQ/ Q,
VРПВ = √(К / ρ) ,
где ρ - плотность крови (при постоянной температуре величина постоянная).
По результатам измерений определяется деформация артериальных сосудов (Ε = ΔQ/Q). Этот показатель у каждого человека, находящегося в состоянии
покоя, является постоянным. Поэтому он представляется диагностирующим
признаком в оценке состояния системы кровообращения.
При рассмотрении комплексных способов исследования упруго-вязких
свойств кровеносных сосудов и АД, осуществляемых в цикле окклюзионного
воздействия, отметим работу [213]. В ней проведены модельные исследования
зависимости эластичности стенки кровеносных сосудов и частотной характеристики тонов Короткова. Исследования представляют интерес для физиологов и
разработчиков измерителей АД. В частности, зависимость тонов от частоты для
физиологов расширяет возможности в исследовании упругости стенки кровеносных сосудов. Использование полученных результатов в разработках, за счет
повышения достоверности выделения сигналов ТК, позволяет повысить точность измерения АД методом Короткова.
1.6. Автоматизация процесса измерения давления крови
Задача автоматизации измерений АД при разработке новых методов исследования всегда являлась актуальной. Цель ее решения - повышение достоверности и производительности медицинских исследований, устранение субъективных факторов в анализе результатов. Анализируя достижения, полученные при решении проблемы автоматизации, можно выделить три этапа.
В разработках 70-х годов прошлого века при проектировании использовались дискретные элементы радиоэлектронной аппаратуры, с низким уровнем
интеграции составляющих элементов. Они обеспечивали проведение измерительных процессов по жесткой логике исполнения заданных алгоритмов. По-
81
становка технических задач перед разработчиками ограничивалась определением двух-трех показателей АД и представлением результирующей информации
на цифровом индикаторе. Врач активно участвовал в процессе измерений, внимательно отслеживая за их ходом и полученными результатами.
Достижения в радиоэлектронной промышленности, а именно создание
микросхем средней и высокой степени интеграции, позволили при проектировании измерителей АД расширить методические и технические возможности
измерений. Применение микропроцессорной техники в измерителях АД характеризовало качественно новый этап. Реализовывались более сложные алгоритмы проведения измерительных процессов, и обеспечивалась цифровая обработка регистрируемых сигналов, с использованием частотной фильтрации и амплитудной дискриминации артефактов. За счёт новых возможностей в разработках повышалась гибкость измерительных циклов, и минимизирована продолжительность окклюзионного воздействия на сосудистую систему.
Новейший этап развития в разработках измерителей АД условно связывается с началом 21-го века. Он характеризовался стремлением в разработках аппаратно-программных комплексов удовлетворить медицинское требование в
получении значительного потока информации об АД. Примером может являться метод долговременного (суточного) мониторирования, а также исследования
вариабельности показателей АД, проводимых с использованием метода непрерывного измерения по Пеньязу. Отмечается дальнейшая миниатюризация устройств компрессоров и преобразователей давления, усложнение способов обработки данных в реальном времени и использование средств телекоммуникационного способа передачи данных.
Микропроцессорная техника позволила создать гибкие системы управления измерением и повысить их производительность. Это позволяет исследовать
динамику изменения показателей АД и его вариабельность [229, 232-235, 250,
251], отражающую выполнение функции контроля и регуляции сосудистой системы со стороны нервной системы. Алгоритмы измерительных процессов с
применением средств программного управления и обработки упрощают полу-
82
чение оценки состояния сосудистой системы в реальном масштабе времени.
Другим достоинством микропроцессорных средств в составе измерителей
АД является возможность автоматической перестройки измерительных процедур непосредственно в ходе исследований [11, 17, 31]. Исследователи получили
возможность изменять ход экспериментов без изменения структурной схемы
построения аппаратуры. В значительной мере это связано с применением унифицированных узлов пневмоавтоматики [116, 117].
Современные компьютерные технологии позволяют расширить функциональные возможности проектируемых устройств, за счёт комплексных решений
задач медицинских исследований и управления гемодинамическими процессами. Управление гемодинамическими процессами представляется важным направлением, если учесть, что кровообращение непосредственно действует на
состояние организма и представляется перспективным, как функциональная
гемодинамическая проба для диагностических целей и для терапевтических
воздействий.
1.7. Методы измерения АД с компрессионным воздействием как
функциональная гемодинамическая проба на сосудистую систему
верхней конечности и организм в целом
Обзор и сравнение современных методов измерения АД показывает, что в
разработках инструментальных средств, предназначенных для неинвазивных
компрессионных измерений АД, всегда устанавливаются требования к точности, производительности и автоматизации процессов измерений. В разработках
используются новые знания и технологии, достигнутые в науке и технике. Их
выполнение повышает достоверность результатов. Исходя из уровня развития
техники, условно выделяется три поколения устройств для измерения АД.
– Устройства с простым способом окклюзионных воздействий на кровеносные сосуды. При этом применялись графические самописцы, регистрирующие биосигналы при внешнем воздействии, с целью последующей аналитиче-
83
ской обработки записей по визуально проявляемым признакам [86, 108].
– Автоматизированные настольные измерительные устройства, построенные на элементах малого уровня интеграции. Они обеспечивают полное автоматическое управление циклами изменения давления в манжете, по простому
неизменному алгоритму с компрессией-декомпрессией. В обработке регистрируемых при этом информационных сигналов выделяются информативные признаки. Результаты измеренных показателей отображаются на цифровых индикаторах [183, 250].
– Устройства для измерения показателей АД, включающие средства микропроцессорного программного управления измерительными процессами, по
алгоритмам, обеспечивающим адаптивное управление компрессионными воздействиями. Эти устройства обеспечивают мониторирование в условиях свободного поведения пациента, или например при велоэргометрических исследованиях. В этих исследованиях суточный монитор давления применяется, как
носимое устройство, оснащаемое на теле пациента. В нем применены современные компьютерные средства сбора и обработки данных. В каждом конкретном исследовании используются алгоритмы с адаптивной настройкой, учитывающей индивидуальные особенности состояния пациента [183].
– Создание косвенного непрерывного метода измерения АД [248] явилось
качественным скачком в развитии измерений АД, удовлетворяющем требование существенно повысить производительность измерений и получить значительный поток информации с данными о динамике изменения его показателей.
Это позволило исследовать действие механизмов нервной регуляции кровообращения, по вариабельности параметров АД [204, 229, 248, 261, 267, 269-271].
Учитывая, что АД – многофакторный, интегральный параметр, дальнейшее развитие методов его измерения и практического приложения можно связывать с разработкой комплексных методов для исследования сосудистой системы. Они могут основываться на известных принципах измерения, с использованием одновременно в разных участках сосудистой системы. Кроме взаимного
дополнения и дублирования, это обеспечивает верификацию, повышающую
84
достоверность результатов. При этом целью также является расширение функциональных возможностей методов и получение дополнительной информации
о динамике наполнении сосудов и окружающих тканей. Кроме того, комплексный подход позволяет разрабатывать более информативные методы исследования, основанные на эффектах проявления гемодинамических процессов при
компрессионных воздействиях [6, 35, 40, 65, 68, 69, 72-78, 94, 96, 126-132, 137139, 157-161].
Другим перспективным приложением в использовании процессов с компрессионной процедурой измерения АД представляется разработка метода
ФГП на сосудистую систему. ФГП с компрессионным воздействием, по аналогии с функциональными ортостатической и велоэргометрической пробами, позволяет целенаправленно управлять условием кровообращения, и направленно
изменять ГЛН в организме, с целью анализа сосудистых реакций. В этих пробах контроль АД является обязательным. Однако оснащение экспериментов в
ортостатической и велоэргометрической пробах является дорогостоящим и
трудоёмким [94]. В то же время разработка и решение проблемы создания ФГП
на сосудистую систему, производимую средствами измерения АД, является
доступной, и перспективно для создания комплексных методов. Процедура измерения АД при этом может планироваться как целенаправленное вмешательство в кровообращение, с целью достижения определённой сосудистой реакции. Результат отражается не только на гемодинамических процессах в конечности, но и кровообращении в области центральной гемодинамики и выполнении функции нервной регуляции.
Расширение методических возможностей исследования может быть достигнуто за счёт незначительного усложнения технических средств и затрат
временных ресурсов при перестройке экспериментов. Это объясняется тем, что
комплексные методы могут осуществляться теми же аппаратно-программными
средствами и в процессе одного и того же компрессионного цикла измерения
АД. В этом случае лишь алгоритм управления компрессионным воздействием
планируется в виде модифицированной методики, по схеме исследования спла-
85
нированной как ФГП. Ходом проведения проб можно управлять, контролируя
текущие показатели АД и объемные изменения кровенаполнения сосудов. Это
важно для оптимизации продолжительности и уровня компрессионного воздействия на ткани организма. В числе же возможных вариантов ФГП можно анализировать эффекты, возникающие в общепринятых процедурах измерения АД.
Выводы главы 1. Задачи исследования.
Проведённый обзор показывает, что на кровообращение существенно
влияет давление, действующее со стороны окружающей среды. При этом разные проявления внешнего влияния сказываются как из-за создаваемого действия атмосферного давления воздуха, сил инерции и гравитационного притяжения, так и давления действующего на локальные участки тела. Процессы во
внутренней среде сопряжены с изменениями давления в сосудистой системе.
Поэтому важными являются исследования сердечно-сосудистой системы и регуляции процессов кровообращения, при которых производится внешнее
управление ими. Это актуально в связи с распространённостью заболеваний
разных органов, как следствий нарушения функционирования сосудов и других
тканей и патологического состояния в системе жидкостного обмена и перераспределения, включая систему кровообращения. В ней отражается обеспечение
потребностей и закономерности распределения крови в организме.
Для проведения методически обоснованных исследований, с целью получения информации об организме, требуется обеспечить взаимодействие с тканями. Основной способ организации взаимодействия с системой кровообращения при исследованиях осуществляется в контакте инструментальных средств с
телом биообъекта. Этот способ, условно обозначаемый как механографический,
в частности используется при неинвазивных измерениях кровяного давления.
Однако, несмотря на широкое распространение в медицинской практике
методов измерения АД с окклюзионным воздействием на кровеносные сосуды,
среди нерешённых методических проблем при этом остаются особенности про-
86
явления и интерпретация ОД изменений наполнения в сосудистой системе, вызванных вмешательством во внутриглубинные процессы в организме.
Воздействие на систему сосудов и окружающие ткани при измерении АД
обеспечивает регистрацию информативных сигналов, в которых отражены их
ОД изменения. Они являются прямым следствием изменений ГЛН в сосудистой
системе, вызванных изменениями АД в участке съема информации. К ним также относятся изменения жидкостного наполнения сосудов и внесосудистого
пространства в разных частях внутренней, функционально единой среды организма.
Кроме того, известные методы измерения АД ограничиваются измерением лишь двух-трёх показателей назначения (Рс., Рд. и Рср.) за сравнительно продолжительное время (порядка двух-трёх минут). По критериям современных
возможностей и достижений в области сбора и обработки данных это малоинформативно. В тоже время принципиальным замечанием является то, что компрессионные методы измерения АД мало изучены с учётом сопутствующих
проявлений и последствий вмешательства в кровообращение верхней конечности и кровообращение организма в целом. Это - именно те элементы, которые
представляют интерес для анализа и диагностики нарушений в сердечнососудистой системе. Выделенные особенности делают актуальной формулировку цели диссертационного исследования.
Целью диссертационной работы является научное обоснование и практическое подтверждение методологии комплексных методов исследования сосудистой системы с неинвазивным вмешательством в кровообращение инструментальными средствами, обеспечивающим управление гемодинамическими
процессами и контроль АД и наполнения разных участков сосудистого русла.
Методы предназначены для использования в разработке реализующих исследования аппаратно-программных средств.
Поставленная цель определяет следующие задачи.
– Провести теоретический анализ и экспериментальное обоснование
практических исследований изменения АД и наполнения сосудов в процедуре
87
измерения АД.
– Представить концепции объемного статуса и суперпозиции вклада изменений в наполнении сосудов разных отделов системы кровообращения при
внешнем давлении и под влиянием эндогенных факторов, позволяющие на качественном уровне анализировать сосудистую реакцию. Представить систему
многофакторной классификации процессов, проявляемых при давлении на локальные участки тела, с учётом того, что вмешательство изменяет кровообращение непосредственно в области механического воздействия, и влияет на сопредельные и пространственно отдалённые участки сосудистого русла, включая область центральной гемодинамики.
– Для теоретического анализа изменений при компрессионных воздействиях на локальные участки тела представить модели биотехнической системы
(БТС) управления гемодинамическими процессами в верхней конечности и в
целостном организме.
– На основе моделей и описания гемодинамических процессов в процедурах измерения АД представить ФГП на сосудистую систему конечности и систему кровообращения целостного организма. Переходные гемодинамические
процессы при измерении АД характеризовать показателями реакции. Представить комплексные методы исследования гемодинамических процессов на основе методов измерения АД.
– Провести анализ и представить способ учёта погрешностей в результатах измерения АД при комплексных исследованиях гемодинамических процессов в конечности.
– Провести экспериментальные исследования гемодинамических процессов, подтверждающие полученные теоретические выводы, и провести сравнительные исследования разработанных и известных методов.
– Представить и апробировать методы изучения гемодинамических процессов по результатам компрессионных ИП применительно к верхней конечности и к анализу ОД изменений, связанных с движением краниальных тканей.
88
ГЛАВА 2. СИСТЕМНЫЙ АНАЛИЗ ВЛИЯНИЯ КОМПРЕССИОННЫХ
ВОЗДЕЙСТВИЙ НА ГЕМОЛИМФОНАПОЛНЕНИЕ СОСУДОВ
При разработке практических методов и
аппаратно-программных
средств, предназначенных для исследования гемодинамических явлений в организме, происходящих при внешних компрессионных воздействиях, необходим теоретический анализ и определение подходов к методологии исследований. Для этого в главе проводится системный анализ и представлены способы
описания проявлений гемолимфонаполнения (ГЛН) в разных отделах сосудистой системы и выделения информативных признаков в связанных с ними информационных сигналах.
2.1. Объемнодинамические изменения в наполнении сосудистого
бассейна как отражение процессов во внутренней среде организма
В сосудистой системе функционирующего организма непрерывно меняется ГЛН. Это связано с непрерывным движением жидкостей в сосудистом
русле и внесосудистом бассейне, с активностью функциональных систем, органов и тканей. В объединяющем пространстве тела происходит множество процессов, согласованных и синхронизированных с движениями тканей. Вследствие этого, в обследуемых участках тела они проявляются как наложение (суперпозиции) сопровождающих их объемных изменений. Проявление изменений в результирующей картине может быть вызвано разными причинами, связанными как с действием внутренних процессов, так и внешним влиянием. В
частности, из-за создания техническими средствами специальных условий,
проявляемые в исследованиях объемные изменения отражаются в соответствующих сигналах. В определённых участках исследования техническими средствами регистрируются ЭКГ-, РЕО-, СФГ-, ФПГ-, электромиографические,
ультразвуковые и другие сигналы, отражающие проявления результирующих
объемнодинамических изменений в организме. Изменения происходят вследствие межклеточных и межтканевых взаимодействий в теле, создающих вклад
89
многих процессов и взаимосвязанных движений в результате суперпозиции.
К основным подвижным структурным образованиям в организме, которые вносят вклад в объемные изменения, относятся:
- ткани соответствующих структур опорно-двигательного аппарата,
включая мышцы, связки, сухожилия, суставы и кости;
- жидкофазные субстраты, переносимые в потоках соответствующего
русла артериальных, венозных и лимфатических сосудов, и обменивающиеся
во внесосудистом пространстве;
- ткани и органы желудочно-кишечного тракта и почек, где происходит
перемещение жидких субстратов, водно-солевой обмен и обмен другими продуктами жизнедеятельности;
- ткани и органы системы дыхания, выполняющие функцию газообмена;
- соединительная ткань, механически связывающая и объединяющая между собой органы и системы тканей организма.
Примечательно, что в результате движения в одних участках тела происходят связанные с этим объемные изменения в других, причём в сфере на расстоянии как близкого, так и дальнего радиуса действия. В этом активная роль
принадлежит взаимодействию между двумя важнейшими системами организма: соединительной ткани и жидкостной системы. Эти подвижные системы
представляются объединяющими, связующими системами в организме. Они
участвуют в объемных изменениях, и сопровождают жидкостное наполнение
сосудистой системы и внесосудистого пространства. Источником энергии движения жидкостей и проявлений объемнодинамических изменений при этом являются градиенты давления, возникающие при работе внутренних органов, и
изменения внешних условий в окружающей среде.
Чтобы использовать наблюдаемые проявления для диагностических целей необходимо целенаправленно создавать условия, воспроизводящие эффекты, и определить критерии возможных объемнодинамических изменений в организме. Для этого ниже приводится описание проявлений, происходящих в
системе кровообращения при изменении внешних условий.
90
2.2. Проблемы воспроизведения сосудистой реакции в инструментальных
исследованиях с компрессионным воздействием на локальные участи тела
При планировании диагностических исследований системы кровообращения организма с использованием технических средств необходимо обеспечить контроль и управление условиями, которые при взаимодействии с тканями
они вносят в гемодинамику. Это требуется с целью съема соответствующих
информационных сигналов, для методического проявления и корректной идентификации информативных признаков в регистрируемых сигналах, для точной
интерпретации результатов и диагностики. Иначе, механическое взаимодействие технических средств с тканями организма может стать причиной изменения
условия функционирования сосудистой системы, и в результате изменить состояние организма и измеряемые показатели. В этой ситуации результаты измерений не отражают исходного состояния, предшествовавшего воздействию.
Скорее, - в результате взаимодействия проявляется реакция организма на
внешнее воздействие, и получаются данные о реакции и изменённом состоянии.
С той же целью важно предусматривать меры предосторожности от потенциальной опасности здоровью обследуемого из-за влияния измерительной
процедуры с внешним воздействием на ткани. Тем более, что в большинстве
случаев измерения необходимо проводить с целью медицинского контроля состояния больных пациентов, или обследуемых, выполняющих тренировки или
работу оператора на ответственных объектах. В этих ситуациях особенно недопустимо негативное влияние процедуры измерения на организм.
Приведенные в гл. 1 процедуры с компрессионным воздействием, используемые в методах окклюзионных измерений АД, являются примером организованного взаимодействия технических средств с сосудистой системой. При
измерениях регистрируются сигналы, проявляющие объемнодинамический характер жидкостного наполнения сосудов и окружающих тканей в локальной
зоне контакта с устройством съёма сигналов. Например, при измерениях АД
методом Короткова и осциллометрическим методом соответственно оба фено-
91
мена - Короткова и проявление характерного колокола в форме огибающей регистрируемого осциллометрического сигнала, непосредственно связываются с
внешним фактором компрессионного действия на ткани плеча. Регистрируемые
в локальном участке тела сигналы отождествляются с изменениями просвета и
ГЛН артериальных сосудов в области в подманжетном пространстве. Это позволяет идентифицировать информативные признаки в сигналах и в соответствии с методом определять показатели АД.
Однако при интерпретации результатов измерения АД, полученных при
реализации окклюзионных методов, не учитывается их важная особенность.
Внешнее воздействие является причиной вовлечения в сосудистую реакцию не
только плечевой артерии, измерение давления в которой производится, но и в
сосудистых руслах венозного отдела, капилляров, лимфатических сосудов и
внесосудистой межтканевой жидкости в окружающих сосуды тканях. Результат
воздействия обнаруживается в комплексной реакции, отражающей одновременно происходящие изменения в работе разных отделов сосудистой системы и
нервной системы. Это приводит к соответствующим изменениям показателей
АД и является источником методической погрешности измерения АД.
Для решения вопросов о проявлении и интерпретации объемнодинамических изменений в жидкостном наполнении сосудов и окружающих тканях важно к тому же учитывать, что в изменении отражается влияние действия внешнего давления не только на ткани, расположенные в области контакта с устройством съема сигналов, но и на весь организм как единую систему функционирования. Результат проявляется в характере объемнодинамических изменений и
реакции АД и в области воздействия, и участках примыкающих со стороны
проксимального и дистального края к области контакта тела с манжетой, а также в области центральной гемодинамики [126, 127, 137, 158, 160, 162].
Чтобы определить результирующую картину динамического проявления
в наполнении сосудов обратимся к фактам, демонстрирующим влияние внешнего давления на отдельные участки и целостный организм.
92
Из обзора в гл. 1 о факторах влияния на организм внешнего давления со
стороны окружающей среды, отмечается неоднозначное действие атмосферного давления на целостный организм, приводящее к изменению условий кровообращения. Кроме того, эффективными оказываются приёмы мануальных методов диагностики и терапии, в которых используется давление на локальные
участки тела. Они осуществляются путём пальпирующих воздействий, также
создающих давление на локальные участки тела. При этом изменяется гемодинамика и ГЛН сосудов в организме. Изменение давления в разных участках сосудистой системы организма и связанные с этим объемные изменения жидкостного наполнения тканей происходят в организме непрерывно и повсеместно.
Внешнее давление воспринимается тканями при этом как естественное воздействие. При этом, если воздействие производится в адекватном состоянию организма пределах, не прекращается выполнение физиологических функций.
Разработка методов диагностики и терапии, основанных на создании
внешних механических воздействий на определённые участки сосудистой системы, предоставляет ранее не использованные возможности для исследований
организма. Они применяются в мануальных методах, создающих физиологически адекватные уровни давления на локальные участки тела. Анализ проявляемой реакции проводится по объемнодинамическому изменению в сосудистой
системе и окружающих тканях. Однако в сегодняшней практике анализ характеристик мануальных воздействий и ответной реакции основан на субъективном восприятии объемнодинамических изменений наполнения тканей. Поэтому
общим недостатком мануальных воздействий является отсутствие объективных
данных для диагностического контроля реакции и терапевтических процедур.
Изменения в организме и результаты воздействий оцениваются лишь по критериям ощущений. Кроме того, отсутствует документирующий контроль и не регистрируются объективные данные, включающие определение показателей состояния организма и тканей в происходящих при воздействии изменениях.
Несмотря на субъективный фактор в работе методами мануальных воздействий, главным в обосновании широкого применения их в практике остео-
93
патической медицины, мануальной терапии и массажных воздействий, является
положительный эмпирический опыт, и эффективность диагностики и лечения
многих заболеваний. Поэтому для устранения недостатков методов, кроме методической разработки и согласования с принципами традиционной медицины,
актуальны разработки с внесением контроля воздействий и реакции по объективным показателям.
Отметим, что создание методов и технических средств, обеспечивающих
контроль компрессионных диагностических, или терапевтических воздействий
на ткани организма с одновременным контролем объемнодинамических изменений ГЛН сосудов и жидкостного наполнения внесосудистого пространства
окружающих тканей, является общей проблемой и перспективным направлением. Главной целью применения технических средств является получение объективных результатов, за счёт внесения элементов технического управления и
контроля. При этом становится возможным создавать воздействия, имитирующие работу и применение при работе мануальных методов. Достоинствами методов с применением технических средств в этом случае являются:
– создание точных и воспроизводимо управляемых воздействий по уровню и законам изменения компрессионного давления на ткани;
– объективный контроль и документирующая регистрация сигналов сосудистой реакции тканей и организма на внешние воздействия;
– разработка новых методов исследования гемодинамики, позволяющих
разделять реакцию разных отделов сосудистой системы, и основанных на компьютерных возможностях ведения исследований и обработки результатов;
– проведение диагностических исследований и терапевтических воздействий в автоматическом режиме, повышающем точность результатов.
Кроме того, так как с методической точки зрения создание внешнего давления на ткани организма при работе мануальными методами имеет физиологическое обоснование, то при планировании воздействий посредством инструментальных средств целесообразно использовать известные результаты. И, на-
94
конец, возможно сохранение преемственности методам мануальной терапии.
При этом могут заимствоваться практические и теоретические знания [82, 260].
Таким образом, принципиально возможно развитие нового для диагностики и терапии направления, основанного на анализе изменений ГЛН сосудов
при внешнем воздействии с использованием инструментальных средств.
Однако заметим, что в этом случае технические средства не заменяют работу врача. Они могут использоваться лишь как вспомогательный инструмент,
для получения необходимых объективных данных. Все методические решения
и интерпретацию результатов проводит только лечащий врач, вне зависимости
от применяемых средств отвечающий за результаты.
Сравним возможности новых и известных методов инструментальных
исследований, предназначенных для анализа состояния сосудистой системы, и
предоставляющих объективные диагностические данные.
В числе методов традиционной медицины, которыми обследуется состояние внутренних структур тканей и органов, используется рентгенография. Однако она эффективна при проявлении в тканях явных нарушений статического
характера. При этом рентгеновское излучение опасно для здоровья, что ограничивает продолжительность обследования и не позволяет получать данные о динамике объемных изменений в тканях при внешней компрессии, или проводить
мониторинговые исследования. В то же время, знание динамики процессов с
объемными изменениями в условиях управляемой компрессии важно, если
учесть, что при заболеваниях нарушается функционирование органов и при
этом проявляются изменения жидкостного наполнения тканей. Примерами
проявления нарушений в тканях являются: отёки лимфатического характера;
варикозное расширение вен и нарушения состояния стенки артериальных сосудов.
Другим современным направлением в использовании инструментальных
методов, предоставляющих данные для анализа объемных изменений наполнения сосудистой системы и органов, является применение визуализации в изотопных клинических методах. Они предназначены для разных медицинских
95
применений. При исследованиях в кровь вводится мельчайшее количество радиоактивного вещества, распространяемого в теле с кровотоком. Диагностика
проводится на основе сканирования и анализа накапливаемых изотопов в определённых тканях и органах. Однако при этом применяется трудоёмкая технология контрастных методов исследования на сложной аппаратуре, требующая обращения с радиоактивными веществами. На сегодняшний день для общей медицинской практики эти методы являются дорогостоящими.
К другим методам, обеспечивающим объективный контроль, относятся
методы функциональной диагностики. Среди них выделяются сфигмографический, реографический, ультразвуковой методы исследования, окклюзионные
методы измерения АД, плетизмографический и другие методы исследования. В
них анализируются сигналы, отражающие изменение ГЛН сосудов. Однако в
известных методах не используются возможности для проведения комплексных
исследований кровообращения целостного организма, с учётом эффектов, возникающих при компрессионных воздействиях на локальные участки сосудистой системы, которые позволяют разделять вклад разных отделов сосудистой
системы в суперпозиции ГЛН.
Установим принципы разработки инструментальных средств для компрессионно-объемнодинамических исследований жидкостного наполнения сосудистой системы и окружающих тканей. К методическим требованиям для получения достоверных результатов относятся:
– контроль и управление за созданием необходимых условий, проявляющих исследуемые гемодинамические процессы при создании теоретически
обоснованных уровней внешнего воздействия на ткани;
– обеспечение съема информации, регистрация и сбор объективных данных об объемных изменениях сосудистого наполнения и окружающих тканей
одновременно в разных пространственно отдалённых участках тела;
– обеспечение анализа динамики объемных изменений тканей, включая
ответную реакцию на разные уровни компрессионного воздействия; для этого
требуется разработка устройств съема информационных сигналов, преобразо-
96
вателей с необходимой чувствительностью, алгоритмов проведения экспериментальных исследований, методов обработки результатов;
– использование первичных преобразователей (датчиков) с требуемыми
техническими характеристиками, сопоставимыми с параметрами пальпаторных
воздействий и рецепторного восприятия;
– верификация и контроль влияния инструментальных средств и использование моделирования с имитацией реакции при исследованиях.
Выполнение указанных требований позволяет получать объективные результаты за счёт создания условий, при которых воспроизводятся эффекты реакции организма. В то же время сохраняется методическая преемственность с
мануальными методами исследований.
При проектировании инструментальных средств (ИС), предназначенных
для объемнодинамических исследований в изменении жидкостного наполнения
сосудов и окружающих тканей, происходящих при компрессионном воздействии, рациональным является их построение на основе АПК, использующих современные компьютерные технологии. Оснащение процедур медицинских исследований с использованием инструментальных средств ИС, и удовлетворяющих названным принципам схематично представлено на рис. 2.1.
Врач-эксперт
ИС
- Управление
инструментальной
системой (ИС).
Контроль за
управлением
- Восприятие ОД.
Контроль
отклика
- Анализ
состояния по ОД
Блок создания
давления
управлением
Блок объемных
преобразований
Пациент
Управляемое
воздействие на
ткани
Объемные
изменения
тканей
(реакция)
ПК
Рис. 2.1. Схема работы врача при объемнодинамических исследованииях жидкостного наполнения тканей. ОД – объективные данные; ИС – инструментальные средства
В составе ИС в схеме используется персональный компьютер (ПК). По
97
заданной программе обеспечивается: управление созданием давления; регистрация сигналов, производимых блоком объемных преобразований; обработка и
математический анализ получаемых данных; представление результатов исследования. Блок создания давления при исследованиях используется для управления и контроля давления на ткани, имитирующего мануальные приёмы воздействий. Блоком объемных преобразований воспринимается и регистрируется
реакция с объемным изменением в сосудистой системе и окружающих тканях.
В результате у врача появляется вспомогательное техническое средство,
обеспечивающее создание управления и контроль в работе. Очевидными преимуществами ИС в сравнении с мануальными методами являются: объективизация результатов; автоматизация управления и контроля воздействий; регистрация данных о сосудистой реакции; осуществление сбора и программноматематической обработки данных исследования; документирование сеансов
работы врача с пациентом.
Выводы
В практике применения мануальных методов, используемых в остеопатической медицине, мануальной терапии и при выполнении массажных воздействий, имеется существенный недостаток. Это - отсутствие контроля воздействий
на сосудистую сосуду и их ответной реакции по объективным показателям и
критериям. Однако эффективность методов делает актуальной задачу создания
инструментальных средств, исключающих, или уменьшающих роль субъективного фактора в оценках. Организация диагностических исследований и терапевтических воздействий с использованием инструментальных средств решает
вопросы контроля и воспроизведения проявлений эффектов реакции организма
при внешней компрессии сосудов и окружающих тканей. Это позволяет проводить анализ результатов по объективно регистрируемым сигналам.
В предложенной схеме (рис. 2.1) в качестве основных параметров используются объемнодинамические изменения жидкостного наполнения сосудов и
окружающих тканей, являющиеся важным проявлением функционирования организма. Они проявляются в ответной реакции всего организма, в которой уча-
98
ствуют разные системы. Существуют различия в реакции соответственно при
условно нормальном состоянии организма и окружающей среды, так и при патологических изменениях и изменении внешних условий, включая создание
внешних тестирующих (пробных) воздействий на локальные участки тела. При
использовании технических средств эти особенности могут выявляться по объективным данным из регистраций сигналов. Это значительно расширяет функциональные возможности диагностических и терапевтических методов, основанных на создании компрессионных воздействий на сосудистую систему.
2.3. Объемный статус сосудистой системы организма
К проявлениям функционирования организма относятся объемные изменения жидкостного наполнения в сосудистой системе и внесосудистой среде
окружающих тканей. Они вызваны происходящими в объеме тела процессами,
связаны с движением разных тканей и с изменением давления жидкостей в сосудистых руслах и окружающих тканях. Эти изменения имеют закономерности,
при детальном рассмотрении которых определяется их связь с работой основных органов и систем. Объемные изменения в организме проявляются многими
методами, включая исследования гемодинамики [5-7, 20, 22, 24, 30, 34, 36, 39,
50, 56, 65, 67-70, 72-76, 80, 84-86, 89. 93]. Они проявляются при нормальном
функционировании организма, их характер меняется при патологических состояниях и в соответствующей сосудистой реакции на внешние воздействия.
Отмечаемые в определённых участках тела объемные изменения повторяются в
соответствии с циклическим характером функционирования внутренних органов.
Кроме того, окружающая среда по отношению к организму представляется источником действия экзогенных факторов, влияющих на работу его систем.
В зависимости от состояния внешней среды создаётся влияние на внутренние
процессы в теле, что так же отражается на объемнодинамическом характере
жидкостного наполнения в сосудистой системе и окружающих тканях. Объем-
99
ные изменения в основном связаны с перераспределением жидкостей и сопровождают процессы газообмена в клетках и тканях. Изменения происходят непрерывно и повторяются в соответствии с работой внутренних органов.
Чтобы разобраться с проявлениями объемнодинамического характера
жидкостного наполнения сосудов и окружающих тканей, вызванными внешним
воздействием, с целью использования их для анализа при диагностике и терапии, ниже рассматривается авторское понятие объемный статус (ОС) сосудистой системы организма [36, 157].
2.3.1. Теоретический анализ объемного статуса системы сосудов
Несмотря на разнообразие и иерархическое построение структур клеток,
тканей, органов и систем организма, для них общим является проявление объемнодинамических изменений. Они происходят на фоне гомеостатического постоянства внутренней среды организма и связаны с функционированием организма, при котором происходят отклонения в пределах взаимосвязанных изменений давления и объемов наполняющих организм жидкостей. Верхняя и нижняя границы диапазонов объемных изменений воспроизводятся в циклически
повторяемых изменениях ГЛН сосудистой системы. Объемные изменения наполнения сосудов связаны с морфологическими особенностями структур тканей и их индивидуальными особенностями функционального состояния. Они
обусловлены взаимосвязями с внеклеточным матриксом и обменными процессами в организме. Гомеостатическое постоянство внутренней среды, объема и
массы частей тела на всех уровнях иерархии организма поддерживается действием в соответствующих контурах управления механизмов локального и системного характера.
Предложенная в работах [36, 157] концепция объемного статуса сосудов
включает анализ наполнения сосудистой системы. Понятие объемный статус
(ОС) используется для обобщения и представления динамических проявлений
объемных изменений в теле, связанных с функционированием сосудистой сис-
100
темы. Согласно концепции, в сосудах разного калибра, с разным содержанием
жидкостей и уровнем внутрисосудистого давления, одновременно изменяются
объемы их наполнения. Образуется совокупное изменение объема наполнения
жидкостного бассейна. В общем объеме имеет значение распределение и объемный вклад сосудов, представленных разными отделами сосудистой системы
и в разных участках тела. В организме функционирует пространственно распределённая ёмкая сеть кровеносных и лимфатических сосудов, заполняемых
соответствующими жидкостями под высоким и низким уровнями давления. К
сосудам высокого давления относятся артериальные сосуды, за счёт действия
АД в которых переносится значительная масса артериальной крови. К сосудам
низкого давления относятся венозные и лимфатические сосуды. Сеть кровеносных и лимфатических сосудов окружена внесосудистой тканевой жидкостью,
на которую действует ещё давление окружающей среды.
Проявление объемных изменений в наполнении сети сосудов является
интегральным действием. В системе органов и тканей они происходят в определённом динамическом диапазоне. Изменения вызваны взаимодействием основных функциональных систем жизнеобеспечения: крово- и лимфообращения,
дыхания, почек, соединительной ткани, терморегуляции и других. Выделим вызванные взаимодействием основные особенности объемных проявлений в
функционирующем организме:
– универсальным проявлением работы организма являются объемные изменения клеток, тканей и органов;
– эти изменения происходят непрерывно и они взаимосвязаны;
– динамика объемных изменений связана с циклическим повторением
процессов в органах (сердце, лёгких и других);
– объемные изменения связаны с изменением давления жидкостей в тканях и натяжением стенок соответствующих сосудов;
– характер объемных изменений связан с перераспределением и обменными процессами в тканях и органах;
– в объеме тела сосуды и окружающие ткани взаимодействуют за счёт
101
сил механического натяжения соединительной ткани и за счёт изменения уровней вне- и внутрисосудистого давления;
– объемные изменения отражаются в сигналах, снимаемых с поверхности
тела разными по физическому принципу методами, - механическим, электрическим, фотоэлектрическим и другими способами.
Учёт названных особенностей позволяет планировать методику исследования с регистрацией разных сигналов (сфигмо-, электромиографических, фотоплетизмографических, ультразвуковых и других).
Любое образование тканей заполняет в организме определенный объем. С
целью анализа объемных изменений в качестве объекта исследования выделим
произвольный, сложно организованный объем тела V  (рис. 2.2). Учтём заключенные в нём неоднородные по форме и по жидкостному содержанию ткани, включая развитую сеть кровеносных и лимфатических сосудов и их окружающие ткани; учтём изменения в наполнении жидкостными составляющими в
выделенном объеме.
Сеть артериальных
сосудов
Сеть лимфатических
сосудов
Объем
бассейна
внеклеточной
жидкости.
Сеть венозных
сосудов
Объем
бассейна
клеточной
жидкости.
V
Рис. 2.2. Представление сложно организованного объема тела V
с

заключенными неоднородными по форме и наполнению жидкостями тканями
Для упрощения анализа изменений в объеме V  его можно разбить на
элементарные по объему составляющие Vi . Ниже рассматриваются два способа
разбиения, различающиеся способом представления элементарных объемов Vi
тканей, но совпадающие по сумме объёмов.
Первым способом объем V  разделяется равномерно, без учёта неодно-
102
родности, на пространственно распределённые элементарные части объемом Vi .
При этом не делается различий в наполнении этих объемов и по принадлежности к той или иной системе тканей, органов, или жидкостей. Такой способ разбиения представляет картину (рис.2.3), в которой условно элементарные, одинаковые по размеру, но неоднородные составляющие объемов Vi (сосуды и
жидкости) в общем анализируемом объеме тела V  распределены равномерно.
V

V i
Vi
 V ,
  i
с разбиением его на элементарные по размеру объемы Vi и
без учёта принадлежности определённым тканям и органам.
Рис. 2.3. Представление суммарного неоднородного объема V
В этом случае суммарный объем равен сумме элементарных объемов
V

  Vi , а динамические изменения всего объема представляются композици(i)
ей их случайных (хаотических) изменений во времени. Зарегистрированные от
общего объема V  (t ) сигналы, отражающие объемнодинамические изменения,
являются интегральным проявлением (суперпозицией) действия составляющих
его элементарных объемов. Исследования, проводимые с объектом как с однородным неразличимым по содержанию «чёрным ящиком», как правило, приводят к тому, что поведение отдельных частей целого неразличимо. Процессы в
них остаются принадлежностью целого, но скрыты для понимания составных
частей. Однако для сохранения причинно-следственной связи в проявлении
происходящих в объекте исследований процессов необходимо различать действие механизмов, отвечающих за изменение составляющих элементов Vi , и учитывать их вклад в общем проявлении.
103
При разбиении общего объема V  другим способом (рис.2.4) учитывается принадлежность его составляющих определённым отделам сосудистой системы и бассейнам жидкостного наполнения вблизи окружающих их тканей.
Они заполнены соответствующими жидкостями - артериальной и венозной
кровью, лимфой и внесосудистой жидкостью.
ViА сети артериальных
сосудов
ViвклЖ
бассейна
внеклеточной
жидкости
ViЛ сети лимфатических
сосудов
ViклЖ бассейна
клеточной
жидкости
ViВ сети венозных
сосудов
V
Рис.2.4. Разбиение неоднородно заполненного объема V
участка тела на

элементарные части Vi с учётом принадлежности разным сосудам и жидкостям.
Как и в первом способе, при этом разбиении выполняется постоянство
объема V  Vi . Однако принцип разбиения в этом случае позволяет учитыi
вать физиологические причины проявления объемнодинамических изменений
элементарных объемов Vi . Это придает физический смысл представлению изменений в анализируемом объеме пространства тела. Такой способ представления позволяет определять суммарный объем в виде удельного представительства элементарных объемов конкретных видов тканей, их вклада в суммарный
объем, и учитывать происходящие в них изменения специфических тканей. Так,
например, изменения составляющих объемов Vi в общем поведении дифференцируются на элементарные объемы, соответственно: кровеносных сосудов (артерий - ViА , капиллярных сосудов - ViК , вен - ViВ ), лимфатических сосудов - ViЛ ,
бассейнов клеточной Vi клЖ и внеклеточной внесосудистой Vi вклЖ жидкостей.
Очевидно, что изменение во времени общего объема V  (t ) представляется суммой изменений во времени элементарных объемов. При этом его пред-
104
ставляет сумма постоянных во времени Vi const частей составляющих разбиения
на элементарные объемы с переменными во времени составляющими объемных
изменений Vi var :
V


(t )   ( Vi const  Vi var )   ( Vi А const  Vi А var )   ( Vi В const  Vi В var )   ( Vi Л const  Vi Л var ) 
( i А)
(i )
 (V
i клЖ const
 Vi клЖ var ) 
( i клЖ )
(i В )
 (V
i вклЖ const
(i Л )
 Vi вклЖ var ) ,
(2.1),
( i вклЖ )
где индексы «А», «В», «Л», «клЖ» и «вклЖ» относятся соответственно к артериальным, венозным и лимфатическим сосудам, клеточной и внеклеточной составляющим заполнения.
Учёт заполнения суммарного объема определёнными жидкостями, с определёнными свойствами, позволяет анализировать его зависимость от влияния
ответственных механизмов на изменение отдельных составляющих. Практически возможно планирование реализации методов исследования, по алгоритмам
разделяющим в экспериментах вклад ответственных составляющих.
Например, управление экспериментом может строиться на создании интегрально направленного компрессионного воздействия на совокупность тканей, давление при котором превышает соответствующее давление в определённых сосудистых бассейнах. При этом из общего объемного изменения исключается вклад полностью компрессированных сосудов и сохраняется функция и
вклад не дискриминированных воздействием сосудов [126, 128, 129, 136-139].
Другая возможность проявления составляющих в картине суперпозиции
реакции сосудов связывается с их выделением по частотным признакам при
спектральном анализе сигналов, отражающих наполнение сосудов (раздел 3.6).
Для графической иллюстрации картины вклад ответственных составляющих в результат объемных изменений в выделенном составном объеме тела
V

(t ) , на рис.2.5 схематически представлены основные функционирующие от-
делы сосудистой системы, отвечающие за изменение его объема, и показаны
связи выделенного участка тела V  с нервной системой. На рисунке обозначен
объем V  (t ) условного органа и в нём показаны пути артериального Qа и ве-
105
нозного Qв кровотока, связанные с сетью магистральных сосудов. Магистральные сосуды (МС) объединены с контурами сосудистой системы сердца и сосудов других внутренних органов (СССиВО). В магистральных сосудах сердечнососудистой системы циклически изменяются АД и ВД, обеспечивая кровелимфоток в органах и тканях, включая и в объеме V  (t ) условного органа. Действие в объеме V  (t ) механизма барорефлекторного контроля (БР) осуществляется по рефлекторной дуге, включающей ветви обратной афферентации и эффекторной связи со структурами головного мозга, участвующими в нервной регуляции кровообращения.
Структуры
головного мозга
Обратная афферентация

МС
БР
СССиВО
БР
Эфферентная связь
Qa
Pa
Pв
Qв
V (t)

Сосудистая сеть условного органа
Рис. 2.5.
Таким образом, модель (рис.2.5) позволяет на качественном уровне анализировать объемнодинамические проявления в наполнении тканей разных
участков тела и органов, как ответную реакцию на внешние воздействия.
Объемные изменения каждого элементарного объема являются переменными функциями времени. Они изменяются в определённых пределах, учитываемых в неравенстве:
Vi const  Vi var  Vi (t )  Vi const  Vi var ,
(2.2).
Постоянные составляющие объемов Vi const являются структурными элементами
тканей с практически неизменными объемами, а переменные составляющие
Vi var
106
зависят от баланса объемов притекающих и оттекающих жидкостей. Они
зависят от скоростей обменных процессов в элементарных объемах.
ОС сосудистой системы определяется исполнительной функцией основных систем жизнеобеспечения: кровообращения, дыхания, почек, терморегуляции, нервной регуляции и других, а также зависит от исходного наполнения окружающих тканей. Различные виды деятельности и патологические процессы
приводят к перестройкам в организме, и они отражаются на объемнодинамических показателях.
Анализ факторов, определяющих ОС сосудистой системы, проведем в
следующей последовательности: жидкости тела, внеклеточный матрикс и их
роль в проявлении нормального состояния, объемный статус клеток и тканей в
составе целостного организма, показатели объемного статуса.
2.3.2. Жидкости тела человека и объемный статус сосудов
Жидкостная система в организме играет роль одной из его основных связующих сред. Посредством жидкостей в теле создаётся и передаётся давление,
действует механическая связь между разными участками и взаимодействие между тканевыми структурами органов и жидкостными компартментами, транспорт и обмен веществ. В этих взаимоотношениях главное место занимает кровелимфоток. Он происходит в кровеносной и лимфатической распределительных системах, а также внесосудистой жидкости в интерстициальном пространстве, связывающем кровеносное и лимфатическое звенья переноса веществ.
При этом жидкостное наполнение сосудистого и внесосудистого пространства
организма определяет ОС сосудов.
Объем тела, органов и тканей организма характеризуется их жидкостным
наполнением. При этом важное практическое значение имеет физическое свойство несжимаемости жидкости. Благодаря этому свойству силовое действие
давления жидкостей передаётся и распространяется в организме, как в единой
субстанции, аналогично и действию сил инерции и гидростатического давле-
107
ния, обусловленного положением тела в поле гравитационного притяжения.
Градиенты давления, создаваемые при работе органов и систем организма, в
разных участках тела и в разных отделах сосудистой системы являются источниками сил, обеспечивающих движение направленных и перераспределяемых
потоков в транспортной сосудистой системе и в тканях.
Для представления численных оценок о жидкостном наполнении сосудов
используем известные соотношения [110].
Суммарный объём жидкостного наполнения организма составляет около
60у% от объема тела ( Vж  Vтела  0,6 ). Его представляют внутриклеточная
жидкость, составляющая 2/3 объема ( VвклЖ Vж  2 / 3 ), и внеклеточная жидкость,
составляющая 1/3 общей жидкости организма ( VвклЖ Vж 1 / 3 ). В свою очередь, внеклеточную жидкость представляют интерстициальная жидкостью (это
3/4
от
ее
объема,
Vинерстиц VвклЖ  0,75;
и
плазма
крови
(это
1/4
от
ее
объема):
Vплазма VвклЖ  0,25. К внеклеточной жидкости также отно-
сятся жидкостные фракции организма, не заключенные в клеточные мембраны:
лимфа, кристаллизационная жидкость кости и хряща, межклеточная жидкость,
находящаяся в пищеварительном тракте, желчи, мочевыделительной системе,
внутриглазной и цереброспинальной жидкостях, а также жидкости серозных
полостей и суставов. Несмотря на широкий диапазон изменения условий внешней среды, объем внеклеточной жидкости и суммарная концентрация электролитов и макромолекул в ней в условно нормальном состоянии организма сохраняют динамическое постоянство, обеспечиваемое гидромеханическими и
осмотическими компенсаторными механизмами (Харди Р. Гомеостаз. М.: Мир,
1986. 80 с.).
Функциональная активность органов и систем организма, и патологические процессы приводят к перемещению жидкостей в теле. Как следствие, соответственно изменяется жидкостное наполнение тканей. Это связано с движением внеклеточной жидкости от одних участков тела к другим. Транспорт жидкости в организме происходит поэтапно.
108
Первый этап связан с направленным движением по разветвлённой сети
сосудистой системы – кровеносной и лимфатической. Основными силами перемещения крови и лимфы при этом являются градиенты давления в системе
циркуляции. Сердце и напряжённое состояние стенки сосудов в кровеносной
системе, а также специализированные насосы вен и лимфатических сосудов
[115,123] создают градиенты давления, и обеспечивается управление направлением движения артериальной и венозной крови и лимфы. Несмотря на то, что
системы транспорта внеклеточной жидкости и содержащихся в ней микро- и
макромолекул функционально едины, каждая из них (артериальная, венозная и
лимфатическая) имеют выраженные особенности, зависящие от строения и
функциональной роли. На этом этапе системные механизмы контроля за перемещением жидкостей преобладают над локальными и осуществляются за счет
вегетативной нервной системы и гормонов внутренней секреции.
На втором этапе жидкость распределяется между клеточными компартментами, цитозолем и органоидами клетки и интерстициальной жидкости через эндотелиоциты и биологические мембраны. Движение жидкости при этом
контролируется местными рефлексами, процессами диффузии и определяется
разностью осмотического и гидростатического давлений по обе стороны мембраны.
Внешнее механическое воздействие на ткани исследуемого участка тела
создает компрессирующее действие, адекватное давлению в артериальных, венозных и лимфатических сосудах. Такая компрессия имитирует создание давления, как при обычном перемещении указанных жидкостей в разных сосудистых отделах, так и между жидкостными компартментами организма.
2.3.3. Внеклеточный матрикс и объемный статус
Внеклеточный матрикс - это многокомпонентная структура, состоящая из
клеток, волокон и жидкости. Он занимает 1/6 часть от общего объема тела
[196]. До недавнего времени внеклеточный матрикс представлялся сравнительно инертным каркасом, стабилизирующим физическую структуру тканей. Вне-
109
клеточный матрикс служит не только универсальным биологическим «клеем»,
но играет активную роль в регуляции объемного статуса (Албертс Б., Брей Д. и
др. Молекулярная биология клетки. т. 3. М.: Мир, 1987. 296 с. 36, 63).
Специализированные виды внеклеточного матрикса представляют собой
коллоидную систему - полисахаридный гель, где гликозаминогликаны ковалентно связаны с белком в комплексы – протеогликаны, в который погружены
фибриллярные протеины. Главными типами протеинов являются структурные
протеины (коллагены и эластин) и вязкие протеины (фибронектин, ламинин).
Они обеспечивают взаимосвязь молекул друг с другом и с поверхностями клеток. Во внеклеточном матриксе существуют и свободная жидкость, не связанная с протеогликанами и поэтому она свободно передвигается в интерстиции и
содержится в везикулах; ее количество составляет не более 1%. В случаях развития отека, ее объем в тканях может увеличиться на 50 %, практически за счет
увеличения количества везикул и свободной жидкости. Механо- и хеморецепторы матрикса взаимодействуют с нитями актина, образующими цитоскелет
внутри каждой клетки ткани и управляют структурно-функциональной организацией (объемом, движением, метаболизмом, развитием) как внеклеточного
матрикса, так и мембраны и цитоскелета клетки.
Таким образом, внеклеточный матрикс включен в систему поддержания
ОС. За счет высокой гидрофильности, волокна коллагена, так же как и гиалуроновая кислота, удерживают вокруг себя молекулы воды - основного вещества
соединительной ткани. Жидкость сосредоточена вне- и внутри клеток и волокон и обладает свойством образовывать гель, а волокнистые цепи при этом изменяют упруго-вязкие свойства соединительной ткани, путем перехода золя в
гель. Соединительная ткань выполняет важные функции, контролируя объем
тканей и обеспечивая их метаболизм, и служит важной системой передачи информации об объеме тканей в организме (Лабори А. Регуляция обменных процессов. М.: Медицина, 1970. 384 с.).
Вызываемые разными функциональными и органическими изменениями
периодически повторяющиеся перестройки объема тканей организма происхо-
110
дят благодаря динамическому взаимодействию между жидкостями тела и внеклеточным матриксом, путем изменения гидратации последней. Повышение
гидратации растягивает интерстициальное пространство, а уменьшение гидратации приводит к его сжатию. Возникающая при этом знакопеременная разность давлений между клеткой и средой содействует обмену водой, содержащихся в ней солей, микро- и макромолекул и участвует в гомеостазе объема
клетки. Предполагается, что взаимозависимость объема и гидратации является
основой механизма клеточных автоколебательных процессов, а жидкости и
внеклеточный матрикс ответственны за периодическое изменение объема клетки – ее пульсации, которые создают знакопеременный градиент давлений между клеткой и окружающей средой.
Одним из важных свойств межклеточного матрикса является податливость (compliance), характеризующая упругость и вязкость. Податливость межклеточного матрикса является характеристикой объемных изменений в зависимости от давления. Она представляется функцией двух переменных: давления и
объема исследуемого участка Vi ( Pi ) . Чем больше растяжимость интерстициального пространства, тем выше податливость.
Известно, что повышение симпатической активности увеличивает податливость тканей. Нормальное давление интерстициальной жидкости в тканях
находится в диапазоне примерно от -3 до +6 мм рт. ст. При таких значениях
давления объём интерстициальной жидкости практически не меняется. Это
свидетельствует о его малой податливости. Если давление интерстициальной
жидкости увеличивается выше нормальных значений, податливость интерстициального пространства значительно возрастает. Это приводит к увеличению
объёма интерстициальной жидкости и внешне проявляется в виде отеков. Отеки отчетливо визуализируются в случае, если, по сравнению с нормальным
уровнем, объём интерстициальной жидкости увеличивается более чем на 30%.
111
2.3.4. Объемнодинамические изменения в наполнении разных отделов
сосудистого русла при внешней компрессии на локальные участки тела
Примером практического использования изменений объемного наполнения сосудов при внешней компрессии на ткани в исследованиях инструментальными методами является осциллометрический метод измерения АД (гл. 1).
Фактически этот метод обеспечивает проявление эффекта компрессионнообъёмнометрического преобразования (КОП) в наполнении сосудов локальной
(плечевой) области, и он может быть взят за основу исследования ОС сосудов.
Регистрируемый осциллометрический сигнал отражает объемнодинамические
изменения жидкостного наполнения сосудов и окружающих тканей в зависимости от внешнего давления. При этом проявляется вклад составляющих разных
волновых процессов в организме, обусловленных циклически повторяемой работой ответственных органов и разных отделов сосудистой системы.
Для обеспечения повторяемости их проявлений при исследованиях необходимо создавать воспроизводимые условия. Например, путём дозирования по
уровню компрессионного воздействия, можно управлять ОС сосудов. При анализе объемнодинамических изменений сосудов по спектру сигналов в области
соответствующих частотных гармоник при этом проявляются пики, за которые
отвечает наполнение функционирующих сосудов, расположенных в области
компрессионного воздействия, в соседних и отдалённых участках тела. При
этом полностью пережатые сосуды не вносят вклад составляющих в спектре.
Достоинством способа управления с использованием КОП, реализуемого путём
дозирования внешнего давления, является возможность регистрации сигналов в
широком частотном диапазоне изменения и анализ изменений в характерных
полосах спектра исследуемого сигнала, на который влияет внешнее давление на
сосуды. При этом проявляются высокочастотная, пульсирующая с частотой
сердца составляющая, и низкочастотные составляющие волновых процессов,
связанные с объемными изменениями [35-37] в разных отделах сосудистой системы и соответствующими механизмами регуляции.
112
Рассмотрим схему (рис. 2.6) гидромеханического взаимодействия в тканях в области создания давления на локальном участке тела.
Источник внешнего давления на локальные участки тела
FН.К.
FН.К
Fк
Fк
Кожная поверхность, подкожные структуры, мышцы,
соединительная ткань
FвнеЖ.
FвнеЖ
FН.К
FН.К
Внеклеточный матрикс и внеклеточная жидкость
FН.М
FН.Л.
FвнеЖ
FН.В
FвнеЖ
Мембраны
клеток
Стенки
лимфатических
сосудов
Fвну. ж
FЛ.
FН. М
Внутриклеточ.
жидкость
Стенки
венозных
сосудов
FВ
FН.Л.
Лимфоток
FН.А
FВнеЖ
FвнеЖ
Стенки
артериальных
сосудов
FА
FН.В.
Венозный
кровоток
FН.А
Артериальный.
кровоток
Жидкофазная среда в пространстве тела в области воздействия
Рис. 2.6. Схема гидромеханического взаимодействия тканей при
направленном компрессионном воздействии на локальные участки тела.
В схеме обозначены: сила Fк, передаваемая на ткани соответственно от
внешнего источника компрессионного давления; силы, создаваемые действием
лимфатического FЛ, венозного FВ и артериального FА давления, давления внеклеточной FвнеЖ и внутриклеточной жидкостей FвнуЖ; силы натяжения кожной поверхности FН.К., натяжения стенок артериальных FН.А, венозных FН.В и лимфатических FН.Л сосудов, натяжения мембран клеток FН.М..
Физическими параметрами, определяющими силовой баланс взаимодействия между жидкостными компартментами и окружающими их упруговязкими структурами соединительной ткани являются объем и давление. Они
выступают в роли сопряженных параметров, определяющих динамику наполнения тканей в области локального воздействия. Динамика изменения давления
жидкостной среды в объеме локального участка поддерживаются диффузион-
113
ными процессами, градиентами концентрации, осмотическим давлением, активным транспортом ионов, а также связаны с изменением внешнего механического воздействия.
Дозируемое по уровню давление на ткани вызывает в них перестройки.
При этом можно контролировать объёмнометрические преобразования и динамику наполнения сосудов и других тканей, и управлять ими, обеспечивая выполнение нормальной функции выбираемых для анализа сосудистых систем:
резистивного, емкостного и дренажного русла. При выборе уровней компрессии для исследования разных сосудистых систем и интерстициальной жидкости
можно ориентироваться на известные данные о давлении в сосудах (табл. 2.1).
Таблица 2.1 Данные о давлении жидкостей в организме (для условно нормального состояния).
Жидкостный бассейн
Артериальное русло
Венозное русло
(периферические вены)
Капиллярное русло
Лимфатическое русло
Интерстициальное
пространство
Давление в сосудах, тканях и клетках
в состоянии покоя, мм рт.ст.
Систолическое АД: Рс=120
Диастолическое АД: Рд=80
Рв = 4 ÷15 (в горизонтальном
положении) и до 90 (в вертикальном
положении)
На артериальном конце капилляра:
Рк. а = 35,
на венозном конце капилляра:
Рк. в = 10.
От 0 до 10 – 12 (периферические
ткани) и 50 – 100 (в грудном протоке)
От –8 до +1
Ссылки
[63, 122, 195]
[63, 122, 195]
[63]
[63]
[195]
Анализ этих данных показывает, что давление жидкостей в организме
различается и меняется в широких пределах. Оно зависит от отдела сосудистого русла, заполняемого соответствующей жидкостью. Интегральное наполнение сосудистой системы определяется её ОС и динамикой его изменения. Использование уровней дозированной компрессии с учётом значений (табл. 2.1)
позволяет в практических исследованиях дифференцировать проявление вклада
разных анализируемых отделов сосудистой системы в формировании ОС.
114
Представленные на схеме (рис.2.6) структуры находятся в гидромеханическом взаимодействии, в результате чего происходят динамические изменения. В схеме учтены факторы, ответственные за объемные изменения и механическое взаимодействие между тканями. Совокупное содержание жидкостей,
наполняющих вне- и внутрисосудистое русло в пространстве локально компрессируемого участка тела, можно представить суммой составляющих, различающихся по своим объемнодинамическим характеристикам:
V  (t ) V a(t ) V в(t ) V л(t ) V мтк(t ) V вкл.(t ) V стр .тк.(t )
(2.3),
где V  (t ) , V a(t ) , V в(t ) , V л(t ) , V мтк(t ) , V вкл(t ) , V стр .тк(t ) - соответственно суммарный
объём тканей в области под локальным участком компрессии, объемы наполнения артериальной и венозной кровью, объемы наполнения лимфой, интерстициальной и внутриклеточной жидкостями.
Изменение объемов наполнения тканей в пространстве под локальным
участком компрессии является объемнометрическим преобразованием, производимым за счёт создания давления в манжете, воздействующего на тело. При
этом в регистрируемых в локальных участках тела соответствующих сигналах
проявляются волновые процессы, происходящие во внутренней среде организма, включая участки пространственно отдаленные от места их съёма. Проявлению при этом в диапазоне частот ориентировочно от 0,8 до 1,2 Гц высокочастотной периодической составляющей процессов в спектре сигналов соответствует циклически повторяемая работа сердца, артерий и вен. В медленноволновой части спектра отражается активность функционирования: системы дыхания
- в диапазоне частот ориентировочно от 0,25 до 0,4 Гц; регуляторных проявлений сосудодвигательного центра - в диапазоне частот медленных периодических составляющих, ориентировочно от 0,05 до 0,13iГц; лимфатических и венозных сосудов, - в диапазоне частот от 0,05 до 0,1 Гц [214 - 216, 226, 227].
2.3.5. Показатели объемного статуса сосудистой системы
ОС сосудистой системы представляется обобщающим авторским поняти-
115
ем [36], характеризующим наполнение и динамику изменения наполнения сосудистого русла. Показателями ОС являются объемы наполнения сосудов, относящихся к разным отделам сосудистой системы, с разным внутрисосудистым
давлением, диапазоны изменения внутрисосудистого давления, объемные соотношения и частотные параметры давления и объемов наполнения сосудов.
Современные методы медицинских исследований позволяют определять
отдельные показатели ОС. К ним относятся, например, изменения наполнения
сосудов, определяемые из регистрируемых сигналов при плетизмографических
исследованиях [80, 81, 84, 134], измерении АД и венозного давления [87], при
исследовании микроциркуляции методами ультразвуковых обследований и
электропроводимости тканей. В исследованиях отражается переменная во времени характеристика жидкостного наполнения объемов сосудов и внесосудистого пространства.
Особое значение при этом имеет амплитудно-частотная характеристика
изменения объема наполнения сосудов. Она позволяет анализировать волновые
процессы объемного изменения в системе, вызванные сердечными сокращениями и волнами АД второго и более высокого порядка.
2.4. Представление компрессионно-объемнодинамического преобразования
наполнения сосудов и окружающих тканей в виде передаточной функции
При выборе способов описания динамических проявлений в наполнении
сосудов при внешнем давлении, происходящие преобразования можно представить передаточной функцией. Объемные изменения жидкостного наполнения
сосудов и окружающих тканей, расположенных в зоне компрессионного действия проявляются в виде изменений анализируемого суммарного объема V  ( Рк ) , функции КОП. Она определяет объем в зависимости от давления Pк и отражает
причинно-следственную связь наполнения суммарного объема, представляющего совокупность изменений в разных отделах сосудистой системы [96, 159].
В свою очередь, давление от тканей организма также передаётся на манжету,
116
являющуюся устройством съёма информации, преобразующим объемные изменения при наполнении разных сосудов и регистрируемые по сигналу давления в
манжете.
Без внешнего воздействия на ткани, за счёт работы сосудистой системы,
между разными тканями происходит функционально определённое взаимодействие и перераспределение соответствующих жидкостей. Эти процессы сбалансированы и определяется ОС сосудистой системы. Внешнее давление Рк. приводит к гемодинамическим изменениям, представляющим результат ФГП. Воздействие, создаваемое на обследуемые участки тела изменяет характер крове- и
лимфотока в области компрессии, в проксимальном и дистальном участках.
На движение жидкостей в теле влияет периферическое сопротивление сосудов и их тонус. При этом периферическое сопротивление сосудов в области
компрессии изменяется в зависимости от уровня давления. В числе передаточных звеньев, участвующих в переносе соответствующих жидкостей в организме (крови, лимфы, межклеточной жидкости), входит система сосудов, с различным уровнем внутрисосудистого давления. К ним относятся:
– сосуды артериального русла c функцией передачи – VА(Рк);
– сосуды венозного русла c функцией передачи – VВ(Рк);
– сосуды лимфатической сети сосудов c функцией передачи – VЛ(Рк).
В систему, создающую сопротивление движению жидкостей включены и
окружающие сосудистую сеть ткани, занимающие объём VТК. В нём обменивается и перераспределяется межклеточная внесосудистая жидкость, и происходят соответствующие объемные изменения. Эти компоненты описываются
функцией передачи VТК(Рк).
Обозначим и с учётом преобразований в передаточных звеньях выразим
общую передаточную функцию W (Pк , t ) , включающую сосудистое русло и
окружающие ткани:
W (Pк , t )  W (V А(Pк ), VВ (Pк ), V Л(Pк ), VТК (Pк ), t ) ,
(2.4).
В выражении 2.4 учитывается зависимость объёмов основных составляющих сосудистой системы от давления Рк. и их изменение во времени.
117
Обобщенное представление КОП в виде блока передачи показано на рис.
2.7. Его входными параметрами являются объемная скорость QА(t) артериального кровотока, направленного из магистральных сосудов в плечевую артерию,
а также АД (параметр PА(t)). Выходными параметрами передаточного блока являются: объемы наполнения лимфатических и кровеносных сосудов лимфой
VЛ(t) и кровью VКР(t); лимфатическое РЛ(t) и кровяное РКР(t) давление; изменения жидкостного наполнения окружающих сосуды тканей VТК(t).
Рк(t)
Qа(t)
Pа(t)
Wa(Рк);
Wв(Рк);
Wл(Рк);
Wтк(Рк).
Vкр(t)
(Pкр(t)
)
Vл(t)
(Pл(t)
Vтк(t)
Рис. 2.7
Это представление позволяет на качественном уровне анализировать
КОП и изменения в системе сосудов, вызванные внешним компрессионным
действием PК(t) на локальные участки тела, и приводящим к параметрическим
изменениям ОС и наполнения окружающих тканей.
Для получения количественных оценок КОП требуется детализировать
внутреннюю структуру представленного в общем виде периферического сопротивления сосудов, и включающего передаточные характеристики отдельных
звеньев: VА (Pк ), VВ (Pк ), VЛ P к ) и V ТК(Pк ) . Также требуется учитывать вид связи и
взаимодействие структур, индивидуальные особенности периферических сопротивлений разных сосудов и их зависимость от внутрисосудистого давления.
Для этого требуется знание топологии ветвления сосудистого русла и геометрических параметров сосудов применительно к конкретному субъекту.
Для упрощения представления системы передаточных звеньев, включающей передаточную функцию КОП структуры тканей, на первом этапе можно ограничиться рассмотрением сосудов и окружающих тканей только в локальном участке тела, в области компрессионного воздействия. Часть из них,
при определённых уровнях внешнего давления (рис.2.6 и 2.7), участвует в от-
118
ветной реакции на внешнее давление, в то время как объемные изменения пережатых сосудов и окружающих тканей исключаются из рассмотрения. При
этом и возникающие при внешнем давлении преобразования связаны лишь с
влиянием на жидкостное наполнение соответствующих сосудов и окружающих
тканей, и затрагивают их движение по сосудистой системе в локальном участке
тела. Входным параметром упрощённой системы является создаваемое в манжете давление Рк(t), действующее на взаимосвязанные ткани плечевого сегмента конечности (рис. 2.8).
Pк(t)
V ( P , t )
i
W ( P к , t )
к
i
Рис. 2.8
Эту схему можно рассматривать как «чёрный ящик» с передаточной характеристикой W ( P к , t ) . В результате действия входного параметра на структурные элементы «чёрного ящика» (систему сосудов и окружающие ткани)
проявляется планируемая, управляемая ответная реакция. Она регистрируется
по соответствующим изменениям давления, действующего со стороны сосудов
и окружающих тканей на преобразователь объема (КОП). В результирующем
объемном изменении, реакции, определяются количественные соотношения
вклада объемных изменений разных сосудов, расположенных в области создания давления, и проявляемых в реакции. Для этого необходимо использовать
связанные с дозированием уровня воздействия особенности реакции.
2.5. Анализ сигналов при компрессионно-объемнометрическом
преобразовании объемного статуса сосудистой системы
При построении алгоритмов исследования ОС сосудистой системы могут
использоваться сигналы, отражающие его изменение при создании внешнего
119
давления. Прототипом таких исследований может служить осциллометрический метод измерения АД (гл. 1). В этом методе анализируется изменение осциллометрического сигнала давления в манжете, отражающего объемные изменения наполнения артериальных сосудов в зависимости от уровня давления в
манжете РМ(t). При обработке данных в реализациях осциллометрического метода измерения АД используется «колокол» огибающей, получаемой на основе
анализа осциллометрического сигнала. Огибающая отражает зависимость суперпозиции объемных изменений
V ( Р
i
м
(t )) , вызванных внешним давлением.
i
Показатели АД определяются по характерным признакам в «колоколе» огибающей, полученным из амплитудных значений осцилляций, при разных уровнях внешнего давления. Теоретически этот метод может быть применен к любому участку тела.
Однако следует учитывать, что при создании дозированных уровней давления на ткани в общем объемном изменении в сосудистой реакции проявляется вклад разных отделов сосудистой системы и тканей. Дозирование внешнего
давления создаёт условие, исключающее вклад тех составляющих в системе
жидкостного наполнения в организме, уровень давления в которых ниже уровня компрессии. Например, в соответствии с планом исследования, дозируя давление и контролируя объемные изменения тканей, можно анализировать состояние функционирующих сосудов. Дозирование фактически исключает вклад
одних функциональных отделов сосудистой системы, при котором происходит
преобразование V ( P М ) , и позволяет проявлять участие сосудистых отделов организма, функция которых не нарушена внешним воздействием.
Заключение и выводы главы 2
В главе представлены способы теоретического описания объемных изменений жидкостного наполнения разных отделов сосудистого и внеклеточного
внесосудистого объёмов тканей при внешнем давлении на локальные участки
тела. Анализ изменений показывает, что для проявления действия ответствен-
120
ных механизмов, с целью изучения функционального состояния сосудистой
системы, возможно разделение вклада по отличительным признакам функционирования разных ее отделов. Это относится к способу разделения общего проявления на составляющие вкладов объемнодинамических изменений, учитывающих их принадлежность к сосудам с разным внутрисосудистым давлением.
Возможность разделения обосновывается концепцией объемного статуса
(состояния) сосудистой системы организма, позволяющей на качественном
уровне анализировать объемнодинамические изменения жидкостного наполнения разных отделов сосудистой системы и окружающих тканей в разных участках тела.
Объёмнодинамические изменения при внешней компрессии описываются
и передаточной функцией компрессионно-объемнометрического преобразования, выражаемой зависимостью объемных изменений от внешнего давления.
Изменения жидкостного наполнения сосудов и окружающих тканей отражают процессы во внутренней среде организма, представляя результирующее
действие множества движений. Они распространяются на расстоянии большого
и малого радиуса сферы действия, и при регистрации известными методами
функциональной диагностики это позволяет исследовать функционирование
ответственных за них управляющих механизмов. В схеме исследований с
включением инструментальных средств, в качестве основных параметров используются объемнодинамические изменения жидкостного наполнения сосудов
и окружающих тканей. Они являются основным проявлением функционирования разных систем и ответной реакцией всего организма.
При использовании инструментальных средств они могут выявляться по
объективным данным из сигналов. Это значительно расширяет функциональные возможности диагностических и терапевтических методов с созданием
компрессионных воздействий на сосудистую систему. Для развития этих подходов, с целью практического использования, требуется разработка моделей
сосудистой системы, функционирующей в условиях при создании внешних
компрессионных воздействий.
121
ГЛАВА 3. СИСТЕМА ФУНКЦИОНАЛЬНЫХ МОДЕЛЕЙ
НЕИНВАЗИВНОЙ БИОТЕХНИЧЕСКОЙ СИСТЕМЫ С
УПРАВЛЕНИЕМ ГЕМОДИНАМИЧЕСКИМИ ПРОЦЕССАМИ
В главе приводится система функциональных моделей биотехнической
системы БТС управления гемодинамическими процессами, представляющая
изменения в сосудистой системе при неинвазивном вмешательстве в ее работу.
Представлено описание модели управления применительно к системе сосудов
верхней конечности, на локальные участки которой создаётся давление в процедурах окклюзионных методов измерения АД. Анализируются гемодинамические процессы в её электрическом аналоге – электрической модели кровообращения ЭМК. В другой модели БТС управления гемодинамическими процессами, относящейся к целостному организму, вместе с учётом влияния на кровообращение внешнего воздействия, анализируется влияние эндогенных факторов, связанных с движением структур тканей основных функциональных систем. Все модели предназначены для анализа гемодинамических процессов в организме и на их основе теоретически обосновывается необходимость учёта в
окклюзионных методах измерения АД - методических погрешностей, связанных с факторами влияния на измеряемые показатели. Показано, что результаты
анализа процессов на моделях могут использоваться при планировании и в разработке комплексных методов исследования сосудистой системы. На их основе
могут проектироваться инструментальные средства для неинвазивных исследований жидкостного наполнения сосудов и тканей во внесосудистом пространстве, предназначенных для функциональной диагностики системы кровообращения конечностей и организма в целом.
122
3.1. Модель БТС управления гемодинамическими процессами в верхней
конечности при неинвазивном вмешательстве в гемодинамику
В организме непрерывно происходит перераспределение и обмен веществ, транспортируемых по сосудистой системе с потоками крови и лимфы и
обменивающихся в клеточной и межклеточной внесосудистой жидкости. Эти
процессы происходят согласованно и одновременно в разных участках системы
кровообращения, тканях и органах. В них проявляется ответная сосудистая реакция на все изменения во внутренней среде организма и вследствии внешних
механических воздействий, создаваемых техническими средствами на локальные участки тела при медицинских обследованиях. Например, при измерении
АД инструментальными средствами создаяётся внешнее воздействие на сосуды
одной из конечностей. При этом в участке воздействия и соседних участках изменяется условие кровотока, и проявляются признаки характерных объемнодинамических изменений в наполнении сосудов. По ним определяются показатели АД. Влияние внешних воздействий на кровообращение проявляется в ответной сосудистой реакции, в которой участвуют сосудистая, дыхательная, нервная и другие системы организма. В зависимости от характера воздействия в реакции проявляются искажения формы сигналов, связанных с наполнением сосудов, по сравненнию с сигналами, регистрируемыми без воздействий, или
кратковременно прекращается циклически повторяемый процесс кровообращения в конечности. Вызванные вмешательством искажения формы сигналов являются источником методической погрешности в результатах измерения параметров кровообращения и АД.
В процедурах окклюзионных методов измерения АД используется оборачиваемая вокруг исследуемого сегмента конечности пневматическая манжета.
Она является составной частью технических средств, которая обеспечивает передачу внешнего давления на ткани организма. Компрессирующее действие на
систему сосудов создаёт вмешательство в движение крови, лимфы и в обмен
межтканевой жидкости. Влияние проявляется в изменении характера жидкост-
123
ного наполнения кровеносных сосудов и окружающих тканей. Измеряемые
окклюзионными методами показатели АД (PС, PСр и PД) определяются по значениям давления в манжете PМ, при которых проявляются информативные признаки в ответной сосудистой реакции, связанной с изменением условий для наполнения системы компрессируемых тканей в пространстве под манжетой.
В процедурах, реализуемых в соответствии с алгоритмами разными устройствами для измерения АД, сосудистая реакция проявляется в виде:
- аускультативного феномена - в реализациях метода Короткова [26, 46,
121, 186, 213, 263];
- изменения колокола огибающей амплитуды осциллометрического сигнала, отражающего кровенаполнение сосудов, и проявляемого в декомпрессионный период действия давления на сосуды конечности, при реализации алгоритмов осциллометрического метода [48, 105, 164, 165, 187, 188, 190, 239, 241];
- искажения формы тахоосциллографического сигнала давления в манжете в компрессионный период действия давления на сосуды конечности, при
реализации тахоосциллографического метода [101, 108, 169];
- ограничений кровотока и изменений венозного давления в сосудах
пальца при создании условия разгруженного состояния стенки и стабилизации
объёма наполнения артериальных сосудов, при котором производится непрерывное слежении и измерение АД методом Пеньяза [248, 267, 269-271]. Алгоритм метода реализуется системой автоматического регулирования, создающей
непрерывное изменение давления в манжете РМ(t), обеспечивающее отслеживание за постоянством кровенаполннения сосудов. При этом согласно методу,
реализуется выполнение двух равенств:
VА = const, и РМ(t) = РА(t),
(3.1),
где VА – объем наполнения артериальных сосудов пальца. Регистрируемый в
абсолютных значениях давления преобразованный сигнал РМ(t) соответствует
непрерывно меняющемуся артериальному давлению РА(t).
Несмотря на то, что съём сигналов, отражающих объемные изменения в
сосудистой реакции при измерении АД разными методами, производится в уча-
124
стке приложения внешнего давления на ткани, в результате создаётся влияние
на распределение крови в сосудах не только в непосредственой близости с ним,
но и за пределами. Эта особенность позволяет расширить функциональные
возможности методов измерения АД, с целью углублённых исследований состояния сосудистой системы. Например, в работах [5-7, 103] комбинированное
сочетание и одновременное использование двух разных компрессионных методов измерения АД на одной руке позволило, вместе с определением показателей АД, управлять и контролировать за ходом гемодинамических процессов, и
исследовать их как сосудистую реакцию на внешнее воздействие. При этом
комбинированный метод и реализующая его система предоставляют информацию для анализа показателей перераспределения крови, динамики переходных
процессов изменения АД, регуляции состояния кровеносных сосудов. В работах [6, 7, 103] дано описание измерительной системы, предназначенной для исследования кровообращения, применительно к условиям функциональных проб
на основе окклюзионных методов измерения АД в верхней конечности, и производимых одновременно двумя устройствами для измерения АД в пространственно отдалённых участках сосудов.
Таким образом, процедура измерения фактически является исследованием с управляемым компрессионным воздействием, позволяющим проявлять ответную реакцию, в которой выделяются характерные признаки изменения наполнения сосудов. В соответствии с этим подходом к процедурам окклюзионных методов измерения АД их можно определить как функциональная гемодинамическая проба (ФГП).
Выделим отличительные особенности функционирования сосудистой
системы в условиях без воздействий и при внешнем давлении на сосуды.
В отсутствии воздействий на кровеносные сосуды верхней конечности в
них и в других участках сосудистой системы протекают взаимосвязанные неискаженные гемодинамические процессы. Сократительной работой сердца создается пульсовое АД и обеспечивается прохождение пульсирующего кровотока
по артериальным сосудам и, в частности, в верхней конечности. Сосудистая
125
система верхней конечности, органа опорно-двигательного аппарата, активно
участвует в поддержании оптимального уровня кровоснабжения в ней тканей.
При этом действует сопротивление кровотоку. В конечности балансируют процессы, связанные с притоком артериальной крови, перераспределением и оттоком венозной крови. Большое значение в перераспределении оказывают мелкие
артериолы и венулы. Емкость всех кровеносных сосудов в конечности выполняет также депонирующую функцию крови. Основную роль при этом играют
венулы, мелкие вены и микроциркуляторное русло, так как они более растяжимы, по сравнению со стенкой артериальных сосудов. С кровью доставляются
питательные вещества всем тканям конечности, где происходит их обмен и газообмен. С венозной кровью отводятся продукты метаболизма. Возврат крови
из конечности в полую вену происходит по венам. Их внутрисосудистое давление равно венозному давлению PВ. Отмеченные факторы являются определяющими в распределении и непрерывном перераспределении крови между сосудами разного калибра и со значительно различающимся внутрисосудистым
давлением. Таким образом, без вмешательства в кровообращение в конечности,
за счёт нагнетательной работы сердца, в ней поддерживается артериовенозная
разница давлений PАВ, необходимая для нормального кровоснабжения тканей.
Она зависит от периферического сопротивления сети кровеносных сосудов, их
емкости, упруго-эластичных свойств и сосудистого тонуса.
Внешнее воздействие на конечность привносит ряд дополнительных факторов, изменяющих условие кровообращения. Вмешательство нарушает гемодинамику в конечности и, как следствие, создаётся влияние на процессы в целостном организме. В ответ на изменение условий кровообращения происходит
сосудистая реакция, проявляемая в разных участках сосудистой системы в виде
изменений АД и кровенаполнения сосудов.
Отмечаются изменения, связанные с ограничением артериального притока и остановки венозного оттока крови, и с нарушением лимфодренажной
функции. Это активизирует механизмы регуляции давления, приводящие к
адаптации к новым условиям функционирования. Создание препятствия оттоку
126
венозной крови из конечности и нарушение лимфодренажой функции при компрессионных измерениях АД, при изначально низком давлении в манжете, является первым признаком вмешательства в кровообращение. При этом результат действия компрессии венозных и лимфатических сосудов начинает сказываться при сравнительно низких значениях, в диапазоне PМ = 20 ± 10 мм рт.ст.
Когда давление PМ равно, или превышает венозное давление PВ, всё в большей
мере создаётся препятствие возвращаемому венозному кровотоку из конечности. Из-за высокой растяжимости стенки венозных сосудов кровь депонируется
в них. Из-за значительной вместимости венозного русла депонирование является инерционным процессом. Поэтому динамика наполнения вен зависит не
только от давления в манжете PМ, но и от скорости венозного кровотока.
Вместе с наполнением вен конечности кровью возрастает и венозное давление PВ.. За счёт этого средняя скорость кровотока в конечности сохраняется
на уровне, обеспечивающем баланс притекающей артериальной и возвращаемой венозной крови [5, 6]. Физиологически рост PВ обеспечивает отток избыточной накапливаемой венозной крови ∆VВ, адекватный объему притекающей
артериальной крови ∆VА. Вследствии балансирования уменьшается артериовенозная разность давлений ∆РАВ, соответственно на участке системы сосудов от
проксимального до дистального краев манжеты.
С прекращением оттока венозной крови из дистальной части конечности
(при Рм > РВ) венозный бассейн переполняется кровью, из-за продолжающегося
притока пульсирующей артериальной крови. Это является причиной проявления плетизмографического эффекта (увеличения наполнения вен) и, соответственно, дальнейшего повышения на дистальном участке конечности давления
PВ.. При низкой растяжимости стенки венозных сосудов отмечается относительное постоянство их объема и увеличение PВ. на дистальном участке конечности более заметно. При значительной растяжимости вен и в условиях полного прекращения венозного оттока закон кровенаполнения в них отличается.
При соблюдении неравенства:
PД < PМ < PС
(3.2),
127
из-за уменьшения в области компрессии просвета плечевой артерии, снижается
приток пульсовых объемов (∆VА) артериальной крови, приходящей в дистальную область конечности через участок компрессионного воздействия. В этом
диапазоне давлений заметно возрастает сопротивление кровотоку на участке
плечевой артерии, расположенной под манжетой, а также выражена деформация формы пульсовой волны АД. Артериовенозная разность давлений ∆РАВ
представляет перепад, действующий на общем участке периферического сопротивления сосудов конечности RК и последовательном сопротивлении RА участка артерии, подвергаемого компрессии.
В случае неполного перекрытия просвета плечевой артерии за счёт внешнего давления разность PАВ определяет объемную скорость кровотока QК. Согласно закону Хагена-Пуазейля, справедливому для средних и мгновенных значений входящих в него величин:
QК = PАВ / (RК+RА).
(3.3).
Давление PМ передается на артериальную стенку и оказывает влияние на
все параметры, входящие в выражение (3.3). Описание экспериментальных
данных [169] также показывает, что по мере увеличения давления PМ значение
скорости QК на проксимальном крае манжеты уменьшается.
Полное прекращение кровообращения и лимфодренажной функции в конечности по сути является ФГП. Для ее осуществления доступны простые технические средства - устройства для измерения АД [117], обеспечивающие создание компрессионных воздействий. Достаточно, чтобы давление в манжете PМ
превысило уровень систолического давления PС. При этом просвет плечевой
артерии перекрывается, и верхняя конечность гемодинамически изолируется от
общего контура кровообращения. В результате гемодинамические процессы в
сосудах конечности продолжаются в изоляции и развиваются в соответствии с
функциональным состоянием сосудов (тонусом), механизмами местной регуляции, суммарной емкости сосудистой системы конечности и соотношением кровенаполнения сосудов разного калибра. Кроме того, на эти процессы оказывает
влияние сохраняющийся контроль со стороны центральной нервной системы.
128
Итак, в результате вмешательства в кровообращение верхней конечности
при внешнем давлении в ней продолжается независимый от общего круга кровообращения процесс, приводящий к перераспределению артериальной и венозной крови. Он происходит вследствие градиентов кровяного давления между разными бассейнами наполнения сосудов верхней конечности. Примечательно, что отмеченные изменения происходят под контролем со стороны вегетативной нервной системы, из-за неразрывной связи с центральной нервной
системой, практически при давлении в манжете даже выше систолического
давления. Тогда в верхней конечности, как модельном органе, можно анализировать сосудистую реакцию на остановку кровообращения.
При остановке кровообращения в конечности перераспределение крови в
ней не прекращается. В результате кровяное давление между сосудами разного
калибра и отделами сосудистой системы выравнивается. Кровь перераспределяется между артериальными, венозными и капиллярными сосудами. При этом
в соответствии с состоянием стенки сосудов их наполнение меняется. Наполнение и просвет артериальных сосудов уменьшается. В то же время возрастает
наполнение венозных сосудов, изменяется объемное соотношение ∆VА/∆VВ,
характеризующее соотношение объемов притекающей в конечность артериальной и депонированной венозной крови и повышается венозное давление PВ. Эти
изменения являются кинетическими процессами. Амплитудно-временные показатели переходного периода связаны с текущим наполнением сосудов и состоянием натяжения стенки сосудов. При условии изоляции от общего круга, распределение крови в сосудистой системе конечности становится зависимым от
состояния сосудов только в ней, и связано с артериовенозной разностью PАВ и
с периферическим сопротивлением сосудов конечности (RК + RА) (см. 3.3).
На приток, характер перераспределения и оттока крови из конечности
влияет несколько физических факторов: уровень давления в манжете РМ, скорости изменения параметров РМ(t), РС(t), РД(t), РВ(t) и состояние упругоэластичных свойств кровеносных сосудов. Кроме этого, активизируются механизмы нервной регуляции кровяного давления, направленные на адаптацию к
129
изменившемуся условию кровоснабжения:
– повышенному венозному давлению РВ и натяжению стенки венозных
сосудов;
– появлению избыточного объёма кровенаполнения венозных сосудов,
обусловливающего депонирование крови и застойные явления;
– ограничению кровоснабжения тканей конечности артериальной кровью;
– полному прекращению кровообращения конечности и кровоснабжения
тканей кислородом.
Описание гемодинамической реакции на внешние воздействия во время
измерений АД могут служить основой для разработки модели БТС управления
гемодинамическими процессами, предназначенной для анализа текущего состояния сосудистой системы конечности, выявления патологических изменений, действия механизма нервной регуляции и прогноза возможного развития
патологических изменений.
На основе результатов сравнения функционирования сосудистой системы
верхней конечности в условиях без вмешательства и с внешним вмешательством в гемодинамику представим в общем виде модель БТС с неинвазивным
вмешательством и управлением гемодинамическими процессами в верхней конечности в процедурах измерения АД окклюзионными методами [94-97]. Она
показана на рис.3.1 в виде двух пространственно разнесённых плечевого и
пальцевого участков 1 и 3, с артериальным и венозным отделами, и включает
расположенный между ними участок 2. На кровеносные сосуды участков 1 и 3
манжетами М1 и М2 создаются компрессионные воздействия. Давление в них
задается двумя независимыми измерителями АД (ИАД1 и ИАД2), относящимися к техническим средствам БТС. Участок 2 сосудистой системы компрессионным воздействиям не подвергается. Он представляет значительную часть объёма артериальных VА и венозных сосудов VВ в области предплечья. Кровь в конечности перераспределяется между объемами VА и VВ и депонируется в венозном бассейне Vв.
В качестве измерителей ИАД1 и ИАД2 используются: устройство, реали-
130
зующее аускультативный метод Короткова и устройство для непрерывных измерений АД, реализующее принцип разгруженной стенки сосудов, по методу
Пеньяза. Манжета М1 охватывает плечо и воздействует на плечевые артерию и
вену, изменяя соответственно их периферические сопротивления RA1 и RB1 в
области компрессии. Сопротивления RA1 и RB1 представляют препятствие для
артериального и венозного кровотока и влияют на их скорости QА и QВ. Охватывая периферические кровеносные сосуды конечности, расположенные в области пальцевой фаланги одного из пальцев той же руки, манжета М2 воздействует на артерии и вены пальца. В качестве сигналов биологической обратной
связи (БОС) в ИАД1 используются тоны Короткова (ТК), снимаемые датчиком
ТК в области дистального края плечевой манжеты. В ИАД2 используется сигнал фотоплетизмограммы ФПГ, снимаемый пальцевым датчиком в области
компрессируемого участка второй фаланги пальца и отражающий кровенаполнение сосудов. Измеряемыми параметрами в системе являются параметры АД в
плечевой артерии и непрерывный во времени сигнал артериального давления
РА(t) в пальцевых артериях.
ТЕХНИЧЕСКИЕ СРЕДСТВА
Рис.3.1 Модель БТС управления гемодинамическими процессами в системе
сосудов верхней конечности при компрессионных измерениях АД
131
Составленная модель в условиях измерения АД окклюзионными методами, и основанная на объединении сосудистой системы конечности с техническими средствами измерителей АД, по классификации [6, 16], является БТС
медицинского назначения. Входными параметрами модели БТС являются изменяющиеся во времени параметры АД - РА(t) и объемная скорость артериального кровотока QА(t), поступающего из аорты. Выходные параметры – венозное
давление РВ(t) и объемная скорость QВ(t) возвращаемого из конечности в полую
вену венозного кровотока. Изменения давления в манжетах РМ1(t) и РМ2(t), задаваемые измерителями ИАД1 и ИАД2, относятся к факторам внешнего воздействия, влияющими на передаточные функции составных частей модели. Давление
относится к управляющему фактору, вызывающему ответную сосудистую реакцию и непосредственное проявление изменений в процессе кровообращения
в конечности. Воздействие препятствуют притоку артериального и оттоку венозного кровотока. Регистрируемая реакция на направленные воздействия
представлятся переходными кинетическими процессами, в которых в конечности изменяются параметры РА(t) и РВ(t) и кровенаполнение артериальных VА(t)
и венозных VВ(t) сосудов.
На модели можно на качественном уровне анализировать гемодинамические процессы и динамику изменения параметров, и анализировать влияние на
кровообращение процедур измерения АД, используемых как ФГП [94-97]. При
этом реакцию на воздействия давлением РМ1 и РМ2 в ФГП представляют гемодинамические процессы, характеризуемые феноменологическими показателями, отражающими изменение кровяного давления в системе сосудов, объемное
изменение их наполнения, времена Тi переходных процессов и скорость распространения пульсовой волны: РА, РВ, Ра(t), Рв, QА, QВ, Qа, Qв, Тi, VРПВ.
В перспективе развития модели БТС в сосудах верхней конечности к таким изменениям можно отнести процессы перераспределения крови между артериальным и венозным бассейнами, происходящего при патологических состояниях сосудов. В их числе: варикозное расширение вен; нарушение однородности стенки кровеносных сосудов; склеротическое состоянии сосудов;
132
ишемия сосудов и другие практические медицинские ситуации.
3.2. Электрическая модель кровообращения в сосудах верхней
конечности с процедурами измерения АД
Модель БТС управления гемодинамическими процессами в сосудистой
системе верхней конечности (раздел 3.1) позволяет на качественном уровне
анализировать происходящие при измерении АД изменения АД и наполнения
сосудов конечности. Она позволяет интерпретировать сосудистые реакции и
устанавливать причинно-следственные связи в проявлении перераспределения
крови между различными по уровню давления и функции кровеносными сосудами. Её электрическим аналогом является разработанная в работах [94-97]
электрическая модель кровообращения (ЭМК) в сосудистой системе верхней
конечности, функционирующей в процедуре измерения АД. Она предназначена
для анализа закономерностей динамики изменения АД и наполнения сосудов в
измерительных процедурах с внешним вмешательством в кровообращение.
Использование моделей, построенных на основе электрических аналогий,
является эффективным способом при анализе разных физиологических процессов. Это объясняется возможностями применения развитого аппарата теории
электрических цепей, оперирования техническими понятиями, известными в
электротехнике и радиоэлектронике, эффективных для анализа и применения
методов расчёта. В результате решения задач, связанных с анализом процессов
кровообращения с помощью эквивалентных электрических схем, при условии
адекватности модели и с учётом начальных условий, можно переходить к оценкам параметров, аналоги которых в ней используются. При этом адекватность
результатов, получаемых при анализе процессов на ЭМК с реальными гемодинамическими процессами в конечности, определяется мерой эквивалентности
замены структур и соответствием законов протекания их в оригинале и аналоге,
и с учётом начальных и граничных условий в процессах.
При анализе на ЭМК процессов в сосудах конечности с вмешательством
133
в кровообращение критерием их адекватности с реальными процессами является соответствие закономерности динамике изменения, проявляемой в практических условиях. При этом интерес представляют патологические состояния в сосудистой системе, свойственные:
– ограничению оттока венозной крови (процесс ОВ) при давлении в манжете ниже диастолического РМ1 < РД; при этом не оказывается ишемическое
действие на приток артериальной крови к тканям конечности;
– ограничению притока артериальной крови (процесс ОА) при давлении в
диапазоне между уровнями диастолического и систолического давления Р Д <
РМ1 < РС; при этом искажается форма пульсовой волны АД;
– процессам при полной остановке кровообращения в конечности при
давлении в манжете выше систолического давления РМ1 > РС (процесс О);
– процессам при восстановлении притока артериальной крови (процесс
ВА) после остановки кровообращения в конечности, при давлении в манжете
РМ1 < РС;
– процессам при восстановлении венозного (ВВ) оттока в процессе после
остановки кровообращения в конечности, при давлении в манжете ниже венозного РМ1 < Рв.
Построение ЭМК в верхней конечности проведём по аналогии с моделью
БТС управления (раздел 3.1), взяв за основу гемодинамические процессы в
верхней конечности, подвергающейся одновременно компрессионным воздействиям в двух участках сосудистого русла. Такие воздействия предусматривают
разные способы реализации известных измерительных процедур и происходящих при этом гемодинамических явлений. Поэтому они имеют значение при
планировании использования ФГП при исследованиях сосудистой системы.
В таблице 3.1 представляется соответствие понятий, используемых при
описании системы и процессов кровообращения, учитывемых при замене их
модельными электрическими аналогами, относящимся к электрическим цепям.
При этом используется замена эквивалентных физических процессов, эквивалентных структурных элементов, законов и соотношений параметров и гранич-
134
ных и начальных условий.
Таблица 3.1
№
Основные понятия, используемые при описании
Электрические аналогии
п/п
системы кровообращения
1
Сердечно-сосудистая система, включающая сердце Эл. цепь с источниками питания
и сеть кровеносных и лимфатических сосудов, по и элементами эл. цепи, в котокоторым происходит процесс кровообращения.
рых проходят эл. процессы, сопровождаемые эл. сигналами.
2
Связанные с системой кровообращения функцио- Элементы эл. цепи (источники
нальные системы, органы и структурные элементы: эл. напряжения и тока, эл. сосердце, кровеносные и лимфатические сосуды, ве- противления, эл. емкости, диоды
нозные и лимфатические клапаны, сосуды сопро- и др.).
тивления, сосуды емкостного типа, артериовенозные
анастомозы и др.
3
Параметры сосудистой системы и показатели про- Параметры эл. цепи и показатели
цессов кровообращения.
процессов в эл. цепи
4
Описывающие процессы кровообращения показате- Описывающие процессы функли функционирования сосудистой системы: кровя- ционирования эл. цепи - эл. сигное давление, скорость объемного кровотока и па- налы напряжений, токов и парараметры кровеносных сосудов.
метры цепи.
5
Гемодинамические процессы: приток артериальной Переходные процессы в эл. цепи
крови, отток венозной крови, перераспредение кро- и сопровождающие их эл. сигнави между сосудами. Показатели гемодинамических лы.
процессов, отражающие кровенаполнение сосудов.
6
Объем V кровенаполнения сосуда.
Эл. заряд q конденсатора.
7
Объемная скорость кровотока Q.
Эл. ток I.
8
Нагнетательная работа сердца, создающая внутри- Источники эл. напряжения U и
сосудистое давление P и кровоток с объемной ско- тока I.
ростью Q.
9
Внутрисосудистое давление Pi в i-м участке сосуди- Эл. напряжение Ui в i-й точке эл.
стой системы.
цепи.
10 Периферическое сопротивление Rсос и проводимость Эл. сопротивление R и эл. прокровеносного сосуда Gсос; Rсос = 1/Gсос.
водимость G; R = 1/G.
11 Объем Vсос i кровеносного сосуда.
Ёмкость эл. конденсатора:
С = q / U.
12 Система взаимосвязанных кровеносных сосудов, в Эл. контур – замкнутый контур
которой проходят гемодинамические процессы.
эл. цепи.
13 Законы изменения давления и объемной скорости Законы изменения напряжений и
кровотока в сосудистой системе.
токов в эл. цепи.
14 I закон Кирхгофа для последовательного соединения I закон Кирхгофа для электричегидродинамических сопротивлений в системе сосу- ских цепей (равновесие токов в
дистых трубок: R0 = Ri
узле цепи): ik = 0;
II закон Кирхгофа для параллельного соединения II закон Кирхгофа (равновесие
гидродинамических сопротивлений в системе сосу- напряжений в контуре цепи):
дистых трубок: Gсос.=1/Rсос= (1/Ri).
Uk = 0.
15 Закон Хагена-Пуазейля: Q = P / R.
Закон Ома: I = U / R.
16 V0i+ - начальное значение объема кровенаполнения U0i+ - начальное значение наi-го сосуда в переходном процессе.
пряжения в переходном процессе разряда (заряда) конденсатора
i.
135
При построении ЭМК воспользуемся эквивалентной электрической схемой системы кровообращения в верхней конечности, предложенной в работе
[169]. Отличительные признаки в нашем случае связаны с особенностью построения ЭМК на основе композиции из двух взаимосвязанных электрических
цепей с внутренними контурами. Они используются для моделирования изменений КД и наполнения сосудов разных участков верхней конечности. В схеме
ЭМК (рис. 3.2) используются электрическая цепь I, представляющая кровеносные сосуды плеча и предплечья, цепь II, представляющая пальцевые сосуды
этой же руки. В свою очередь, цепи I и II включают электрически замкнутые
контуры, соответственно I-1, I-2 и I-3, а также II-1, II-2 и II-3, представляющие
модели отдельных участков артериальных и венозных сосудов конечности.
Рис.3.2 Электрическая модель кровообращения в сосудистой системе
верхней конечности при окклюзионных измерениях АД.
Другая особенность схемы - включение управляемых нелинейных сопротивлений RАМ1, RВМ1, RаМ2 и RвМ2, моделирующих периферические сопротивления кровотоку в артериях и венах, расположенных в области под соответствующей компрессионной манжетой. Сопротивления RАМ1 и RВМ1 представляют
аналоги периферических сопротивлений кровотоку, соответственно в плечевой
артерие и плечевой вене. На их величину влияет внешнее давление на стенки
кровеносных сосудов, действующее со стороны плечевой манжеты М1. Сопротивления RаМ2 и RвМ2 являются аналогами периферических сопротивлений кро-
136
вотоку, соответственно в пальцевых артериях и венах. Они связаны с воздействием на их стенки со стороны пальцевой манжеты М2.
В схему также включены электрические емкости СА, СВ, Са и Св и сопротивления RА, RВ, Rа и Rв, которые представляют параметры модели, соответственно артериальных и венозных сосудов предплечья (обозначены индексами
“А” и “В”) и сосудов пальца (обозначены индексами “а” и “в”). Емкости моделируют объемы соответствующих участков сосудистого русла, электрические
заряды на емкостях моделируют их наполнение, а сопротивления представлены
эквивалентами периферических сопротивлений кровотоку, обусловленных вязким трением в сосудах обозначенных участков.
Сопротивления RАВ и Rав соответствуют эквивалентным сопротивлениям
артериовенозных переходов в двух участках конечности: 1-ый участок – от
нижнего края плечевой манжеты до верхнего края пальцевой манжеты, 2-ой –
сосуды пальца от нижнего края пальцевой манжеты до ногтевого ложа.
При рассмотрении условий перераспределения крови между артериальным и венозным отделами кровеносного русла следует учитывать, что вены конечностей снабжены клапанами, а глубокие вены, кроме того, окружены мышцами [5]. Даже когда конечности расслаблены и неподвижны, эти мышцы сокращаются и действуют как мышечные насосы, создавая давление на глубокие
и подкожные вены.
Кровоток через венозные клапаны происходит однонаправлено; венозная
кровь вытесняется по направлению к сердцу. Однонаправленность кровотока в
схеме моделируется функцией идеализированного диода, проводящего электрический ток также в одном направлении. Для этого в схеме рис. 3.2 включены
диоды VD1 и VD2, используемые в качестве моделей клапанов, препятствующих
обратному кровотоку из венозного бассейна в артериальное русло.
Анализ электрических напряжений и токов в контурах схемы (рис.3.2)
при возможных изменениях внешних напряжений U1(t) и U2(t) позволяет исследовать на этой модели гемодинамические процессы, происходящие в различных
137
измерительных процедурах, связанных с внешними воздействиями на кровеносные сосуды со стороны манжет М1 и М2.
Так, изменение напряжения U(t), представляющего аналог пульсовых изменений Р(t) - результата работы сердца, преобразуются в разных точках схемы
в соответствии с ее структурой и внешними воздействиями. Результаты преобразований отражают изменения внутрисосудистого давления и кровенаполнения в сосудистой системе конечности. Они связаны с прохождением крови в сосудистой сети верхней конечности и с внешними воздействиями U1(t) и U2(t) на
сосуды. Независимое повышение напряжений U1(t) и U2(t) первоначально приводит к повышению сопротивлений RВМ1 и RвМ2, а в пределе выключает цепи
RвМ2 и (RВ+RВМ1), по которым разряжаются конденсаторы СВ и Св. При превышении давления в любой из манжет уровня венозного давления Рв позволяет
моделировать процессы, происходящие при остановке венозного оттока.
По цепям «→VD1→RАВ→СВ→» и «→VD2→Rав→Св→», функционирующим как амплитудные детекторы, происходит накопление электрических зарядов на конденсаторах СВ и Св. Этим моделируется плетизмографический эффект – наполнение вен, вызванное накоплением притекающей крови из-за прекращения венозного оттока. Повышение напряжения U2(t) до значения, при котором RаМ2 эквивалентно разрыву электрической цепи, соответствует полному
пережатию пальцевых артерий и прекращению их кровоснабжения. Рост напряжения U1(t) до значения, когда сопротивление RАМ1 эквивалентно разрыву в
цепи подачи напряжения U(t), моделирует ситуацию с полным пережатием плечевой артерии и прекращением кровоснабжения конечности. Давление в любой
из манжет М1 или М2 при остановке кровотока равны давлению РС.
Закономерности протекания гемодинамических процессов анализируются
по изменению напряжений и токов в моделируемой схеме. Для этого используется решение уравнений Кирхгофа, составленных для контуров I-1, I-2, I-3, II-1,
II-2 и II-3. Представляют интерес параметры UCA(t), UCB(t), UCa(t) и UCв(t) - напряжений, моделирующих изменение давления крови Рi(t) в соответствующих
участках сосудистой системы верхней конечности. Относительно этих парамет-
138
ров в общем виде записывается система уравнений (3.4).
U(t) = URАм1(t) + URA(t) + UCA(t)
UCA(t) = UVD1(t)+ URAВ(t) + UCB(t)
UCB(t) = URB(t)+ UBМ1(t)
(3.4).
UCA(t) = URaм2(t) + URa(t) + UCa(t)
UCa(t) = UVD2(t) + URaв(t) + UCв(t)
UCв(t) = URвм2(t) + URM1(t)
Уравнения системы (3.4) являются нелинейными, так как в цепях рассматриваемой схемы сопротивления RAМ1, RВМ1, RaМ2 и RвМ2 зависят от напряжений и токов. В математике анализ цепей с нелинейными элементами сопряжён с трудностями; численные методы не даёт наглядности в представлении
решений. Упростим схему рис.3.2, представив ее в соответствии с периодами
измерительных процессов, когда можно исключать нелинейные элементы RВМ1,
RвМ2 и RАМ1. Это позволяет анализировать процессы перераспределения крови в
дистальной области за манжетой М1 непосредственно после остановки кровообращения. В преобразованной таким образом схеме (рис. 3.3(а) сохраняются
три электрически замкнутых контура, представляющих модели взаимодействующих участков артериального и венозного отделов сосудов конечности. При
этом моделируется ситуация с гемодинамической изоляцией кровеносных сосудов верхней конечности от магистральных сосудов, аорты и полой вены.
(а)
(б)
Рис.3.3 (а): Схема электрической модели кровообращения в верхней конечности с исключением переменных параметров RAM1, RBM1 и RвМ2.
(б): электрическая схема для моделирования гемодинамических процессов
средствами программного обеспечения Micro-Cap 7.0.
139
Благодаря упрощениям, из рассмотрения исключены источники напряжения электрических сигналов U(t) и U1(t). Образовавшаяся пассивная цепь, без
внешних источников электрического напряжения (рис. 3.3(а), соответствует состоянию в период переходного процесса, связанного с перераспределением
электрических зарядов между конденсаторами СА, СВ, Са и Св.
Начальными условиями переходного процесса являются напряжения на
конденсаторах, соответствующие накопленному на них электрическому заряду
к моменту отключения источника напряжения U(t): UСА(0), UСВ(0), UСа(0) и
UСв(0). Напряжение UСА(0) является источником зарядного тока конденсаторов
СВ, Са и Св. Заряд конденсаторов происходит соответственно по цепям
«→VD1→RAB→CB→», «→RAM2→Ra→Cа→» и «→VD2→Raв→Cв→». Электрический заряд конденсатора CA перераспределяется между зарядами на обкладках
конденсаторов СВ, Са и Св.
Составим уравнения контурных токов для цепи рис. 3.3а с тремя независимыми контурами, внутренними ячейками цепи с токами i1, i2 и i3.
Ток в емкостной ветви СА, общей для контуров 1 и 2, запишется в виде
суммы токов в контурах:
iCA= i1+i2
(3.5).
Ток в емкостной ветви Сa, общей для контуров 2 и 3, имеет выражение:
iCа= i3 - i2
(3.6).
Суммирование напряжений на элементах каждого контура по II закону
Кирхгофа приводит к системе (3.7) из трёх уравнений:
UCA(t) + UVD1 + URAB(t) + UCB(t) =1/СА∙  i1(t)∙dt + 1/СА∙  i2(t)∙dt +
+ UVD1 + i1(t)RAB + 1/СB∙  i1(t)∙dt = 0;
UCA(t) + URаМ2(t) + URа(t) - UCа(t) = 1/СА∙  i2(t)dt + 1/СА∙  i1(t)∙dt + i2(t)(RAМ2+Ra) –
– 1/Са∙  i2(t)dt - 1/Са∙  i3(t)dt = 0;
UCa(t) + UVD2+URав(t)+UCв(t)=1/Са∙  i3(t)dt - 1/Са∙  i2(t)dt +i3(t)Rав -1/Св∙  i3(t)dt = 0.
140
Система уравнений (3.7) путём исключения переменных, кроме одной,
может быть сведена к одному уравнению относительно выбранной анализируемой переменной. Исключение переменных из системы интегральных уравнений выполним с помощью её алгебраизации. Для этого введем дифференциальный оператор D, в соответствии с равенствами:
D = d/dt,  dt = D-1
(3.8).
Кроме этого, учтём начальные значения напряжений на конденсаторах UCA(0),
UCа(0), UCв(0) к моменту выключения ключа «К»; примем UVD= 0, для идеального диода. Система (3.7) преобразуется в систему (3.9) алгебраических уравнений с коэффициентами - полиномами от оператора, делёнными на оператор D:
i1(t) ∙(1/ DСА+ RAB+ 1/СBD) + i2(t) / DСА= UCB(0) - UCA(0);
i1(t) /DСА + i2(t) ∙(1/DСА +RAМ2+Ra - 1/ DСа) + i3(t) ∙ 1/ DСа = -UCA(0) + UCа(0);
– i2(t) ∙ 1/ DСа + i3(t) ∙(1/ DСа + Rав+ 1/ DСв) = -UCа(0) + UCв(0)
(3.9).
В качестве анализируемых параметров в системе выберем контурные токи ij(t)
(j = 1…3), по которым вычисляются интересующие реакции - процессы изменения напряжений на емкостях UCA и UCа. Исключив токи соответствующих
контуров, по теореме Крамера получим выражение:
ij(t) = ∆j(D) /∆(D)
(3.10),
где ∆(D) - определитель (3.11) третьего порядка системы (3.7), а ∆j(D) – определитель (минор), образованный заменой j-го столбца в определителе ∆(D) матрицей А0 (3.12), составленной из свободных членов системы уравнений (3.7).
1/DСА+RAB+1/СBD
∆(D) = 1/DСА
0
1/DСА
1/DСА+RAМ2+Ra -1/DСа
- 1/DСа
-UCA(0) + UCа(0)
-UCа(0) + UCв(0)
1/DСа
1/DСа+Rав+1/DСв
А11 А12 А13
= А21 А22 А23 (3.11)
А31 А32 А33
А1
UCB(0) - UCA(0);
А0 =
0
=
А2
(3.12).
А3
∆(D)=А11(А22А33-А32А23)+А21(А12А33-А32А23)+А31(А12А23-А22А23)
(3.13).
141
∆1(D)=А1(А22А33-А32А23)+А2(А12А33-А32А23)+А3(А12А23-А22А23)
(3.14).
∆2(D)= А11(А2А33-А3А23)+А21(А1А33-А3А13)+А31(А1А23-А2А13)
(3.15).
∆3(D)= А11(А22А3-А32А2)+А21(А3А12-А1А32)+А31(А2А12-А1А22)
(3.16).
С учётом преобразований (3.11) – (3.16), уравнение (3.10) для ij(t) перепишется в виде обобщенного дифференциального уравнения:
D2ij + mjDij + njij = Uj(0)
(3.17)
где mj и nj – константы, рассчитываемые из преобразований (3.13)….(3.16), в
которых учтены параметры элементов контуров цепи 3.3(а); Uj(0) – константы,
связанные с начальными условиями заряда конденсаторов.
Характеристическое уравнение второго порядка, соответствующее уравнению (3.17), записывается в виде алгебраического уравнения:
р2 + mjp + nj= 0
(3.18).
Оно имеет два вещественных корня:
р1,2 = [(-mj±√(mj2- 4nj)] /2
(3.19),
определяющих собственные колебания в виде затухающих экспонент. Общее
решение уравнения (3.10) запишется в виде суммы двух экспоненциальных
функций:
ij(t) = К1∙exp(t ∙[ -mj+√(mj2- 4nj)] /2) + К2∙exp(t ∙[ -mj-√(mj2- 4nj)] /2)
(3.20).
Константы интегрирования К1 и К2 определяются из начальных условий i(0+),
i′(0+) и i′′ (0+). Эти зависимые начальные условия получают по исходным уравнениям системы (3.3) в момент времени t = 0+ и заданным независимым начальным условиям: напряжениям на емкостях UCA(0), UCа(0) и UCв(0).
Вид решения уравнения (3.20) отражает закономерность хода процессов
изменения заряда на конденсаторах. Он представляет собой экспоненциальный
спад во времени и в зависимости от начальных условий. Однако очевидно, что
большое число параметров, включенных в рассмотрение, не позволяет в явном
виде определить зависимость от параметров и непосредственно оценивать результат в абсолютных значениях.
Кроме того, так как объём наполнения сосудов верхней конечности зависит от упруго-эластичных свойств их стенки V= V(P), то при рассмотрении
142
процессов перераспределения крови на модели более корректно учитывать ещё
и зависимость величины емкостей Ci на соответствующем конденсаторе схемы
от накопленного на нём заряда (Qi): Ci =f(Qi). Однако это усложняет анализ.
В то же время заметим, что пользуясь принципом суперпозиции, можно
оценивать константы времени заряда конденсаторов, определяющих динамику
переходных процессов в явном виде. Достаточно рассмотреть независимые
одиночные контуры цепи рис.3.3(а), а для оценки переходных процессов изменения напряжений на конденсаторах использовать выражения в представлении
экспоненциальной зависимости от текущего времени:
UCi = UCi(0) exp(-t/τi)
(3.21),
где: t – текущее время; UCi(0) – напряжение на соответствующем конденсаторе
в начале рассматриваемого переходного периода; τi – константы времени собственных контуров системы, рассматриваемых как независимые. При этом константы τi можно оценить по формулам:
τВ= RABCB
(3.22),
τa= (RAM2 + Ra)Ca
(3.23),
τв=(Raв + RAM2 + Ra)Св
(3.24).
Более наглядным, альтернативным способом анализа процессов в электрической схеме рис.3.3а является применение компьютерных программных
средств моделирования. Например, эффективной являются программа “MicroCap 7.0”, предназначенная для инженерных целей при анализе и моделировании процессов в электрических цепях.
Для моделирования процессов, происходящих в цепях схемы рис.3.3а,
необходимо составить электрическую схему и внести значения ее параметров.
После этого расчёт производится автоматически и исследуемые процессы представляюся графически. Схема рис.3.3а моделировалась в «Micro-Cap-7» в виде
схемы рис. 3.3б с обозначенными в ней параметрами радиокомпонентов, которые задаются простым указанием их значений [93-97].
В качестве генератора V3 в схеме 3.3б использован генератор синусоидального напряжения со смещением постоянной составляющей. Этим генера-
143
тором имитируется пульсовая волна АД, распространяющаяся из области проксимального края плечевой манжеты по сосудистой системе конечности. Генератор V2 прямоугольных импульсов в схеме рис.3.3б используется для управления ключом М (аналог ключа К на рис.3.3а). Характеристики генератора V2
выбраны таким образом, чтобы промоделировать эффект перераспределения
крови в сосудистой системе конечности при прекращении кровообращения.
На рис.3.4 представлены временные диаграммы процессов изменения напряжений на конденсаторах С2 и С3.
Рис.3.4 Временная диаграмма напряжений на емкостях С2 и С3 цепи
рис.3.3(б), полученная при моделировании в среде Micro-Cap-7.0.
Напряжения UC2 и UC3 представляются как моделируемые аналоги изменения АД в области предплечья и пальцевых кровеносных сосудах при ФГП с
остановкой кровообращения в конечности. Характер изменений в процессах
совпадает с полученным результатом качественного анализа на модели БТС
сосудистой системы, с закономерностью решения уравнений (3.20) и (3.21) и
экспериментальными данными [6, 131, 134].
Таким образом, программа “Micro-Cap 7.0” позволяет без аналитического
решения уравнений наглядно представлять ход процессов на элементах моделируемой схемы, и вместе с закономерностью их динамики определять численные характеристики.
Отметим, что для полноты модельного анализа измерительных процессов
в кровеносных сосудах пальца, с использованием схем рис.3.2 и 3.3, требуется
дополнительно внести элементы, обеспечивающие выполнение принципа
144
Пеньяза. Требуется выполнять критерий слежения за постоянством объема кровенаполнения сосудов в разгруженном состоянии их стенки. Тем самым обеспечивается следящий режим, и непрерывное во времени измерение АД. Для
этого в контур тока i2 (рис.3.3(а) введём элементы стабилизации величины
управляемого резистора RаМ2. Добавление функционального преобразователя
(ФП), запоминающего устройства (ЗУ), эталонного резистора (Rэ) и тумблера
(К), образует замкнутую цепь следящей системы с отрицательной обратной
связью (рис.3.5), управляющей сопротивлением резистора RаМ2 (в положении
тумблера – «2»). Отслеживание за равенством RаМ2 = const в этой системе действует при всех исследуемых процессах. При этом функциональный преобразователь ФП преобразует напряжения на сопротивлениях RaM2 и Rэ в измеренное
значение электрического тока, величина которого преобразуется в текущий
сигнал управления сопротивлением RaM2:
RaM2 = (U1-U2)/IaM2=(U1-U2) / IRэ=(U1-U2)/ (U2-U3)/Rэ
(3.25),
где Rэ – эталонное сопротивление известной величины, IRэ и IаМ2 – электрические токи, протекающие в одноименных резисторах.
Рис.3.5 Фрагмент схемы ЭМК в режиме стабилизации параметра RaM2
для моделирования непрерывного измерения АД по методу Пеньяза.
Фиксация значения отслеживаемого параметра производится в ЗУ при
переключении тумблера из положения 1 в 2. Положение 1 тумблера соответствует подготовительному режиму. В этом режиме производится изменение воздействующего сигнала U2(t) и наблюдается сигнал на выходе ФП, в виде реак-
145
ции на воздействие. Изменение входного сигнала U1(t), преобразованного в ФП,
анализируется, как реакция на воздействие U2(t). При этом выделяется момент
появления максимальной амплитуды пульсаций на выходе ФП. Переключение
в этот момент тумблера К в положение 2 замыкает следящую систему, обеспечивая выполнение равенства RаМ2 = const, при котором моделируется непрерывное слежение за параметром АД и гемодинамическими процессами в верхней конечности. Исключение пульсирующей составляющей напряжения U1(t)
моделирует проявление процессов с остановкой кровообращения в конечности,
и в частности переходный процесс перераспределения крови между сосудами.
3.3. Планирование комплексных методов исследования гемодинамических
процессов в верхней конечности с процедурой измерения АД
На основе функциональных моделей БТС управления гемодинамическими процессами в верхней конечности и ЭМК (разделы 3.1 и 3.2) и анализа изменений при компрессионных воздействиях обосновывается комплексный метод исследования протекающих при измерении АД процессов. В комплексном
методе для анализа на основе этих моделей представляют интерес гемодинамические процессы, возникающие в диагностических исследованиях при патологических изменениях в системе кровообращения. Они проявляются при разных
внешних давлениях:
– при давлении в манжете ниже диастолического давления РМ1 < РД; при
этом ограничивается отток венозной крови (процесс ОВ), однако ограничение
не влияет на приток артериальной крови к тканям конечности;
– при уровне компрессионного воздействия в диапазоне между диастолическим и систолическим давлением РД < РМ1 < РС; при этом ограничивается
приток в конечность артериальной крови (процесс ОА) и искажается форма
волны АД;
– при давлении в манжете выше систолического давления РМ1 > РС; при
этом полностью останавливается кровоснабжение конечности (процесс О) и
146
она изолируется от общего круга кровообращения;
– при давлении в манжете ниже систолического давления РМ1 < РС, после
вмешательства с остановкой кровоснабжения конечности; при этом восстановливается приток артериальной крови (процесс ВА);
– при давлении в манжете ниже венозного давления РМ1 < РВ, после вмешательства с остановкой кровоснабжения конечности; при этом восстанавливается отток венозной крови (процесс ВВ).
В сводной таблице 3.2 приведены обобщённые данные, характеризующие
указанные процессы и условия, позволяющие их проявлять при давлении на сосуды в процедурах измерения АД, и анализировать объемнодинамические изменения в сосудистой системе.
Экспериментальные данные [6, 131-134, 169] подтверждают аналитические выводы о гемодинамических процессах. Они могут использоваться для
сравнения с процессами, анализируемыми на моделях [93-97].
При этом показатели модельных переходных процессов, связанных с перераспределением крови в верхней конечности, совпадают с показателями констант времени переходных процессов, проявляемых при различных состояниях
стенки кровеносных сосудов [6, 7].
Кроме того, описание результатов исследования на животных [169] скорости кровотока, измеренной электромагнитным расходомером, и полученные
с использованием компрессии одной манжетой, показывают, что скорость изменяется в процессе изменения внешнего давления на артерию. Кровоток в венах конечности при давлении Рм = РД не прерывался, и скорость кровотока снижалась на 10%. При полном пережатии вен скорость кровотока снижалась при
том же давлении в манжете PM на большую величину, что в создавшихся условиях связано с ростом венозного давления РВ в дистальном участке конечности.
Это подтверждают и экспериментальные данные (рис.3.6), полученные при
действии давления в плечевой манжете Рм и измерении при этом на дистальном
участке плечевой артерии и плечевой вены показателей Рср и РВ.
147
Таблица 3.2 Основные гемодинамические процессы, происходящие при окклюзионных измерениях АД в верхней конечности.
Гемодинам.
процесс
ОВ
процессов
ВА
Сигналы: РМ1, ФПГ и ТК.
конечности, ниже дистального края плечевой
приток артериальной крови в конечность не
Показатели: Рв, РД.
ограничен.
Искажение формы волны АД. Модуляция объ-
Сигналы: постоянная и переменная со-
емных осцилляций кровенаполнения артерий
РД < РМ1 < Рс
ставляющие РМ1.
Показатели: Рс, РД. и Рср.
Отсутствие пульсир. составл. АД. Спад АД,
Быстрый подъём РМ1 > Рс и медленный спад РМ1.
рост Рв. Перераспределение крови между арте-
Непрерывн. слежен. АД, путем РМ2(t)=АД(t) при
Показатели: непрерывное АД; Ра=Рв(асимптотич).
риальными и венозными сосудами в конечно-
ФПГ=ФПГмах.осц.=const.
Параметры: время Тi переходных процессов пе-
сти, с прекращением притока и оттока крови
Вторая фаланга пальца в области окклюзии пальце-
рераспределения крови [6, 103].
[5, 6, 103].
вой манжетой.
РМ1 > Рв , РМ1 =const и медленный спад РМ1
<Рс.
=ФПГмах.осц; РМ1 > Рс , и медленный спад РМ
притоком крови в конечность [6, 103].
при непрерывном слежении за РА(t).
На любом из этапов окклюзионного воздействия, под контролем объемного кровенаполнения периферических сосудов.
Распространение пульсовой волны в конечности [6, 103, 145] при разных уровнях РМ1 .
Показатели: Рв , Рс , объёмные изменения кровенаполнения (ФПГ), Твосст., СРПВ [6, 103].
РМ2.(t)=АД(t), путем слежения за ФПГ=const.
Управление венозным оттоком и артериальным
Сигналы: РМ2, ФПГ.
Сигналы: ФПГ периферич. участка конечности.
Восстановление пульса в периферии. Рост АД в
периферии.
ВВ
показатели
РМ1 < РД;
во время декомпрессии.
О
Регистрируемых сигналы и измеряемые
Плетизмографический рост ФПГ-сигнала и Рв в
манжеты [5, 6, 50, 80, 84, 85].
ОА
Факторы воздействия и условие наблюдения
Проявление процессов
Восстановление кровотока в конечности после перераспределения крови между артериями и венами.
Непрер. АД в пальцевых артериях, ВД и
амплитудно-временные
показатели
динамики
изменения кровяного давления.
Сигналы: РМ1, ТК, ФПГпост., ФПГперем., РМ2
Показатели: амплитудно-временные показатели динамики изменения кровяного давления
и кровенаполнения [6, 103, 145, 147].
148
Рис. 3.6
Таким образом, изменяя давление на сосуды верхней конечности, вплоть
до изоляции связи между ней и центральным кругом кровообращения, можно
управлять геммодинамическими процессами и в конечности и в области центральной гемодинамики.
3.4. Системный анализ гемодинимических изменений в организме
при измерениях АД с компрессионным воздействием на сосуды
При анализе результатов измерения показателей АД, полученных в сравнительных исследованиях разными методами измерения с компрессионным
воздействием на ткани плечевой области, имеются данные о несоответствии с
допустимыми пределами погрешностей. Причём, отмечены расхождения при
сравнении результатов измерений, полученных как разными методами, так и
одним и тем же методом в сериях последовательных измерений у одних и тех
же обследуемых [4, 5, 46, 48, 105, 148, 164, 165, 204, 208]. Расхождение результатов объясняется причиной проявления методических погрешностей (гл.7).
Есть основания считать, что существенным является влияние процедуры
измерения АД на кровообращение. Измерительная процедура изменяет условие
кровообращения, влияет на кровенаполнение сосудов, жидкостное наполнение
внесосудистого пространства окружающих тканей в области воздействия, и
149
влияет на нервную регуляцию и гемодинамику организма в целом. Из-за силового действия манжеты на тело при измерениях АД некоторые пациенты жалуются на болевые ощущения, головокружение, страх к процедуре измерения, а
после измерений – на появление отметок на теле (гематом). Отмеченные факты
субъективного характера являются следствием компрессионного действия и
косвенно подтверждают влияние измерительной процедуры на организм и показатели его функционирования. Кроме того, изменение состояния организма
подтверждается результатами объективных исследований. К примеру, в ходе
процедуры измерения АД изменяется независимо измеряемый показатель –
ЧСС, а также изменяются показания АД при повторных измерениях [46, 48,
128, 148, 158, 177, 183, 193, 208].
Таким образом, с учётом экспериментальных данных и полученных в
разделах 3.1 и 3.2 теоретических выводов, следует считать, что используемое в
измерительной процедуре внешнее воздействие оказывает на каждого конкретного пациента индивидуально выраженное действие.
Заметим, что негативное влияние процедуры измерения на здоровье недопустимо. Также недопустимо, чтобы вносимые в гемодинамику измерительной процедурой изменения, влияющие на результаты измерения АД, - оставались неучтёнными. Иначе интерпретация результатов измерения и на их основе
диагностика становятся недостоверными. Таким образом, важно учитывать
влияние внешних воздействий на гемодинамику.
В методических указаниях к проведению измерений АД, как правило, рекомендуются повторные измерения, с целью получения более достоверных результатов. Перед измерением рекомендуется, чтобы пациент отдохнул, успокоился и расслабился. Подготовка позволяет более качественно реализовать методику измерения и алгоритм обработки данных. Фактически же это может существенно изменить исходное состояние организма. Важным является получение объективных результатов, с данными о пациенте, находящемся в условиях
приближенных к реальным ситуациям. При этом процедура должна создавать
минимальный дискомфорт и не изменять состояние пациента. Поэтому при
150
воздействии на кровообращение во время измерительной процедуры важным
является контроль изменений гемодинамики.
Этого можно достичь в процессе измерений, контролируя параметры переходных гемодинамических изменений, а также другие параметры, например,
ЧСС и вариабельность ЧСС. Контроль целесообразно проводить в периоды до
измерения, в процессе и после измерения показателей АД компрессионными
методами, и по динамике изменения анализировать сосудистую реакцию.
В качестве замечания к методическим рекомендациям по измерению АД
можно указать, что в них не приводятся ситуации, когда измерения АД окклюзионным методом противопоказаны по причине потенциальной опасности состоянию здоровья и недопустимого по этой причине вмешательства в кровообращение. Медицинские работники при измерении АД в этом вопросе ориентируются на практический личный опыт. Выделенные замечания делают актуальным анализ методических вопросов, учитывающих особенности изменения наполнения сосудов, возникающих из-за вмешательства в гемодинамику при измерении АД. Их решение касается повышения точности, информативности результатов измерений, а также безопасности здоровья.
Актуальность в поиске решений дополняется тем, что в настоящее время
измерители АД в большом количестве выпускаются промышленностью и широко используются на практике. При этом большинство производимых устройств предназначено для самостоятельного измерения пользователями. По результатам измерений применяется медикаментозная и другие виды терапии.
Это повышает требование к достоверности результатов, полученных применительно к возможным ситуациям нахождения обследуемого во время измерений,
а также к определению ограничений на измерения АД, вплоть до принятия решения о своевременном прекращении измерительной процедуры, или полного
отказа от неё определённым группам пациентов.
Для определения причин влияния измерительной процедуры на кровообращение в целостном организме необходимо проанализировать изменения в
тканях в области компрессии и соседних участках, возникающие при механиче-
151
ском взаимодействии их с манжетой. Для этого ниже анализируются процессы,
происходящие в разных участках верхней конечности, вовлекаемых в ответную
реакцию на компрессионное воздействие.
Гемодинамические процессы в участках сосудистой системы верхней
конечности, примыкающих к области компрессионного воздействия.
В описании гемодинамических явлений, инициируемых давлением манжеты на кровеносные сосуды при измерении АД, и связанных с этим объемнодинамических изменений наполнения сосудов, рассмотрим протекающие процессы и изменения в трёх затронутых участках сосудистой системы и внесосудистого пространства окружающих тканей верхней конечности. Эти участки
тела с сосудами и окружающими тканями при воздействии манжеты условно
выделены на рис. 3.7: участок 1 с тканями тела проксимальнее (выше) зоны
компрессии; участок 2 - в зоне компрессионного действия в пространстве под
манжетой; участок 3 - дистальнее (ниже) зоны компрессии.
Плечевая манжета
1
2
3
Рис. 3.7 Условное деление верхней конечности на участки, связанные с
контактом тела и плечевой манжеты и восприятием давления при измерении АД
Как было показано на модели БТС управления гемодинамическими процессами в сосудистой системе верхней конечности при внешней компрессии
(раздел 3.1), в разных отделах системы сосудов нарушается условие беспрепятственного кровотока и движения лимфы, и изменяется распределение внесосудистой жидкости. В ответ на действие манжеты в каждом из участков проявляется сосудистая реакция в виде объемнодинамических изменений. В литературных источниках отсутствует описание наблюдаемых процессов. Поэтому определим систематизирующие факторы, составляющие изменения.
152
На рис.3.8 показан фрагмент сосудистого русла на участке 1, с сосудами
на проксимальном крае манжеты.
Qa
М
Qв
Сеть АВА
Плечевая артерия и
вена на участке 1
Рис. 3.8.
Изображены плечевая артерия и вена и сеть артерио-венозных анастомозов АВА.
При разных уровнях компрессии в процессе всей процедуры измерения
АД гемодинамическая связь сосудов участка 1 с магистральными сосудами не
нарушается. В тоже время, несмотря на неразрывность, в тканях участка 1 происходят процессы, отражающие результат компрессионных воздействий на
участок 2 (рис. 3.7). Поэтому объемнодинамические изменения на участке 1 отражают процессы сосудистой реакции, происходящей не только в этой области,
но при работе сосудистой системы всего организма, включая сердце. Это связано с последовательностью гемодинамических явлений, инициированных вмешательством в кровообращение. К ним относятся следующие особенности:
- изменение условий кровотока артериальной и венозной крови и влияние
на скорости кровотока Qa и Qв и показатели кровяного давления - АД и Рв;
- снижение объемнодинамического наполнения кровью объема V1в венозного бассейна, из-за снижения, или полного прекращения возврата крови из
дистальных участков 2 и 3 верхней конечности (рис.3.7);
- повышение периферического сопротивления артерий R2a на участке 2
ограничивает прохождение крови через него и приводит к повышению объема
V1a кровенаполнения сосудов артериального бассейна на участке 1;
- в сегменте конечности на участке 1 активизируется действие сети АВА,
связанное с повышением периферического сопротивления на участке 2.
153
Активизация функции АВА связывается с биологической целесообразностью действия адаптивной сосудистой реакции в организме. Жизненно важная
функция АВА принципиально сохраняет функциональное состояние кровообращения и защищает организм в разных случаях: при нарушении кровообращения и патологических состояниях сосудов в конечности; при спазмах сосудов,
включая случаи травмирования, потерю конечности в несчастных случаях и
других ситуациях. В условиях ненарушенного кровообращения - АВА практически не функционируют, а активизируются при нарушении кровотока, что способствует обмену и перераспределению артериальной и венозной крови.
Проявление действия АВА на участке 1 связано с тем, что нагнетаемая из
магистральных артерий в верхнюю конечность кровь притекает в дистально
расположенные сосуды конечности либо в ограниченном объеме, либо при изоляции гемодинамической связи между участками 1, 2 и 3. В любом случае на
участке 1 происходит переполнение артериальной крови. За счёт этого повышается артерио-венозный градиент давления, вовлекающий в действие анастомозы и обеспечивается возврат крови в сердце по обычному пути, по венозному
руслу в полую вену. Однако возвращаемая при этом кровь находится в состоянии исходного насыщения кислородом, неутилизированного тканями конечности. При определенной степени выраженности этого процесса, например, при
спазме микрососудов, нарушается кровоток через капилляры. Под напором притекающей крови открываются лишенные мышечных элементов АВА.
Таким образом, вследствие того, что проходя через систему микроциркуляции, кровь не обменивается с интерстициальной жидкостью и, следовательно, с
окружающими тканями, начинается артериализация смешанной венозной крови.
При определенной продолжительности обходного пути кровотока через АВА возникает дефицит кислорода в тканях в участках 2 и 3. В них накапливаются продукты неполного окисления питательных веществ и биологически активных веществ [32, 158].
Примечательна ещё особенность объемнодинамических изменений сосудистого наполнения в участке 1. Она проявляется при достижении давления в
154
манжете выше систолического давления Рс. Тогда в подманжетном пространстве ткани с меньшим внутренним давлением межтканевой жидкости полностью
пережаты, останавлен кровоток и лимфодренаж. Создавшаяся ситуация на участке 1 в определённом смысле представляется моделью нарушения в экспериментально образованной «культе». Эта модель может использоваться для анализа и прогноза развития процессов различных нарушений, а также для исследования функционального состояния АВА. Такой вид ФГП может иметь практическое применение, так как эксперимент осуществляется неинвазивно, кратковременно и с использованием простых технических средств.
Участок 2 (рис. 3.7) в сосудистой системе верхней конечности представляет сегмент, на ткани которого непосредственно воздействует манжета. Они
первыми воспринимают давление от манжеты, передаваемое на сосуды. Проявляемые процессы и объёмные изменения в тканях, происходящие при компрессионных воздействиях на участке 2, как и на участке 1, в литературе не детализированы. Отсутствуют модельные представления, позволяющие анализировать
происходящие на этом участке изменения в сосудистой системе. В тоже время,
случаи направленного воздействия технических средств на гемодинамику имеют практическое значение.
Проанализируем объемнодинамические преобразования, происходящие в
тканях участка 2, как следствие внешнего давления. Главные преобразования,
последовательно проявляемые по мере повышения давления, связаны с:
– нарушением лимфодренажной функции;
– нарушением условий возврата венозной крови;
– снижением скорости распространения пульсовой волны в артериях;
– проявлением феномена Короткова;
– созданием более высокого периферического сопротивления, составляющего препятствие артериальному кровотоку и, как следствие, снижением
уровня кровотока, вплоть до полной его остановки.
Участок 2 (рис.3.7), со всей совокупностью сосудов и окружающих тканей тела, через кожную поверхность и подкожные структуры воспринимает
155
компрессирующее действие, передаваемое посредством давления манжеты Рм.
В сегменте конечности на участке 2, вместе с передачей внешнего давления, его
действие воспринимается внутренними тканями плечевой области. В зависимости от давления Рм и упруго-вязких свойств сосудов, воздействие манжетой
приводит к изменению кровенаполнения V2a и V2в артериальных и венозных сосудов в области 2.
В свою очередь, в ответ на давление манжеты на сосуды, изменение их
кровенаполнения передаётся на манжету. За счет создания искусственного препятствия кровотоку повышается периферическое сопротивление сосудов и
уменьшается их кровенаполнение.
С ростом давления на участке 2 ткани здесь уплотняются. Предельное по
уровню компрессионное действие на сосуды и окружающие ткани участка 2
достигает при превышении давления в манжете давления Рс. Все жидкостные
компоненты при этом, включая и кровь, из сосудов и окружающих тканей в
пространстве из-под манжеты частично вытесняются в соседние участки. Просвет всех кровеносных сосудов закрыт, нарушена лимфодренажная функция,
остановлен артериальный и венозный кровоток. При полной компрессии тканей
жидкости из-под манжетного пространства вытеснены в соседние участки 1 и 3,
соответственно выше и ниже верхнего и нижнего краёв манжеты.
Отметим, что в происходящих процессах затронута значительная масса
жидкостей и окружающих тканей. Поэтому процессы вытеснения и уплотнения
массы тканей являются инерционными процессами. Реакция проявляется не
мгновенно, а происходят переходные процессы, связанные с перемещением
жидкостных масс и вследствие обменных процессов, которые приводят к установлению нового состояния.
На рис.3.9 представлена гидромеханическая схема взаимодействия тканей, учитывающая гемодинамические процессы в сосудах и окружающих тканях, расположенных в подманжетном пространстве.
Двунаправленными стрелками в схеме условно показаны направления
сил, действующих в механическом взаимодействии между соответствующими
156
тканями. При взаимодействии в тесном контакте давление от манжеты передаётся на окружающие ткани. В конечном счете, баланс сил определяет жидкостное наполнение сосудов и внесосудистого пространства и соответствующее
объемнодинамическое соотношение между разными компонентами тканей. Баланс действующих на ткани сил представляется и как формообразующий фактор просвета сосудов. Однако разные ткани по-разному воспринимают действие на них внешнего давления. Это связано с тем, что в замкнутом пространстве тела функционируют сосудистая система и окружающие ткани с разным по
уровню внутренним давлением Рвн.i., натяжением Тi соединительной ткани и
упруго-вязкими свойствами сосудистых стенок. Передаваемое от манжеты давление Рм, за вычетом противодействующего давления со стороны тканей, определяет степень их деформации (сжатия). Это отражается на объемном соотношении разных тканей.
Окклюзионная плечевая манжета
Кожная поверхность, подкожные структуры, мышцы,
соединительная ткань, мембраны клеток
Стенки
лимфатических
сосудов
Стенки
венозных
сосудов
Внутриклеточная
жидкость
Лимфоток
Стенки
артериальных
сосудов
Внеклеточная
жидкость
Венозный
кровоток
Артериальный.
кровоток
Рис. 3.9 Гидромеханическая схема объема тела при действии
компрессионных воздействий манжетой.
157
Совокупное наполнение сосудов и окружающих тканей тела в пространстве под манжетой V  условно представляется двумя взаимосвязанными жидкостными бассейна, соответственно заполняющими объемы внутрисосудистого
русла V 1 и окружающего внесосудистого пространства тканей V 2 :
V   V 1 V 2
(3.26).
Без внешнего воздействия их исходное заполнение связано с работой основных функциональных систем, внутренних органов, и с состоянием тканей.
Внешнее давление манжетой меняет положение сосудистой стенки в подманжетном пространстве и влияет на объем наполнения тканей. Изменение кровенаполнения имеют объемнодинамический характер. Это компрессионнообъемнометрическое преобразование представляются соответсвенно в виде
двух сумм (3.27 и 3.28) составляющих объемов:
V 1  V a ( Рм )  V в ( Рм )  V л ( Рм ),
(3.27),
V2  V инт. ( Рм )  V вкл.ж. ( Рм )  V стр .тк.,
(3.28),
где V a( Рм ) , V в( Рм ) и V л( Рм ) – зависимые от давления Р м объемы наполнения кровью и лимфой соответственно артериального, венозного и лимфатического сосудистых бассейнов; V инт.( Рм ) и V вкл.ж.( Рм ) – объемы, занимаемые интерстициальной и внутриклеточной жидкостями; V стр.тк – независимый от давления объем, занимаемый структурными элементами и соединительной тканью (его занимают кость, соединительная ткань и хрящ).
Каждый объем в выражениях (3.27) и (3.28), кроме объема V стр.тк , является изменяющейся во времени, квазипериодической функцией V i (t ) . Перепишем
суммарный объем V  , выразив его суммой переменной и постоянной (независимой от времени) составляющих:
V

  V i (t ) + V const
(3.29),
(i )
где V const  V стр .тк .
При исследованиях манжеточными методами фактически регистрируются отражающие изменение объема V  переменные во времени сигналы.
158
Участок 3 (рис. 3.7). Процессы в сегменте верхней конечности в области
дистальнее нижнего края манжеты теоретически анализировались в работах [6,
7, 98, 127]. В разделах 3.1 и 3.2 представлены модель БТС управления гемодинамическми процессами и ЭМК в сосудистой системе верхней конечности, позволяющие моделировать гемодинамические процессы на участке 3 при компрессионных воздействиях, создаваемых в области 2. Отметим полученные выводы о процессах в сосудах участка 3:
- при уровнях давления выше венозного Рв прекращается возврат венозной крови из конечности и при этом кровь депонируется в венах, представляющих сосуды емкостного типа;
- при компрессии выше уровня Рс кровоснабжение конечности полностью
прекращается, и гемодинамические процессы в системе её сосудов кратковременно развиваются в изоляции от общего круга кровообращения.
В зависимости от длительности остановки кровоснабжения конечности
создаётся дефицит притока артериальной крови, несущего клеткам кислород.
Кроме этого, действует адаптивная индивидуально выраженная реакция организма, патологически проявляемая в виде образования гематомы, болевых
ощущений, спазмирования сосудов, головокружения и других проявлений.
По истечении определённого временного интервала, в силу инерционности массопереноса и изменений наполнения сосудов, происходит уравновешивание артериального, венозного и капиллярного давлений. Кровь перераспределяется между сосудами высокого и низкого давления.
Таким образом, в тканях участка 3 в ходе компрессионного воздействия
развиваются процессы, связанные с обменом и перераспределением жидкостных субстратов в теле. В сравнении с процессами без внешних воздействий они
имеют отличия, связанные с нарушением кровообращения. Проявляются застойные явления, вызванные нарушением лимфодренажной функции, венозного оттока, и ограничением притока артериальной крови, создающим дефицит
кислорода в тканях.
Кроме того, в системе гемодинамики верхней конечности, в тканях не
159
прекращается выполнение нервно-регуляторных процессов. Центральная нервная система активно участвует в регуляции и сосудистой реакции организма, и
в частности, в ответ на компрессионные воздействия. По каналам нервноволоконной связи в центры головного мозга передаётся информация от баро- и хеморецепторов кровеносных сосудов всех участков конечности, и путём обратной афферентации осуществляется управление состоянием их тонуса. Вовторых, нервная связь не прерывается при любом практически используемом
уровне давления в манжете. Но лишь при достижении пороговых значений
включается ноцицепторная реакция, субъективно воспринимаемая обследуемыми в виде болевых ощущений, и в отдельных случаях в области окклюзионого воздействия образуются кровоподтёки (гематомы).
Выводы
Анализ изменений в сосудистой системе верхней конечности, происходящих в процессе измерения АД с компрессионным воздействием на сосудистую систему, показывает, что механическое воздействие затрагивает три участка. К ним относятся ткани в сегментах непосредственно контактирующих с
манжетой и расположенных соответственно выше и ниже верхнего и нижнего
края манжеты. В сосудах и окружающих тканях этих участков проявляется ответная сосудистая реакция объемнодинамического изменения наполнения сосудов и изменяется давление соответсвющих жидкостей.
Особенности реакции позволяют их использовать при разработке алгоритмов измерительных процедур с компрессионным воздействием, с целью повышения точности измерения показателей АД, получения данных о венозном
давлении Рв и с целью расширения функциональных возможностей в исследовании кровеносных сосудов и проявляемых гемодинамических процессов в организме.
В силу функциональной близости систем кровообращения верхней и
нижней конечностей, результаты анализа могут иметь приложение в исследованиях состояния нижних конечностей, где нарушения и патологические феномены проявляются более выраженно.
160
3.5. Модель БТС управления гемодинамическими процессами в
целостном организме при измерении АД окклюзионными методами
Медико-технические требования к устройствам, предназначенным для
определения количественной информации об изучаемом объекте и динамике
его изменений, определяют необходимость разработки алгоритмов измерительных процедур, учитывающих взаимодействие с объектом инструментальных
средств. Очевидно, что используемые для реализации измерительных процедур
внешние воздействия, в той или иной мере влияют на изучаемые процессы.
Взаимодействие может искажать естественное течение процессов и влиять на
состояние организма (раздел 3.4). При анализе результатов измерений это необходимо учитывать. При интерпретации результатов следует иметь в виду, что
получаемая информация относится к неустановившемуся, или изменённому
внешним воздействием состоянию организма. Поэтому результаты исследования могут интерпретироваться ошибочно, а измерительная процедура приводить к нежелательным нарушениям в функционировании организма.
При исследовании сердечно-сосудистой системы применяют функциональные пробы, специально провоцирующие проявление ответной реакции.
Например, при велоэргометрических исследованиях по показателям реакции
организма диагностируют проявление ишемической болезни сердца. Подход к
исследованиям с позиции осушествления функциональных проб использован
также в разработке нового метода [128, 156, 159]. Согласно этому методу, в качестве фактора воздействия используется производимое в измерительной процедуре внешнее давление на сосуды. По результатам происходящих при этом
изменений и результатам измерений анализируется сосудистая реакция.
Наглядным примером влияния измерительных процедур на работу организма являются методы измерения АД с компрессионным воздействием на
кровеносные сосуды верхней конечности. Плечевая манжета пережимает кровеносные и лимфатические сосуды, и из их окружения в участке из-под манжетного пространства вытесняется тканевая жидкость. Воздействие на сосуды
161
представляется функциональным тестом на сосудистую систему всего организма. Ниже, с целью расширения функциональных возможностей исследований
кровообращения во всём организме, рассматривается практическая возможность использования результатов измерений АД на основе оценки изменений в
разных участках сосудистой системы.
Исходные данные. Для исследования функционирования системы кровеносных сосудов и гемодинамических процессов в верхней конечности в работах [94, 96, 137] использовано описание функциональной гемодинамической
пробы (ФГП), основанной на окклюзионном методе измерения АД. Было показало, что в ходе измерительной процедуры в сосудистой системе конечности
инициируется ряд гемодинамических эффектов, отражающих вследствие внешнего вмешательства - искажение естественного течения кровообращения. Причинами изменений являются: прекращение оттока венозной крови из верхней
конечности; ограничение притока артериальной крови к тканям конечности;
перераспределение крови между артериальными и венозными сосудами и депонирование крови в конечности. В описании этих процессов предложены модели БТС управления гемодинамическими процессами и ЭМК в сосудистой
системе в локальных участках тела (разделы 3.1 и 3.2). При этом демонстрируются гемодинамические изменения в разных участках верхней конечности.
Однако воздействие на систему кровеносных сосудов верхней конечности приводит к изменениям и в области центральной гемодинамики. Вследствие компрессии сосудов и в зависимости от ее уровня и продолжительности
проявляются гемодинамические сдвиги, являющиеся источником методических
погрешностей измерения (раздел 7.1), что снижает достоверность результатов.
Эти явления объясняют известные факты несовпадения результатов, полученных разными методами, а также расхождение результатов, полученных в серии
измерений АД, проведенных одним и тем же методом [6, 148, 164, 193, 208].
При измерениях АД с компрессионным воздействием проявляется сосудистая реакция в периферической области. Кроме того, по субъективным ощущениям отдельных пациентов отмечаются негативные проявления, связывае-
162
мые с воздействием на сосуды при измерениях АД. Предъявляются жалобы пациентов на действие манжеты. Например, при проведении суточного мониторирования АД в процессах измерения возникают болевые ощущения, головокружение, головная боль после измерений и, в единичных случаях, - появление
отметок на теле, связываемых с воздействием обжимающей манжеты.
Существуют и объективные данные о влиянии процедуры измерения АД
на измеряемые показатели. Как правило, при проведении серии из трёх-пяти
последовательных измерений, которые следуют подряд с интервалом 1-3 мин,
отмечается снижение показаний АД от 5 до 20 мм рт. ст. и более. Это связывают с процедурой компрессионного действия на сосуды, с адаптацией организма
к измерительной процедуре и сосудистой реакцией.
В методических рекомендациях к проведению измерений АД эта особенность отмечена, и в частности указывается, что для получения правильных результатов необходимо добиваться установившихся показаний АД в результатах
нескольких подряд измерений.
В качестве примера изменений АД, происходящих при измерении АД на
рис. 3.10 приведены экспериментальные данные с результатами, полученными
в серии последовательных измерений осцилометрическим методом у пациента,
находящегося в спокойном состоянии.
(а)
(б)
Рис. 3.10. Результаты измерения АД на левом плече (а) и в серии
последовательно прововодимых измерений в исследованиях на
разных плечах (б), со сдвигом от 10 до 20 с между началом измерений
163
Результаты демонстрируют влияние измерительных процедур на показатели ЧСС и АД. На рисунках сопоставлены изменения ЧСС (верхние тренды) и
изменения значений верхнего и нижнего показателей АД (на диаграммах - вертикальные отрезки линий). Измерения АД в исследованиях проводились с интервалом времени от 1 до 2 мин, причем, на рис. 3.10(а) представлены результаты измерений АД на левом плече, а на рис. 3.10(б) – измерений АД одновременно на двух плечах, со сдвигом между началом измерений при этом от 10 до
20 с. На осях абцисс - отсчеты времени, в минутах. Вертикальными пунктирными линиями на записях выделены результаты измерений показателей АД на
правом плече; сплошными линиями – на левом.
Из полученных данных однозначно не определяется направленность изменений, вызванных влиянием измерительной процедуры на организм и на измеряемые показатели. Однако такое влияние отражается на индивидуальной
реакции и выявляется в сравнительных исследованиях кровенаполнения сосудов верхней конечности организма [153, 165]. При этом в ответ на пережатие
сосудов индивидуальная сосудистая реакция проявляется не только в участках
плечевой области, непосредственно воспринимающих действие внешнего давления, но и в участках, примыкающих к проксиальному и дистальному краям
манжеты (раздел 3.4), а также в области центральной гемодинамики.
Модель БТС управления гемодинамическими процессами для анализа процессов в целостном организме при компрессионных воздействиях на локальные
участки тела.
Чтобы разобраться в изменениях гемодинамики в сосудистой системе организма при внешнем давлении на сосуды одной из верхних конечностей, необходимо определить взаимосвязь происходящих при этом изменений. Для этого
воспользуемся функциональной моделью БТС управления гемодинамическими
процессами [6, 98, 127]. Дополним её передаточными звеньями сосудистой системы, отвечающими за изменение условий кровообращения в организме за пределами верхней конечности. Учтём, что в системе кровообращения целостного
организма кровь непрерывно перераспределяется между сосудами разного ка-
164
либра, и перераспределение связано с внутрисосудистым давлением. В этом
процессе участвуют механизмы приспособительной реакции к потребностям
тканей и условию протекания крови, определяющие их кровоснабжение.
Учесть реакцию всех составляющих сосудистой системы на изменение условий
кровообращения в каждом из сосудистых бассейнов практически невозможно
из-за сложности ее строения. Поэтому на этапе теоретического рассмотрения
достаточно ограничиться основными участками, вовлеченными в ответную реакцию на изоляцию кровеносного русла верхней конечности от бассейна центральной гемодинамики. Их включение в общую схему позволяет планировать
исследования гемодинамических процессов, с целью последующего уточнения
схемы и методов анализа. Однако в исследовании сосудистой реакции требуется учитывать и ограниченные возможности медицинской техники.
С учётом замечаний на схеме на рис. 3.11 представлена схема модели
БТС управления гемодинамическими процессами в целостном организме, позволяющая их описывать для разных практических ситуаций. Схема объединяет: биообъект (БО), включающий разные отделы сосудистой системы; блок
измерительных устройств (БИУ), активно взаимодействующих с системой сосудов БО.
В схеме выделен «Блок измерительных устройств» (БИУ), планируемых
для использования в комплексных методах гемодинамических исследований.
В составе БО в схеме рис. 3.11 показаны:
– область центральной гемодинамики с магистральными сосудами, аортой и полой веной (МС);
– сосудистые системы сердца и других внутренних органов (СССиВО);
– четыре пространственно разнесённых участка 1–4 сосудистой системы
верхних конечностей, гемодинамические изменения в которых взаимосвязаны с
процессами в области центральной гемодинамики (в этих участках техническими средствами непосредственно проявляется компрессионное влияние измерительной процедуры на создание ответной реакции организма);
165
БИООБЪЕКТ (БО)
Головной мозг
∫
БР
БР
БР
Эфферентная связь
1
МС
Pa
Gа
в1
М1
М2
*
Qv
ДТК
Рм1(t)
Сеть АВА
Gа
3
Qa
Qв
Pв
БР
2
Qa
СССиВО
Левое плечо
Правая верхняя конечность
Обратная афферентация
БР
*
ДФПГ
Рм2(t)
в1
М3
Сосуды плеча
Сосуды пальца
4
Блок измерительных устройств (БИУ)
ИИ
τRR
ТИАД
P2
П3
ТК
П4
Pc
*
Pc
Pд*
ИАД 1
P
Pc
ТК
П1
Pд
Pa(t)
ИАД 2
P1
Pa(t)
П2
Ф
t
Pд
t
ФПГ
Ф(t)
t
t
t
Осциллограммы процессов (П1...П4)
t
Рис.3.11 (пояснения в тексте).
166
– сосудистый центр интеграции в головном мозге, представляющий элементы центральной нервной системы, куда по афферентной связи передаётся
информация от барорецепторов (БР) различных участков сосудистой системы
верхних конечностей и области центральной гемодинамики, и откуда передаюются эффекторные сигналы;
– связи эфферентной иннервации, направленные от центра интеграции к
мотонейронам и мышечным волокнам кровеносных сосудов, и обеспечивающие передачу управляющих сигналов нервных импульсов, регулирующих сосудистый тонус.
В функциональном блоке схемы «Осциллограммы процессов» отражены
гемодинамические изменения в разных участках системы кровообращения, и
демонстрируются методические возможности управления, контроля и регистрации изменений в разных участках. В блоке схематично представлены сосудистые реакции процессов П1 и П2 в правой верхней конечности на участках 2 и 3
[127]. Здесь же показаны сигналы: тоны Короткова (ТК), фотоплетизмограмма
Ф(t), давление в манжете (Рм1) и АД в пальце – Ра(t), регистрируемое методом
разгруженной стенки сосудов по Пеньязу [248]. Также отражены процессы: П4
– сопровождающие измерения тонометрическим измерителем АД (ТИАД) [245]
на левом плече посредством манжеты М3; П3 – последовательности τR-R(t) интервалограммы, позволяющей анализировать изменения параметра ЧСС в ходе
внешнего воздействия. При этом контроль АД в сосудах левого плеча с использованием манжеты М3 позволяет косвенно фиксировать изменения давления в
области центральной гемодинамики, так как реализуемый тонометрическим
способом режим слежения за АД производится на левом плече при постоянном
уровне давления в манжете М3, ниже диастолического Рд. При этом ишемическое действие на вены и артерии плеча не производится.
Выделим особенности изменений в сосудистой сети на участках 1-4.
Участок 1 (рис. 3.11) представляет сеть системы сосудов верхней трети
правого плеча, с одной стороны примыкающую к проксимальному краю М1, с
другой – имеющую гемодинамическую связь с областью центральной гемоди-
167
намики. Здесь происходит ряд взаимообусловленных физиологических явлений, вызванных внешним вмешательством:
– повышение объема V1a кровенаполнения сосудов артериального бассейна, вследствие снижения проходимости Ga2 артерий на участке 2;
– понижение («опустошение») объема V1в кровенаполнения бассейна венозной крови, из-за снижения, или полного прекращения оттока венозной крови из-под манжеты М1;
– возврат избыточной артериальной крови через артериовенозные анастомозы участка 1 (Gав1).
Особенностью участка 1 является то, что во время всей процедуры измерения АД сосуды не пережимаются, и остаются неразрывно связанными с общим кругом кровообращения. Однако в этом участке изменяется характер кровообращения. В начале воздействия с каждым сердечным сокращением возрастает объем артериальной крови, и артериовенозная разница давлений. Активизируются артериовенозные анастомозы, и происходит возврат избыточной крови из участка 1 в полую вену. Это относится к той части артериальной крови,
которая не проникает в дистальные участки верхней конечности по артериальному руслу из-за компрессии сосудов.
Участок 2 сосудистой системы верхней конечности является сегментом,
непосредственно испытывающим механическое воздействие на сосуды плечевой области со стороны манжеты М1. Здесь, как и в сосудах участка 1, изменяется кровенаполнение артериальных и венозных сосудов V2a и V2в. Это происходит в зависимости от давления Рм1. Кроме того, в зависимости от уровня
компрессии также существенно изменяется периферическое сопротивление сосудов артериального и венозного русла, что связано с созданием искусственного препятствия кровотоку. С ростом давления Рм1 уменьшается кровенаполнение сосудов. При выполнении неравенства Рм1 > РС кровь вытесняется из кровеносных сосудов из участка 2, и циркуляция кровотока прекращается.
Анализ гемодинамических процессов П2 на участке 3 показывает, что
компрессионное воздействие приводит:
168
– к прекращению оттока венозной крови из конечности; дефициту притока артериальной крови;
– выравниванию артериального, венозного давления и давления в сети
капиллярных сосудов;
– перераспределению крови между сосудами высокого и низкого давления и депонированию крови в сосудах емкостного типа.
Кровообращение на участке 3 контролируется путём непрерывной регистрации с помощью манжеты М2 сигнала P(t) –АД в пальцевых сосудах.
Гемодинамические процессы П4 на участке 4 регистрируются манжетой
М3 (сигнал P2(t)). Здесь проявляются изменения в области МС. Важно, что регистрация изменений здесь доступна с помощью ТИАД без создания препятствия кровотоку. Это позволяет косвенно анализировать процессы и в МС, так
как сосуды левого плеча расположены ближе к сердцу, чем правого. Кроме отмеченного, для исследования гемодинамики в МС предусматривается регистрация процессов измерителем интервалограммы (ИИ), характеризующей работу сердца (процесс П3).
Отметим, что, кроме указанных возможностей регистрации сосудистых
реакций в области центральной гемодинамики, предусматривается регистрация
интервалограммы (процесс П3), характеризующей динамику работы сердца. В
представленной на рис.3.11 схеме предусматривается подключение и других
измерительных средств, позволяющих фиксировать реакцию в разных участках
сосудистой системы.
Схематическое представление гемодинамических процессов (рис. 3.11)
позволяет по результатам регистрации выбранных процессов анализировать
разные ситуации, связанные с изменением наполнения сосудистой системы.
При этом внешнее давление действует на передаточные звенья и функции
представленных частей организма, и инициирует сосудистую реакцию.
Таким образом, в качестве параметров модели используется управляемое
давление в манжете М1, параметры кровяного давления Рi(t) в разных участках
сосудистой системы, объемнодинамическое наполнение сосудов (по данным
169
фотоплетизмографии и тонометрии), параметры интервалограммы (изменение
ЧСС). Особо выделим, что реакция с объемнодинамическим изменением наполнения сосудов разных участков представляется важной для анализа кровообращения, синхронизации изменений и выбора алгоритма управления компрессионным воздействием.
Заключение. Модель функционирования сосудистой системы целостного
организма в условиях создания компрессионных воздействий при измерениях
АД позволяет анализировать изменения в наполнении сосудистой системы.
Внешнее давление рассматривается в качестве пробного воздействия на организм. Показателями измененного состояния являются результаты измерения
АД в разных участках сосудистого русла и параметр ЧСС. Такая модель БТС
управления гемодинамическми процессами в целостном организме может быть
эффективной для разработки новых методов и аппаратно-программных средств,
предназначенных для функциональной диагностики кровообращения в системе
сосудов конечностей и организма в целом.
Схематическое представление процессов, описывающее поведение сосудистой системы организма при измерениях АД компрессионными методами,
позволяет не только на качественном уровне анализировать явления, инициированные внешним вмешательством в кровообращение всего организма, но и
учитывает возможности регистрации происходящих изменений. Это важно для
подтверждения математических моделей и разработки новых алгоритмов измерительного процесса, предназначенных для целей исследования гемодинамических проявлений в целостном организме.
3.6. Концепция суперпозиции гемолимфонаполнения сосудов
организма и влияния эндогенных факторов
В обзорной части (гл. 1) по методам исследования АД, основанным на регистрации осциллометрических сигналов, связанных с кровенаполнением сосудов, отмечено, что в их проявлении отражены множественные движения. Среди
них объемные изменения жидкостного наполнения сосудов и внесосудистого
170
пространства окружающих тканей. При этом в снимаемых с тела разными техническими средствами одинаковых по происхождению биосигналах отражается
совместный результат действия многих взаимосвязанных процессов в организме. Всвязи с этим ниже анализируется модулирующее влияние эндогенных
факторов, вызванных движением тканей, на образуемую композицию объемнодинамических изменений, проявляемых в регистрируемых сигналах.
Из-за подвижного, динамичного состояния разных структур тканей во
внутренней среде организма соответственно регистрируются связанные с этим
проявляемые изменения. Они представляются совокупностью ряда переменных
во времени функций f ОДН i (t ) , описывающих объемнодинамические изменения
жидкостного наполнения разных (i- разновидностей) тканей, являющихся подсистемами организма. При этом совместное действие эндогенных факторов и
внешнего давления представляется функционалом Ф{f ОДН i (t ), f ОС (t )} . В нём учитывается действие внутренних факторов, влияющих на объемные изменения в
организме, и действие окружающей среды (ОС), к изменениям в которой организм адаптируется. Действие разных причин, источников двигательной активности тканей в организме, связывается и подчинено выполнению запросов организма. Оно соответствует состоянию организма и параметрам окружающей
среды f ОС (t ) . В системе органов и происходящих в организме структурных преобразований, и в соответствии с необходимостью выполнения запросов, в частности связанных с движениями, преобразования следует рассматривать как
взаимосвязанные события. Причём, за счёт неразрывности среды жидкостного
обмена и перераспределения и единой системы соединительной ткани [10, 82],
движения передаются и влияют на наполнение сосудов в близком и отдалённом
расположении участках тела.
Например, на движение жидкостей в сосудистой системе, во внесосудистой межклеточной среде и на обмен в клетках влияют механические силы,
действующие в виде давления в разных участках тела. Движение тканей в теле
сопровождается и отражается на объемных изменениях, создаваемых за счёт
внутрисосудистого давления соответствующих жидкостей. Изменения объемов
171
возникают при непосредственном движении потоков жидкостей, и связаны с
распространением волн, вследствие проявления упруго-эластичных свойств
стенок соответствующих сосудов.
Таким образом, в среде организма, как проявление процессов жизнедеятельности, создаётся сложная пространственная композиция с объемнодинамическими измененими тканей. Совместное функционирование систем, связанных
с движением тканей в целостном организме, образует проявляемую в определенных участках тела интегральную картину. Она представляет суперпозицию
объемнодинамических изменений жидкостного наполнения сосудов и окружающих тканей, и связана с движением и взаимодействием разных тканей. В
ней отражается результирующее действие и изменения во множестве тканей.
В движениях важную роль играет соединительная ткань, являющаяся одной из главных связующих сред в организме. Она составляет от 60 до 90 % массы органов. Соединительная ткань участвует во всех движениях в теле, так как
она непрерывна, представлена повсеместно и контактирует с органами и жидкостью во всех частях тела [10]. Другой универсальной связующей средой в организме является жидкостная среда, составляющая более 70 % массы тела.
Представим более детально общую физическую картину образования
объемнодинамических изменений в жидкостном наполнении сосудов и внесосудистой среде организма.
Функционирование в теле многих структурных образований проявляется
вследствие работы источников механической энергии, как генераторов объемнодинамических изменений, выступающих в виде активно функционирующих
звеньев. К этим источникам относятся функционирующие во взаимодействии
структуры сердечно-сосудистой, дыхательной, мышечной и нервной систем.
Проявление в организме каждого движения вносит собственный и неравнозначный вклад в суперпозицию и модулирующее влияние на объемнодинамические изменения. Однако, несмотря на множество функционирующих тканей и систем, общая работа в организме производится согласованно. Это является характерным для целостного образования, что возможно лишь при син-
172
хронизации в управлении и контроле объемных изменений. Поэтому разные
движения в организме зависят от состояния отдельных тканей и его состояния
как единого целого. Вместе с тем, при каждом изменении состояния организма,
диагностируемом при отклонении от условной нормы, обнаруживается патологическое изменение жидкостного наполнения сосудов, внесосудистого пространства и окружающих тканей, и соответственно проявляются связанные с
ними движения.
Другими словами, модулирующее действие влияющих факторов на наполнение сосудов и внесосудистого пространства окружающих тканей определяется законами функционирования организма как единой среды, отражающей
его состояние и взаимодействие с окружающей средой. Результат действия
представляется как суперпозиция и проявление модулирующего влияния. Проявление в суперпозиции сигналов модулирующего влияния двигательной активности и динамических изменений жидкостного наполнения сосудов и внесосудистого пространства в организме:
- обнаруживается при расслаблении, или натяжении мышечной и соединительной ткани, связанной с внутренними органами;
- определяется механическим напряжением и упруго-вязкими свойствами
внутренних структур;
- определяется действием давления жидкостей на стенки сосудов и другие
соединительные ткани.
Объемнодинамический характер наполнения сосудов связан с циклическими изменениями давления в соответствующих сосудах. Эти изменения регистрируются разными методами и в разных участках тела в виде временных зависимостей изменения соответствующих сигналов. При этом в регистрируемых
сигналах, например, методами электрокардиографии (ЭКГ), реографии, сфигмографии (СФГ), плетизмографии (ПГ), фотоплетизмографии (ФПГ), миографии и другими, проявляются схожие особенности. Сигналы имеют сложную
форму и в них проявляются частотные признаки, характерные для циклической
работы определённых систем и органов.
173
В качестве примера на рис.˚3.12 приведена синхронная запись сигналов,
зарегистрированных одновременно с разных участков тела во время тренировки пилота на центрифуге при перегрузках. Перегрузки являются существенным
фактором, оказывающим силовое действие одновременно на все ткани. При
этом их жидкостное наполнение изменяется за счёт перераспределения значительной массы жидких субстратов в сосудистой системе и окружающих тканях.
Синхронная регистрация сигналов отражает динамику изменения функционального состояния организма и объемнодинамические изменения в сосудистой системе, и поэтому важна для обеспечения контроля состояния организма и управления за ходом тренировки. На временных диаграммах сигналов
(рис.3.12) визуально выделяются характерные осцилляции кровенаполнения
сосудов, пульсирующих с частотой сердечных сокращений. Также в сигналах
ФПГ(3), ЭКГ(5), ЧСС(4) и ПГ(1) проявляются дыхательные волны. В огибающей сигналов осцилляций ФПГ и ЭКГ имеются ещё более медленные волновые
проявления. По записям выделяется фазовое совпадение дыхательных движений грудной клетки (сигнал ПГ) с огибающей сигналов ФПГ и ЧСС.
Рис. 3.12 Сигналы ПГ (1), ФПГ с пальца (2) и мочки уха (3), ЧСС (4) и ЭКГ (5),
зарегистрированные с разных участков тела при тренировках на центрифуге.
174
В связи с универсальным характером проявления информативных признаков в разных сигналах закономерным является вопрос о составляющих
вклада в суперпозицию и модулирующее влияние на динамические изменения
жидкостного наполнения тканей, которые отражаются в регистрируемых с разных участков тела сигналах. В анализе результатов исследований с внешним
давлением, как ФГП, требуется разработка доказательной базы. Для корректной
интерпретации результатов необходимо представить физическую модель, описывающую проявление основных составляющих в суперпозиции и модулирующем действии эндогенных и экзогенных факторов на объемнодинамический характер наполнения сосудов. В ней должны учитываться создающие
вклад в суперпозицию движения основных структурных образований в теле и
механизмы модулирующего действия медленно волновых составляющих на
пульсирующий характер наполнения сосудов. При определении законов суперпозиции и модулирующего влияния объемных изменений наполнения сосудов
отмечается их связь с разными структурными элементами организма.
Заметим, что объемнодинамические изменения происходят вследствие
множества процессов, сопровождаемых изменениями в органах и функциональных системах. Выделим основные составляющие быстрых и медленных
циклически повторяемых движений и соответствующих объемных изменений:
– структуры тканей опорно-двигательного аппарата конечностей, грудной
клетки и краниальных тканей;
– жидкости (артериальная и венозная кровь и лимфа, транспортируемые
по сосудистой системе, клеточная и внеклеточная жидкости, ликвор и другие);
– единая неразрывная система соединительной ткани, представленная во
всех частях тела;
– органы дыхания;
– желудочно-кишечный тракт;
– структуры, обеспечивающие действие нервно-регуляторных факторов.
При этом многие процессы подчинены регуляторному контролю со стороны нервной системы. Это действие проявляется как медленноволновая моду-
175
ляция давления и изменений наполнения в системе жидкостного обмена и перераспределения.
Результат проявления совместных движений представляется суперпозицией разных объемнодинамических изменений и является следствием того, что
каждый процесс и соответствующий вид движения тканей не изолирован от
других движений и процессов в организме. На разных уровнях иерархии происходит физическое взаимодействие между соседними тканями, механическое
преобразование, обмен и передача количества движения между тканями, изменение физических свойств тканей. Как следствие, проявляются объемные изменения жидкостного наполнения сосудов и окружающих тканей.
Примечательной особенностью в системе жидкостного обмена во внутренней среде организма является то, что соответствующие сосуды в одно и то
же время функционируют при разных уровнях и в разных диапазонах внутрисосудистого давления. И это, несмотря на сопредельное расположение с окружающими тканями, не только не создаёт препятствий движению в разных сосудах для крово- и лимфотока, но и содействует им при нормальном функционировании. Например, активность мышц содействует работе соседних с мышцами
венозных и лимфатических клапанов и движению венозной крови и лимфы.
В определённой пропорции суммируются амплитудно-частотные характеристики (АЧХ), отражающие движения и проявляющиеся в соответствующих
сигналах, описывающих изменения, связанные с процессами обмена веществ и
переносом жидкофазных потоков (лимфо- и кровотока) в сосудистой системе.
Пропорции составляющих АЧХ зависят от соотношения объёмов тканей и обусловлены создаваемыми в разных частях тела уровнями давления и состоянием
стенки сосудов.
В числе образующих суперпозицию аддитивных составляющих объемнодинамических изменений, кроме механизмов с непосредственным преобразованием движений, также участвуют механизмы модулирующего действия. Среди
них доминируют дыхательный и сосудодвигательный факторы модулирующего
влияния на пульсирующее наполнение сосудов и окружающих тканей.
176
3.7. Математическая модель суперпозиции наполнения системы
сосудов под влиянием эндогенных факторов и внешнего давления
Для анализа результирующего действия механизмов, определяющих динамику изменений жидкостного наполнения сосудов и окружающих тканей и
информационные возможности в исследовании кровообращения, представим
математическую модель. В ней используем функцию суперпозиции (S) наполнения сосудов, представляющую композицию объемнодинамических изменений, вызванных одновременным действием основных источников движения в
теле, и учтем составляющие этой функции. Для общности рассмотрения выделим произвольный участок тела и используем известные из физиологии сведения о проявлении функциональных систем, которые составляют основной
вклад в наполнении анализируемого участка. Представим математические выражения суперпозиции объемнодинамического наполнения (ОДН) тканей в
анализируемом участке тела двумя взаимосвязаными частотным преобразованием Фурье, функциями SОДН (t) и SОДН (ω), соответственно во временной и в
частотной областях.
В общем виде суперпозиция образуется за счёт аддитивных составляющих, за которые отвечают основные действующие в организме механизмы. Выразим ОДН сосудов жидкостями в анализируемом участке тела в виде временной функции f ОДН сос. (t ) :
f ОДН сос . (t )   Vсос. k (t )
(3.30).
(k )
Она представляет результат наложения объемных изменений в наполнении сосудов Vсос. k (t ) , происходящих вследствие одновременного действия соответственно k-источников внутрисосудистого давления (артериального, венозного и
лимфатического), при этом рассматриваемых как независимые друг от друга.
Пульсирующий кровоток в сосудистой системе связан с циклически повторяемой нагнетательной работой сердца. Он представляет причину изменения наполнения сосудов, проявляемого в виде волн первого порядка, - с часто-
177
той сердечных сокращений (1). С этой частотой непрерывно меняется АД,
происходит преобразование энергии сердечных сокращений в кинетическую
энергию движения крови и в потенциальную энергию натяжения стенки кровеносных сосудов. При этом сила натяжения стенки противодействует соответствующему внутрисосудистому давлению, создающему растягивающее усилие.
За проявление составляющих, связанных с независимыми движениями
тканей опорно-двигательного аппарата, которые вызваны сокращением и расслаблением мышц, и передаются на анализируемый участок тела, отвечает однотипный ряд механизмов двигательной активности. Движение и объемные изменения в разных j- участках тела передаются на этот участок посредством окружающих тканей, за счёт силы натяжения соединительной и вследствие смещения смежных тканей. Передача действия происходит соответственно с разным весовым вкладом - Wj. В исследуемом участке сосудистой системы при
этом имеет место наложение объемных изменений, вызванных одновременным
действием j- структур опорно-двигательного аппарата, рассматриваемых как
независимые источники движения. Оно представляется суммой:
f сос. оп - дв.(t )   Vсос. оп - дв. j (t )
(3.31),
( j)
где Vсос. оп-дв. j (t ) – функция объемного изменения в области исследования наполнения сосудов, вызванного движением в j-м источнике.
Без учёта взаимного влияния действия одних структур опорнодвигательного аппарата на другие, наполнение сосудов в области исследования
представляет результат суперпозиции их действия, как влияние независимых
источников. Движение структур тканей опорно-двигательного аппарата проявляется в виде объемных изменений, происходящих в разных участках в пространстве тела. Это происходит за счёт передачи действия на окружающие ткани. Вызванное движением действие передаётся на близкие и отдалённые участки тела. При этом участвует соединительная ткань и жидкости, являющиеся
практически несжимаемой средой. Двигательная активность является причиной
изменения условий циркуляции жидких субстратов в сосудистой системе и ок-
178
ружающих тканях, и изменения сил натяжения в системе соединительной ткани. При высоком уровне давления на сеть сосудов прекращается циркуляция
крови, например, при усилии, превышающем функционально действующее
давление и натяжение сосудистой стенки. В общем виде объемнодинамическое
изменение Vоп.дв.j*(t), происходящее в области источника j-той двигательной
единицы, при передаче действия к исследуемому участку сосудистой системы,
преобразуется в этом участке в объемное изменение Vсос .оп. дв j(t) наполнения сосудов. В преобразовании участвует передаточная функция W j , с учётом которой
преобразование записывается в виде соотношения:
V сос. оп-дв. j(t) = V оп-дв. j*(t) Wj
(3.32),
где W j - передаточные функции, представляющиеся постоянными значениями
для случаев малых объемных изменений.
Ещё один механизм, представляющий также зависимую от движений в
теле причину объемнодинамических изменений наполнения сосудов, проявляется вследствие изменения в соседних сосудах артериального, венозного и
лимфатического давления. Внутрисосудистое давление при этом действует на
соответствующие стенки сосудов и влияет на их наполнение. Кроме того, посредством стенки действие передаётся на окружающие ткани и соседние сосуды. Движение жидкостных потоков, наполняющих соответствующие отделы
сосудов, представляется перемещением, характер которого связан с составляющими изменения внутрисосудистого давления - пульсирующего с частотой
сердечных сокращений и волнами более высокого порядка. В связи с этим различаются поперечные смещения стенки сосудов, которые сопровождаются распространением пульсовых волн давления по сосудам, и продольные перемещения жидкостных потоков по сосудам, представляющие кровоток и лимфоток.
Вместе с пульсовыми волнами АД, первого порядка, в разных участках
сосудистой системы организма, включая анализируемый участок, проявляются
более медленные волны. Они классифицируются как волны второго и более
высокого порядка [120, 121, 126, 222]. К ним относятся синхронизированные с
дыхательными циклами и с фазами дыхания колебания кровяного давления и
179
соответствующие им модулированные с частотой дыхания 2 объемные изменения. В начале вдоха АД падает и еще в начальной фазе достигает минимума.
После этого следует подъем, продолжающийся в течение остальной фазы вдоха. Он достигает максимума с началом выдоха. В остальное время выдоха давление падает, вновь достигая минимума к началу очередного вдоха. Следовательно, основному периоду вдоха соответствует повышение АД, выдоха – понижение. Однако эти дыхательные колебания давления запаздывают относительно дыхательных волн и запаздывание связано с ритмом дыхания.
Кроме того, в регистрируемых сигналах, отражающих наполнение сосудов, наблюдаются соответствующие динамические проявления в наполнении
сосудов, модулированные с частотой дыхания (2). При интерпретации дыхательных волн кровяного давления различают две причины механического происхождения этих колебаний [120, 121, 126, 222]. Одна из них вызвана движением диафрагмы грудной клетки. Диафрагма действует как звено передачи движений, оказывающих силовое воздействие на кровенаполнение основных органов грудной полости. Создаваемые вследствие дыхательных движений воздействия влияют, к примеру, на объемное соотношение наполнения камер сердца.
При движении грудной клетки во время вдоха уменьшается давление на сердце,
аорту и большие вены, а во время выдоха давление увеличивается. Образование
дыхательных волн поэтому предстаявляет результат модулирующего действия
движений диафрагмы грудной клетки на венозный возврат (ВВ) и сердечный
выброс крови (ударный объем УО). Функцию ОДН сосудов, учитывающую таким образом определённый механизм амплитудной модуляции кровотока в
разных сосудах, представим суммой произведений составляющих функций:
f ОДН мод.1 (t )   Vсос. k (t )  f мод.1 k (t )
(3.33),
(k )
где: f мод.1k (t ) – функция модулирующего влияния движений диафрагмы грудной
клетки на пульсирующий кровоток, производимого вследствие действия на венозный возврат и сердечный выброс.
180
Другой причиной механического происхождения дыхательных волн также
являются движения грудной клетки, но вследствие которых создаётся присасывающее действие на протекающую в грудной полости кровь. Оно проявляется
во время вдоха и при одновременном сдавливающем действии на вены в
брюшной полости, и в результате вынужденной задержки поступления крови в
грудную полость при выдохе. По этой причине образуется модулирующее механическое влияние дыхательных волн на кровяное давление, и они вносят запаздывание волн по отношению к фазам дыхания. Действие отмеченного механизма также является амплитудно-модулирующим, и по аналогии с первой
причиной оно представляется суммой произведений (3.34):
f ОДН мод. 2 (t )   Vсос. k (t )  f мод.2 k ( Sг.п. , t )
(3.34),
(k )
где: f мод.2 (Sг.п. , t ) – модулирующая функция, обуславливающая влияние на пульk
сирующий кровоток присасывающего действия грудной клетки на протекающую кровь; S г.п. – площадь поверхности внутренней полости грудной клетки,
участвующей в присасывающем действии на протекающую кровь.
В характере ОДН тканей жидкостями особо выделяется роль движений
диафрагмы грудной клетки. Так как в объеме тела она занимает центральное
место и является разделяющей перегородкой между грудной и брюшной полостями, её действие на окружающие ткани является передаточным и комплексным. Диафрагма относится к системе соединительной ткани, механически
объединяющей и создающей механическое взаимодействие между основными
внутренними органами: сердцем, лёгкими, печенью, селезёнкой, поджелудочной железой, желудочно-кишечным трактом, грудным протоком, солнечным
сплетением и другими. Это взаимодействие влияет на кровоснабжение органов,
составляющего значительную часть в общем объеме крове- и лимфотока в организме. Соответственно, при протекании большой массы крови и лимфы происходит механическое взаимодействие с диафрагмой сосудов, в которых переносятся эти потоки, что оказывает влияние на перераспределение крови между
органами. Взаимодействие с диафрагмой органов грудной и брюшной полостей
181
происходит посредством соединительной ткани. Поэтому движение диафрагмы
отражает интегрирующий характер взаимодействия с ней механически связанных органов и соединительной ткани.
В описании механического взаимодействия органов грудной и брюшной
полостей с диафрагмой отметим две важные особенности:
– с движением диафрагмы связаны изменения практически во всех основных внутренних органах и связанных с ними тканей;
– и наоборот, движения диафрагмы влияют на условие функционирования внутренних органов и тканей, кровоснабжение которых составляет значительную часть в системе кровообращения.
Эти особенности, по мнению автора, объясняют и обосновывают использование известных методов специальной дыхательной гимнастики для терапии
многих заболеваний. Они относятся к числу эффективных немедикаментозных
терапевтических методов, основанных на механическом воздействии на кровообращение внутренних органов со стороны диафрагмы грудной клетки.
К примеру, результатом действия диафрагмы на сердце является изменения венозного возврата в сердце и ударного объема. Оно проявляется в виде
медленно волновых модулирующих изменений наполнения сосудов. За них отвечают дыхательные движения, действующие на положение диафрагмы грудной клетки, движение жидкостей в грудном протоке, движения в системе желудочно-кишечного тракта (действие механизма перистальтики желудка и кишечника), и движение других органов.
К числу причин проявления дыхательных волн кровяного давления относятся также явления немеханического происхождения. Одна из них - действие
нервно-регуляторного механизма. Известные как волны Траубе-Геринга, эти
волны возникают вследствие периодического распространения раздражений
дыхательного центра, путем распространения процесса
ния в
центральной нервной системе
возбуждения
или торможе-
на вазомоторный центр [120, 121, 126, 222]. Они
проявляются слабее последних, но при этом снижают их выраженность. Характер волн Траубе-Геринга имеет противоположное действие дыхательным вол-
182
нам АД механического происхождения. Модулирующее действие волн ТраубеГеринга учтём в виде зависимости:
f ОДН мод..3 (t )   Vсос. k (t )  f мод. 3k (t )
(3.35),
(k )
где: f мод.3k (t ) – модулирующая функция, описывающая влияние на пульсирующий кровоток раздражений дыхательного центра.
Ещё одна причина немеханического происхождения волн второго порядка связывается с проявлением волн Фредерика [120, 121, 126, 222], зависящих
от влияния на АД ускорения ритма сердца при вдохе и замедлении его во время
выдоха. Для учёта этого фактора, как проявления модуляции соответствующей
составляющей, используем зависимость:
f ОДН мод. 4 (t )   Vсос. k (t )  f мод.4 k (ЧСС ' ' , t )
(3.36),
(k )
где: f мод.4 k (ЧСС ' ' , t ) – модулирующая функция, обуславливающая влияние на
пульсирующий кровоток ускорения (второй производной - ЧСС ' ' ) ритма сердечных сокращений при вдохе и соответственно замедлении на выдохе.
В анализе изменений кровяного давления, действующего на наполнение
тканей, заметим, что его уровень регулируется вазомоторной функцией нервной системы. Давление устанавливается в зависимости от необходимости приспособления кровообращения к запросам органов и тканей, потребностям в
кровоснабжении, и связано с функциональным состоянием сосудов. Однако повышение, или понижение кровяного давления не является главным участвующим в организме механизмом регуляции кровообращения и кровоснабжения
органов. Наоборот, факторы, действующие на распределение крови и скорость
кровотока в организме, влияют на кровяное давления. Например, в одном из
наблюдений [120, 121, 126, 222] при усиленной мышечной работе количество
крови, выбрасываемой сердцем в аорту в единицу времени увеличилось до 10
раз, а АД повысилось лишь на 7˚мм˚рт.ст.
Кроме вазомоторной функции нервной системы, в регуляции АД участвует система эндокринных желез. Из них мозговое вещество надпочечников,
гипофиз, яичники и другие железы выделяют секреты, влияющие на тонус мус-
183
кулатуры артерий. При этом в поддержании нормального уровня АД действует
определённое взаимоотношение функций различных желез [120, 121, 126, 222].
Комплекс факторов, действующих на сосудистый тонус, создаёт модулирующее влияние на внутрисосудистое давление. Оно проявляется в виде волн
Майера, волн третьего порядка [120, 121, 126]. Эти волны рассматриваются
как результат проявления самостоятельных волн, управление которыми исходит из вазомоторных центров, вызывающих периодические сокращения и расслабление стенки сосудов в разных участках тела. С ними связываются модулирующее влияние на пульсации АД, которые не зависят ни от сердечной, ни
дыхательной активности. Частота их проявления (3) отмечается в диапазоне от
6 до 10 циклов в минуту. Они могут проявляться как регулярная, так и нерегулярная последовательность амплитудно-частотных изменений наполнения сосудов. Эти волны выражено проявляются в сигналах плетизмограммы. Проявление волн третьего порядка, происходящее из-за изменений тонуса сосудов,
как и волны Траубе-Геринга, создаёт модулирующее действие на наполнение
сосудов.
Выразим проявление волн Майера в виде зависимости:
f ОДН сос . 5 (t )   Vсос. k (t )  f мод.5 k (t )
(3.37),
(k )
где: f мод.5 k (t ) – функция, вызванная раздражением дыхательного центра, представляющая волны Майера, образующие модулирующее действие на пульсирующее наполнение сосудов.
Описание основных составляющих функции суперпозиции ОДН жидкостного наполнения тканей и сосудов в организме обобщенно представим схемой.
В схеме (рис.3.13) учтены причинно-следственные связи и ответственные
функции. В частности, учитывается действие на АД основных факторов.
Более детально, на рис. 3.14 представлена схема и связи, относящиеся к
проявлению модулирующего действия волн второго и третьего порядка на
пульсирующий кровоток и кровяное давление в системе наполнения кровеносных и лимфатических сосудов.
184
С учётом функций (3.30) – (3.37), описывающих преобразования, связанные с движением и основными составляющими ОДН сосудов, результат их суперпозиции представляется общим выражением (3.38):
SОДН (t )  fОДНсос. (t )  f сос. оп-дв.(t )  fОДН мод.1 (t )  fОДН мод.2 (t )  fОДН мод.3 (t )  fОДН мод.4 (t )  fОДН мод.5 (t ) .
В выражении (3.38) теоретически учитывается: работа сердца, создающая
пульсирующее с частотой сердечных сокращений наполнение сосудов; движение структур тканей опорно-двигательного аппарата; действие основных механизмов модулирующего влияния эндогенных факторов на динамику объемного
наполнения сосудов – образования дыхательных волн и волн третьего порядка.
В совокупности они образуют суперпозицию наполнения сосудов. Поэтому
уравнение (3.38) можно использовать при анализе данных в экспериментальных исследованиях, в частности, при создании ФГП с дозированной компрессией тканей.
Источник волн II порядка
механической природы
Движения диафрагмы
грудной клетки,
воздействующие на
камеры сердца
(на УО и ВВ)
Мдействие
Циклические
сокращения миокарда
(источник волн АД
I порядка - УО и ВВ)
Источник волн II порядка
немеханической природы
Волны Траубе-Геринга
(нервно-регуляторное
действие на
вазомоторный центр)
ГЛН в сосудистой системе
Присасывающее
действие на кровь в
грудной полости
Волны Фредерика
Сосудистый тонус
Мдействие
М-действие
Волны III порядка
(Майера)
Рис. 3.14 Схема проявления изменений ОДН тканей вследствие волнового характера наполнения в сосудистой системе. Сокращения: УО – ударный объем, ВВ –
венозный возврат, М – модулирующее действие.
185
Механизмы движения жидкостей по сосудам
Циклические сокращения миокарда
Сокращение и расслабление мышц
опорно-двигательного аппарата
Механическое действие внутренних органов через диафрагму грудной клетки
Дыхательные циклические движения
диафрагмы и мышц грудной клетки
Моторика желудка и перистальтические сокращения кишечника
Ориентация тела в поле тяготения
Проявление действия давления в сосудистой системе
Пульсации АД
Давление на стенки сосудов окруж. тканями из-за
действия мышц опорно-двигательного аппарата
Давление диафрагмы грудной
клетки на камеры сердца
Присасывающее действие на протекающую
в грудной полости кровь
Составляющие ГЛН сосудов
Изменения ГЛН сосудов с частотой
сердечных сокращений
Модулирующее действие на
ГЛН сосудов
Модулирующее действие
на ВВ и УО
Изменение ГЛН сосудов грудной
полости
Давление на ткани,
окружающие ЖКТ
Изменение ГЛН сосудов ЖКТ
Гидростатическое давление в системе
сосудов
Изменение жидкостного наполнения
клеток, органов и интерстиции
Нервно-регуляторный
контроль кровообращения
Рис. 3.13 Схема образования объемнодинамических изменений наполнение в сосудистой системе.
Сокращения: ВВ – венозный возврат, УО – ударный объем, ЖКТ – желудочно-кишечный тракт.
186
При анализе проявлений и ответственных за наполнение сосудов механизмов следует рассматривать каждую составляющую:
- особенности состояния и работы сердца; - двигательную активность
мышц опорно-двигательного аппарата и ее влияние на наполнение сосудов; модулирующее действие дыхания и нервной регуляции кровообращения [120,
121, 126, 222].
Однако отметим, что представление функции суперпозиции ОДН во временной области не позволяет на основе экспериментальных данных однозначно
идентифицировать и оценивать результат действия ответственных механизмов.
В тоже время, с учётом свойства периодических функций, описывающих характер волновых процессов в организме, представляется эффективным применение
спектрального анализа регистрируемых сигналов, связанных с наполнением
тканей жидкостными субстратами. При этом преобразование непериодических
составляющих, в отличие от периодических и квазипериодических функций, не
вносит вклад в суперпозицию в виде выраженных пиков в определённых частотных полосах. Это позволяет выделять в спектре суперпозиции периодические составляющие. Примером использования спектрального преобразования
квазипериодических частотно-модулированных сигналов является анализ спектров вариабельности сердечного ритма (ВСР). Его используют для исследования действия механизмов регуляции сердечной деятельности [53, 54, 55, 164,
165, 197].
Преобразование Фурье функции суперпозиции ОДН сосудов SОДН(ω), как
и оригинал (3.38), включает участвующие в ее образовании те же аддитивные
составляющие и модулированные функции. Соответственно преобразование
Фурье записывается в виде частотной зависимости:

S ОДН ( )   SОДН (t )  e  jt dt 



f ОДН
сос.
(t )  e  jt dt 



f сос. оп.-дв. (t )  e  jt dt


 {f

(t )  f ОДН
ОДН мод . 1
мод . 2
(t )  f ОДН
+

мод . 3
(t )  f ОДН
мод . 4
(t )  f ОДН
мод . 5
(t ) }  e  jt dt
(3.39).
187
Первое слагаемое в выражении (3.39) представляет интегральное преобразование зависимости ОДН сосудов и жидкостного наполнения окружающих
тканей, являющееся функцией циклически повторяемой работы сердца. Поэтому в результате преобразования в полосе частоты сердечных сокращений (1) и
на частотах гармоник 21, 31… в спектре будут проявляться соответствующие
пики.
Второе слагаемое в уравнении (3.39) выражает частотную зависимость
влияния двигательной активности органов опорно-двигательного аппарата на
наполнение сосудов. При этом при неподвижном положении биообъекта не
должны проявляться составляющие, связанные с влиянием возможных периодических сокращений и расслаблений мышц, свойственных движению тканей
опорно-двигательного аппарата. В этом случае в спектре соответственно не
проявляется вызванный мышечными движениями вклад в виде пиков на определённых частотах действия факторов движения. На этой основе может использоваться инструмент, позволяющий в экспериментальных исследованиях практически контролировать и управлять проявлением заданных движений. При
этом целенаправленное внесение в специализированных ФГП искусственно заданных периодически повторяющихся с частотой движений дв составляющих
активности мышц (сокращений и расслаблений), позволяет идентифицировать
их в спектре. Это позволяет планировать создание управляемых воздействий на
мышечную, сердечно-сосудистую, дыхательную и нервную системы организма,
с целью учёта соответствующих проявлений в спектре.
Например, эффективной является велоэргометрическая (ВЭМ) ФГП [93].
Один из режимов ВЭМ-исследований предусматривает педалирование с определённой частотой (ωвэм) и с постоянной мощностью нагрузки. Периодическое
повторение сокращений и расслабления мышц конечностей [93] соответственно
влияет на наполнение сосудов. Этим контролируется и фактически искусственно задаётся частотное положение соответствующего пика в спектре сигнала,
отражающего объемнодинамические изменения сосудов и окружающих тканей.
В полосе этой частоты и частот ее гармоник в спектре суперпозиции и следует
188
идентифицировать изменения при обработке результатов ВЭМ-исследований, и
анализировать проявление влияния двигательной активности мышц на наполнение сосудов. В качестве реакции в ФГП при этом выступает работа сердечнососудистой и дыхательной систем организма, характеризуемая параметрами
ЧСС и частоты дыхания (ЧД). Тогда, задавая мощность нагрузки и скорость
вращения педалей ВЭМ, можно по параметрам ЧСС и ЧД управлять состоянием организма, и путём анализа соответствующих изменений в спектре контролировать ход ФГП.
Подинтегральное выражение в третьем слагаемом уравнения суперпозиции (3.39) является композицией временных функций, образованных мультипликативными составляющими. За них отвечает модулирующее влияние эндогенных факторов на пульсирующий характер наполнения сосудов. В этой композиции учитывается влияние происходяших в организме движений, связанных
с дыханием, создающим волны второго порядка и проявлением волн третьего
порядка. Заметим, что теоретически спектры амплитудно-модулированных
функций получаются из преобразования Фурье произведения функций волновых процессов. Результатом преобразования является свёртка составляющих
спектров функций [124]. Поэтому в спектре вместе с пульсовой составляющей
наполнения, проявляются боковые пики на частотах спутников [160], за которые отвечает модулирующее влияние волновых процессов второго и третьего
порядка.
Таким образом, в выражении (3.39) представлена суперпозиция волновых
процессов, включающая аддитивные и мультипликативные составляющие. Аддитивные составляющие периодических функций с частотами ωi, где i – целочисленные значения (1, 2 и 3), указывающие порядок волн кровяного давления,
представленные в полосе этих частот в спектре суперпозиции (3.39), выделяются в виде пиков на этих частотах. Их проявление связывается с частотой сокращения сердца, частотой дыхания, частотами проявления волн Майера и другими ответственными механизмами. Преобразование мультипликативных составляющих вносит в спектр боковые пики на частотах спутников. В тоже время
189
положение частот пиков и связанных с ними полос в спектре при этом позволяет анализировать вид [124] и вклад проявляемой модуляции.
Теоретический анализ спектра функции суперпозиции (3.39) имеет практическое применение. Например, в работе [160] для этого использован предложенный подход в обосновании проявления спектральных пиков, интерпретирующих экспериментальные результаты проявлений кровенаполнения сосудов.
Универсальные возможности спектрального анализа при исследованиях позволяют идентифицировать периодические и модулирующие составляющие, за которые отвечают определённые механизмы работы организма. При этом анализ
составляющих по спектрам применим к различным участкам тела (верхним и
нижним конечностям [69, 129], краниальным тканям [72, 74], грудной клетке
[160]) и организму в целом [106].
Кроме того, в исследованиях могут дополнительно использоваться ФГП,
с целенаправленным управлением создания условия, позволяющего проявлять
их по характеру спектра. Например, исследования с управлением собственным
ритмом дыхания (в дыхательных пробах), с изменением положения тела в пространстве (в ортостатической пробе), ФГП с дозированной компрессией тканей
конечности [159], с созданием условий рабочей гиперемии скелетных мышц и
органов – все эти пробы позволяют контролировать результат модулирующего
действия на пульсирующее наполнение разных сосудов.
Из названных проб особое место занимает ФГП с дозировано компрессионным воздействием на сосудистую систему [159]. Создание внешнего воздействия в ней управляет вкладом разных сосудистых составляющих в суперпозиции регистрируемой реакции, и позволяет проявлять их в спектре на определённых частотах. Эти возможности представляются важными для исследований
организма, как единого целого, так и состояния отдельных органов и сосудов.
Заключение и выводы главы 3
С целью разработки АПК, предназначенных для неинвазивного управле-
190
ния гемодинамическими процессами в сосудистой системе организма, в главе
проведён системный анализ изменений АД и кровенаполнения, происходящих
при вмешательстве в ее работу в процедурах измерения АД. Предложена система функциональных моделей БТС управления гемодинамическими процессами, предназначенная для анализа процессов сосудистой реакции на внешенее
давление. Она вызывается неинвазивным вмешательством, и регистрируется в
зоне воздействия, в соседних с ней участках верхней конечности и в области
центральной гемодинамики. Представлен анализ влияния на гемолимфонаполнение эндогенных факторов, связанных с движением структур тканей, принадлежащих основным функциональным системам и органам – опорнодвигательного аппарата, дыхания и нервной регуляции кровообращения.
Изменения, производимые действием разных источников влияния, образуют суперпозицию и модулирующее действие на наполение сосудов. Определяющим в изменениях являются динамические проявления АД, перераспределение крови, и соответственно кровенаполнение артерий и вен.
Анализ процессов на модели БТС и электрической модели кровообращения в верхней конечности демонстрирует возможности использования в исследованиях переходных гемодинамических процессов, инициированных внешним
вмешательством. Их можно использовать при разработке соответствующих алгоритмов измерительных процедур, целенаправленно создающих индивидуально выраженную сосудистую реакцию, сопровождаемую проявлениями плетизмографического, аускультативного, осциллометрического эффектов и проявлением переходных гемодинамических процессов.
Модель суперпозиции и модулирующего влияния движений тканей в организме во взаимодействии с сосудистой системой позволяет математически
описывать результирующее наполнение сосудов. При этом определяется представленная во временной и частотной областях функция суперпозиции. Она
включает аддитивные составляющие, связанные с частотой сердечных сокращений, и мультипликативные составляющие, представляющие действие механизма модулирующего влияния эндогенных факторов на пульсирующее крове-
191
наполнение сосудов. Определено проявление основных изменений в спектрах
сигналов, связанных с наполнением сосудов и за которые отвечает функционирование сердечно-сосудистой, дыхательной, опорно-двигательной и нервной
систем и системы соединительной ткани.
Теоретическое описание действия эндогенных факторов, связанных с основными движениями в организме, применимо для практического использования, с целью проявления составляющих суперпозиции кровенаполнения сосудов и жидкостного наполнения окружающих тканей. В них учитывается распространение волновых движений в тканях, перераспределение и преобразование энергии движений, перенос веществ с жидкостями в теле, взаимодействие
между органами и соединительной тканью.
Результат действия факторов эндогенного и экзогенного происхождения
в регистрируемых сигналах выявляется при анализе их спектров по пикам и соответствующим им полосам частот. За их проявление отвечает работа органов,
создающих пульсирующую с частотой сердечных сокращений составляющую
объемных волновых изменений, и модулирующее действие на неё медленноволновых составляющих дыхательных волн и волн более высокого порядка.
Таким образом, на основе системы функциональных моделей БТС управления гемодинамическими процессами обосновывается положение, что в ответ
на внешнее вмешательство и модулирующее действие эндогенных факторов в
результаты измерений АД вносится неучитываемая на практике методическая
погрешность. Для повышения достоверности при интерпретации результатов
эти изменения необходимо учитывать.
На основе выводов о процессах в моделях представлена ФГП на сердечнососудистую и связанные с ней системы организма. Внешнее давление на локальные участки сосудистого русла является тестирующим воздействием, а результаты измерения показателей ЧСС, АД и показатели, отражающие объемнодинамические изменения наполнения сосудов в разных участках сосудистого
русла, - как результат сосудистой реакции в ФГП. В реализациях методов измерения АД с компрессионным воздействием можно планировать процедуры
192
ФГП. За счёт определения дополнительных физиологических данных они расширяют функциональные возможности исследований на основе инструментально инициируемых гемодинамических процессов, при регистрации сигналов в
которых проявляются информативные признаки, позволяющие характеризовать
показатели сосудистых реакций.
Как элемент методологии научного познания явлений, системный анализ
кровообращения в организме, проведённый с учётом влияния факторов эндогенного и экзогенного происхождения, имеет практическое значение. В результате определён подход, позволяющий исследовать ранее не используемые гемодинамические процессы и их показатели. Он обосновывает перспективы разработки комплексных методов и соответствующих инструментальных средств,
в приложении к диагностическим исследованиям и терапии на основе дозировано компрессионных воздействий на локальные участки тела и анализа переходных процессов и спектров сигналов, связанных с проявлением объемнодинамических изменений наполнения сосудов.
193
ГЛАВА 4. НЕИНВАЗИВНЫЕ МЕТОДЫ И БТС УПРАВЛЕНИЯ
ГЕМОДИНАМИЧЕСКИМИ ПРОЦЕССАМИ И АД
На основе разработанных в гл. 3 функциональных моделей БТС управления гемодинамическими процессами, позволяющих анализировать наполнение
системы сосудов при компрессионных воздействиях на локальные участки тела, в практических разработках методов исследований представляется перспективным совместное использование устройств для измерения АД одновременно
в разных участках сосудистой системы. Комплексирование устройств при этом
используется для реализации алгоритмов комплексных методов исследования.
В гл. 4 представлены решения, в которых для обеспечения управления и контроля АД при исследованиях используется БОС. Представлены комбинированные методы и АПК, предназначенные для измерения АД и исследования динамики его изменения, реализующие проявление характерных изменений в сосудистой системе, и контроль взаимосвязанных процессов.
4.1. Комплексирование методов измерения АД в исследованиях
динамики гемолимфонаполнения сосудов
В сосудистой системе организма непрерывно происходят объемнодинамические изменения, связанные с кровообращением в сосудистой системе и
кровоснабжением тканей, обеспечивающим их потребности. Они характеризуются согласованностью по скорости кровотока и движения внесосудистой жидкости в разных участках тела. Гемодинамические изменения в теле происходят
одновременно на пространственно отдалённых расстояниях, на всём протяжении русла крово- и лимфотока. Они сопровождаются согласованным наполнением сосудов. Одним из основных объяснений согласованности изменений является действие механизма нервной регуляции, обеспечивающей управление
давлением в сосудистой системе. При этом АД является универсальным источником энергии, определяющим причину и характер движения артериального и
венозного кровотока и лимфотока в сосудистой системе.
194
Изменения в разных отделах сосудистой системы взаимосвязаны и в них
отражается влияние многих эндогенных факторов. Их проявление носит сложный объемнодинамический характер преобразований в наполнении сосудов,
отражающих работу органов. Поэтому по динамике изменения АД и объемнодинамическим изменениям в сосудистой системе можно косвенно анализировать действие управляющего механизма нервной регуляции кровообращения,
статус сосудистой системы и работу органов [102, 122, 138, 173, 197, 232].
Многие нарушения в организме могут быть вызваны патологическими изменениями в тканях и протеканием обменных процессов, отражающихся на динамике изменения их ГЛН. Поэтому параметры жидкостного наполнения сосудов и
окружающих тканей можно использовать в качестве диагностических признаков для анализа состояния организма.
При этом в исследованиях кровообращения важным является контроль
параметров наполнения сосудов. На практике могут реализоваться методические возможности контроля хода тренировок сосудистой системы, проводимых
на основе автоматизированных тренажёрных комплексов.
Во всех косвенных методах измерения АД в сосудах верхней конечности
фактически используется параметр объема наполнения сосудов, происходящего
при компрессионных воздействиях. С учётом этого, производимое в методах
измерения АД компрессионное воздействие может использоваться в основе
планирования комплексных исследований. При этом регистрация изменений
АД в пространственно отдалённых участках сосудистого русла представляется
методическим приёмом, реализуемым с целью анализа изменений кровообращения в целостном организме.
При измерениях АД используются специализированные для разных участков тела пневматические манжеты. Они предназначены для проведения измерений на верхних и нижних конечностях и на пальцах рук путём создания механических воздействий на соответствующие участки системы кровеносных
сосудов. При этом компрессионное действие является составной частью измерительной процедуры. Оно представляет способ создания внешнего неинвазив-
195
ного вмешательства в кровообращение, при котором инициируется ответная
сосудистая реакция. Она регистрируется в виде сигналов, отражающих динамику наполнения сосудов. Проявление реакции производится по алгоритмам
обработки сигналов и анализа и используется для интерпретации результатов.
Использование разных последовательностей компрессионных воздействий в алгоритмах исследований, основанных на моделях БТС управления гемодинамическими процессами (гл.3), представляет практический план проведения ФГП. В них проявляется объемнодинамическая реакция ГЛН в сети сосудов верхней конечности и действие механизма нервной регуляции. С целью
проявления изменений наполнения сосудов в соответствующих сигналах ответной реакции на пробные компрессионные воздействия исследования могут
планироваться на основе управления гемодинамическими процессами.
В числе целенаправленно инициируемых сосудистых реакций могут использоваться: феномен Короткова [46, 121, 123], амплитудные изменения пульсаций кровенаполнения пережимаемых сосудов в осциллометрическом методе
измерения АД [108, 169, 177], плетизмографический эффект наполнения сосудов конечности [5, 80, 84], процессы перераспределения крови в конечности
между кровеносными сосудами с разным уровнем внутрисосудистого давления
и их пространственного расположения в теле (гл.3).
Особое значение при исследованиях имеет возможность создания разных
дозировано компрессионных ступеней давления. Дозирование позволяет избирательно управлять вкладом в наполнении соответствующих сосудов (лимфатических, венозных и артериальных) и по спектральным характеристикам анализировать динамику их наполнения.
При этом, во-первых, при разных постоянных уровнях давления создаётся
квазистационарное условие кровообращения. Это принципиально обеспечивает
возможность воспроизводить условия для проявления наблюдаемых реакций.
Кроме того, целенаправленно осуществляется внешнее управление функциональным состоянием сосудами одного из отделов сосудистой системы. Это
осуществляется, например, путём уменьшения или полного исключения доли
196
их участия в транспортных и обменных процессах, и проявления модулирующего действия ответственных составляющих в реакции со стороны сосудов
других отделов.
Характер регистрируемых изменений в наполнении сосудов конечности
при ФГП связан с текущим распределением крови между сосудами и с управлением состоянием сосудистой системы. Это определяет перераспределение
крови между сосудами разного калибра и внутрисосудистого давления. Такой
подход к проведению процедур измерений АД с компрессионным воздействием
расширяет функциональные возможности исследования сосудистой системы.
Кроме измерения показателей АД в комплексных исследованиях определяются
дополнительные показатели гемодинамики и состояния кровеносных сосудов.
Расширение функциональных возможностей в исследованиях достигается
за счёт использования одновременно комплекса измерительных устройств,
предназначенных для измерения АД в разных участках сосудистого русла. При
этом модификации алгоритмов управления измерительными процессами, усложняющих лишь программную часть обработки результатов, расширяют возможности исследований, построенных на основе известных методов измерения
АД. Этот подход эффективен при разработке новых методов функциональной
диагностики кровообращения и при проектировании соответствующих АПК.
С учётом этих замечаний в последующих разделах приводятся решения с
ранее не использованными возможностями комплексирования в исследованиях
сосудистой системы. Они прошли апробацию и защищены патентами и авторскими свидетельствами СССР и РФ на изобретения [74, 75, 103, 127, 140-144] .
4.2. Фотоплетизмотонометрический метод исследования АД и
кровенаполнения периферических сосудов
Среди методов функциональной диагностики сердечно-сосудистой и
нервной систем организма известен метод фотоплетизмографии [80]. Фотоплетизмоманометрические (ФПМ) исследования, результаты которых опубликова-
197
ны в работах [103, 131-134, 145-148], представляют направление дальнейшего
развития этого метода. В них используется съем также фотометрических сигналов, отражающих объем ГЛН сосудов, и анализируются изменения, происходящие при воздействии. Однако отличительной особенностью ФПМ метода является внесение управления гемодинамическим процессом, путём создания
внешнего давления в разных участках на кровеносные сосуды.
Методы ФПМ позволяют проводить комплексные исследования периферических кровеносных сосудов и АД, так как в них сочетаются приемы измерения АД с регистрацией изменений наполнения сосудов.
Фотоплетизтононометрическим (ФПТМ) устройством [133, 134] снимается ФПГ-сигнал, в котором отражается наполнение периферических кровеносных сосудов в средней пальцевой фаланге верхней конечности. Устройство
предназначено для измерения показателей АД и венозного давления Рв и показателей, связанных с сосудистым тонусом. В устройстве используется система
автоматического регулирования, обеспечивающая режим слежения за давлением в пальцевой манжете Рм.па(t) [117, 146, 150]. Системой задаются необходимые законы управления давлением. Для этого в системе используется
встроенный генератор линейно изменяющегося давления, задающий последовательную серию чередующихся циклов линейной компрессии и быстрой декомпрессии воздуха в манжете пальцевого датчика ФПГ. Оптоэлектронная система датчика ФПГ смонтирована в общей конструкции корпуса с манжетой.
При этом осуществляется передача давления на кровеносные сосуды пальца и с
этого же участка одновременно снимается ФПГ сигнал, отражающий кровенаполнение сосудов. Максимум спектральных характеристик излучающего светодиода и фотоприемника оптоэлектронной системы датчика ФПГ выбраны согласованными,
в
соответствии
со
значением
изобестической
точки
(805ºнмº±º6ºнм) светопоглощения крови.
В качестве примера исследования на рис.4.1 приведены записи сигналов
давления в манжете Рм(t) и фотоплетизмограммы (ФПГ), воспроизводящие ти-
198
пичные проявления в процессе компрессионного воздействия на кровеносные
сосуды пальца верхней конечности.
Рис.4.1. Сигналы Рм и ФПГ, зарегистрированные в исследованиях
кровеносных сосудов пальца верхней конечности методом ФПМ [134].
Средний уровень сигнала ФПГ и амплитуда его изменений связаны с текущим давлением в манжете Рм(t) и пульсациями наполнения сосудов, вызванными изменением АД. Так, в период повышения давления Рм, как видно на участке I (рис.4.1), происходит быстрый спад среднего уровня сигнала ФПГ. С
дальнейшим ростом давления Рм(t) на границе участков I и II отчетливо проявляется перегиб, за которым следует уменьшение среднего уровня наклона кривой ФПГ-сигнала. Этот момент соответствует пережатию вен и прекращению
венозного оттока. Разница в наклоне кривой ФПГ на участках I и II отражает
различие упруго-вязких свойств вен и артерий [103]. Их модули упругости
можно оценить по кривой ФПГ в относительных единицах. Таким образом,
проявление выраженного перегиба на границе участков объясняется полным
пережатием венозных сосудов, а уровень давления в манжете в этот момент определяется соответственно как венозное давление (Рм = Рв).
Дальнейший ход кривой сигнала ФПГ при повышении давления Рм.па(t)
связан с изменением наполнения артериальных сосудов, и наблюдается
увеличение объема притекающей крови. На участке II сначала происходит рост,
затем снижение амплитудных значений пульсаций кровенаполнения. Значение
199
давления при максимальной осцилляции сигнала ФПГ соответствует уровню
среднего АД (Рм = Рср.) [212, 248, 253, 269]. Более отчётливо он проявляется при
максимальных осцилляциях на осциллограмме ФПГ* (рис.4.2), полученной в
результате обработки сигнала ФПГ, за вычетом из него постоянной составляющей (рис.4.1).
Рис.4.2. Разностный осциллометрический ФПГ*-сигнал кровеносных
сосудов пальца, полученный из ФПГ-сигнала за вычетом постоянной
составляющей при проведении метода фотоплетизмоманометрии.
В конце участка II из-за полного пережатия артерий пальца пульсации
ФПГ прекращаются. Момент прекращения пульсаций в ФПГ-сигнале соответствует равенству давления в пальцевой манжете и в пальцевых артериях Рм= Рс.
Дальнейший рост давления Рм(t), на участке III, приводит к незначительному
изменению среднего уровня ФПГ-сигнала. Оно вызвано уплотнением тканей и
вытеснением мягких тканей и оставшейся крови из-под манжетного пространства в соседние области, выше и ниже зоны компрессии.
Характеристическое время Т1 периода восстановления ФПГ-сигнала, на
участке IV (рис.4.1), отражает переходный процесс восстановления кровообращения в пальцевых сосудах. Этот период относится к процессу, наблюдаемому
после резкого сброса компрессионного давления с пальцевых сосудов. Время Т1
связано с периодом восстановления кровообращения в артериях и венах на участке сосудистого русла в области под манжетой и зависит от текущего перераспределения крови между ними, их объема и состояния тонуса.
200
Таким образом, анализ возможностей метода ФПТМ позволяет отметить
важные особенности, связанные с изменением наполнения сосудов. Они воспроизводятся при реализации соответствующего алгоритма управления при
создании давления в манжете и проявляются при регистрации динамических
изменений наполнения пальцевых сосудов. При этом выделяются характерные
признаки, позволяющие определять важные гемодинамические показатели: Рв.,
Рд., Рср., Рс. и Т1.
4.3. Методические особенности комплексных методов исследования
упругости стенки кровеносных сосудов при компрессионных воздействиях
При оценке состояния системы кровообращения важной является информация об эластичности стенки сосудов. Этот параметр можно анализировать по
зависимости кровенаполнения от внутрисосудистого давления. Для этих целей
в работах [133, 146, 151] представлены способ и устройство для неинвазивных
исследований свойств упругости артерий. Съем информации производится одновременно с двух пальцев одной руки, в предположении, что сосудистая стенка разных пальцев характеризуются одинаковой эластичностью. На одном из
пальцев в непрерывном режиме отслеживается изменение параметра АД в абсолютных единицах давления. Для этого используется система автоматического
регулирования давления в пальцевой манжете, построенная по принципу объемной компенсации и поддержания стенки сосуда в ненагруженном состоянии,
по методу Пеньяза. На другом пальце регистрируется сигнал ФПГ, в относительных единицах отражающий суммарный объем наполнения артериальных и
венозных сосудов. На сосуды второго пальца второй манжетой создаётся постоянное давление. Одновременная регистрация сигналов АД и ФПГ с соседних пальцев представляет непрерывную характеристику эластичности пальцевых кровеносных сосудов при каждом сердечном сокращении.
В тоже время представляет интерес исследование сосудов в функциональном диапазоне внутрисосудистого давления, включая уровни ниже диасто-
201
лического давления Рд. Такие исследования актуальны в практических ситуациях: в случаях с ослабленным тонусом сосудов; при кровопотери в экстремальных условиях пребывания организма; в других ситуациях. Для этого исследование проводится с использованием дополнительного компрессионного воздействия на плечевую артерию [134, 145]. Это осуществляется путём целенаправленного инициирования процесса уравновешивания АД и венозного давления
Рв в верхней конечности. Так намеренно создаются необходимые условия, при
регистрациях воспроизводящие переходный процесс перераспределения объемов крови между сосудами артериального и венозного русла в предплечье и
кисти руки. При этом исключается гемодинамическая связь кровеносных сосудов верхней конечности и разобщается контур центральной гемодинамики от
периферических сосудов. Осуществляется ФГП с остановкой кровообращения в
верхней конечности, полностью прекращается приток артериальной крови в
периферическую область и отток возвращаемой венозной крови. При пробе
контролируется перепад между АД и венозным давлением Рв, и регистрируются
изменения АД с переходными периодами соответствующих объемнодинамических изменений ГЛН сосудов.
При планировании этих исследований в числе методических вопросов является установление уровня постоянного давления в пальцевой манжете (Рм.па),
с целью создания определённости при регистрации сигнала ФПГ, отражающего
его кровенаполнение. Выбор уровня постоянного давления (Р м.па=const) существенно влияет в исследованиях на ГЛН сосудов и на соответствующие изменения, проявляемые в ФПГ-сигнале. Экспериментально определено, что целенаправленное изменение уровня Рм.па позволяет не только регистрировать суммарный сигнал объема наполнения артерий и вен, но и раздельно анализировать проявления изменений в артериальном и венозном русле.
На рис.4.3 представлен пример с экспериментально зарегистрированных
осциллограмм сигналов давления в плечевой манжете (Рм.пл..), тонов Короткова
(ТК), а также ФПГ-сигнала при трёх разных значениях постоянных уровней
давления в пальцевой манжете Рм.па. При этом давление Рм.пл. во всех экспери-
202
ментах изменялось по закону линейной компрессии с последующей декомпрессией при соответственно скоростях +4ºи -4 мм рт. ст./с.
210mmHg
Рм.пл
Рм.пл
ФПГ (Рм=40mm Hg)
ТК
210mmHg
210mmHg
Рм.пл
ФПГ (Рм =60mm Hg)
ТК
ФПГ (Рм =100mm Hg)
ТК
Рис. 4.3. Сигналы Рм-пл., ТК и ФПГ, зарегистрированные при трёх
постоянных уровнях давления Рм.па..
Случай с постоянным давлением Рм-па.= 40 мм рт.ст. (рис. 4.3). Давление в
пальце при этом заведомо ниже диастолического давления Р д и вены и артерии
пальца не деформированы. При одновременном создании в плечевой манжете
давления Рм.пл. >ºРс (на осциллограмме в эти периоды сигналы ТК отсутствуют),
приводит к тому, что сигнал ФПГ практически не меняется и соответствует
максимальному суммарному объему кровенаполнения. Лишь в декомпрессионный период при уменьшении давления Рм.пл. ниже уровня Рс, вместе с появлением тонов Короткова (сигналы ТК) проявляется плетизмографический эффект повышение объема кровенаполнения вен пальца и последующее восстановление венозного кровотока. Этот эффект вызван изменением венозного давления
Рв и кровенаполнения венозных сосудов.
Случай создания давления в пальцевой манжете постоянного уровня давления Рм.па= 60˚мм˚рт.ст. Давление в пальце при этом находится вблизи уровня
диастолического давления Рд, на кривой ФПГ проявляется результат внешнего
воздействия, деформирующего просвет артериальных сосудов пальца. Вследствие перераспределения крови между артериальными и венозными сосудами
объем наполнения артериальных сосудов снижается. В компрессионный период
действия давления в плечевой манжете Рм.пл.(t) пальцевые вены остаются пережатыми. Характер изменения кривой ФПГ-сигнала определяется кровенапол-
203
нением пальцевых артерий. Раскрытие просвета и восстановление венозного
оттока происходит в декомпрессионный период давления Рм.пл., за счёт увеличения венозного давления Рв. В регистрируемых сигналах в области пальцевых
сосудов проявляется плетизмографический эффект.
Случай создания давления Рм.па = 100 мм рт.ст., заведомо превышающего
уровень давления Рд. При этом вены пальца полностью пережаты и опустошены. Венозное кровенаполнение пальцев при этом не вносит вклада в изменение
ФПГ-сигнала, и отражаются изменения кровенаполнения лишь артериальных
сосудов. В период компрессии при Рм.пл.= Рс приток в конечность артериальной
крови прекращается, сигналы ТК не проявляются, кровь перераспределяется
между артериями и венами конечности. Это отражается в виде спада кривой
ФПГ-сигнала. В декомпрессионный период изменения давления в плечевой
манжете артериальный приток в сосудах пальца восстанавливается.
При всех промежуточных случаях установления в пальцевой манжете постоянных уровней давления Рм.па отмеченные при исследованиях проявления
воспроизводятся как промежуточные.
Таким образом, создавая постоянный уровень дозированного давления на
сосуды пальца Рм.па и проводя направленные на сосуды плеча компрессионные
воздействия, по их кровенаполнению, регистрируемому в периферической области, исследуется состояние артериальных и венозных сосудов конечности.
4.4. Способ и устройство для неинвазивных исследований артерий
В исследовании артериальных сосудов важным является получение информации об их упруго-вязких свойствах. При этом представляет интерес зависимость кровенаполнения от внутриартериального давления в широком диапазоне изменения этого параметра, в функциональном диапазоне изменения АД.
Важной представляется регистрация данных в каждом кардиоцикле. Очевидно,
что для этих целей необходим непрерывный поток информации об АД и кровенаполнении сосудов. Этим требованиям удовлетворяют способ и устройство,
204
представленные в разработках [145, 151]. Они предназначены для неинвазивных исследований упругой характеристики артерий на основе непрерывной регистрации АД в пальцевых сосудах верхней конечности по методу Пеньяза.
Ниже приводятся методические решения, использованные в разработке.
Давление в пальцевой манжете изменяется таким образом, что стенка артерий остаётся в ненагруженном состоянии. Контроль за постоянством объёма
пальцевых сосудов производится датчиком ФПГ, встроенным в пальцевую
манжету. Одновременно в то же время на соседнем пальце таким же по конструкции датчиком ФПГ регистрируется наполнение сосудов. Давление во второй
манжете поддерживается на постоянном уровне, ниже диастолического давления. При этом в каждом кардиоцикле непрерывно регистрируется АД в абсолютных значениях давления и кровенаполнение в относительных единицах.
Расширение диапазона внутриартериального давления достигается при
одновременном создании давления на плечевую артерию той же руки по методу [145, 151]. Согласно результатам анализа на моделях поведения сосудистой
системы при компрессионных измерениях (гл.3) и экспериментальным данным
[6], после остановки кровообращения в конечности кровь перераспределяется
между сосудами артериального и венозного русла, и происходит спад кривой
АД (рис.4.1). Тогда регистрируемые в переходный период изменения АД в сосудах одного пальца и наполнение сосудов другого пальца представляют исходные данные для расчёта упругости артериальных сосудов в функционально
широком диапазоне изменения АД (от уровня Рв до Рс). Предложенная методика исследования сосудов верхней конечности апробирована экспериментально
и имеет перспективу для использования в разработке комплексных методов исследования кровообращения и кровеносных сосудов.
4.5. Фотоплетизмографический способ определения скорости
распространения пульсовой волны
По общепризнанному мнению, достоверным способом исследования уп-
205
ругости артерий является метод, основанный на определении скорости распространения пульсовой волны VРПВ [86, 147]. Для этого синхронно регистрируют
две осциллограммы сигналов, связанных с изменением кровенаполнения сосудов. Их съём производится с пространственно отдалённых участков сосудистого русла предплечья. Измеряют время задержки появления характерных признаков, проявляемых в сигналах пульсаций и вычисляют отношение расстояния
между точками съема к измеренному времени [86].
Отсутствие контроля силы прижатия датчиков к кожной поверхности руки является основным методическим недостатком этого способа определения
VРПВ. По этой причине проявляются неконтролируемые фазовые искажения в
сигналах, и некорректно измеряется время задержки пульсовой волны. Как
следствие, снижается точность определения показателя VРПВ.
В способе [147] съем информации о времени распространения пульсовой
волны производится датчиком тонов Короткова, располагаемым под нижним
краем плечевой манжеты, вблизи локтевого сгиба. В качестве другого датчика
используется датчик ФПГ, встроенный в пальцевую компрессионную манжету.
Он располагается на любом из пальцев той же руки, где и плечевая манжета.
Комплекс аппаратуры для исследования составляют два измерителя АД,
предназначенные для измерения в разных участках сосудистого русла одной
конечности. На дистальном участке артериального русла верхней конечности
давление в пальцевой манжете создается и поддерживается автоматически. При
этом манжета, пневматически соединенная с управляющей следящей системой,
обеспечивает непрерывный режим поддержания кровеносных сосудов пальца в
разгруженном состоянии. Контроль этого состояния осуществляется по сигналу
ФПГ. При этом давление в манжете непрерывно изменяется по закону изменения АД в пальце.
На проксимальном участке артериального русла этой же руки с помощью
плечевой манжеты на плечевую артерию создается контролируемое компрессионное воздействие. Методически исследование начинается с создания постоянного, высокого уровня давления в манжете, превышающего систолическое дав-
ление (Рм.пл.
206
> Рс.). Затем, после уравновешивания АД и венозного давления Рв,
давление в плечевой манжете Рм.пл. автоматически изменяется по закону линейной декомпрессии (рис. 4.4).
Рис.4.4. Осциллограммы сигналов Рм.пл и Рм.па и тонов Короткова (ТК)
при определении скорости распространения пульсовой волны.
На рис.4.5 представлены осциллограммы сигналов давления в манжетах
Рм.пл. и Рм.па и ТК в период декомпрессии.
Рис. 4.5. Комбинированный фотоплетизмотонометрический способ
определения скорости распространения пульсовой волны (VРПВ).
Появление сигналов ТК и пульсаций давления в пальцевой манжете Рм.па,
после уравновешивания АД и венозного давления Рв, позволяет однозначно определять периоды прохождения пульсовых волн от места открытия просвета
артерии под датчиком ТК до пальцевого датчика. Уровнем компрессионного
воздействия (Рм.пл.) на кровеносные сосуды плеча задается пороговое значение
207
кинетической энергии пульсовой волны, и соответственно время её распространения до пальцевых сосудов. За счёт создания разности между давлениями
Рм.пл.. и Рм.па задается скорость кровотока на анализируемом участке артериального русла. Таким способом задаются начальные условия распространения
пульсовой волны. По данным для каждого цикла сердечного сокращения определяется зависимость скорости распространения пульсовой волны от внутриартериального давления VРПВ.(Рпл.).
Рис.4.6. Экспериментальное проявление зависимости VРПВ от
уровня АД. VРПВ= 3-5 м/с при 130 < Рм.пл. < 85мм рт.ст.
В приведенном на рис. 4.5 и 4.6 примере рассчитанная по данным из регистрации моментов времени появления крайних (первого и последнего) тонов
Короткова скорость VРПВ составила от 3 до 5 м/с. Давление Рм.пл при этом изменялось в диапазоне от 130 до 85ºммºрт.ст..
4.6. Метод функциональной гемодинамической пробы с ограничением
кровотока в сосудистой системе верхней конечности
Для оценки функционального состояния сосудистой системы необходимо
измерять показатели ее функционирования. К их числу относятся показатели
Рс., ∆Р и Рср., Рв., VРПВ и ЧСС. Они отражают активность и взаимодействие основных элементов сосудистой системы: сердца, артериального и венозного от-
208
делов сосудистой системы, эластичность сосудов, а также динамику ее работы
и перераспределение крови в тканях верхней конечности [102, 111].
Перспективной методикой для оперативного медицинского контроля
(ОМК) состояния человека является исследование перераспределения крови и
одновременное определение комплекса указанных показателей при проведении
комплексных методов с измерением АД [6, 103], основанных на создании компрессионных воздействий на сосудистую систему.
Предложенный комплексный метод может рассматриваться как ФГП.
При этом создаётся функциональный тест сосудистой системы при условии ограничения артериального притока в сосудистую систему верхней конечности и
регистрации возникающих при этом сигналов объемнодинамической реакции.
Такая проба проводится с использованием стандартной плечевой манжеты,
оборачиваемой вокруг плеча. Давление в манжете Рм(t) изменяется по линейному закону, что позволяет контролировать создание уровня внешнего давления,
препятствующего прохождению артериального кровотока в верхнюю конечность. Для этого применяется следящая система создания давления, представленная в работе [117]. Скорость быстрого изменения давления Рм(t) устанавливается равной в пределах 20˚±˚10˚мм˚рт.ст/с, скорость медленного изменения в пределах 4º±º1ºммºрт.ст./с.
Уровень давления со стороны плечевой манжеты на сосудистую систему
определяет просвет сосудов и периферическое сопротивление кровотоку на
участке артериального русла в плечевой области под манжетой. Давлением задаётся уровень ограничивающего препятствия пульсирующему кровотоку, направленному в дистально расположенные участки сосудистой сети верхней конечности, и проталкиваемому с каждой систолой сердца. В качестве информационных сигналов в ФГП используются давление в манжете Рм(t) и тоны Короткова ТК, регистрируемые на участке кровеносной системы в области воздействия. Кроме того, производится непрерывная регистрация сигнала, пропорционального АД в одном из пальцев той же руки. Съем и регистрация непрерывного АД в пальцевых сосудах осуществляется сервотонометром ACT-01
209
[149] по методу Пеньяза. Погрешность измерения давления в плечевой и пальцевой манжетах не превышает ± 3 мм рт.ст.
На рис. 4.7 представлены синхронные записи сигналов Рм.пл., ТК и Рм.па,
зарегистрированных при выполнении ФГП с ограничением кровотока в конечности. Кроме измерения показателей Рс, Рд, ∆Р и ЧСС, по сигналам ТК и Рм.па в
каждом цикле сердечного сокращения дополнительно определяется показатель
скорости VРПВ.
Рис.4.7. Осциллограммы сигналов ТК, ДМ и АД при исследовании гемодинамических процессов, с ограничением артериального
кровотока.
Особенности метода ФГП с ограничением артериального кровотока.
– Давление в пальцевой манжете при прекращении кровотока соответствует показателю среднего АД, и оно совпадает с показателем Рср., определяемым по сигналу ФПГ (раздел 4.2).
– Непрерывный спад кривой сигнала АД после остановки кровотока
асимптотически снижается до уровня давления Рв в пальцевых артериях.
– По результатам измерения задержки времени в соответствующем цикле
сердечного сокращения между появлением сигнала ТК и началом анакротического подъема осцилляций АД, определяется ряд скоростей VРПВ i . Они соответствуют разной степени создания внешнего давления Pм i, ограничивающего
кровоток на участке от локтевого сгиба до пальцевых сосудов.
– Изменение формы пульсовых волн непрерывного сигнала АД и изменение пульсового давления ∆Р в ФГП представляют данные о просвете артерий,
210
который связан с их растяжением и обуславливает периферическое сопротивление сосудов [101].
Таким образом, при планировании и разработке комплексных методов,
предназначенных для получения данных о показателях гемодинамики в системах ОМК можно ориентироваться на ФГП с ограничением кровотока в сосудистой системе верхней конечности. Эти методы строятся на основе комплексирования устройств, составляющих АПК, состоящего, по меньшей мере, из двух
измерителей АД. При этом используются возможности проявления динамики
наполнения сосудов.
4.7. Использование биологической обратной связи в управлении
и при контроле АД и кровелимфонаполнения системы сосудов
Среди основных эндогенных факторов, обуславливающих регуляцию
кровообращения и АД в организме, существенное влияние вносит вегетативная
нервная система (ВНС). Её действие сохраняется в сосудистой системе верхней
конечности даже при компрессионных воздействиях, приводящих к гемодинамической изоляции конечности от центрального контура кровообращения. В
систему регулирующего контроля АД в организме входят симпатический и парасимпатический отделы вегетативной нервной системы [118, 167, 197, 200,
207]. Кроме того, в регуляции АД также участвуют основные функциональные
системы организма и физиологические механизмы, действующие в контурах
обратной связи [113].
Основными исполнительными звеньями функциональной системы кровообращения являются структурные элементы сосудистой системы, участвующие
в управлении тонусом сосудистой стенки. За счёт работы сердца и активности
стенки сосудов в процессе кровообращения происходит распределение и непрерывное перераспределение крови в тканях и органах. При этом на процессы
кровообращения действует несколько составляющих:
– сила, создаваемая за счёт нагнетательной работы сердца;
211
– силы, связанные с градиентами внутрисосудистого давления в сосудистой системе;
– силы натяжения стенок сосудов, связанные с их тонусом;
– силы гидростатического давления столба жидкостей, зависящие от пространственного положения тела человека в поле тяготения [8, 108, 184];
– силы инерции, связанные с характером движения тела в пространстве.
Результатом совместного действия составляющих сил является непрерывное изменение кровенаполнения сосудов. При этом повышение объема наполнения одних сосудов синхронизировано с одновременным изменением в
других, что является следствием соответствующих изменений АД. Изменения
АД и наполнения сосудов в разных участках тела, органах и отделах сосудистой системы непрерывны и синхронизированы во времени. Они связаны с
управлением тонусом сосудов. По образному выражению Н. Полотебнова, ученика С. Боткина, - «….в организме происходит непрерывная игра кровеносных
сосудов» [108].
Действие в регуляции АД биологической обратной связи (БОС) может
использоваться в исследованиях с искусственным изменением условий кровообращения. Одним из способом управления АД является целенаправленное
создание нагрузки на сосудистую систему. Например, возможными способами
управления являются: навязывание определённого ритма и глубины дыхания;
волевое управление ритмом и задержкой дыхания; задание физической работы
с определённой мощностью; проведение ортостатической и других функциональных проб. Поэтому при разработке инструментальных методов, обеспечивающих управление кровообращением и АД важным является введение в измерительную систему БОС, в которой учитываются эти особенности [6, 13, 31,
131-134].
На рис.4.8 представлена обобщенная структурная схема измерительной
системы, за счёт использования БОС в которой производится управление и
контроль АД. Схема включает взаимодействующие в совместном контуре
функционирования технические средства и сосудистую систему биообъекта
212
(БО). В качестве факторов внешнего воздействия на сосудистую систему в схеме используется работа на велоэргометре (ВЭМ) и управление мощностью нагрузки. По командам устройства управления (УУ) системой контролируемого
пережатия (СКП) создаются компрессионные воздействия на кровеносные сосуды БО, выполняющего работу на ВЭМ. Устройством управления задаётся
определённая мощность нагрузки на сосудистую систему. При этом формируется сигнал управления исполнительным устройством ВЭМ. Устройством съёма информации (УСИ) осуществляется съем сигналов, возникающих в ответной
реакции на компрессионные воздействия.
ВЭМ
БО
СКП
УУ
БОС
УСИ
БПС
БОИ
Рис. 4.8. Структурная схема измерительной системы для управления
и контроля АД с использованием БОС [130].
Сигналы БОС формируются блоком преобразования сигналов (БПС). При
этом в преобразованных сигналах учтено меняющееся состояние организма, и
формируется сигнал управления воздействием. Он передаётся в устройство
управления УУ и в блок обработки информации БОИ для обработки.
Примечательно, что при формировании сигналов управления в построении устройств [6, 7, 11, 13, 14] для практического использования, приняты разные события и проявления сигналов:
- появление, или отсутствие тонов Короткова, в работе [6];
- ФПГ-сигнал, отражающий кровенаполнение сосудов, в работе [7]; показатели АД, в работах [6, 7, 11, 13, 14].
В проводимых этими методами исследованиях производительность измерений повышается за счет алгоритма гибкого управления измерительным процессом. Управление производится в соответствии с текущим состоянием сосудистой системы. Кроме того, по сравнению с методом Короткова и осцилло-
213
метрическим методом, в этих устройствах для измерения АД расширены функциональные возможности исследований.
Измерительная система [13], обобщенная схема которой приведена на
рис.4.8, при работе на ВЭМ обеспечивается автоматическое управление во время тренировки сосудистой системы. При этом диагностируется функциональное состояние сосудистой системы организма. Поддержание функционального
состояния сосудистой системы на необходимом уровне создается за счёт
управления мощностью нагрузки, зависимой от результатов измерения АД и
ЧСС. Использование сигналов отрицательной обратной связи обеспечивает при
повышении ЧСС или АД формирование сигнала управления, снижающего нагрузку на организм, а уменьшение – повышающего нагрузку. Таким образом,
формируемый с учётом текущих значений АД сигнал управления позволяет в
реальном времени проводить непосредственно исследования и тренировки.
4.8. Метод исследования механизма регуляторного контроля системы
кровообращения по вариабельности показателей АД
Основным гемодинамическим процессом в организме является кровообращение. Благодаря этой функции в организме обеспечивается непрерывное
снабжение и обмен в тканях необходимыми продуктами жизнедеятельности. В
ходе кровообращения происходит приток артериальной крови к тканям, венозный отток, перераспределение крови между сосудами артериального и венозного русла и депонирование крови. Они происходят одновременно в разных участках тела и подчинены регуляторному контролю со стороны вегетативной
нервной системы (ВНС). Вследствие этого в каждом цикле сердечного сокращения циклически повторяется изменение АД. В повторении гемодинамических процессов проявляется вариабельность показателей ЧСС и АД [197, 230],
отражающая действие участвующих в регуляции кровообращения механизмов.
Для представления механизмов регуляции можно использовать модель
[167] с двумя ветвями, определяющими результат интегрирующего действия
214
внутренних факторов и процессов в организме. В модели (рис. 4.9) включены
два контура нервного контроля – парасимпатического (тормозящего) и симпатического (возбуждающего) влияния, действующие на сосудистую систему.
Они представляют систему управления с обратными связями ВНС, обеспечивающей центр интеграции структур головного мозга биосигналами афферентной барорецепторной импульсации. В схему включены высшие нервные центры, непосредственно сердце, периферические сосуды и система обратной связи, включающая афферентные нервные пути и барорецепторы [200, 207, 231].
Симпатические
афференты
Симпатическая ветвь
регуляции
Центр
интеграции
Симпатическийпарасимпатический баланс
Сердечнососудистая
система
Парасимпатическая ветвь
регуляции
афференты
вагуса
барорецепторы
Рис. 4.9. Упрощенная модель с двумя ветвями (симпатической и
парасимпатической) регуляции гемодинамических процессов [167].
Контроль и управление ими является результатом баланса активности
между двумя ветвями регуляции [207]. Их совместное действие в результате
определяет тонус сосудов и обеспечивает контроль и управление работой сосудистой системы. Преобладание симпатических рефлексов приводит к тахикардии; преобладающие парасимпатические рефлексы могут либо стабилизировать
сердечный ритм, либо вызвать брадикардию и гипотензию [167]. Действие
симпатической и парасимпатической ветвей регуляции проявляется при анализе вариабельности показателей ЧСС и АД. В частности, при анализе частотной
дисперсии этих показателей выделяются низкочастотная (LF) и высокочастот-
215
ная (HF) полосы в спектральной плотности мощности СПМ вариабельности
[197, 231]. Каждая из полос СПМ показателей ЧСС, Рс и Рд отражает влияние
соответствующей ветви регуляции в процессе контролирующего баланса.
Кроме процессов в объеме тела, на высшие нервные центры головного
мозга оказывают влияние афферентные сигналы и внешние факторы. Центры
подстраивают сосудистую систему к потребностям тканей в кровоснабжении,
управляя сократительной функцией и периферическим сопротивлением сосудов. Результат управления в сосудистой системе, вызванный внешними воздействиями, активизирующими физиологические механизмы, и управления внутренним состоянием организма, отражается на спектральных характеристиках
соответствующих сигналов и проявляется в переходных процессах. Поэтому
исследования поведения системы с двумя основными разнонаправленными механизмами регулирующего действия позволяют по СПМ вариабельности выявлять действие и вклад исследуемых механизмов. Для этого используются спектральные характеристики – частоты и ширина полос максимумов СПМ вариабельности, выделенных в определённых диапазонах частот.
В последние полтора десятилетие широко проводятся сравнительные исследования вариабельности показателей ЧСС и АД [53-55, 106, 118]. В этих исследованиях учитываются рекомендации стандарта [197]. Среди методов анализа вариабельности сердечного ритма ВСР и показателей экстремальных значений АД частотные методы являются общепризнанными и успешно используются многими авторами. Однако рекомендации [197] не ограничивают направлений развития для использования в разработках новых методов.
При планировании комплексных исследований представляется перспективным получение информации не только о показателях АД, но и о гемодинамических процессах, происходящих при функциональных пробах (гл.2, 3). В
спектрах, вычисленных по кратковременным записям длительностью от 2 до 5
мин, рекомендуется выделять три основные спектральные области: сверх низкочастотные (VLF), низкочастотные (LF) и высокочастотные (HF) компоненты.
Распределение мощности и центральная частота пиков LF и HF не фиксируется
216
и может варьировать в зависимости от модуляции сердечного ритма, вызванного действием ВНС. VLF, LF и HF компоненты обычно измеряются в абсолютных значениях мощности (мсек2, или мм.рт.ст.2), но могут также измеряться и в
нормализованных единицах (n.u.), представляя относительные значения каждой
спектральной компоненты, по отношению к общей мощности, за вычетом VLF
компоненты. На рис. 4.10 выделены частотные диапазоны, условно принятых
границ VLF, LF и HF волновых процессов [197] при спектральных исследованиях вариабельности показателей ритма сердца, интерпретация которых ещё не
имеет однозначного решения.
Так, например, нет объяснения VLF компоненты на основе физиологических процессов и нет описания изменений сердечного ритма такой периодичности. Для их определения требуются специальные исследования. Негармонические компоненты, в которых пики не выражены, симулируются поведением
средней линии, или смещением тренда.
Рис. 4.10. Частотные диапазоны, условно принятых границ VLF,
LF и HF волновых процессов [197].
Они обычно принимаются за главные составляющие VLF. VLF компонента, полученная по кратковременной записи (менее 5 мин.) недостоверна и
должна быть устранена при интерпретации СПМ кратковременной записи. В
объяснении различия пиков СПМ в LF- и HF- диапазонах может также учитываться различие скоростей проведения сигналов управления по ветвям пара-
217
симпатического и симпатического нервного контроля во внутренней среде организма. Они составляют от 10 до 20 м/с в парасимпатической и от 0,4 до 0,5м/с
в симпатической ветви. Результаты исследований изменения АД и переходных
процессов при ФГП представлены в работах [53-55, 106, 118].
4.9. Частотный метод анализа волновых проявлений наполнения
сосудов в функциональных гемодинамических пробах с давлением
на локальные участки сосудистой системы
Основным проявлением жизнедеятельности организма являются протекающие в нём циклически повторяющиеся процессы, обусловленные сокращением сердца, дыхательными движениями и объемными волновыми изменениями в теле более высокого порядка. Они проявляются при регистрации разных
сигналов и во многих участках тела. Объемнодинамические изменения тканей в
организме связаны с их состоянием и с процессами изменения их содержания.
Отклонения от нормального состояния при патологических изменениях в организме сопровождаются изменением характера процессов, связанных с объемными перестройками в тканях. Они отражаются на быстрых волновых процессах (БВ), с частотой сердечных сокращений, и медленных волновых процессах
(МВ), с частотой ниже 0,4 Гц. Поэтому для диагностических целей важно контролировать амплитудно-частотные характеристики объемнодинамических изменений, характеризующих эти процессы. Этим определяется актуальность
технической задачи регистрации сигналов, отражающих суперпозицию наполнения тканей, и разделение в ней вклада разных ответственных составляющих.
К тканям и жидким средам в организме, в которых происходят квазипериодические волновые процессы, относятся:
– артериальные и венозные сосуды и кровоток в них;
– лимфатические сосуды и лимфодренаж;
– внутриклеточная и межклеточная внесосудистая жидкости и жидкостный обмен в них;
218
– мягкие ткани.
Для исследования волновой структуры процессов, связанных с объемными изменениями в разных тканях, разработана модель суперпозиции (раздел
3.7), универсальный метод [126, 128, 129, 137-139] частотного разделения составляющих в суперпозиции объемнодинамических процессов наполнения сосудов с разным уровнем давления, и алгоритм реализации объемнометрических
преобразований (ОП) в реакции.
Метод [91, 93, 94, 100-102] основан на исследовании при создании серии
дозированных по уровню компрессионных воздействий на ткани внешним давлением. При этом на каждой ступени давления из суперпозиции совокупного
наполнения избирательно исключается вклад сосудов с внутрисосудистым давлением ниже уровня компрессии. Соответствующие изменения проявляются в
спектре. Благодаря этому, регистрация сигналов, отражающих объемные изменения, и производимая путём съёма сигналов с поверхности тела, позволяет неинвазивно исследовать объемнодинамические изменения в располагаемых в
глубине тела тканях, и анализировать скрытые внутриглубинные процессы.
Важно, что метод оказывается эффективным при исследовании разных
участков тела и органов, например, верхних и нижних конечностей тела и краниальных тканей КТ [71-75, 139, 154, 158-160, 163].
Для этих целей может использоваться окклюзионная манжета и АПК,
обеспечивающий управление давлением на постоянных уровнях давления в
манжете Рм=, и контролирующий переменную составляющую давления Рм~(t),
действующего на манжету со стороны компрессируемых тканей. С одной стороны, постоянные определенные уровни давления в манжете (Р м= = const) задают внешнее воздействие. С другой стороны, регистрация изменений переменной составляющей сигнала Рм~(t) позволяет анализировать ответную сосудистую реакцию, связанную с объемными изменениями в сосудистой системе и
окружающих тканях.
Для проявления характера циклически повторяемых процессов на каждой
ступени тестирующего давления используется представление регистрируемых
219
сигналов в частотной области. Спектр вычисляется методом быстрого преобразования Фурье (БПФ). В спектре суперпозиции выделяются частотные компоненты волновых процессов, обусловленные периодическими объемнодинамическими изменениями в сосудах, и определяется относительный вклад составляющих на разных частотах.
Таким образом, в методе используется два методических решения:
– окклюзия позволяет управлять и идентифицировать вклад составляющих в их суперпозиции;
– управление окклюзионным воздействием должно проводиться с учётом
создания условий для протекания определенных процессов в разных сосудах
(лимфатических, капиллярных, венозных, артериальных), и влияющих на объемное заполнение жидкостью внесосудистого пространства.
При этом последовательно реализуется исключение вклада определённых
составляющих из суперпозиции объемнодинамических изменений разных сосудов. При низких ступенях компрессии вначале повышения давления из-под
манжетного пространства вытесняются мягкие ткани и межтканевая жидкость.
По мере повышения внешнего давления последовательно пережимаются лимфатические, капиллярные, венозные и артериальные сосуды. Происходящие в
связи этим изменения, за счёт внесения методических особенностей, расширяют возможности исследований. Выделим следующие особенности:
– для исследований могут использоваться специализированные манжеты
для разных обследуемых участков тела, например, для верхних и нижних конечностей, разных фаланг пальцев или для исследования краниальных тканей;
– за счёт управляемой окклюзии контролируются изменения и не нарушается функциональная активность исследуемых тканей;
– реакция тканей на воздействие отражается и анализируется в частотной
области, по спектру регистрируемых сигналов.
В качестве примера на рис. 4.11 приведены типичные спектрограммы изменений наружно проявляемого объема краниальных тканей КТ у обследуемого субъекта, полученные при давлении в диапазоне от 3 до 30 мм рт.ст. При
220
этом при определённых заданных постоянных уровнях давления регистрировался осциллометрический сигнал давления Рм~(t), представляющий действие
суперпозиции вклада разных окружающих тканей и сосудов на расположенную
на голове специализированную манжету. Время каждой записи, проведённой с
использованием АПК [76], составляло 3 мин; частота выборки сигнала 100 Гц.
Обработка данных проводилась пакетом прикладных программ MatLab с использованием алгоритма БПФ. Приведенные СПМ изменения сигнала Рм(t) при
разных уровнях постоянной составляющей давления получены с разрешением
4096 точки. По оси абсцисс спектра указаны отметки частоты, Гц, по ординате
– значения СПМ, в мм рт.ст.2 /Гц.
Р= 3mmHg
Р= 8 mmHg
Р= 18 mmHg
Р= 30 mmHg
Рис. 4.11 Спектрограммы объемнодинамических изменений КТ
в диапазоне исследуемых давлений от 3 до 30 мм рт.ст.
221
При всех уровнях давления Рм= в диапазоне давлений от 3 до 30 мм рт.ст.
в спектрах проявляются пики БВ- составляющих, охватывающие диапазон частот от 1 до 1,2 Гц, и МВ- составляющих, представленных в диапазоне частот
ниже 0,4 Гц. Они связаны с вкладом разных тканей в объемные изменения. За
составляющие БВ- диапазона отвечает пульсирующее с частотой сердечных сокращений кровенаполнение сосудов. МВ-компоненты представляют волны
медленных процессов в КТ. При переходе давления от 3 до 8 мм рт.ст. МВ процессы в тканях более выраженные.
При давлении Рм= 18 и 30еммерт.ст. амплитуда этих составляющих
уменьшается, по сравнению с БВ- пиками. Значения СПМ и соотношение между мощностью низко- и высокочастотных пиков меняется c ростом давления в
манжете Рм.
Во всех случаях МВ процессы наблюдались в диапазоне от 6 до 14
волн/мин., разброс значений которых связывается с индивидуальным состоянием обследуемых.
Аналогичные результаты, полученные при исследованиях на верхних и
нижних конечностях, также подтверждают возможность разделения составляющих объемных изменений в них, путём проведения дозировано компрессионных воздействий на ткани и с применением анализа процессов в частотной
области. Это позволяет проявлять структуру волновых процессов в тканях с целью проведения диагностического анализа.
4.10. Комплексный компрессионный метод измерения показателей
функционирования организма для условий экстремальных ситуаций
Кровообращение значительно меняется при стрессах и в экстремальных
ситуациях (ЭС). Они возникают по разным причинам и в разных жизненных
ситуациях, начиная от бытовых условий и кончая условиями выполнения профессиональной работы операторов на ответственных объектах. Характерными
222
признаками начала изменения состояния в ЭС являются беспокойство, страх,
сильные боли, повышение возбудимости, перенапряжение функций нервной
системы и всех органов. Затем наступает торможение, нарушаются функции
основных систем организма (кровообращения, дыхания, нервной системы, системы жидкостного обмена, работа регуляторной и других систем); развиваются
гипоксия, гипотония или гипертония. Они могут осложняться тромбозами, эмболией, инсультом и другими патологическими изменениями [88, 160]. Среди
пострадавших в ЭС и не получивших в течение часа первой медицинской помощи умирают 40%, через 3 часа - уже 60%, а через 6 часов - уже 95% пострадавших. Каждые 20 из 100 погибших при несчастных случаях и катастрофах
могли быть спасены при своевременной помощи. Поэтому в ЭС необходимо
оказание помощи, при которой производится экстренное медицинское обследование, контроль и управление состоянием человека. При этом для получения
объективных данных важно использовать комплексные методы исследований,
оперативно осуществляемые соответствующими техническими средствами.
Кроме того, в числе актуальных разработок, предназначенных для получения
информации о выполнении важнейших функций организма, кровообращения и
дыхания, целесообразны неинвазивные экспресс методы измерения АД, совмещающие измерение и показателей дыхания.
Ниже представлены данные о разработке компрессионного метода и системы [160], предназначенной для получения совместно данных о функциональном состоянии систем кровообращения и дыхания. Метод оптимизирует и расширяет функциональные возможности известных методов. Он основан на анализе спектра осциллометрического сигнала, отражающего проявление влияния
дыхания на пульсирующее кровенаполнение сосудов и объемнодинамические
изменения окружающих тканей.
Комплексные методы исследования кровообращения и дыхания.
К методам измерения основных интегральных физиологических показателей относятся методы измерения АД, частоты сердечных сокращений ЧСС и
дыхания. Среди них выделяется комплексный метод, совмещающий измерение
223
показателей АД и ЧСС. Он основан на регистрации сигнала, отражающего динамику наполнения тканей при компрессионных воздействиях на систему сосудов верхней конечности. Измерения проводятся устройством, включающем
плечевую манжету, блок создания давления и систему управления, регистрации
и обработки сигналов. Обычно такими устройствами не предусматривается выполнение анализа дыхательной активности и ее влияния на разные ткани, не
определяются показатели дыхания и его модулирующее влияние на пульсирующее наполнение сосудов. Более того, дыхание во время измерений АД относят к источнику артефактов, вызывающих влияние движений плеча с обёрнутой вокруг него пневматической манжетой, на давление в манжете. Из-за близкого расположения плеча и грудной клетки ее движения при дыхании механически передаются на манжету. Однако, несмотря на это влияние на результат
измерений, его контроль не предусматривается. Имеются лишь общие рекомендации, чтобы пациент во время измерений АД следил за дыханием, и не
производил глубоких вдохов для исключения влияния в результат измерения.
Поэтому для повышения достоверности результатов в ЭС особую роль имеет
контроль условий съёма сигналов.
Данные о дыхании принято получать по пневмограмме ПГ, регистрируемой посредством располагаемого на грудной клетке пояса отведения с установленным на поясе датчиком ПГ. В результате обработки сигнала ПГ определяют
времена вдоха и выдоха и частоту дыхания.
Для получения в комплексе данных о параметрах АД, ЧСС и дыхания известные методы и устройства используют совместно. Объединение двух каналов измерения (АД и дыхания) и соответствующих устройств съема (манжеты и
пояса отведения с датчиком ПГ) в условиях ЭС усложняет эксплуатацию измерительного комплекса. Это связано с необходимостью совместного снаряжения
устройств на теле, и дополнительного отвлечения внимания.
В работе [141] предложено устройство для определения физиологических
показателей человека, производящее комплексные измерения в одной измерительной процедуре - показателей АД, ЧСС и частоты дыхания (ЧД). При этом
224
измерительная процедура (ИП) включает создание компрессионных воздействий на сосуды плеча. В декомпрессионный период в течение нескольких циклов дыхания поддерживается постоянный уровень давления в плечевой манжете. На этой ступени давления, в диапазоне между верхним и нижним значениями АД, регистрируется серия тонов Короткова (ТК). По амплитудным значениям серии сигналов ТК выделяется огибающая, отображающая проявление дыхательных волн. В результате обработки данных по огибающей определяются
показатели дыхания: времена вдоха Твд. и выдоха Твыд. и частота дыхания ЧД.
Таким образом, регистрация сигналов проводится с использованием двух измерительных каналов, и соответственно используется два первичных преобразователя - датчики давления и тонов Короткова.
Однако, по сравнению со стандартным циклом измерения АД окклюзионным методом, в реализации метода [141] увеличивается продолжительность
ИП и продолжительность воздействия на сосудистую систему. Это вызвано необходимостью регистрации нескольких циклов дыхания, с целью повышения
точности измерений. ИП создаёт дискомфорт и болевые ощущения. Они влияют на состояние обследуемого и измеряемые показатели [158].
Кроме того, в ЭС за время измерения могут существенно измениться показатели АД; тоны Короткова при этом могут не прослушиваться. В этих ситуациях возникают методические погрешности измерения показателей АД и
дыхания, продолжительность процедуры обследования удлиняется.
Целью работы [160] явилось устранение отмеченных недостатков и создание комплексного метода, предназначенного для разных условий ЭС. Кроме
этого целями и задачами разработки явились:
– извлечение комплекса данных, регистрируемых в процедуре измерения
АД при выполнении стандартного цикла изменения давления в манжете;
– расширение функциональных возможностей исследований при создании внешнего давления на сосудистую систему, достигаемое за счёт определения данных о модулирующем действии движений при дыхании на пульсирующее кровенаполнение сосудов и жидкостное наполнение окружающих тканей;
225
– минимизация числа каналов и располагаемых на теле первичных преобразователей информации;
– повышение достоверности результатов измерения, за счёт создания
контролируемых условий съема сигналов.
Метод [160] выполняется при создании в процедуре измерения АД стандартного цикла изменения давления в плечевой манжете. При этом регистрируются осцилляции давления в манжете. С целью создания при этом контролируемых условий особо контролируется положение устройства съёма сигналов
на теле – манжеты и фиксирующего пояса (ФП). ФП фиксирует положение
манжеты по отношению к грудной клетке и обеспечивает внесение ее механического действия на манжету. Влияние дыхательных движений грудной клетки
вносится за счёт совместного охвата поясом плеча и обёрнутой вокруг него
манжеты. Это позволяет по сигналам давления в манжете контролировать показатели дыхания.
На рис. 4.12 показаны два варианта расположения ФП на теле. В обоих
вариантах пояс фиксирует положение верхней конечности относительно грудной клетки и ограничивает их взаимные движения относительно друг друга.
Этим создаются единообразные условия для продолжительного съема сигналов,
что повышает достоверность и информативность результатов. Для оперативности использования ФП он объединен в общей конструкции с манжетой (М).
М
М
ФП
ФП
Рис. 4.12. Два варианта расположения фиксирующего пояса (ФП) на теле
в комплексных исследованиях дыхания и сердечно-сосудистой системы.
226
При измерениях без ФП плечо обследуемого располагают таким образом,
чтобы манжета не касалась грудной клетки, и чтобы на неё не передавались
движения. При любом условии в период измерения АД регистрируется осциллометрический сигнал (ОС). По полученным данным вычисляется спектр мощности ОС, в котором выделяются ответственные составляющие за пульсирующее наполнение сосудов и проявление дыхательных движений в объеме тела. В
спектре выделяются пики, принадлежащие диапазонам частот изменения соответственно показателей ЧСС и ЧД. Соответствие выделенных пиков процессам
пульсовой активности сердца и дыхания с показателями ЧСС и ЧД подтверждается по представительству в спектре - пиков в области частот гармоник. В
этом случае частоты выделенных пиков определяются, как результат измерения
ЧСС и ЧД.
Если в спектре ОС ответственные за дыхательные волны и пульсирующее
наполнение сосудов пики однозначно не проявляются, то ситуация интерпретируется как следствие изменения функционального состояния организма, или
связывается с присутствием артефактов, обусловленных проявлением нарушений условий при регистрации данных.
Таким образом, анализ спектра связывается с интерпретацией проявлений
в распространении дыхательных и пульсовых процессов в кровенаполнении сосудов [138, 139], подобных наложению сигналов в многоконтурной электрической цепи (гл. 3). Анализ проводят с учётом принципа суперпозиции и модуляции сигналов [126].
Согласно принципу суперпозиции, результат независимых действий
представляется суммой составляющих, вызываемых ими в отдельности. Модуляция несущего сигнала приводит к проявлению в спектре трёх пиков, соответственно на несущей частоте и на нижней и верхней боковых частотах, двух
спутников [124]. Значения нижней и верхней боковых частот пиков спутников
равны соответственно разнице и сумме частоты модулируемого, несущего сигнала, и частоты модулирующего сигнала.
227
В нашем случае дыхательные волны движений в грудной клетке, в сигнальном представлении являются причиной, оказывающей модулирующее действие на пульсирующее кровенаполнение сосудов, на несущий сигнал. По спектру мощности ОС, в котором проявляется модулирующее действие дыхательных волн на пульсирующее кровенаполнение сосудов, определяют коэффициент модуляции Км. Он равен двойному отношению значений максимумов пиков
представляющих модулирующий и несущий сигналы.
С учётом используемого принципа и выделяемых пиков в спектре ОС характеризуются механизмы, ответственные за проявление дыхания. Их действие
представляется суперпозицией трёх независимых составляющих. Первая проявляется в виде композиции пиков, соответствующих модулирующему действию на пульсирующее кровенаполнение сосудов дыхательных волн - волн второго порядка [120, 121]. Другая составляющая связывается с действием внешних дыхательных движений грудной клетки непосредственно на плечевую
манжету. Третья составляющая - с действием движений внутренних структур
тканей, происходящих вследствие дыхательных движений грудной клетки, и
передаваемых в объеме тела за счёт сил натяжения в системе соединительной
(фасциальной) ткани [10, 82, 260].
Модулирующее влияние дыхания на пульсирующее кровенаполнение сосудов определяется, как соответственно действие на несущий сигнал модулирующего сигнала. В спектре это влияние может проявляться в виде пика, относящегося к несущему сигналу и двух ответственных за модулирующий сигнал
пиков спутников, на нижней и верхней боковых частотах, относительно частоты максимума пика несущего сигнала. Эффект модулирующего действия дыхания на пульсирующее наполнение сосудов оценивается по коэффициенту амплитудной модуляции. Он равен удвоенному отношению амплитуд модулирующего и несущего сигналов [75].
Использование ФП, охватывающего вместе грудную клетку и плечо с
обёрнутой вокруг него манжетой, усиливает проявление в спектре ОС пика дыхательной составляющей, обусловленной непосредственным механическим
228
действием дыхательных движений грудной клетки на манжету, по сравнению с
действием пульсирующего кровенаполнения сосудов плеча. Это важно для
контроля влияния дыхательных движений грудной клетки на манжету.
При проявлении дыхания в спектре ОС, полученного при исключении
механического действия на манжету дыхательных движений грудной клетки,
следует учитывать исключение соответствующего пика при анализе.
На рис.4.13 приведена используемая для комплексных исследований кровообращения и дыхания измерительная система показателей дыхания и АД.
ПД
Манжета
АЦП
ФП
ПК
Измеритель
АД
Рис.4.13. Блок схема измерительной системы для комплексных
исследований состояния кровообращения и дыхания
Схема включает пневматически соединенные с манжетой измеритель АД
и преобразователь давления (ПД), выход которого соединён с аналогоцифровым преобразователем (АЦП), данные от которого передаются в персональный компьютер (ПК). Измерителем АД реализуется осциллометрический
метод измерения АД. Посредством встроенного компрессора автоматически
создается давление в манжете. Давление в манжете преобразуется в электрический сигнал и в цифровую форму. Данные об осцилляциях давления в манжете,
вызванных пульсирующим кровенаполнением сосудов, обрабатываются, и
представляются как результат измерения показателей АД.
Пневматическая манжета является техническим средством, взаимодействующим с сосудистой системой и другими тканями плечевого сегмента конечности. Манжетой компрессионное действие передаётся на кровеносные сосуды.
Посредством манжеты, к тому же, воспринимаются осцилляции давления, вызванные зависимым от степени компрессии кровенаполнением сосудов. Также
229
воспринимаются внешние механические воздействия на манжету, создаваемые
дыхательными движениями грудной клетки.
Преобразователь давления, АЦП и персональный компьютер обеспечивают регистрацию, аналого-цифровое преобразование сигналов, сбор цифровых
данных о давлении в манжете и спектральную обработку результатов. Представление результатов производится на экране монитора ПК, на котором визуализируется временная диаграмма сигнала давления в манжете, регистрируемого
в декомпрессионный период измерительного процесса. На мониторе ПК визуализируются регистрируемый ОС и вычисленный по нему частотный спектр.
Посредством ПК по зарегистрированным в ходе измерительной процедуры
данным определяются показатели ЧСС, ЧД и информация о модулирующем
влиянии дыхания на пульсирующее кровенаполнение сосудов и объемные изменения окружающих тканей в теле.
При апробации метода проводилась имитация возможных ЭС. При этом
использовались функциональные дыхательные пробы и два варианта фиксации
манжеты на теле, соответственно с передачей воздействий движений грудной
клетки на манжету и без воздействий.
На рис. 4.14 и 4.15 в качестве примера приведены временные диаграммы
и спектры ОС, зарегистрированные при измерении АД. Временные диаграммы
рис. 4.14 получены в исследованиях с фиксирующим поясом, обеспечивающим
механическую передачу действия дыхательных движений грудной клетки на
манжету. Временные диаграммы на рис. 4.15 получены в исследованиях с исключением механического воздействия со стороны грудной клетки на манжету.
На верхних диаграммах рис. 4.14 и 4.15 представлены кривые спада давления в
манжете и наложенные на них осциллирующие составляющие, вызванные изменением кровенаполнения сосудов в исследуемом участке. На средней диаграмме - осциллометрические сигналы, содержащие выделенные осцилляции
давления в манжете. На диаграммах указаны: по оси Х – оцифрованные отметки текущего времени, в секундах (с), от начала регистрации. По оси Y – отметки давления в манжете, мм рт.ст.. Цена одного деления по оси Х – 1 с., по оси Y
230
– отн. единицы.
В осциллометрическом сигнале (рис. 4.14) проявляются дыхательные
волны, обусловленные механическим действием дыхательных движений грудной клетки на манжету.
2
4
1
3
Рис. 4.14 Спектры осциллометрического сигнала в условиях, созданных за
счёт фиксирующего пояса, обеспечивающего привнесение механического
действия дыхательных движений грудной клетки на манжету.
На зарегистрированной кривой выделяются осцилляции пульсирующего
наполнения сосудов. Соответственно, в спектре осциллометрического сигнала
(рис. 4.14, нижняя диаграмма) проявляются два пика. Первый пик (отметка 1)
имеет максимум на частоте 0,83 Гц, соответствующей диапазону изменений
ЧСС (соответственно 50 ударам в минуту). Второй пик (отметка 2) имеет максимум на частоте 0,29 Гц, соответствующей диапазону изменения ЧД (соответственно 17,4 дыханий/мин.).
Выделенные и отмеченные в спектре пики 3 и 4, с положением максимумов на частотах 1,67 Гц и 0,6 Гц, являются вторыми гармониками, соответственно пиков 1 и 2. Поэтому частотное положение максимумов пика 1 представ-
231
ляется результатом определения ЧСС. Низкочастотный пик спектра осциллометрического сигнала с положением максимума на частоте 0,29 Гц представляет проявление медленного колебательного процесса, связанного с воздействием
дыхательных движений грудной клетки на манжету. Пик 1 не имеет нижнего и
верхнего боковых спутников, с различием 0,29 Гц, свойственных по частотам
модулируемому сигналу. В этих условиях исследования оно свидетельствует об
отсутствии модулирующего влияния связанных с дыханием движений на пульсирующее кровенаполнение сосудов. В то же время, за счёт ФП амплитуда пика
на частоте 0,29 Гц более чем в два раза превышает мощность на частоте 0,89Гц.
Это связано с действием дыхательных движений грудной клетки на манжету,
более выраженным в сравнении с действием на манжету пульсирующего кровенаполнения сосудов и объемных изменений окружающих тканей.
1
2
5
4
6
7 3 8
9
.
Рис. 4.15. Спектры осциллометрического сигнала в условиях,
исключающих механические воздействия на манжету.
Таким образом, в результате измерений получены данные о показателях:
АД (108/74 мм рт.ст.), ЧСС (50 ударов в минуту), ЧД (17,4 дыханий в минуту).
232
Кроме того, в спектре осциллометрического сигнала определено действие дыхательных движений грудной клетки на манжету. Полученные результаты соответствуют условию проведения исследования.
В вычисленном спектре (рис.4.15, нижняя диаграмма) выделяются соответственно высокочастотный и низкочастотный пики 1 и 2 (с максимумом на
частоте 1,01 Гц, соответствующей 60,6 ударам в минуту, и с максимумом на
частоте 0,18 Гц, соответствующей 11 дыханиям в минуту). Выделенные пики
принадлежат диапазонам изменения параметров ЧСС и ЧД. Пики 1 и 2 в спектре имеют гармонические повторения (соответственно пики 3 и 9 – вторая и
третья гармоники пика 1, на частотах 2,03 Гц и 3,04 Гц, пик 4 – вторая гармоника пика 2, на частоте 0,37 Гц).
Таким образом, максимум пика 1 определяется на частоте пульсаций кровенаполнения сосудов, соответствующей показателю ЧСС. Частота положения
пика 2 соответствует показателю ЧД. При анализе проявлений дыхания по
спектру осциллометрического сигнала также выделяются пики 5 и 6, являющиеся нижней и верхней боковыми частотами спутниками пика 1, и пики 7 и 8
нижней и верхней боковыми частотами спутниками пика 3 (пик 5 - на частоте
0,85 Гц, пик 6 – на частоте 1,18 Гц, пик 7 - на частоте 1,87 Гц и пик 8 - на частоте 2,21 Гц).
Таким образом, триада пиков 1, 5 и 6 повторяется в частотной области
второй гармоники пика 1 (на частотах с отметками 3, 7 и 8). Одинаково сдвинутые по частоте на 0,18 Гц, нижняя и верхняя боковые частоты спутники пиков 1
и 3 соответствуют проявлению модулирующего действия дыхательных движений на пульсирующее наполнение сосудов. Удвоенное отношение амплитуд
пиков 5 и 1 представляется коэффициентом амплитудной модуляции К м  0,26.
Пики 2 и 4 в спектре являются проявлением независимой дыхательной составляющей в суперпозиции с модулирующим действием дыхания на пульсирующее кровенаполнение сосудов. Это объясняется объемными изменениями тканей в теле, создаваемыми за счёт изменений при дыхательных движениях сил
натяжения в системе взаимосвязанных фасций.
233
В результате комплексных исследований и анализа результатов получены
данные о показателях: АД (121/77 мм рт.ст.), ЧСС (60,6 ударов в минуту) и ЧД
(11 дыханий в минуту). По спектру выявлено действие дыхания на пульсирующее наполнение сосудов и объемные изменения при движении тканей в теле,
создаваемые за счёт изменений при дыхании сил натяжения в системе взаимосвязанных фасций. Результаты показывают, что в спектре выделены две независимые составляющие: модулированное низкочастотными дыхательными
волнами в объеме тела пульсирующее кровенаполнение сосудов, с коэффициентом амплитудной модуляции Км ≈ 0,26 и, кроме того, проявляются объемные
изменения тканей, с частотой равной ЧД.
Заключение. Комплексный компрессионный метод измерения время- и
частотно зависимых показателей дыхания и работы сосудистой системы реализуется при создании контролируемых условий в исследованиях:
- с использованием совместно охватывающего грудную клетку и плечо
обследуемого фиксирующего пояса;
- в варианте с исключением механических воздействий на манжету, связанных с движением грудной клетки;
- в функциональных пробах с задержкой дыхания, и физической нагрузкой, при которых изменяется состояние организма.
При этом осциллометрическим методом измеряются показатели АД, и по
спектру осциллометрического сигнала определяются показатели ЧСС и ЧД.
Кроме того, по спектру выявляется действие механизмов, ответственных за
проявление пиков, зависимых от условий исследования. При этом в процедуре
измерения АД производится контроль влияния артефактов, связанных с движениями грудной клетки и воздействиями на манжету, и производится обработка
спектра осциллометрического сигнала, что расширяет функциональные возможности метода и повышает достоверность результатов. Результаты апробации метода [129] позволяют считать его оптимальным для целей контроля состояния основных функциональных систем организма в условиях ЭС.
234
Положительный эффект достигается за счёт определения физиологических показателей и данных, отражающих дыхание и модулирующее действие
движений тела, связанных с дыханием, на пульсирующее кровенаполнение сосудов и окружающих тканей. Реализующий метод АПК оптимизирован по числу измерительных каналов и располагаемых на теле первичных преобразователей информации, что повышает достоверность результатов измерений и обеспечивает контроль условий съема сигналов.
Выделяется ранее не использованная в медицинских исследованиях информация о модулирующем влиянии дыхания на распространяемые в сосудистой системе пульсовые колебания кровенаполнения, что важно для контроля
состояния организма.
Выводы главы 4
На основе процедур с измерением АД при внешнем давлении на локальные участки тела разработаны методы, предназначенные для гемодинамических исследований: метод фотоплетизмотономерических ФПТМ исследований
АД и кровенаполнения периферических сосудов [6, 103]; метод исследования
упругости стенки кровеносных сосудов [145]; фотоплетизмографический способ определения скорости распространения пульсовой волны VРПВ [147] в
функционально широком диапазоне внутриартериального давления; метод
функциональной гемодинамической пробы ФГП, обеспечивающей управление
гемодинамическими процессами и их исследование на основе создания тестирующего ограничения артериального кровотока в конечности [149]; способ исследования состояния регуляторного контроля гемодинамических процессов в
организме [150]; комплексный компрессионный метод измерения физиологических показателей организма для условий экстремальных ситуаций [75, 160].
Эти методы объединяет авторский замысел проведения комплексных исследований сосудистой системы, по результатам измерений АД в разных участках
верхней конечности, регистрации и обработки данных из сигналов, отражающих объемнодинамический характер наполнения сосудов и окружающих тка-
235
ней. При измерении показателей АД используются компрессионные методы в
приложении к разным участкам сосудистого русла одной конечности. Представленные методы воспроизводятся в ФГП, инициирующих гемодинамические
процессы в верхней конечности и других участках организма.
236
ГЛАВА 5. АППАРАТНО-ПРОГРАММНЫЕ КОМПЛЕКСЫ ДЛЯ
ИССЛЕДОВАНИЯ ГЕМОДИНАМИЧЕСКИХ ЭФФЕКТОВ ПРИ
ВНЕШНЕМ ДАВЛЕНИИ НА ЛОКАЛЬНЫЕ УЧАСТКИ ТЕЛА
На основе теоретических и практических результатов, полученных в главах 3 и 4, в главе представлены технические решения, использованные в разработках аппаратно-программных комплексов, реализующих компрессионнообъемнометрические преобразования в сосудистой системе при исследованиях
с внешним воздействием на разные участки тела.
5.1. Фотоплетизмотономанометр ФПТМ-01 для исследований сосудистой
системы верхней конечности и измерения показателей гемодинамики
Анализ современных методов измерения АД (раздел 1.2) и модельное
представление гемодинамических процессов в верхней конечности, подвергаемой компрессионным воздействиям (разделы 3.1 и 3.2), показывают, что для
повышения информативности и расширения функциональных возможностей
устройств для измерения АД перспективу представляют комплексные компрессионные методы исследования, которые производятся на разных взаимосвязанных участках сосудистой системы одной конечности. Для этого на основе теоретических результатов в алгоритме работы устройств необходимо синхронизировать управление измерительными процессами [7, 103, 104].
В разделах 4.1-4.6 (гл. 4) представлено описание методов исследования
гемодинамических процессов, основанных на эффектах, проявляемых вследствие вмешательства в работу сосудистой системе в верхней конечности. Внешне
управляемым воздействием создаётся условие для кровообращения в конечности, позволяющее инициировать процессы и измерять важные гемодинамические показатели. Такие исследования проводились на созданном в СКТБ «Биофизприбор» Фотоплетизмотономанометре ФПТМ-01 и технические решения
защищены патентом РФ на изобретение. Описание устройства опубликовано в
237
работах [6, 7, 103]. Ниже приводятся основные технические решения, использованные в разработках.
Структурная схема устройства ФПТМ-01 (рис. 5.1) включает два устройства для измерения АД, комплексированные для одновременного измерния в
разных участках верхней конечности. При этом используются методы Короткова и Пеньяза.
Рис.5.1. Структурная схема ФПТМ-01 для исследований состояния сосудистой системы и измерения показателей гемодинамики.
Принципиально, что исследования с использованием ФПТМ-01 проводятся на взаимосвязанных пространственно отдалённых, плечевом и пальцевом
участках кровеносных сосудов одной конечности. В алгоритме учитываются
гемодинамические процессы, связанные с перераспределением крови. В соответствии с моделями (гл.3), за счёт использования проявляемых феноменов,
это расширяет функциональные возможности исследований. При этом определяются показатели переходных процессов, отражающих динамику перераспределения крови между периферическими сосудами артериального и венозного
русла в верхней конечности, определяется скорость распространения пульсовой волны VРПВ, венозное давление Рв и показатели АД. Это важно для медицинских исследований, так как эти показатели характеризуют функционирование разных отделов системы кровообращения. При этом состояние сосудистого русла характеризуется на протяженном участке - от устья аорты до периферических сосудов верхней конечности.
238
В схему ФПТМ (рис. 5.1) включены два независимых контура автоматического регулирования с устройствами пневморегуляторов 4 и 12, обеспечивающих одновременное создание компрессионных воздействий на разных участках одной конечности. В соответствии с моделями (рис. 3.1- 3.4) контроль
воздействия осуществляется в первом контуре - на кровеносные сосуды плеча,
во втором - на сосуды пальца. Съем информационных сигналов в системе [6,
103] производится электроманометрами 3 и 7, датчиком тонов Короткова 2
(ТК) и пальцевым датчиком ФПГ-сигналов.
Электроманометры пневматически соединены с плечевой и пальцевой
манжетами 1 и 9. Они преобразуют давление воздуха в манжетах в пропорциональные электрические сигналы. В качестве электроманометров используются
полупроводниковые тензорезисторные преобразователи давления с диапазоном
преобразования измеряемого избыточного давления до уровня 300˚мм рт.ст. и
точностью преобразования в пределах ±3 мм рт.ст.
В качестве датчика ТК используется пьезоэлектрический преобразователь мембранного типа. Выделение сигналов ТК производится устройством
для частотной и амплитудной селекции, обеспечивающим фильтрацию в диапазоне частот от 50 до 160 Гц и уровнем пороговой чувствительности 90 дБ.
Информация о кровенаполнении сосудов пальца снимается датчиком фотоплетизмограммы ФПГ. Конструктивно датчик выполнен в виде металлического цилиндрического корпуса (рис.5.2), в котором расположена эластичная
манжета и оптопара 10-11 (рис. 5.1).
Оптопара выполнена в виде двух арсенид-галлиевых светодиодов 6 и
кремниевого фотодиода 5 (рис. 5.2). Спектр излучения светодиодов выбран в
ближней ИК-области и он соответствует диапазону спектральной чувствительности фотодиода и изобестической точке кривой поглощения гемоглобина
(805±6 нм). Пальцевая манжета 9 располагается на средней фаланге пальца таким образом, что направление излучения светодиодов и световоспринимающей
поверхности фотодиода обеспечивает съем сигналов, связанных со светопоглощением частицами крови.
239
Рис.5.2. Конструкция пальцевого датчика ФПГ [6, 103] для исследований
наполнения сосудов при непрерывном измерении АД методом Пеньяза.
В блоке управления 6 формируется последовательность управляющих
сигналов. Они посредством блока 4 создания давления обеспечивают управление изменениями внешнего давления. Вся текущая информация и результаты
обработки данных выводятся на блок 5 обработки и отображения сигналов.
На рис.5.3 показана временная диаграмма, отражающая три периода измерительного процесса (/, //, ///), производимого с помощью ФПТМ.
Рис. 5.3. Временная диаграмма измерительного
процесса с сигналами, регистрируемыми ФПТМ-01.
Вначале повышения давления в пальцевой манжете (кривая (а) амплитуда пульсаций кровенаполнения сосудов пальца (кривая (б) возрастает. В блоке
5 обработки и отображения соответственно анализируются и отображаются
240
амплитудные значения пульсаций, и определяется максимальная амплитуда
(рис. 5.3, участок 1). Этот момент идентифицируется по достижению в манжете уровня среднего АД (Рср) [212, 253, 247]. Значение амплитуды максимальной осцилляции запоминается и включается следящая система, поддерживающая при всех дальнейших изменениях АД сосуды пальца при постоянном объеме кровенаполнения. Так выполняется принцип «объемной компенсации кровенаполнения сосудов» [248, 266]. При этом на кривой давления Рм (рис. 5.3,
участок 1) воспроизводится кривая изменения АД. В системе [7] достигнутое
быстродействие позволяет регистрировать на экране монитора в реальном
времени непрерывный сигнал АД с точностью в пределах ±3 мм рт.ст. На кривой АД проявляются характерные участки: анакротический подъём, инцизура
и катакротический спад. В результате по пульсовой волне в артериях пальца в
каждом цикле сердечного сокращения определяются показатели АД (Рс. и Рд.).
Затем в работу включается второй контур управления, задающий давление (рис.5.3, кривая (в) в плечевой манжете, расположенной на той же руке. За
время нескольких кардиоциклов по заданному алгоритму автоматически давление в манжете Рм устанавливается на уровне Рм = РС. в пальце+ 20 [мм рт. ст.] и
затем это давление в течение времени регистрации сосудистой реакции поддерживается постоянным. В сосудах конечности останавливается приток и отток крови. При этом прекращается кровоснабжение верхней конечности. Конечность изолируется от гемодинамических процессов в области центрального
круга кровообращения. Проявляется сосудистая реакция, обусловливающая
перераспределение крови в сети ее взаимосвязанных кровеносных сосудов.
Этот процесс поддерживается за счёт артерио-венозной разности ∆Р давлений
в конечности. В результате перераспределения крови перепад давлений снижается, отмечается спад сигнала АД (участок II рис. 5.3, сигнал давления в пальцевой манжете).
Вызванное перераспределением крови между артериальной, венозной и
капиллярной сетью сосудов снижение АД регистрируется электроманометром,
пневматически соединенным с пальцевой манжетой. Характер кривой спада
241
обусловлен исходным наполнением и соотношением объемов заполнения артериального и венозного русла, зависит от состояния периферического сопротивления сосудов и работы компенсаторных механизмов местной регуляции.
По мере уменьшения давления в артериальном русле оно асимптотически приближается к уровню венозного давления Рв. Затем давление в плечевой манжете снижается по линейному закону со скоростью от 3 до 5 мм рт. ст./с..
Зарегистрированные изменения характеризуются комплексом феноменологических показателей переходных гемодинамические процессов. Они представляют данные для анализа состояния сосудистой системы при использовании по следующих критериев.
- В момент времени, когда в процессе спада АД в артериальном русле
достигает значения РС / е, где е = 2,73, фиксируется константа времени спада
Т1. Начало отсчета этого времени фиксируется от момента прекращения пульсаций АД. При этом время Т1 характеризует меру длительности переходного
процесса уравновешивания АД и венозного давления.
- Другой показатель - венозное давление Рв . Он фиксируется в конце переходного процесса, через время ЗТ1 от начала переходного процесса..
При равенстве Рм1= Рс. плеч (рис. 5.3, участок III) проявляется первый тон
Короткова (сигнал ТК) и возобновляются пульсации в сосудах пальца. При
этом измеряется время запаздывания ∆Т распространения пульсовой волны,
отсчитываемое от момента появления первого сигнала ТК до момента выделения первой пульсации кровяного давлении в сосудах пальца. По протяженности L участка сосудистого русла от места расположения на дистальном крае
плечевой манжеты датчика ТК до пальцевого фотодатчика вычисляется скорость Vрпв = L / ∆Т. При этом L — постоянная величина, предварительно измеренное сантиметром расстояние от проксимального края плечевой манжеты до
пальцевой манжеты и вводимое перед исследованием в блок обработки данных. По показателю скорости Vрпв вычисляется модуль упругости сосудистой
стенки, интегрально характеризующий состояние артериальной стенки. В
242
крупных кровеносных сосудах скорость пульсовой волны определяется по
формуле Моенса-Кортевега:
Vрпв = (Eh /dρ)1/2 ,
где Е - модуль упругости сосуда, h - толщина стенки, ρ - плотность крови, d диаметр сосуда.
Дальнейший спад давления в плечевой манжете при каждой новой систоле сердца приводит всё к большему раскрытию просвета плечевой артерии. Как
следствие открытия просвета плечевой артерии в участке под манжетой при
декомпрессии, заполняется кровью периферический участок уже опустошённых артериальных сосудов конечности. В результате, с каждым пульсовым
ударом возрастает давление в сосудах пальца (рис.5.3а, участок III). Так как венозное русло к моменту раскрытия просвета плечевой артерии заполнено кровью, рост давления в сосудах пальца определяется наполнением артериальных
сосудов, а также за счёт связи с периферическим сопротивлением кровотоку в
артериальном русле.
- Процесс восстановления кровообращения в артериальном русле верхней
конечности характеризуется временем Т2 переходного процесса восстановления АД. Оно отсчитывается от появления первого тона Короткова ТК до момента, когда давление в плечевой манжете возрастёт в е-раз (е = 2,73), по сравнению со значением асимптотически определённым венозным давлением Рв.
- По мере дальнейшего снижения давления в плечевой манжете фиксируется серия последующих сигналов ТК и выделяется последний тон. Зафиксированное в этот момент давление в плечевой манжете, согласно методу Короткова, соответствует равенству Рм1 = Рд (рис. 5.3, участок III). В завершении измерительного цикла давление в плечевой и пальцевой манжетах сбрасывается.
Продолжительность функциональной пробы составляет от 2 до 3 мин. В
результате исследования фиксируются: показатели Рс и Рд, относящиеся к плечевому и кистевому участкам артериального русла верхней конечности; асимптотический показатель (Рв) переходного процесса изменения внутрисосуди-
243
стого давления в пальцевых сосудах; константы времени переходных процессов (Т1 и ∆Т0. Кроме этого, в запоминающем устройстве сохраняется непрерывная запись неискажённой формы кривой АД в пальцевых артериях, зарегистрированная в абсолютных единицах давления. Она используется для обработки, в результате которой вычисляются временные показатели: время Т2 восстановления кровообращения в артериальном русле; показатель скорости Vрпв в
функционально широком диапазоне изменения АД, от уровня Р в до систолического давления Рс. При этом на мониторе персонального компьютера отображаются осциллограммы (рис. 5.3) с основными этапами одного компрессионного исследования гемодинамических процессов.
Достоинства методики и аппаратуры ФПТМ-01.
Время Т1 перераспределения крови между сосудами артериального и венозного русла в верхней конечности и асимптотический показатель Рв определены в период прекращения кровообращения в ней. В этих условиях исключена
гемодинамическая связь сосудов конечности с центральным контуром кровообращения в организме. Поэтому на результат измерений не оказывают влияние артефакты, связанные с дыхательными волнами АД, волнами третьего порядка и движением тела человека.
Другая особенность связана с тем, что проведение функциональной пробы останавливает кровообращение в конечности. Однако при этом сохраняется
связь вегетативной нервной системы и аппарата барорецепторной чувствительности сосудов конечности. Это позволяет в функциональных пробах с компрессионным воздействием исследовать действие физиологических механизмов регуляции сосудистого тонуса.
На ФПТМ-01 проводились экспериментальные исследования с функциональными пробами и с использованием разнообразных дополнительных факторов, действующих на сосудистую систему. В ходе экспериментов определялись
указанные выше показатели. В результатах экспериментов выявлен разброс регистрируемых показателей, связываемый с возрастными особенностями и
244
функциональным состоянием кровеносных сосудов обследуемых. Эксперименты свидетельствовали о высокой чувствительности метода для использования в
качестве функциональной гемодинамической пробы. Адекватность полученных
результатов соответствует аналитическим описаниям моделей, представленным
в разделах 3.1 и 3.2.
5.2. Артериокардиоритмограф для исследований гемодинамического
эффекта вариабельности показателей АД
В ООО «Интокс» разработан «Комплекс аппаратный для синхронной записи ЭКГ, непрерывного измерения АД (по Пеньязу) и потока выдыхаемого
воздуха «Спироартериокардиоритмограф», сокращённое название «САКР-2».
АПК «САКР-2» (ТУ 0442-004-25902369-2003) прошел технические испытания,
и внедрён для практического применения.
Конструктивно комплекс состоит из трёх приборов (рис. 5.4): электронного блока спирометра с датчиком дыхания (1), кардиоритмографа с электрокардиографическими электродами (2) и электропневматического блока артериокардиоритмографа АКР-2 с фотоплетизмографическим датчиком (3).
4
3
1
2
Рис. 5.4. Внешний вид Спироартериокардиоритмографа САКР-2
Преобразовательные блоки соединены с персональным компьютером, ноутбуком (4), обеспечивающим проведение по заданной программе автоматиче-
245
ски управляемых измерительных процессов (ИП), регистрацию, обработку и
анализ полученных в результате исследований данных о состоянии сердечнососудистой системы условно-здоровых испытуемых.
Основные технические характеристики канала АД комплекса АКР-2.
– Диапазон изменения давления в манжете фотоплетизмографического
датчика – от 20 до 200 мм рт. ст.
– Способы измерения АД – осциллометрический и непрерывный (по
принципу Пеньяза).
– Допустимая погрешность измерения давления в манжете – не хуже
±2.мм рт.ст.
– Точность измерения R-R интервалов - не хуже ±1 мс.
– Питающее напряжение - от сети 220 В, частотой 50 Гц.
– Потребляемая мощность – не более 150 Вт.
– Габаритные размеры блока "АКР-2" – 180 * 75 * 180 мм.
– Габаритные размеры компрессионного блока – 150 *150 * 195 мм.
Ниже приводятся сведения о методических вопросах, решённых в разработке артериокардиоритмографа АКР-02, и описана его работа.
Одной из главных функций АД в организме является участие в действии
барорефлекторного механизма, влияющего на ритм и мощность сокращений
сердца. В свою очередь, за счёт работы сердца происходит циклически повторяемое нагнетание давления крови в сосудистой системе. Кроме того, на процессы кровообращения, на депонирование крови в легких и на барорецепторный рефлекс оказывает влияние дыхание и двигательная активность мышц. Оба
фактора создают модулирующее влияние на кровообращение и являются причинами вариабельности показателей кровообращения (гл. 2 и 3). При этом проявляется вариабельность показателей АД, ЧСС, дыхания и двигательной активности. В оценке функционального состояния организма их анализ имеет большое значение.
Для целей исследования вариабельности АД устройством «АКР-02» производится неинвазивное непрерывное измерение АД в кровеносных сосудах
246
пальца. В работе «АКР-02» реализован принцип "разгруженной стенки" пальцевых артерий, предложенный в работе Пеньяза [248]. При этом следящий режим работы электропневматической системы обеспечивает непрерывную регистрацию снимаемого с пальца ФПГ сигнала, отражающего постоянство объема
наполнения его сосудов. Непрерывное отслеживание за разгруженным состоянием обеспечивает непрерывность изменения давления в манжете. Постоянство
просвета пальцевых артерий поддерживается за счёт неизменности растягивающей силы на стенку артерии, при равенстве нулю трансмурального давления. При этом противодействующее давление в манжете в непрерывном режиме измерения отслеживает все изменения АД в пальце.
Принципиальное значение для реализации метода Пеньяза имеет выбор
«начального» давления в манжете, относительно которого включается режим
слежения. Исследования показали две особенности пульсовых вариаций объема
сосудов, зависящих от «начального» давления в манжете:
– амплитуда колебания объема сосудов пальца достигают максимума при
давлении в манжете вблизи среднего АД (Рср.);
– при смещении давления в манжете относительно среднего давления
крови искажается форма диастолического участка осциллометрической кривой
пульсации объема кровенаполнения сосудов.
Таким образом, чтобы обеспечить соответствие изменений давления в
манжете с регистрацией неискажённого сигнала, пропорционального АД, слежение должно осуществляться относительно уровня среднего значения (Рср.).
При этом перед включением следящего режима показатель Рср. определяется
референтным методом по тахоосциллограмме (рис 5.5), регистрируемой с помощью электропневматического блока аппаратуры и датчика ФПГ.
Рс/Рд 135/76
Рд
Рс
Рис. 5.5. Вид тахоосциллограммы АД, регистрируемой АКР-2.
247
Тахоосциллограмма представляет зависимость от давления в манжете
сигнала пульсовых осцилляций АД, или его производной [108]. Эти измерения
производятся в режиме компрессии. На тахоосциллограмме выделяются осцилляции ФПГ сигнала и характерные признаки, по которым определяются показатели Рсi/Рдi.
Давление в манжете, при котором пульсации прекращаются, принимается
в качестве систолического АД. Показателю диастолического АД соответствует
давление в манжете, при котором амплитуда пульсаций составляет значение
0,55 от ее максимального значения. Среднее значение АД (Рср), как начальное
давление в манжете, относительно которого осуществляется слежение, определяется по эмпирической формуле:
Рм = Рср = Рд + 0,38∙(Рс - Рд),
(5.1),
отличающейся от наиболее известных соотношений [122].
Cигнал управления, задающий закон изменения давления в манжете при
слежении, формируется из вычислений по формуле:
Y(t)  Рср + k[(V0 – V(t) + (V)],
(5.2),
где k- динамический коэффициент пересчёта, учитывающий размерность давления (мм рт.ст.) и плетизмографического сигнала, V0 - средний уровень фотоплетизмографического сигнала при начальном давлении Рср, V(t) - плетизмографический сигнал, (V) - поправочный коэффициент, учитывающий инерционность пневматического канала. Коэффициент k и поправка (V) зависят от
характеристик электропневматического канала следящей системы. Они подбираются в процессе настройки пневматической системы.
На рис. 5.6 приведена блок схема «АКР-02» [103], используемого в исследованиях эффекта вариабельности показателей АД в сосудах пальцев. В
схему включены расположенные в электропневматическом блоке ЭПБ исполнительные устройства пневмокомпрессора К и электроуправляемого пневморезистора УПР. В ЭПБ включены преобразователь давления (ПД) и аналого-
248
цифровой преобразователь (АЦП), связанный с персональным компьютером
(ПК). Для съема осциллометрического сигнала используется пальцевой датчик
ФПГ. Конструктивно корпус датчика объединяет манжету М и фотометрический преобразователь ФП.
Датчик ФПГ
М
ФП
ЭПБ
К и УПР
ПД
АЦП
ПК
Рис. 5.6. Блок схема Артериоритмографа «АКР-02».
Датчик ФПГ состоит из разборного металлического цилиндра с наружным диаметром 38 мм и длиной 37 мм, укреплённым на основании для удобного расположения соседних пальцев. Внутри цилиндра, вдоль его стенок, размещена пневматическая манжета с двумя встроенными излучающими светодиодами и фотодиодом. Манжета посредством пневмотрубки и электрического кабеля подключается к электропневматическому блоку ЭПБ. Датчик ФПГ размещается на второй фаланге среднего пальца (рис. 5.7).
Рис. 5.7. Датчик ФПГ.
249
Компьютер ПК в «АКР-02» обеспечивает функции устройства управления созданием давления в манжете М, регистратора сигналов ФПГ и давления в
манжете Рм, и устройства обработки данных.
Электропневматический блок ЭПБ по командам от ПК управляет изменениями и контролирует давление Рм. В этом блоке производится измерение преобразованного светового сигнала, проходящего от светодиодов на фотодиод
через кровеносные сосуды; производится измерение давления Рм, также преобразование аналоговых сигналов в цифровой код, передаваемый в компьютер.
Работа «АКР-02» происходит в две фазы: настройки и непрерывного измерения АД. При настройке определяются начальные условия, необходимые
для использования в режиме непрерывного слежении за АД. Перед настройкой
в течении 4 с. идентифицируется наличие пальца в турникете датчика ФПГ. Затем производится быстрый подъем давления до 38 мм рт.ст., после чего в течение 40-50 с. давление до 170 мм рт.ст. плавно повышается. В этот период регистрируется тахоосциллограмма и по ней вычисляются три показателя АД: Рсi,
Рдi и Рср. Затем давление в манжете за время 4 с. снижается до уровня Р ср. На
основе этих данных вычисляется средний за время длительностью 3 с. уровень
ФПГ сигнала V0 и динамический коэффициент k. Общее время настройки, производимое полностью в автоматическом режиме, составляет не более 60 с. После этого «АКР-02» готов к проведению непрерывного измерения АД.
Обработка полученных данных об АД обеспечивается под программным
управлением. При этом на основе регистрации непрерывного АД вычисляются
параметры вариабельности, используемые при интерпретации результатов обследования.
Данные для расчёта вариабельности получаются следующим образом. В
режиме непрерывного измерения АД данные о сигналах ФПГ и давления в
манжете Рм считываются каждые 2 мс. Результаты усредняются каждые 100 мс.
По ФПГ сигналу и параметрам «начальных условий» каждые 5 мс вычисляется
и передается сигнал на электроуправляемый пневморезистор УПР. Таким обра-
250
зом, контур управления замыкается. Давление Рм при этом отслеживает за изменениями АД.
Из синхронной записи сигналов ЭКГ и АД (рис. 5.8) между двумя последовательными QRS комплексами, в каждом R-Ri интервале, по пульсовой волне
определяются показатели диастолического Рдi и систолического давления Рсi.
Аналогично анализу вариабельности сердечного ритма, рекомендованному Европейским обществом кардиологов [197], в спектрах временных выборок
показателей Рдi и Рсi выделяются соответственно три основных спектральных
диапазона: сверх низкочастотный (VLF), низкочастотный (LF) и высокочастотный (HF). В них представлены частотные компоненты АД. Из последовательностей значений Рдi и Рсi вычисляются СПМ вариабельности этих показателей.
R-Ri
РД i
Рс i
Рис. 5.8. Формирование последовательностей данных RRi, Рдi, Рсi
по синхронной записи сигналов ЭКГ и непрерывного АД.
В комплексе АКР-02 производится расчет и сохранение в базе данных 36ти показателей сердечного ритма, систолического и диастолического АД, дыхания и их вариабельности, 8-ми показателей вариабельности АД и ЧСС, регистрируемых в пределах одного дыхательного цикла. При этом параметры вариабельности ЧСС и АД определяются из расчетов СПМ. Границы спектральных диапазонов и единицы их измерения выбраны в соответствии с рекомендациями [197]. Они представлены в таблице 5.1.
Методические вопросы, связанные с оценкой погрешности измерения АД
методом Пеньяза приведены в г. 7; примеры экспериментальных исследований,
проведённых с использованием «АКР-02» представлены в [127].
251
Таблица 5.1. Единицы измерения и спектральные диапазоны проявления
показателей АД и их вариабельности.
Показатель
Е диницы
Описание
Диапазон
измерения
частот
Рдi
mmHg
Среднее за время измерения диаст. АД
Рсi
mmHg
Среднее за время измерений систол. АД
Дисперсия диаст. (Рдi) и систолич. АД
2
TPD, TPS
mmHg
(Рсi) в заданном временном интервале.
Hz
Мощность спектра Рдi и Рсi в сверхнизком
Hz
VLFD, VLFS
mmHg2
диапазоне частот.
Мощность спектра Рдi и Рсi в низко диапа- 0,04-0,15 Hz
LFD, LFS
mmHg2
зоне частот.
LFD/(TPD –VLFD)
LFD norm,
LFS/(TPS –VLFS)
LFS norm
nu
Мощность спектра Рдi и Рсi в низком диапазоне частот (нормирован. единицы).
Мощность спектра Рдi и Рсi в высокочас0,15-0,4 Hz
HFD, HFS
mmHg2
тотном диапазоне.
HFD/(TPD –VLFD)
HFD norm,
HFS/(TPS –VLFS)
HFS norm
nu
Мощность спектра Рдi и Рсi в высокочастотном диапазоне (нормирован. единицы).
Соотношение LFD[mmHg2]/HFD[mmHg2]
LFD/HFD
LFS[mmHg2]/HFS[mmHg2]
Индексы «S» и «D» в обозначениях в таблице показателей границ частотного
диапазона относятся соответственно к систолическому и диастолическому давлению.
5.3. Биотехническая система кровообращения и методика исследования вклада
разных отделов сосудистой системы в суперпозиции гемолимфонаполнения
На основе теоретического анализа функциональных моделей биотехнической системы кровообращения сосудистой системы, функционирующей в условиях при компрессионных воздействиях (раздел 3.7), с целью проведения установочных проверок, был разработан и создан АПК, предназначенный для исследований влияния эндогенных и экзогенных факторов на изменение жидкостного наполнения в сосудистой системе и окружающих тканях. В исследованиях используется анализ объемных изменений наполнения в сосудистой системе при создании посредством манжеты определённых уровней дозированной
компрессии. Дозирование давления обеспечивает создание дискриминирующего условия в участии определённых отделов сосудистой системы в суперпозиции, не нарушая выполнение функции остальных составляющих. В результате
252
соответственно изменяется ГЛН сосудов, что позволяет анализировать реакцию
отделов сосудистой системы, сохраняющих ненарушенное функциональное состояние.
На рис. 5.9 показана схема комплекса. Она включает стандартную плечевую пневматическую манжету М, специализированный блок компрессии БК,
создающий дозированное давление на сосудистую систему, и включает систему
преобразования с блоком спектрального анализа СПА регистрируемых сигналов. В блок СПА входит преобразователь сигналов давления ПД в манжете,
аналого-цифровой преобразователь АЦП и блок программного управления и
математической обработки регистрируемых сигналов, выполненный на основе
персонального компьютера ПК. ПК управляет созданием дозированной компрессии и регистрацией информационных сигналов. Подробное описание разработанной АПК представлено в работах [126, 128, 159].
М
СПА
ПД
БК
АЦП
ПК
Рис. 5.9. АПК для исследования динамики
ГЛН сосудов в организме
Реализация метода и алгоритма управления АПК предназначена для исследования объемных изменений всей совокупности расположенных в исследуемом подманжетном пространстве тканей организма. В процессе исследований в манжете создаётся последовательная серия ступеней компрессионного
воздействия с заданными постоянными i-уровнями давления Рм..const. i. Значения
уровней устанавливаются избирательно, из диапазона от лимфатического
(Рлимф.) до систолического давления (Рсист.):
Рлимф. < Рм..const. i < Рсист..
253
При воздействии регистрируется переменная составляющая давления в
манжете Рм~ , обусловленная передачей действия на манжету объёмных изменений наполнения сосудов. Манжета, как в данном случае преобразователь объёма обеспечивает преобразования объемных изменений в осциллирующий сигнал давления Рм~. В такой модификации ФГП проявляется вклад составляющих,
относящихся к функционально разным по уровню внутрисосудистого давления
отделам сосудистого русла, и наполненных соответственно лимфой, артериальной и венозной кровью. Действие определённых уровней давления в манжете
Рм.const-i на сосуды разного калибра в ФГП ограничивает, или полностью исключает функционирование лимфатических, или венозных сосудов, давление в которых ниже уровня компрессии. При этом в регистрируемых сигналах доминируют лишь составляющие, за которые отвечает наполнение сосудов, давление в
которых превышает давление в манжете Рм const-i.
В результате математической обработки переменной составляющей сигнала давления в манжете Рм..~ определяются показатели спектральных характеристик: частоты характерных пиков, полосы частот в области характерных пиков, абсолютные значения и отношения амплитудных значений характерных
пиков. При этом при разных уровнях Рм.const-i., в соответствии с условиями проведения ФГП, в спектрах по-разному проявляется динамика суперпозиции наполнения артериальных, венозных и лимфатических сосудов.
Для сравнения на рис. 5.10 приведены четыре СПМ сигнала давления в
манжете, зарегистрированные при исследовании в спокойном лежачем состоянии испытуемого. СПМ отражают изменение переменной составляющей сигнала давления Рм..~, соответственно при четырёх постоянных уровнях Рм const i, создающих окклюзионное воздействие на сосуды плечевой области. Оцифрованные отметки на вертикальных осях спектрограммы – значения СПМ, в абсолютных значениях в мм рт. ст.2 /Гц, по горизонтальным – частота, Гц.
При всех значениях дозированного давления в спектрах проявляются основные гармоники: высокочастотная, в диапазоне частот от 0,9 до 1,0 Гц и низкочастотные, в области ниже 0,4 Гц. Их композиция отражает динамику объем-
254
ных изменений, вариабельность наполнения сосудов, соответственно быстрых
и медленных волновых процессов. Проявленные в спектре характерные высокочастотный пик и его полоса частот связаны с циклически повторяемой работой сердца. Они соответствуют ЧСС и диапазону её изменения. Низкочастотные компоненты спектра отражают изменения медленно волновых процессов в
сосудах и окружающих тканях плеча, создающих вклад в суперпозицию модулирующего действия дыхательных волн и проявление волн более высокого порядка (Траубе-Геринга-Майера и других физиологических механизмов).
При сравнении спектров для разных ступеней давления в манжете Рм const i
в диапазоне от 6 до 90 мм рт. ст., проявляется снижение составляющих в полосе
с низкочастотными спектральными компонентами процессов в тканях плеча, по
сравнению с пиком высокочастотной составляющей. Вместе с изменением амплитудных значений пиков в СПМ, ещё отмечается изменение соотношения
амплитуды пиков для высокочастотной и низкочастотной областей спектров.
Это связывается с превышением окклюзионного давления над уровнем ненарушенного функционирования сосудов (лимфатических и венозных), участвующих в медленных волновых процессах.
Кроме отмеченных особенностей, регистрируемые во всех исследованиях
низкочастотные процессы проявляются в диапазоне от 6 до 14 волн/мин. По
интерпретации результатов мануальных исследований, полученных из практики остеопатической медицины, этому диапазону частот соответствует «первичный дыхательный механизм» [10, 165, 222, 260].
Полученные с использованием АПК (рис. 5.9) результаты исследований
соответствуют концепции теоретических представлений (гл. 2 и 3).
Таким образом, результаты подтверждают перспективу планирования
практических исследований на основе инструментальных средств с компрессионным воздействием, так как они предоставляют объективные результаты.
255
Ст-в 26.02.2009 12_02_41,035
Рм const i = 6 мм рт.ст.
26.02.2009 12_06_46,628
Рм const i = 10 мм рт.ст
6.02.2009 12_11_32,099
Рм const i = 30 мм рт.ст. .
26.02.2009 12_15_28,629
Рм const i = 90 мм рт.ст.
2
Рис. 5.10. Сравнение СПМ сигнала давления Рм.~ в манжете
при четырёх постоянных уровнях давления Рм.const-i
5.4. Аппаратно-программный комплекс для исследования динамики
движений в системе краниальных тканей
При диагностике состояния организма большое значение имеют данные,
характеризующие объемнодинамические проявления движений разных тканей
и органов. При этом особое значение имеют движения краниальных тканей КТ
[260]. Они связаны с биомеханической природой взаимодействия, со структур-
256
ными особенностями и функционированием разных образований и органов головы, и связаны с состоянием кровообращения. Данные о движении важны для
анализа и при интерпретации соответствия с нарушениями в организме. Поэтому анализ движений разных КТ широко используют в методах мануальной терапии и остеопатической медицины при диагностике и лечении многих заболеваний.
К числу главных анатомических и функциональных образований головы
относятся головной мозг и его оболочки, сосудистая система кровоснабжения,
ликвороносные пути и ликвор, органы чувств, а также система костей черепа и
межкостных соединений (швов). Особенностями их функционирования является расположение в общем замкнутом костями черепа ограниченном пространстве, и биомеханическое взаимодействие. Кроме того, они принимают участие
в циклически воспроизводящихся движениях, что сопровождается волнообразными изменениями наполнения объема КТ.
Субъективность диагностических оценок движения КТ и объемнодинамических изменений в процессе и после проведения лечения мануальными методами и эффективность методов делают актуальной задачу создания инструментальных средств (ИС) с целью получения объективных данных о процессах,
связанных с объемными изменениями КТ.
В работах [82,º34, 70, 72, 161] дано обоснование и отмечены предпосылки
создания инструментальных методов для объемнодинамических исследований
КТ, основанных на биомеханических принципах и предназначенных для получения объективных результатов. В них используются модели представления
процессов, происходящих при действии со стороны инструментальных средств
внешних механических воздействий. Используются специальные компьютерные программы, реализующие алгоритмы исследований и соответствующие построения АПК [70, 132, 138]. Целью разработок таких систем является создание
ранее не использованных в медицинской практике методов диагностики и лечения [70, 72, 161]. Аппаратно-программные средства при этом могут приме-
257
няться для сравнительного анализа результатов исследований, в обучении врачей и для документального сопровождения работы.
При формулировке медико-технических требований к устройствам для
исследования объемнодинамических изменений в КТ обратим внимание на основные принципы обследования мануальным способом, используя их в качестве прототипа.
При анализе функциональной активности КТ отмечается, что как и активность целостного организма, она проявляется в циклически повторяемых
движениях и объемных изменениях разных тканей. При диагностике КТ пальпация проводится пассивно, при лечении же - создаются воздействия на КТ,
приводящие к положительным изменениям [82]. С помощью пальцев и ладоней
врачи воспринимают движения тканей и анализируют ответную реакцию на
воздействия. На основе ощущений при этом оценивается состояние структур
тканей и сопряженных с ними окружающих тканей. Так обследуют разные КТ и
процессы: кости, мышцы, соединительную ткань, межкостные швы, наполнение желудочков головного мозга, двигательную активность, кровенаполнение
сосудов и другие [10, 82, 260]. Пальпаторные обследования происходящих в КТ
объемных изменений позволяют анализировать состояние целостного организма. На основе практического опыта врач остеопат, или мануальный терапевт
пальпирует структурные образования черепа пациента, манипулируя разнообразными приемами, и создавая пальцами определённое давление на обследуемые участки головы пациента. Внимание врача сосредоточено на собственных
ощущениях, в формировании которых участвуют множественные чувствительные окончания рецепторного аппарата ладоней и пальцев. Примечательно, что
ощущения возникают в контактном взаимодействии с тканями, вследствие их
функциональной активности и изменений, и в ответ на механические воздействия. В первую очередь врач ощущает изменения в обследуемых КТ, от которых
давление непосредственно передаётся на пальцы рук. Пальпация, как правило,
проводится двумя руками и с круговым обхватом головы. При этом создаются
разные уровни давления и на разные КТ [10, 82, 260].
В анализе ощущений, возникающих при взаимодействии с обследуемыми
краниальными структурами тканей, врач оценивает: диапазон свободного движения сочленённых структур костно-мышечных образований черепа и в области межкостных соединений - швах; процессы флуктуации спинномозговой
258
жидкости; упругость мембран реципрокного натяжения; высокочастотные (с
частотой сердечных сокращений) пульсации кровеносных сосудов и медленноволновые движения мозговой ткани и костей черепа. В результате создаётся качественная картина о волнообразных и пульсирующих движениях в теле. Врач
анализирует ряд полученных при пальпации ощущений. Среди них: ритмичность и интенсивность пульсирующих потоков крови в сосудистой системе;
происходящие волновые перемещения спинномозговой жидкости; диапазон
движений в сочленениях структур костно-мышечных связей, швах межкостных
соединений черепа; упруго-вязкие свойства пальпируемых тканей; их однородность; механическую напряженность; расслабление тканей; многие другие особенности. Результатом пальпации является диагностическая оценка состояния
КТ и происходящих процессов не только в участках обследования. Формируется мнение и о состоянии связанных с ними структур тканей, например, мышечных и фасциальных цепей, состоянии подвижности межкостных соединений,
состоянии сопутствующих процессов в органах и организме в целом [10, 82].
По характеру реакции обнаруживаются патологические проявления.
Другой результат обследования – получение данных для планирования
терапевтический воздействий на организм мануальным способом. Терапия проводится методически, с вниманием к собственным ощущениям, по которым
врач контролирует реакцию со стороны пальпируемых тканей. Участками терапевтического воздействия являются, например, лобные, затылочные и височные
зоны головы, затылочные бугры, теменная область, швы межкостных соединений черепа. Кроме того, используют компрессионные воздействия на желудочки головного мозга, сочетанные воздействия на разные КТ и многие другие
приёмы воздействий [10, 82]. Воздействиями оказывают влияние на состояние
организма, что анализируют по вызванной реакции тканей и организма.
Среди инструментальных методов, предназначенных для получения
объективных данных при анализе состояния КТ, в традиционной медицине используется рентгенография. По рентгеновским снимкам анализируют статическую картину положения внутренних структур тканей головы. Однако рентгеновское излучение опасно для здоровья и проводится в специализированных
помещениях. По этой же причине продолжительность обследований имеет ограничения. Недостатки не позволяют проводить мониторирующие обследования и в реальном времени получать данные об объемнодинамических измене-
259
ниях в КТ. В то же время, если учесть, что нарушения движения КТ проявляются при заболеваниях, то характер изменений важен для анализа процессов.
К объективным методам обследования КТ относятся ещё методы ультразвукового и лазерного зондирования тканей, основанные на эффекте Доплера, и
реографические методы, в которых проявляется пульсирующий характер кровотока в тканях. Состояние внутренних структур тканей головы, включая сосуды головного мозга, исследуются методами магниторезонансной томографии
(МРТ). Нейронная активность структур мозга исследуется методами многоканальной электроэнцефалографии, вызванных потенциалов и другими методами.
Однако известные инструментальные методы не рассчитаны на исследования при внешних механических воздействиях на КТ, с контролем объемнодинамических изменений. А это - именно те факторы, которые используются в
практике мануальной терапии. Кроме того, реализующая инструментальные
методы исследований КТ аппаратура дорогостоящая, а исследования и обработка результатов являются рутинными. Сложность аппаратуры и инструментальных методов в данном случае подчёркивают сложность объекта исследования и ограниченные возможности в анализе явлений.
Функциональная активность органов, систем организма, а также и патологические процессы сопровождаются соответствующими перемещениями
жидкостей в объеме тела и, как следствие, проявляются в изменении объемного
наполнения тканей. При этом объемнодинамические изменения КТ происходят
за счёт движения ряда образований: мышц, костей, суставов, швов межкостных
соединений, артериальной и венозной крови, ликвора, соединительной ткани и
других КТ. Проявление двигательной активности 29-ти костей черепа, швов
межкостных соединений, кровоснабжение КТ и движение ликвора, – характеризуются непрерывностью объёмных изменений, отражающихся и влияющих
на состояние организма. Существенное значение при этом имеют как сами
движения, так и их синхронизация.
До настоящего времени не были предложены способы получения данных
о динамике объемных изменений КТ, управлении и контроле, проводимом для
получения этих данных; не имелось устройств для исследования динамики объёмных изменений КТ, одновременно в разных участках позволяющих анализировать согласованность их функционирования [70, 72, 161, 260]. В последующем изложении приводятся авторские решения ряда этих проблем.
260
Принципы разработки ИС для проявления динамики движения КТ.
Диагностическое значение информации об объемнодинамических изменениях КТ, субъективность оценки, получаемой мануальными методами обследования и терапии [82, 161, 260], но в тоже время их высокая эффективность,
делают актуальными разработку методов, основанных на инструментальных
средствах. В решении этой проблемы важно соблюдение принципов, обеспечивающих:
– регистрацию объективных данных, в виде сигналов, связанных с объемными изменениями (движениями) КТ;
– контроль и управление уровней воздействия на ткани, определяющих
условие функционирования КТ;
– съем информации и регистрацию динамики объемных изменений КТ,
включая ответную реакцию;
– достижение технических характеристик первичных преобразователей
(датчиков), сопоставимых с параметрами пальпаторных воздействий и рецепторного восприятия, требующих разработки специализированных преобразующих устройств (датчиков) с необходимой чувствительностью;
– верифицирующий контроль инструментальных средств (ИС), с имитацией исследуемых ситуаций.
Выполнение этих принципов позволяет объективизировать результаты, и
при этом сохранить преемственность с методами мануальных обследований.
Однако при работе с использованием ИС принципиально важно, что технические средства не могут заменить лечащего врача. Они являются лишь
вспомогательным средством. Все решения, связанные с использованием ИС,
включая выбор участков обследования и воздействий на тело, последовательность, продолжительность и уровни воздействий при диагностике и лечении, и
осуществление контроля, определяются только врачом.
В общем виде схема работы врача, использующего АПК для обследования КТ, представлена на рис. 5.11. Блоком измерительных преобразователей
(БИП) производится съем и первичное преобразование сигналов, связанных с
наполнением обследуемых участков тела, с целью регистрации реакции объемнодинамических изменений КТ. Блок согласующих устройств (БСУ) вместе с
мультиплексором (М) и блоком АЦП обеспечивают согласование преобразованных сигналов и их передачу в персональный компьютер (ПК). В ПК производится обработка и представление данных на экране монитора. Блок управле-
261
ния вместе с блоком ЦАП и блоком исполнительных устройств (БИУ) обеспечивают передачу на ткани организма дозируемо управляемых компрессионных
воздействий, создавая необходимые условия для проявления объемнодинамических изменений и имитации работы методами мануальной терапии. В результате образуется БТС, управляющая и обеспечивающая контроль работы на основе мануальных методов.
БИП
БСУ
М
Б
л
о
к
А
Ц
П
Блок ЦАП
Пациент
БИУ
Блок
управления
П
К
и
м
о
н
и
т
о
р
Врач
Рис. 5.11. Блок-схема организации исследования
краниальных тканей инструментальными средствами
Преимуществами БТС (рис. 5.11) является объективизация результатов
работы, построенной на автоматизации управления и контроле воздействий, регистрации данных о реакции тканей, оперативном сборе и программноматематической обработке результатов исследования, документировании сеансов работы с пациентом. При этом в оказании медицинской помощи решения
могут приниматься на основе объективных данных и документироваться.
Инструментальные средства для дозировано компрессионных воздействий и регистрации реакции КТ. При разработке систем и методов инструментальных исследований с воздействием на КТ необходимо иметь методическое
обоснование и формулировать медико-технические требования на разработку
АПК. Важно представлять модель с описанием процессов в КТ и в организме,
происходящих в отсутствии и при создании внешних воздействий на КТ. Модель должна быть применима к объекту исследования - КТ, и предмету исследования – проявлению объемнодинамических изменений при движении КТ.
Несмотря на феноменологическое понимание процессов в организме,
происходящих при мануальных воздействиях на систему КТ [82, 260], однако
для работы с использованием ИС необходимо учитывать выбранные для обсле-
262
дований конкретные структуры КТ, способы создания внешних воздействий на
них и съема информации об объемных изменениях в реакции. Необходимо
знать характеристики механических воздействий, производимых на КТ в мануальных сеансах и объективные данные об уровнях давления [34], создаваемых
при пальпации. Аналогично, необходимо знать характеристики сигналов давления, действующего со стороны обследуемых тканей на технические средства
и, в частности, в ответной реакции на воздействия пальцев врача.
Для решения этих проблем требуются разработки систем объёмнометрического преобразования, совмещающих контролируемый съем сигналов с КТ и
передачу на них управляемых компрессионных воздействий. При этом важно
учитывать специфику участков и структур тканей головы, а также необходимость ограничения воздействий от недопустимого давления.
Заметим, что конструкция компрессионно-объёмнометрического преобразователя, предназначенная для съема сигналов, отражающих объемные изменения КТ, предопределяет принципиальные возможности получения достоверных результатов. Иначе, каким бы эффективным и современным ни было программное обеспечение, реализующее алгоритмы управления и методы программно-математической обработки, однако искажённая регистрация первичных сигналов приведёт к недостоверным результатам.
И, наконец, представление результатов исследования должно позволять
принимать решения непосредственно в ходе обследований.
В качестве исходных данных при построении предлагаемых моделей
функционирования КТ примем объемные изменения при их движении, как это
определяется классической концепцией краниального ритма, сформулированной В. Сатерлэндом [260]. В концепции обосновывается подвижное состояние
костей черепа, ритмичные колебания кровенаполнения тканей, сопровождающиеся медленными волнообразными движениями костей и спинномозговой
жидкости. Волновой механизм действия ритма, обозначенный «первичным»
дыхательным механизмом, имеет частоту порядка от 8 до 12 циклов «флексииэкстензии» в минуту. Он воспринимается пальпаторно по движению костей черепа, проявляющемуся в долях миллиметра. Лечение заключается в устранении
механических причин, препятствующих расслаблению тканей и свободной экскурсии костей черепа [82].
В числе исходных данных, заимствованных для анализа модели объемных изменений в КТ, дополнительно использованы модели [96, 137] состояния
263
организма при компрессионных измерениях АД в сосудах верхней конечности,
и окклюзионная модель [70, 72] регистрации объемных тканевых ритмических
процессов. При этом необходимо учитывать, что при механическом контакте,
создающем давление на КТ, производится действие на подвижность костей, на
стенки кровеносных сосудов и окружающие ткани, оказывается влияние на артериальный и венозный кровоток, на движение ликвора и на их перераспределение. Поэтому производимое инструментальными средствами давление на
участки обследования изменяет ход протекающих процессов в них и в отдалённых участках тела. Как следствие, воздействие влияет на процессы в организме.
Таким образом, принципиальным является вопрос о допустимом уровне внешнего давления и о прогнозируемом индивидуальном результате.
Разработанные для анализа гемодинамических процессов в сосудистой
системе верхней конечности при окклюзионных воздействиях модели [70, 72,
96, 137] и принципы исследования можно заимствовать для анализа процессов
в любых участках тела, на которые действует внешнее давление, включая и КТ.
Однако необходимо учитывать специфику объекта исследования (КТ), номенклатуру его составляющих, наполнение тканей и уровни внутритканевого давления: артериального, венозного и давления спинномозговой жидкости.
На рис.5.12 представлена схема модели, учитывающая баланс сил, действующих в гидромеханическом взаимодействии КТ в объеме черепа, в пространстве под специализированной манжетой, охватывающей КТ и создающей
компрессионные воздействия [70, 72, 161]. На схеме показаны направления
действующих и противодействующих, равных по величине, сил натяжения
стенки разных сосудов, и создаваемых за счёт давления заполняющих их жидкостей и окружающих тканей. Изнутри на стенки клеток и сосудов действуют
силы, обусловленные давлением соответствующих жидкостей: внутриклеточной РВну.Ж.; внеклеточной РВне.Ж.1; артериальной крови РА; венозной крови РВ;
ликвора (РЛ). Внутрисосудистое давление жидкостей создаёт соответствующие
растягивающие стенки сосудов и клеток усилия (FВну.Ж., FВне.Ж., FА, FВ. и FЛ.). С
внешней стороны их уравновешивают силы, направленные со от специализированной манжеты - FМ., силы поверхностного натяжения кожной поверхности –
1
В данном рассмотрении бассейн внеклеточной жидкости представляется ограниченным внешними стенками
сосудов, с которыми эта жидкость контактирует.
FН.К.
264
и натяжения соответствующих стенок: ликвороносных путей - FН.Л.; веноз-
ных сосудов - FН.В.; артериальных сосудов - FН.А.. Баланс сил, действующих между тканями, расположенными в объеме подманжетного пространства в итоге
определяет наполнение и объемные соотношения между разными компонентами тканей. Этот баланс является формообразующим просвет сосудов фактором
и обуславливает объемнодинамические проявления изменений КТ.
Специализированная манжета
(объемнометрический преобразователь)
FН.К.
FН.К
FМ
FМ
Кожная поверхность, подкожные структуры, кости, швы
межкостных соединений, мышцы, желудочки головного
мозга, соединительная ткань, мембраны клеток
FН.Л.
FВну.Ж.
FН.К
FН.К
Стенки
ликвороносного
русла
FЛ.
FН.В
FВнеЖ FН.А
FН.К
Стенки
артериальных
сосудов
Стенки
венозных
сосудов
FВне.Ж
FВ
FНК
FВнеЖ.
FНЛ
FВнеЖ
FНВ FН.К
FА
FН.А
Внеклеточная
внесосудистая
жидкость
Внутриклеточная
жидкость
FН.Л.
FН.В.
Движение
ликвора
Венозный
кровоток
FН.А
Артериальный.
кровоток
Рис. 5.12. Модель гидромеханического взаимодействия КТ в объеме черепа,
в пространстве под манжетой, создающей компрессионные воздействия на КТ.
В тоже время разные сосуды по-разному испытывают и реагируют на
действие создаваемых за счёт давления сил, передаваемых в контакте с соседними окружающими тканями. Это связано с тем, что в замкнутом пространстве
тела одновременно функционируют ткани и сосуды с разным по уровню внутренним давлением наполняющих жидкостей, натяжением соединительной ткани и упруго-вязкими свойствами сосудистых стенок. Передаваемое от манжеты
давление РМ, за вычетом противодействующего давления внутритканевой жид-
265
кости и сил натяжения, определяет степень их деформирующего сжатия-растяжения и отражается на соотношении соответствующих объемов наполнения.
Совокупный объем наполнения тканей V  жидкостями, в области в подманжетном пространстве можно представить, условно разбив общий объем на
два взаимосвязанных жидкостных бассейна: внутрисосудистое русло V 1 и внесосудистое пространство тканей V 2 :
V   V 1 V 2 .
Жидкостное заполнение объемов каждого из бассейнов обуславливает
объемнодинамические изменения, связанные с работой внутренних органов,
влияющих на давление жидкостей. Характер заполнения изменяется при воздействиях на ткани. Определим объемное наполнение тканей в подманжетном
пространстве системой уравнений:
{
V 1  V А  V В  V Л  VМкл. Ж ;
V2  VВнк. Ж  VСтр.Тк
(5.3).
В выражениях (5.3) учтены объемы наполнения частей тела, занимаемых:
– сосудистыми бассейнами артериальной VA и венозной VB крови;
– спинномозговой жидкостью (ликвором) - VЛ;
– межклеточной - VМкл.Ж. и внутриклеточной жидкостями - VВкл.Ж.;
– структурными элементами и соединительной тканью VСтр.Тк.
В анализе состояния КТ с использованием ИС, следует учитывать, что в
динамическом проявлении объемных изменений включаются переходные процессы и волновые изменения, связанные с работой сложноорганизованной самосогласованной системы, включающей контуры внутреннего управления и
контроля процессов в структурах головного мозга. При этом для проявления
скрытой динамики волновых и квазипериодических процессов эффективны методы спектрального анализа, использующего программно-математические методы обработки сигналов [138].
В разработке ИС для исследования КТ также может использоваться предложенный в работе [132] комплексный подход. При этом по выделенным спек-
266
тральным составляющим сигналов реализуются исследования не только КТ, но
и определяются показатели состояния организма.
Ниже приводятся данные о системах [70, 72, 161], разработанных для исследования КТ и реализующих компрессионно-объемнометрические преобразования (КОП).
Разработанные в работе [70] метод и устройство основаны на регистрации
объемнодинамических изменений при контактном взаимодействии системы
КОП с участками головы, связанными с обследуемыми структурами. Системой
КОП создаётся давление и при их движении регистрируются объемнодинамические изменения. Получаемые результаты используются в анализе двигательной реакции на создание дозировано компрессионных воздействий.
На рис.5.13(а) показан упрощённый вариант исполнения размещаемого и
фиксируемого на голове КОП, предназначенного для исследований КТ.
(а)
(б)
ФП
ОП
4
(в)
Пневмоблок
(г)
2
1
3
Рис. 5.13.
Конструкция преобразователя выполнена в виде специализированной для
фиксации на голове манжеты с многосекционной пневматической камерой. В
круговом охвате она создаёт силовое действие на важнейшие структуры КТ:
височные, лобные, затылочную, теменную кости, затылочные бугры, швы межкостных соединений и окружающие ткани [70]. Давление от манжеты передается на систему костей и структуры КТ, расположенные во внутричерепной полости: на соответствующие сосуды системы циркуляции потоков, обмена и пе-
267
рераспределения жидкостей (крови и ликвора), на мышечную и соединительную ткани, мембраны реципрокного натяжения, арахноидальное пространство
и другие. В организации съема сигналов, связанных с объемным изменением
КТ в комплексных исследованиях движения разных структур тканей головы,
используется действие давления Рманж.i (Δti), дозированного по уровню и продолжительности воздействия. В образованной БТС реализуется механическое
взаимодействие технических средств и КТ, сопровождающееся компрессионнообъемнодинамическим преобразованием движений КТ. Управление воздействием на КТ контролируется по сигналу давления в манжете – РКОП.(t). В то же
время объемные изменения в тканях создают давление, передаваемое на преобразователь давления (КОП). При этом регистрируемое преобразователем давление представляется в виде результирующей зависимости:
P

(t)  P КОП. (Pманж. i (t i )) .
Давление РКОП(t) является анализируемым сигналом. Оно связано с исходным давлением воздуха в воспринимающей пневмокамере преобразователя
и с результатом противодействия разнонаправленных сил на упругую стенку
пневмокамеры манжеты, контактирующей с тканями тела. На упругую стенку
преобразователя действует давление одновременно с двух сторон. Её положение определяется балансом сил. Давление во внутренней полости КОП создаёт
силу, направленную на обследуемые КТ. Объемные изменения и движения КТ
создают силу, действующую с противоположной стороны стенки пневмокамеры. Таким образом, упругая стенка КОП является звеном передачи давления,
действующего на обследуемые ткани организма, и в то же время передаёт давление от тканей на преобразователь давления (КОП).
На рис.5.13(б) схематично показана трёхсекционная конструкция КОП, в
которой механически объединены пневматически не соединенные между собой
манжеты М1, М2 и М3. Общий корпус манжет охватывает обследуемые участки
КТ. Составная конструкция позволяет комбинировать и использовать разные
типоразмеры манжет, в соответствии с формой и размером головы. Регистрация
давления раздельно в пневматических камерах дает информацию с откликами
сигналов давления одновременно от разных участков обследуемых КТ.
Все используемые в физиологических исследованиях манжеточные методы основаны на создании условий, при которых объемнодинамические эффекты проявляются в результате взаимодействия тканей с инструментальными
268
средствами, и за счёт передачи воздействующего на ткани давления от манжеты. Использование манжет в исследованиях строится на принципе регистрации
косвенно проявляемых объемных изменений наполнения тканей в ответ на воздействие. В тоже время за сигналы реакции отвечают обследуемые ткани и сопряженные с ними в области проведения исследований участки тела [161].
В основе построения системы управления в инструментальных исследованиях КТ в качестве прототипа заимствованы методические приёмы создания
дозировано компрессионных воздействий пневмоманжетами при исследовании
объемных изменений в сосудах верхних конечностей [138]. При этом возникают методические вопросы, связанные с взаимодействием КОП и КТ и оценками
действующего на разные ткани давления. К ним относятся точность и воспроизводимость результатов.
Применение манжет связано с проявлением инструментальных и методических погрешностей, которые необходимо учитывать при разработке КОП,
специализированных для исследований на голове. Эти вопросы имеют отношение к конструкции КОП. Перечислим основные погрешности, принимаемые во
внимание при планировании и в исследованиях методом КОП. К ним, как и для
воздействий от плечевых манжет [161] в области плеча, относится погрешность, связанная с неадекватной передачей давления Ркоп.(t) на ткани тела. Эта
погрешность свойственна методам, использующим круговой охват исследуемых участков тела. В соответствии с теоретическими и практическими выводами [175, 228], для обеспечения соответствия передаваемого давления на расположенные в области под манжетой ткани уровню Ркоп.(t), необходимо чтобы
ширина манжеты (W) составляла ориентировочно 40˚% и более от диаметра D
исследуемого участка конечности.
Однако картина с компрессионным воздействием на внутричерепные
структуры тканей посредством манжетной конструкции КОП отличается от передачи давления на ткани верхней или нижней конечностей, так как воздействие передается на систему замкнутого объема, окружённого подвижным каркасом взаимосвязанных костей черепа. Они составляют единую пружинящую
конструкцию, противодействующую внешнему давлению Ркоп.(t) и внутричерепному давлению жидкостей.
При упрощенном рассмотрении принципа действия эти силы сравнимы с
противодействующей сжатию пружиной. В более общей модели представляется
269
сложная система соединенных пружин, испытывающих воздействия, различающихся по упругости и рабочим диапазоном силового действия.
Другая методическая погрешность - погрешность измерения передаваемого на ткани давления. Она связана с исходным обтягивающим облеганием
КОП на теле. Учет и нормирование исходного натяжения КОП на теле повышает точность измерения передаваемого на ткани давления, так как контролируются ситуации, когда ещё без создания исходного давления в КОП проявляется
реакция на воздействие, вызванная исходно плотным ее прилеганием к голове.
На практике при измерении АД в сосудах верхней конечности манжеточными
методами ограничиваются опытным путём, создавая исходное натяжение при
наложении манжеты. Как правило, этого достаточно, чтобы пренебречь данной
погрешностью. Однако при исследованиях КТ измерения сопровождаются
движением КТ, проявляемым при малых уровнях давления. В этом случае необходимо учитывать влияние облегающего воздействия.
Воздействие от КОП на разные ткани передается косвенно, через окружающие ткани [169]. Это обуславливает методическую погрешность, связанную с потерями механических усилий на передачу давления на разные по своим
реологическим свойствам ткани. К ним относятся давление, передаваемое на
сосудистую систему через окружающие их ткани (кожу и подкожные структуры). За потери силового воздействия Ркоп.(t) отвечают смещение и вытеснение
одних тканей, компрессируемое действие на другие и окклюзионное действие
на кровеносные сосуды и окружающие ткани. Проявление этой погрешности
становится существенным при исследованиях тканевого давления у субъектов с
толстой жировой прослойкой и/или со слаборазвитой мышечной тканью в области наложения КОП. Эта погрешность выявляется опытным путем, и в случаях несоответствия проявлений с получаемыми результатами измерений.
Методическая погрешность, проявляемая вследствие нелинейного характера распределения силового поля воздействия на ткани в области под КОП, по
всей ширине манжеты. Эта погрешность возникает вследствие овальной формы
головы и краевого эффекта воздействия КОП, по аналоги с краевым эффектом,
указанным в [169]. В то же время регистрируется интегральное проявление реакции. Отсутствие учёта неравномерного распределения давления на ткани
приводит к погрешности измерения давления Ркоп.(t), действующего на ткани.
Следует учитывать, что давление на ткани в разных участках взаимодействия с
поверхностью головы происходит с разной силой. Поэтому элементы конст-
270
рукции манжеты должна иметь возможность настройки в соответствии со
строением черепа.
На рис.5.13(в) представлен вариант универсальной конструкции КОП,
реализованной для одновременной регистрации объемных изменений в разных
участках [72], по аналогии с размещением многоэлектродной системы для съема сигналов ЭЭГ. Посредством фиксирующей повязки (ФП) на голове располагается составная конструкция КОП, включающая блок объемнометрических
преобразователей (ОП). Число пневматических камер преобразователей в устройстве КОП определяется числом участков обследования КТ, с которых регистрируются сигналы, связанные с объемнодинамическими изменениями КТ.
Каждый отдельный преобразователь в КОП имеет герметично закрывающий
его внутреннюю воздушную полость 2 прочный корпус 1 с эластичной мембраной 3, и имеет пневматический вывод из воздушной полости 4 (рис. 5.13(г)).
Пневматические выводы ОП соединены с соответствующими, располагаемыми
в пневмоблоке, преобразователями давления и устройством создания давления.
В таком исполнении действие блока КОП имитирует работу врача, пальпирующего КТ, одновременно создающего воздействия и воспринимающего реакцию. При этом блоком КОП в исследованиях в результате регистрируются
объективные данные.
Другим достоинством датчика также является совмещение в одном корпусе каждого датчика двух функций, выполняемых на основе КОП. При этом
осуществляется управление и контроль давления на ткани и одновременно воспринимается реакция с разных участков КТ.
Управляя компрессионно-объемнометрическим преобразованием в КТ,
данные об их реакции можно использовать для диагностики и терапии. Это
возможно при использовании АПК для исследования движений КТ [161].
На рис. 5.14 представлена блок-схема АПК с компрессионнообъемнометрическим преобразованием для исследования динамики движений в
системе КТ.
В состав АПК входят блок объемнометрических преобразователей БОП,
пневматически связанный с блоком преобразователей давления БПД и пневмоблоком, соединённым посредством блока преобразования и согласования
электрических сигналов БПЭС с персональным компьютером ПК.
271
БОП
БПД
Пнемоблок
ПК
БПЭС
Рис. 5.14. Блок-схема АПК для исследования динамики движений КТ.
В блоке БПД преобразуется давление в КОП в пропорциональный электрический сигнал. За счёт этого обеспечивается контроль и регистрация изменений давления в воздушных полостях первичных преобразователей блока
КОП, включая объемные изменения, вызванные движением тканей в ответ на
воздействия.
Пневмоблок является управляемым источником давления, создающим
исходное наполнение воздушных полостей первичных преобразователей. В его
пневматической схеме включены элементы пневмоавтоматики - компрессор и
группа пневмореле, посредством которых автоматически, по соответствующим
командам от ПК создаются необходимые изменения давления на выходе.
В блоке БПЭС производится аналого-цифровое преобразование сигналов,
поступающих от блока преобразователей давления БПД, и передача цифровых
данных в ПК. Блок БПЭС обеспечивает также согласование по уровню сигналов управления от ПК.
В соответствии с алгоритмом, реализуемым под контролем программного
управления ПК, формируется последовательность сигналов управления пневмоблоком, регистрируется и обрабатывается получаемая информация, визуализируются процессы изменения давления и в запоминающем устройстве накапливаются необходимые данные, полученные в результате обработки.
Перед исследованием на АПК, с целью диагностики или определения
процедур терапевтических воздействий, врач осматривает пациента и определяет КТ и обследуемые участки головы, с которых планируется съем и регистрация сигналов. Затем, в соответствии с формой и размером головы, выбирает-
272
ся один, или блок из нескольких специализированных КОП (рис.5.13). При
оборачивании головы система КОП охватывает выбранные краниальные структуры тканей, например, височные, затылочный и лобный участки. Такое расположение блока КОП на голове позволяет обследовать процессы, связанные с
движением важных структур КТ: лобной, височных и затылочной костей, швов
межкостных сочленений, соединений с соответствующими мышцами, апоневрозами, состояние объемного наполнения вязко-жидкими субстратами сосудистой системы и окружающих тканей, функциональное состояние кровеносных
сосудов и ликворопроводящих путей в системе распределения крови и спинномозговой жидкости.
После пуска соответствующей программы в ПК выполняется алгоритм,
обеспечивающий регистрацию уровней изменения давления в системе КОП. В
ответ на внешнее воздействие в сигналах давления проявляется реакция с объемным изменением КТ. Контроль изменений давления проводится по записям
сигналов, выводимых на экране монитора ПК. При необходимости, в зависимости от ситуации, это позволяет оперативно корректировать ход воздействий.
Так используется преимущество образованной БОС, позволяющей оперативно,
по результатам текущей реакции, корректировать воздействия.
В ходе исследований допустимо проведение разных тестирующих воздействий на КТ, при которых регистрируется изменение давления, отражающее
их движения и объемные изменения. В экспериментах могут использоваться
простые и комбинированные воздействия, в сочетании с функциональными
пробами, или с проведением пальпирующих воздействий [70, 72, 161]. Полученные после обследования данные программно обрабатываются и результаты
анализируются.
При анализе результатов, как и в анализе при пальпации, важно представлять динамику объемных изменений движения КТ, отражающихся в изменении
давления в КОП. Для этого используется анализ спектральных и переходных
характеристик процессов, связанных с объемнодинамическими изменениями.
Апробация метода КОП и аппаратно-программного комплекса проводилась в разных условиях, позволяющих проявлять объемные изменения и движения КТ (рис.5.14). Блок КОП был составлен из трёх манжет «Eclipse,
Pediatrtic, range 6-22cm» (фирма SunTech). Ширина манжет, определяющая ширину зоны воздействия на КТ, составляла 11 см. Пневматические камеры манжет соединялись одна с другой последовательно, образуя общий механически
273
замкнутый контур конструкции КОП. При оборачивании головы преобразующим устройством такой конструкции в зону охвата включались височные, затылочный и лобный участки головы. В качестве блока управления, регистрации, обработки и представления информации использовался ПК (notebook IBM
ThinkPad) со встроенным портом PCMCIA. В роли блока преобразования сигналов использовался 16-ти разрядный аналого-цифровой преобразователь
DAQCard-6036E (National Instruments), устанавливаемый в порт PCMCIA компьютера и соединяемый с ним соответствующим соединительным кабелем блок
преобразования сигналов «SCB-68-pin Shielded». В качестве преобразователя
давления был использован преобразователь давления MPX-5050DP (Motorolla).
Его электрический вывод соединялся с соответствующим входом преобразователя сигналов SCB-68. Частота опроса сигналов устанавливалась 100 Гц. Регистрирующая запись сигналов давления в воздушной полости ОП отображалась
на экране монитора компьютера. Для управления процессом исследования использовалась программа «VI-Logger» (программный продукт «Measurement and
Automation Explorer», фирмы National Instruments). В исследованиях пациенты
располагались в расслабленном сидячем положении, с нейтральным исходным
поворотом головы, мышцы шеи не напряжены.
Основные результаты, вместе с данными об условии проведения исследований движения КТ методом КОП, приведены в таблице 5.2.
В результатах исследований проявляются циклически повторяемые движения КТ в частотном диапазоне ритма дыхания (НЧ- составляющие процесса),
и пульсирующие объемные изменения, связанные с сердечными сокращениями
(ВЧ- составляющие). В исследовании движений в системе КТ также проявлена
динамика переходных процессов непериодических объемных изменений, вызванных движениями ее отдельных структур [70]. В процессе исследований устанавливались разные действующие на КТ постоянные дозированные уровни
давления Ркоп.(t), проводились разные функциональные пробы на организм и
специальные пробы с движением отдельных структур КТ. Проводились разнообразные движения головой последовательно вправо и влево, вперёд и назад,
движения глаз, движения мышц рта, движения ушными мышцами, мышечное
напряжение скул, сглатывание и др. Регистрируемое давление в системе КОП
отражало соответствующие движения и ответную реакцию, связанную с объемными изменениями в тканях.
274
Таким образом, по изменению давления в исследованиях посредством
КОП проявляется влияние движений на объемные изменения тканей, участвующих в этих движениях. Полученные результаты позволяют характеризовать
состояние подвижных структур КТ, например, путём косвенной оценки диапазона отклонений при движении, по величине изменения давления при пробах, а
также по спектральным характеристикам объемных изменений КТ.
Для иллюстрации проявления циклически воспроизводимых процессов в
системе КТ на рис.5.15 показаны спектры изменений давления в КОП, отражающие объемные изменения и движения КТ. Спектры получены в результате
обработки данных программой MatLab 6.5, использующей алгоритм быстрого
преобразования Фурье, с разрешением 1024 точки. По осям У – отмечены
оцифрованные значения спектральной плотности мощности (СПМ) изменения
сигналов давления в воздушной полости ОП, мм рт.ст.2/Гц, по осям Х – отметки
частоты, Гц.
Таблица 5.2.
Методика
исследования
Проявление волновых
процессов при действии на
КТ в течение не менее
3мин. давления
Ркоп.(t) = const.
Движение структурами КТ
Дыхательные функциональные пробы
Сочетание воздействий и
волнообразных пальпаций
Переходные процессы
объемных изменений КТ
при ступенчатом Ркоп.(t)
Способ анализа динамических процессов
движения КТ
Спектральный
Анализ пе- Визуальное
Воздействие: анализ. Диапазон
реходных
проявление
РКОП.( t)
частот объемных процессов;
реакции в
мм рт.ст.
изменений КТ,
время пере- изменении
Гц
ходного
сигналов
процесса
ВЧ
НЧ
3,0
8,0
18,0
30,0
2,0
4,0-6,0
4,0
1,0-1,2
1,0-1,2
1,0-1,2
1,0-1,2
-
<0,4
<0,6
<0,4
<0,6
<0,6
-
3,9-4,7
-
-
3,0-6,0
-
-
26,0-2,0
-
+
-
+
-
+
-
+
>15c
+
<10c
+
В СПМ (рис. 5.15) проявляется влияние на движение КТ давления Рманж.
При разных уровнях, создаваемых в диапазоне действия от 3 до 30.мм.рт.ст. в
спектрах по-разному проявляются пики высокочастотной (ВЧ - в диапазоне от 1
275
до 1,2 Гц) и низкочастотных (НЧ - ниже 0,6 Гц) составляющих сигнала. Они отражают динамику объемных изменений в разных тканях, и их вклад в представленную картину суперпозиции. ВЧ- пик и его полоса частот во всех спектрах интерпретируется в связи с пульсирующим кровотоком в кровеносных сосудах КТ. Значения этих показателей соответствовали предварительно определённым в независимом электрокардиографическом исследовании частоте пульса и диапазону ее изменения от 0,9 до 1,2 Гц.
НЧ- компоненты спектра, ниже 0,8 Гц, интерпретируются как медленные
движения КТ, обусловленные дыхательными волнами и волнами более высокого порядка [72], проявлением их гармоник, отражением волн, суперпозицией и
другими физиологическими механизмами действия.
Рманж= 3 mmHg
Рманж= 8 mmHg
Рманж= 18 mmHg
Рманж= 30 mmHg
Рис. 5.15.
При переходе со ступеньки давления в манжете с 3 на 8 мм рт.ст. в спектрах проявляются более мощные дополнительные НЧ- спектральные составляющие процессов в КТ.
276
На ступенях давления 18 и 30 мм рт.ст. проявление пиков с НЧ- компонентами снижается, по сравнению с ВЧ- пиком. Это связано с превышением
действующего на КТ давления над давлением от КТ. Кроме того, с возрастанием от низкого (3.мм.рт.ст.) до высокого значений давления (30.мм.рт.ст.) на КТ,
возрастает амплитуда пиков в СПМ.
После воздействия продолжительностью 10 мин. давлением на ступеньке
30 мм рт.ст. и при установлении на завершающем этапе обследования низкого
давления (2,0 мм рт.ст.), в КТ восстанавливается обмен и перераспределение
жидкостей в объеме КТ. Опустошенные вытесняющим действием высокого
давления ткани в этот период заполняются соответствующими жидкостными
субстратами, восстанавливая своё исходное наполнение. При этом изменяется
абсолютное значение амплитуды пиков и соотношений между ними.
Отмеченные проявления на созданных ступенях давления можно интерпретировать вкладом в общую ответную реакцию разных структур КТ и в разной степени вовлечением ответственных механизмов действия. Для уточнения
требуется проведение клинических исследований. Однако из полученных данных следует отметить воспроизводимость отмеченных проявлений в повторных
экспериментах.
Для получения статистических данных были проведены исследования
движения КТ у группы практически здоровых обследуемых. В обследовании
участвовали десять практически здоровых мужчин в возрасте от 18 до 26-ти
лет, нормостенического телосложения. Исследования сигналов объемнодинамических характеристик проведены в соответствии с запатентованным способом [70]. Целью исследований являлось использование ИС для получения данных о функциональном состоянии подвижных структур КТ, и проявление периодической динамики их объемных изменений в условиях дозировано ступенчатой компрессии КТ.
На рис.5.16 приведен пример типичных СПМ переменной составляющей
сигнала давления в КОП, отражающего объемные изменения КТ при разных
постоянных уровнях компрессии. Оцифрованные отметки на вертикальных
осях графиков рис.5.16 – значения СПМ, мм рт. ст. /Гц, по горизонтальным –
частота, Гц.
277
При всех уровнях давления на КТ в вычисленных спектрах выделяется
характерная полоса частот с максимумом в высокочастотной области. Максимум частоты Fвч. проявляется в диапазоне от 0,8 до 1,35ºГц. Он соответствует
потенциально возможному диапазону изменения ЧСС. К другим выделенным в
спектрах полосам относятся низкочастотные компоненты с пиками на частотах
Fнч.1 и Fнч.2. Они проявляются в диапазоне частот от 0,05 до 0,4ºГц.
10.02.2010 12_02_41,035
Рс = 5 мм рт. ст.
10.02.2010 12_06_46,628
Рс = 12 мм рт. ст.
226.02.2009 12_11_32,099
Рс = 27 мм рт. ст.
10.02.2010 12_15_28,629
Рс =5 мм рт. ст.
Рис. 5.16.
278
В таблицеº5.3 приведены данные с рассчитанными из спектра численных
отношениях амплитудно-частотных показателей, представлены результаты статистической обработки данных, относящихся к общему состоянию организма и
объемнодинамическому изменению движений КТ индивидов.
Таблица 5.3. Результаты статистической обработки данных у обследуемой группы, полученных в исследованиях движения КТ при компрессионных
воздействиях
СТАТИСТИЧЕСКИЕ
MIN
MAX
СРЕДН.
σ (Х)
ΔХ
ПОКАЗАТЕЛИ
ЗНАЧЕН.
ЗНАЧЕН.
ЗНАЧЕН.
18
26
22
2,6
1,6
50 (0,83)
78 (1,13)
66 (1,1)
8,8
5,5
Рс
110
130
121
6,8
4,2
Рд
60
80
73
5,8
3,6
Fв.ч,ºHz
0,80
1,20
1,06
0,14
0,09
Fн.ч.1,ºHz
0,05
0,10
0,07
0,02
0,01
Fн.ч.2,ºHz
0,20
0,40
0,28
0,06
0,04
А, отн. ед.
0,1
6,0
1,3
1,79
1,11
Fв.ч,ºHz
0,85
1,20
1,06
0,11
0,07
Воздействие
Fн.ч.1,ºHz
0,05
0,10
0,07
0,02
0,01
Pк= 12 мм рт. ст.
Fн.ч.2, Гц
0,20
0,40
0,28
0,06
0,04
А, отн. ед.
0,03
1,00
0,43
0,26
0,16
Fв.ч,ºHz
0,85
1,35
1,12
0,16
0,10
Воздействие
Fн.ч.1,ºHz
0,05
0,10
0,07
0,02
0,01
Pк= 27 мм рт. ст.
Fн.ч.2,ºHz
0,10
0,30
0,24
0,07
0,04
А, отн. ед.
0,02
5,0
1,03
1,54
0,95
Fв.ч,ºHz
0,87
1,35
1,12
0,15
0,09
Fн.ч.1,ºHz
0,04
0,07
0,06
0,01
0,01
Fн.ч.2,ºHz
0,20
0,30
0,25
0,04
0,02
А, отн. ед.
0,1
4,5
1,24
1,56
0,97
Возраст обследуемых, лет
ЧСС, уд /мин, Гц
АД, мм рт. ст.
Фоновое состояние
при
Pк = 5 мм рт. ст.
Pк= 5 мм рт. ст.
(восстановление
после
компрессии)
Обозначения: Fв.ч, Fн.ч.1 и Fн.ч.2 - частоты пиков соответственно пульсовой составляющей и
медленноволновых составляющих спектра в диапазоне проявления первичного дыхательного
механизма и проявления дыхательных волн; индекс А, отн. ед. - отношение максимальных
амплитуд пульсовой и медленноволновой (Fн.ч.1) составляющих спектра; σ(х) - стандартное
отклонение; Δх – доверительный интервал разброса данных, с вероятностью 0,95.
279
В таблице указаны данные о возрасте обследуемых, систолическом (Рс) и
диастолическом (Рд) АД, об исходной частоте сердечных сокращений (ЧСС), а
также данные с результатами расчётов и анализа спектров, отражающих циклические движения КТ при разных уровнях компрессионного давления (Рк). В отдельных строках внесены данные для трёх частотных полос, в которых соответственно проявляется связанное с работой сердца пульсирующее кровенаполнение сосудов (Fв.ч,), дыхательные (Fн.ч.2) и более медленные (Fн.ч.1) волновые
движения КТ.
С повышением давления Pк на КТ у каждого субъекта по-разному проявляется индивидуальная реакция, выражающаяся в изменении амплитуд пиков в
этих полосах и их соотношений. При этом амплитуда пика Fвч. возрастает и по
порядку величины при снижении давления возвращается к исходным значениям. Значение частоты Fвч. при изменении давления на КТ в обследованной
группе меняется незначительно и не имеет однозначной направленности; ее изменения носят индивидуальный характер.
В то же время изменяется характер НЧ- области спектра. А именно, в
обозначенных диапазонах Fнч.1 и Fнч.2 изменяются амплитудно-частотные характеристики. Так, с повышением уровня компрессии меняется положение пика
Fнч.1. и амплитудное соотношение между пиками при частотах Fвч и Fнч.1.
Обсуждение результатов. ВЧ- пик в области Fв.ч и его полоса частот,
проявляемые во всех исследованиях, в регистрируемых сигналах соответствуют
проявлению осциллометрической составляющей пульсирующего наполнения
сосудов. Они непосредственно связаны с работой сердца и частота Fвч соответствует ЧСС, определённой независимым методом перед исследованием.
НЧ- компоненты спектра Fн.ч.1 и Fн.ч.2 отражают медленные движения КТ.
Они проявляются в диапазонах частот дыхательных волн (Fн.ч.2) и волн более
высокого порядка, известных в остеопатии, как проявление «первичного дыхательного механизма» [72, 222, 260]. Проявляемые в спектрах при всех уровнях
внешнего давления низкочастотные (ниже 0,4ºГц) составляющие отражают ди-
280
намику суперпозиции объемных изменений в кровеносных сосудах и смежных
КТ, и проявляемых в виде медленных движений костей и окружающих тканей.
На примере спектра (рис.5.16) можно отметить, что с изменением компрессионного давления, при переходе от 5 до 27ºмм рт.ст. сдвигается частота
пиков Fн.ч.1 в более низкочастотную область. Это объясняется тем, что при давлении выше 10ºмм рт.ст. нарушается обмен и перераспределение в КТ жидкостей, представляющих инерционную массу. Это сказывается на увеличении
объемного наполнения КТ, и в спектре объемнометрического сигнала проявляется соответствующий сдвиг в более низкочастотную область.
Важно отметить, что при проведении повторных исследований отмеченные проявления реакции имеют качественно воспроизводимую картину. Так, в
частности, во всех исследованиях регистрируемые высокочастотные пики соответствуют диапазону изменения ЧСС, а низкочастотные - диапазону частот 614ºволнº/мин., известному в практике остеопатической медицины как проявление волн первичного дыхательного механизма [260].
Заключение и выводы.
В медицинской практике для проведения диагностики, профилактики и
лечения множества заболеваний успешно используются методы мануальных
воздействий. Однако воздействия на КТ, выполняемые без управления и контроля по объективным показателям действующего на них давления и анализ результатов действия, основываются на субъективных и качественных характеристиках. Сформулированные принципы построения ИС для исследования состояния КТ позволяют объективизировать обследования. При этом важна регистрация объёмных волновых и пульсирующих изменений в КТ, контроль воздействующего давления и реакции. Разработанная система КОП, включающая
специализированные датчики позволяет регистрировать процессы в конкретных участках КТ и имитировать пальцевые воздействия. Вместе с объективизацией при этом автоматизируются важные этапы исследования - управление и
контроль измерительных процессов, обработка и представление данных.
Таким образом, для объективизации мануальных методов возможно построение ранее не использованных подходов исследования, основанных на
преимуществах ИС. Это важно также для целей обучения и отработки навыков,
281
для документирования сеансов воздействия и для сравнительного анализа результатов.
Для объективизации исследований объемных изменений и движений КТ
разработан метод компрессионно-объемнометрического преобразования, основанный на контролируемых дозируемо компрессионных воздействиях и регистрации объективных данных о давлении, действующем на КТ и реакции объемных изменений КТ на воздействия.
Для съема биомеханических сигналов, связанных с объемными изменениями КТ, предложены варианты КОП, выполненного на основе специализированной конструкции манжеты, охватывающей голову, и набора преобразователей объема, фиксируемых на обследуемых локальных участках головы. Описаны основные методические и инструментальные погрешности, сопутствующие
измерению давления на ткани. С помощью АПК реализуется управление давлением и производится регистрация сигналов давления в реакции КТ.
Апробация метода демонстрирует возможности его использования для
применения в различных исследованиях объемных изменений и движений КТ.
Анализ исследований проводится по спектральным характеристикам и непериодическим объемным изменениям в системе КТ. Посредством ИС, создающих дозируемо компрессионные воздействия на КТ, воспроизводимо регистрируются сигналы, отражающие объемные изменения и динамику циклически повторяемых движений.
Показателями регистрируемых изменений полученных в результате обработки объемнометрических данных являются соотношения амплитудночастотных характеристик спектров в области ЧСС (ВЧ составляющая спектра),
дыхательные и более низкочастотные волновые составляющие. Они соответствуют известным данным по частотам объемнодинамических проявления движений КТ, используемых в остеопатической практике. Эти показатели представляются объективными оценками, отражающими индивидуальную реакцию
и функциональное состояние ответственных структур КТ. Они могут использоваться для целей сравнительного анализа результатов, обучения и отработки
приёмов воздействий, документирования производимых сеансов работы и реакции КТ.
282
Таким образом, АПК дополняет, частично, или полностью может заменять субъективные рецепторные восприятия и врачебный анализ ощущений.
Представляется возможным использование предложенных методов в практике
остеопатической медицины для экспертных оценок состояния тканей мозгового
черепа. Это позволяет проводить разнообразные медицинские исследования КТ
и организма и получать объективные результаты.
Выводы главы 5.
Таким образом, на основе разработанных в главе 4 комплексных методов
исследования разработаны аппаратно-программные комплексы: Фотоплетизмотономанометр ФПТМ-01, обеспечивающий исследование процессов ГЛН в сосудах верхней конечности и измерение характеристических показателей; Артериокардиоритмограф САКР-2, предназначенный для исследований гемодинамического эффекта вариабельности показателей АД; АПК и методика для исследования вклада разных отделов сосудистой системы в суперпозиции ГЛН;
АПК с компрессионно-объемнометрическим преобразованием для исследования динамики движений в системе КТ. Эти разработки внедрены для практического применения в медицинских исследованиях.
В основе алгоритмов работы комплексов используется целенаправленное
управление компрессионными воздействиями на локальные участки тела и
проявляется гемодинамическая реакция. Управление строится с учётом изменения сигналов, отражающих наполнение сосудов разных участков тела. При
этом регистрируются гемодинамические процессы ГЛН и измеряются их показатели.
Получены данные с результатами анализируемых гемодинамических
процессов и регистрируемых реакций на воздействие в наполнении кровеносных сосудов верхней конечности, в области центральной гемодинамики и при
движении структур КТ. Проанализированы методические вопросы, связанные с
проблемой объективизации исследований объемнодинамических изменений,
определены принципы разработки инструментальных средств (устройств для
имитации мануальных воздействий, преобразовательных устройств, системы
283
управления и контроля), обеспечивающих регистрацию при исследовании объемнодинамических проявлений и движений в теле при внешнем компрессионном действии на локальные участки тела. Описан метод исследования движений КТ (мозгового и лицевого черепа), обуславливающих объемнодинамические изменения в ответной реакции при условиях с созданием дозировано компрессионных воздействий.
Полученные результаты защищены патентами на изобретения, опубликованы и внедрены в практическое использование.
284
ГЛАВА 6. УПРАВЛЕНИЕ И КОНТРОЛЬ АД В БИОТЕХНИЧЕСКИХ
СИСТЕМАХ КРОВООБРАЩЕНИЯ ПРИ ВЕЛОЭРГОМЕТРИИ
Для диагностического тестирования функционального состояния и контроля тренировок сердечно-сосудистой системы в медицине широко используют велоэргометрические функциональные пробы (ВЭМ-ФП). При ВЭМ-ФП
производится физическая работа, в процессе которой в организме активизируется кровообращение и процессы перераспределения крови, и изменяются гемодинамические параметры. В ходе выполнения ВЭМ-ФП создаются контролируемые нагрузки, и исследуется реакция. Другой режим ВЭМ-ФП – тренировочный. В обоих режимах необходим медицинский контроль. Особое значение при проведении таких стресс-тестов приобретает медико-техническое требование контроля динамики изменения показателей работы сосудистой системы. Для этих целей при оснащении автоматических тренировочных и диагностических комплексов (АТДК) включают устройства для измерения параметров
ЧСС и АД. Фактически эти комплексы являются БТС, реализующих неинвазивное вмешательство и вспомогательное управлении в сосудистой системе.
Разработку устройств требуется специализировать в соответствии с возможностями измерений в условиях проявления артефактов двигательной активности человека, затрагивающих вопросы точности измерения. Это требование важно не только для повышения достоверности результатов, но и из-за использования результатов измерений в целях управления мощностью нагрузки
на организм по сигналам БОС [13, 31]. Управление позволяет оптимизировать
нагрузки адекватно состоянию и возможностям системы кровообращения, и
обеспечивает при исследовании безопасность организма от перетренировки.
Кроме повышенных требований к помехоустойчивости от артефактов двигательной активности тренирующегося в автоматическом режиме человека, необходимо оперативно проводить измерения и интерпретировать результаты.
В главе представлены технические решения, реализованные в устройствах для неинвазивных измерений АД в условиях управления состоянием сосу-
285
дистой системы. Они включены в оснащении АТД комплекса аппаратуры для
медицинского управления и контроля КАМУК и диагностического велоэргометрического комплекса для функциональных проб ВЭМ-ФП “Валента”
(ТУ 9442-005-479255834-2005).
6.1. Автоматический тренажерно-диагностический комплекс
аппаратуры медицинского управления и контроля (АТД КАМУК)
В спортивной, профилактической и реабилитационной медицине, в практике долговременных космических полетов, а также при занятиях в группах
здоровья и в бытовых домашних условиях широко применяются тренажерные
устройства. Их используют как для физических тренировок, компенсирующих
гиподинамию, а также и функциональных проб, с целью углубленных исследований состояния организма. Современные тренажерные системы должны обеспечивать предъявление тренирующемуся нагрузок, адекватных его функциональному состоянию. Это повышает эффективность результатов, расширяет
функциональные возможности тренажеров и обеспечивает безопасность здоровью. Эффективным способом, оптимизирующим режим тренировок, является
использование БОС, обеспечивающей предъявление нагрузок адекватно состоянию сердечно-сосудистой системы.
Введение БОС в КАМУК [31] обеспечивает адаптивный тренировочный
режим, при котором предъявляемая нагрузка в каждый момент времени определяется текущим индивидуальным состоянием организма. В качестве основных показателей состояния в КАМУК используются ЧСС и АД. В них отражается реакция на изменение физической нагрузки [6, 7]. По отношению к ЧСС
нагрузка описывается переходной функцией системы первого порядка [18].
Управление функциональным состоянием сосудистой системы организма на
необходимом уровне обеспечивается регулировкой мощности нагрузки с контролем по параметрам ЧСС и АД, используемым в качестве сигналов отрицательной обратной связи. Увеличение ЧСС или АД приводит к снижению мощ-
286
ности нагрузки, а уменьшение – к повышению. Собственной работой организм
“дорегулирует” параметры сосудистой системы до заданных значений, оптимизируя режим тренировки в составе специализированной БТС.
В режиме прямого управления от устройств тренажеров мощностью нагрузки на организм, по заданным значениям ЧСС и АД, эти параметры задаются постоянными на каждой ступени тренировки. Таким образом, предъявляемая
мощность нагрузки на сосудистую систему является переменной и зависимой
от ее состояния. Параметр АД в алгоритме управления нагрузочными устройствами используется для сравнения с допустимыми уровнями ограничения изменений АД. Недопустимость их выхода за допустимые пределы позволяет задавать изменение мощности нагрузки в режиме тренировочного воздействия.
Для проведения ВЭМ-ФП в КАМУК предусмотрен режим управления
тренажерами путём задания постоянной мощности нагрузки. В этом режиме
физиологические реакции, регистрируемые по параметрам ЧСС, Рс и Рд используют в качестве ограничений мощности и продолжительности тренировки, или
ВЭМ-ФП. При превышении хотя бы одним из показателей АД критического
значения нагрузка снижается по одному из заранее заданных законов.
Структурная схема КАМУК (рис. 6.1) с автоматическим управлением
тренировок объединяет три функционально связанные части:
– устройства съема информации УСИ и каналы выделения и обработки
физиологической информации;
– блок ручного и автоматического управления тренажерами (РАУТ), выполненный в виде персонального компьютера (РС);
– управляемые тренажерные устройства, на примере ВЭМ-ФП.
Первые две составные части системы представляют КАМУК, в котором
регистрируется совокупность показателей сердечной деятельности. Центральным узлом КАМУК является блок РАУТ. Посредством него реализуется управление работой комплекса, нагрузочными устройствами тренажеров в различных
режимах и отображение необходимой физиологической и технической информации. С целью создания гибкого управления, в расчёте на различный контин-
287
гент тренирующихся, разные тренажерные устройства и на расширение функциональных возможностей КАМУК, блок управления спроектирован на основе
микропроцессорного комплекта [11, 31].
НАГРУЗКА
КПАУТ
(ВЭМ)
УПР.
СИГНАЛ
ОПЕРАТОР
КАНАЛЫ
ЭКГ
УСИ
ЧСС
ПБС
РАУТ
(РС)
АД
Рис 6.1. Структурная схема КАМУК. КПАУТ- комбинированные
и автоматически управляемые тренажеры; РАУТ - блок ручного и
автоматического управления тренажерами; УСИ – устройства съёма информации.
Он включает специализированный микропроцессорный модуль, видеоконтрольное (ВКУ) и алфавитно-цифровое печатающее устройства (АЦПУ) и
клавиатуру. Обмен информацией с периферийным оборудованием осуществляется через 12-байтный параллельный интерфейс. Информация об АД и ЧСС
вместе с алфавитно-цифровой информацией выводится на монитор для визуального наблюдения в ходе тренировки, или обследования состояния организма. Запоминающее устройство микропроцессорного модуля составляет ОЗУ
алфавитно-цифровой информации 2 кбайт (32 строки по 64 символа), ОЗУ графической информации – 4 кбайт (поле 128х256 точек), системное ОЗУ - 2
кбайт, резервное ОЗУ - 48 кбайт, ПЗУ - 12 кбайт для хранения программного
обеспечения, и наборов стандартных программ (циклограмм) тренировок. В
блоке управления оценивается функциональное состояние сосудистой системы
и формируется последовательность сигналов управления режимами работы на
тренажере. В ручном режиме набор отдельных команд задается с клавиатуры и
позволяет управлять мощностью нагрузки в однократных циклах, или с заданной периодичностью изменений. Автоматическое управление нагрузкой осуществляется за счёт использования БОС.
288
Перед тренировкой оператор с клавиатуры вводит, или вызывает из ПЗУ
массив значений ЧСС и соответствующих им интервалов продолжительностей
времени. В ходе тренировки по заданной циклограмме на мониторе с определённой периодичностью отображаются текущие физиологические и технологические параметры. Режим управления тренировкой по заданной программе изменения нагрузки организован аналогичным образом и служит для проведения
ВЭМ-ФП. В этом случае для оценки реакции организма на тестирующие нагрузки используются физиологические показатели ЧСС, Рс и Рд.
Блок оценки функционального состояния является составной частью тренажерно-диагностической системы. Он обеспечивает непрерывность регистрации параметров, что повышает достоверность и информативность измерений, а
также необходим для включения в контур БОС. Это важно при значительных
перепадах контролируемых показателей. Кроме того, повышается помехоустойчивость измерений в условиях двигательной активности.
Принцип действия канала измерения ЧСС в КАМУК основан на выделении R-зубцов из сигнала ЭКГ, измерении R-R-интервалов, пересчёте результатов измерения в ЧСС, с усреднением за 2-3 кардиоцикла. Выделение R-зубцов
используется также для повышения помехоустойчивости измерений АД, и производится путём синхронизации с работой каналов АД.
Для повышения помехоустойчивости к артефактам и непрерывности измерений в КАМУК используется двухканальное устройство, реализующее оригинальную методику измерения параметров АД. В ней модифицирована процедура измерения АД по методу Короткова. Измерения проводятся в режиме непрерывного слежения за показателями Рс на одной руке и Рд на другой руке.
Управление давлением Рм производится в диапазоне измеряемых показателей.
Слежение производится путём чередования фаз появления и исчезновения сигналов ТК в соседних кардиоциклах. По известным данным и результатам собственных экспериментов (раздел 6.2) выявлены особенности амплитудночастотных и временных характеристик ТК, что повышает помехоустойчивость
измерений.
289
6.2. Реализация квазинепрерывного режима измерения АД
устройством АТД КАМУК
Медико-техническими требованиями к устройству для измерения АД в
АТД КАМУК установлено проведение измерений параметров Рс и Рд методом
Короткова, или модифицированным методом Короткова в режиме квазинепрерывного автоматического управления компрессией-декомпрессией воздуха в
окклюзионной манжете. При этом алгоритм формирования последовательности
изменения давления в манжете Рм должен обеспечивать слежение за фазами появления и исчезновения сигналов ТК, и удовлетворять требованиям:
– непрерывность работы в течение заданного врачом промежутка времени 10, 20 или 30 секунд с автоматическим определением показателя Рс на одном
плече и показателя Рд на другом плече;
– время повторения измерительных циклов должно соответствовать значениям 1, 2 и 5 измерений/мин.; это время задаётся врачом;
– диапазоны измерения показателей АД:
– Рс от 60 до 250 мм рт.ст.,
– Рд от 40 до 200 мм рт.ст.,
– погрешность измерения давления в манжете Рм в заданном диапазоне
измерений – не более ±5 мм рт.ст.,
– диапазон регулировки ограничения давления - от 150 до 250 мм рт.ст.,
– предусмотрены ручное включение одиночных циклов измерения АД и
по экстренным командам Сброс давления Рм.
В этих требованиях имеются новые методические особенности:
– измерения показателей АД производятся в режиме непрерывного
управляемого слежения за изменением Рм, одновременно в разных манжетах и
на разных руках. Производимые изменения давления Рм привязываются к появлению сигналов ТК в соседних циклах сердечных сокращений. Алгоритм
управления строится на чередовании их появления и исчезновения в соседних
290
циклах сердечных сокращений;
– проведение измерений, как в условиях покоя, так и при выполнении физических упражнений на ВЭМ-ФП.
Назначением устройства для измерения АД в КАМУК является формирование в аналоговом и дискретном виде последовательности текущих значений
показателей Рс и Рд, используемых для оперативной оценки состояния оператора, выполняющего ВЭМ-ФП, или тренировочную работу. Показатели АД также
используются для формирования сигнала управления нагрузкой и определения
ограничительного сигнала по допустимым границам.
Непрерывное слежение за показателями АД целесообразно в случаях, когда стандартным методом (Короткова) невозможно отследить за динамикой изменения АД. Эти случаи возникают в ответ на функциональные нагрузки [42,
198]. Измерения в следящем режиме позволяют избежать потери информации
об АД в переходные периоды быстропротекающих динамических процессов
[106, 112, 118]. Такие ситуации свойственны периодам выполнения физических
упражнений и последующего восстановления.
Из известных источников не найдено аналогов аппаратуры с указанными
особенностями функционирования аппаратуры. Поэтому для поиска решений
исследовалось время появления сигналов ТК в условиях реальных измерительных процессов. На основании полученных экспериментальных данных были
разработаны способы и устройства, повышающие помехозащищенность измерений [140, 142], схема устройства для квазинепрерывных измерений АД и алгоритм работы каналов АД [13, 31].
Схема системы включает блок съема информации, блок РАУТ, блок
«Компрессор-М», блок ЧСС и блок АД (рис.6.2). В блоке ЧСС по каждому R–
зубцу ЭКГ формируются стробирующие временные интервалы, обеспечивающие выделение сигналов ТК. Блок РАУТ используется для формирования
внешних команд “Пуск” и “Сброс”, поступающих на устройства 1 и 2 измерения АД. Они инициируют циклы измерения АД. В свою очередь, для измерения
291
АД от устройств 1 и 2 в блок РАУТ передаётся информация об измеренных показателях Рс и Рд.
Блок
РАУТ
Блок АД
Блок
«КомпрессорМ»
Устройство 1
измерения АД
Блок
ЧСС
Устройство 2
измерения АД
Пуск ручной
УСИ
Сброс ручной
Рис.6.2 Схема АТД КАМУК для режима квазинепрерывных измерений АД
Блок “Компрессор-М”, разработанный в СКТБ “Биофизприбор”, является
источником давления в пневмосистеме блока АД. Он поддерживает на пневматическом входе блока АД уровень давления в диапазоне от 69±4 до 78±4 кПа.
Его производительность по расходу воздуха – не менее 1 дм3/мин при давлении
на выходе 74±4 кПа.
В качестве УСИ используются две окклюзионные плечевые манжеты со
встроенными датчиками ТК и ЭКГ-электроды. ЭКГ электроды устанавливаются на теле либо в DS-отведении, либо под нижними краями окклюзионных
манжет. Во втором варианте их конструкция совмещена с датчиками ТК. Датчики ТК преобразуют биомеханические колебания в пережимаемых плечевых
артериях в электрические сигналы. Коэффициент преобразования датчиков по
избыточному давлению в напряжение Кпр= 40±5 мВ/мм рт.ст.
Два измерительных устройства в блоке АД функционируют одновременно и задают различные режимы измерения АД на обеих руках испытуемого. В
зависимости от предъявленного режима (слежение, или одиночный измерительный цикл) первое устройство обеспечивает следящий режим измерения Рд,
292
либо режим измерения Рс и Рд в разовых измерительных циклах (методом Короткова). Второе устройство обеспечивает режим слежения за показателем Рс,
либо режим измерения показателей Рс и Рд в разовых циклах измерения, также
методом Короткова. Отличие режимов слежения за граничными значениями
АД с помощью первого и второго устройств измерения АД достигнуто за счёт
несущественных различий в принципиальных схемах этих устройств и программного обеспечения (в дальнейшем описании о них не упоминается).
На рис.6.3. представлена структурная схема измерителя АД с соответствующими связями и входящими в неё блоками [140]. Схема содержит устройства: съема информации (УСИ); выделения R-зубцов ЭКГ (УВR); частотной
фильтрации и амплитудной дискриминации (УФиД); временного стробирования (УВС); измеритель временных интервалов (ИВИ); запоминающее устройство (ЗУ); сравнивающее устройство (СУ); устройство контролируемого пережатия плеча (УКП); анализатор тонов Короткова (АТК); устройство представления информации (УПИ); устройство управления (УУ) и преобразователь напряжения (ПН).
УСИ
УФиД
УВС
ИВИ
УВR
УКП
ЗУ
СУ
УУ
УПИ
АТК
ПН
Рис.6.3. Структурная схема устройств для измерения АД в АТД КАМУК
Принцип действия устройства состоит в формировании последовательностей циклов компрессии-декомпрессии воздуха в окклюзионных плечевых
манжетах. Последовательности изменения Рм обусловлены появлением сигналов ТК, по которым обеспечивается режим квазинепрерывного слежения за показателями АД на обеих руках.
293
Ниже приводится краткое описание отдельных блоков измерителя АД.
В состав УСИ включены две окклюзионные манжеты со встроенными
датчиками ТК и ЭКГ–электроды. УСИ используется при квазинепрерывных
измерениях одновременно на обеих руках, двух показателей АД и показателя
ЧСС. При измерениях в условиях двигательной активности комплект УСИ традиционно монтируют на специальном поясе, располагаемом на теле тренирующегося. Для отведения сигналов в КАМУК используется специализированное
устройство [14], содержащее два комбинированных датчика–электрода. При
контакте с кожей в области под дистальными краями окклюзионных плечевых
манжет ими регистрируются биомеханические колебания сосудов (тоны Короткова) и сигналы электрической активности сердца (ЭКГ). В данном случае использование нетрадиционной модификации отведения сигнала ЭКГ допустимо,
так как основным назначением канала ЭКГ является лишь выделение R-зубцов.
Датчик ТК выполнен на основе конструкции биомеханического датчика
мембранного типа, с чувствительным элементом в виде пьезоэлектрической
пластины внутри корпуса датчика. Воспринимающий биомеханические сигналы корпус мембраны покрыт токопроводящей эмалью АС-688. Пьезоэлектрическая пластина, расположенная на воспринимающей поверхности мембраны
внутри корпуса датчика, преобразует в электрический сигнал механические
пульсации, передаваемые через мембрану. Одновременно осуществляется отведение
биоэлектрических
сигналов
по
цепи:
кожная
поверх-
ность→токопроводящее покрытие→мембрана→провод отведения биосигналов.
Такая конструкция датчика целесообразна при наличии не менее двух точек
съёма, причем хотя бы одна из них должна использоваться для съема биомеханического сигнала (СФГ, ВАП, или ТК).
Размещение на теле человека датчиков такой конструкции упрощает работу. Сокращается время на подготовку к измерениям; уменьшается число поясов крепления и подводящих электрических кабелей. Уменьшение числа контактов с кожной поверхностью повышает надежность съема биосигналов.
294
Универсальный датчик использован в действующем устройстве для измерений АД и одновременно для регистрации ЧСС для стробирования сигналов
ТК по R-зубцам в аппаратуре КАМУК. Экспериментальные исследования [14]
показали эффективность его работы при всех режимах измерений, включая
слежение за показателем Рс. Конструкция универсального датчика подтверждена удостоверением №09 от 15.10.1989, выданным автору в СКТБ «Биофизприбор» на рационализаторское предложение.
На рис. 6.4 приведена диаграмма временной последовательности сигналов при измерениях в режиме слежения за АД, полученных с помощью универсальных датчиков биосигналов.
Рис. 6.4 Временная диаграмма последовательности сигналов при слежении за границей изменения АД (ЭКГ и ТК- сигналы сняты датчиками в едином конструкции [142].
(б- сигнал ДМ, в моменты появления R-зубцов, г, ж – стробирующие сигналы, д – моменты появления ТК и артефактов, е –выделенные моменты появления ТК, а, ж, з, и –
управляющие сигналы.
Устройство контролируемого пережатия (УКП) [117, 150 ] (рис. 6.5) кровеносных сосудов конечности аппаратуры КАМУК содержит блок управления
БУ, блок согласования БС, источник ИД давления, нормально закрытое пневмореле ПР, окклюзионную манжету М, преобразователь давления ПД в электрический сигнал и электроуправляемый пневморезистор ПРР.
УКП функционирует следующим образом. После подачи питающего напряжения на ИД и обмотку пневмореле ПР они устанавливаются в рабочее со-
295
стояние: ПР открывается и воздух от источника ИД нагнетается в манжету М.
Контроль Рм производится преобразователем ПД. Электрический сигнал управления формируется в блоке БУ и подаётся на обмотку электроуправляемого
пневморезистора ПРР, определяя ширину зазора между его соплом и заслонкой. Этим задаётся требуемый закон управления окклюзионным воздействием.
Этот сигнал формируется как разностный сигнал между сигналом от БУ, задающим закон изменения Рм и сигналом обратной связи от преобразователя
ПД. Разностный сигнал управляет пневмосопротивлением ПРР проходящему
через него потоку воздуха, изменяя Рм. Выключение напряжения на обмотке
пневмореле ПР приводит его в исходное состояние. При этом исключается
пневматическая связь источника ИД давления с манжетой и давление в
манжете сбрасывается.
М
ИД
БС
ПР
ПД
БУ
ПРР
Рис.6.5 Блок схема устройства контролируемого пережатия кровеносных
сосудов конечности аппаратуры КАМУК для ВЭМ-ФПИ
Разработанная система УКП задаёт различные законы изменения Р м и используется для создания чередующихся циклов компрессии и декомрессии воздуха в манжете при исследованиях АД, производимых различными методами
измерения. Например, в КАМУК блок УКП обеспечивает режимы линейной
компрессии и декомпрессии воздуха в манжете при квазинепрерывных измерениях показателей Рс и Рд.
Съем и выделение сигналов тонов Короткова. Особенностью съема сигналов ТК в квазинепрерывном режиме измерения показателей АД является
296
воспроизведение в течение всего времени слежения одинаковых условий съема,
а именно силы прижатия датчика ТК к телу человека. Это связано с тем, что Рм
в период измерений изменяется в узком диапазоне давлений - в диапазоне изменения измеряемого показателя АД (Рс или Рд). Такое решение имеет преимущества, по сравнению со стандартным Коротковским циклом снижения давления. Поэтому характеристики сигналов ТК в квазинепрерывном режиме измерения изменяются в более узких пределах, по сравнению с регистрацией стандартным способом. Селекция сигналов ТК производится с использованием амплитудно-частотной фильтрации и временных закономерностей их появления,
по отношению к сигналу ЭКГ. В качестве датчика ТК используется пьезоэлектрический преобразователь с коэффициентом преобразования избыточного
давления в напряжение кпр= 40±5 мВ/мм рт.ст.
Частотная и амплитудная фильтрация тонов Короткова.
Для повышения помехозащищенности регистрации ТК используются отличительные особенности спектральных характеристик звуковых помех и сигналов ТК [169]. Для этих целей в КАМУК используются усилитель ТК с амплитудно-частотной фильтрацией полезного сигнала.
Блок выделения сигналов ТК [140, 142] содержит усилитель, источник
опорного напряжения, компаратор и формирователи импульсов. Сигналы от
датчика ТК, предварительно усиленные, поступают на вход блока выделения
ТК. Здесь они фильтруются по частотному признаку и усиливаются. В компараторе сравниваются сигналы с выхода усилителя и выхода источника
опорного напряжения. С превышением сигналов с выхода усилителя установленного порогового значения компаратор срабатывает, и на выходе формирователя формируются импульсы заданной длительности. Их начало соответствует
появлению предполагаемого сигнала ТК [140, 142].
Методика двойного временного стробирования тонов Короткова
Для повышения помехозащищенности измерений АД, применительно к
условиям двигательной активности пациента, используются способы, основанные на экспериментально выявленных закономерностях и различии между вре-
297
менем появления артефактов и сигналов ТК [140, 142, 181, 198, 256, 257]. Собственные исследования проявления артефактов [14, 31, 140, 142] показали, что
артефакты двигательной активности по времени появления имеют случайный
характер. Напротив, тонам Короткова свойственны определенные закономерности появления. Они возникают при уровнях давления в определённом диапазоне Рд < Рм < Рс. Кроме того, тоны являются квазипериодическими сигналами и
время появления каждого тона, по отношению к соответствующему R-зубцу
воспроизводится в определенном диапазоне временных интервалов.
Уточнение численных значений было проведено в исследованиях с синхронными регистрациями сигналов ЭКГ и ТК в режиме линейной компрессии и
декомпрессии воздуха в манжете и при постоянных уровнях давления [140,
142]. Исследования проводились в широком интервале значений ЧСС.
Результаты измерений анализировавшихся интервалов времени задержки
от моментов появления Q–, или R–зубца ЭКГ до появления ТК (τQK и τRK) и известные литературные данные приведены в табл.6.1.
Таблица 6.1 Интервалы времени задержки появления Q–, или R–зубца
ЭКГ, до появления тона Короткова (τQK и τRK)
τQK(САД)
τQK(ДАД)
τRK(САД)
τRK(ДАД)
(мс)
(мс)
(мс)
(мс)
230-320
180-220
-
-
240
190
-
-
320
210
-
-
310
270
220
180
-
-
-
-
270-350
150-190
130-170
70-110
-
-
300
194
210-300
160-220
75
156
145-200
80-130
-
-
260-350
200-240
145-180
100-150
-
-
150-350
70-200
Условия проведения
измерений
Ссылки на
источник
В покое здоровые и
больные
В покое здоровые мужчины
В покое здоровые женщины
Атеросклероз
Сердечная недостаточность
В покое
Физнагрузка
(ЧСС=120уд/мин)
Усредненные
данные
В покое мужчины
Мужчины после 20 приседаний
Женщины в покое
Женщины после 20 приседаний
Обобщенные данные
[272]
[272]
[272]
[272]
[272]
[192]
[192]
[273]
[265]
[93, 263]
[93, 263]
[93, 263]
[93, 263]
[93, 263]
298
Как видно из таблицы, интервалы имеют различие для больных и здоровых людей, для мужчин и женщин, а также по отношению к показателям Рс и
Рд. Хотя прямой зависимости между параметрами ЧСС и τ RK не выявляется, тем
не менее, существует тенденция снижения времени τRK с ростом ЧСС.
Физиологически показатель τRK связан с пульсовым давлением, скоростью распространения пульсовой волны VРПВ, уровнем АД, окклюзионным давлением Рм и протяженностью кровеносного русла от устья аорты до места расположения датчика ТК. Из-за большого числа индивидуальных факторов существует разброс времени появления ТК, регистрируемых у разных испытуемых.
Из данных также видно, что ТК в области Рд возникают не раньше 70 мс и не
позже 200 мс после R–зубца, а в области Рс – не раньше 150 мс и не позже 350
мс после R–зубца. Дополнительные эксперименты на ВЭМ-ФП, результаты которых не включены в таблицу, показали, что отдельные значения τRK для систолических тонов и диастолических давлений регистрировались через 30 мс после
R-зубца. Тогда, используя временное стробирование сигналов ТК, с учетом
найденных пределов интервалов времени τRK, можно стробировать сигналы ТК
с целью повышения помехозащищенности. При этом в каждом кардиоцикле,
например, при длительности стробирующего интервала 300 мс, его продолжительность составляет 30% от длительности сердечных циклов (при ЧСС 60
уд./мин.) и 60%, при ЧСС 120 уд./мин. Очевидно, что снижается вероятность
ложной регистрации сигналов ТК и повышается достоверность их выделения.
В экспериментах со стробированием сигналов ТК выявлена еще одна
важная закономерность в разнице моментов их появления по отношению к появлению R-зубцов [140, 142]. При сравнении любых двух соседних циклов сердечных сокращений, при условии поддержания давления Рм на постоянном
уровне или изменении Рм со скоростью не более ±5 мм рт.ст./с, разница во времени появления не выходит за пределы ∆τRK= ±30 мс [93].
Таким образом, информация о времени τRKi появления сигнала ТК в i-ом
цикле сердечного сокращения дает основание ожидать появление следующего
соседнего тона в интервале времени от (τRki- 30) до (τRKi+30) мс, отсчитываемо-
299
го от R–зубца ЭКГ (i+1) цикла сердечного сокращения. Дополнительное стробирование повышает достоверность выделения сигналов истинных ТК (гл 7).
Так, при ЧСС=60 уд./мин. продолжительность дополнительного интервала
стробирования составляет 6% от длительности цикла сердечного сокращения, а
при ЧСС =120 уд./мин. –12% [140].
6.3. Монитор АД аппаратно-программного комплекса “Валента”
для велоэргометрических диагностических исследований
В предыдущих разделах главы рассмотрены вопросы построения аппаратуры и алгоритм работы измерителя АД применительно к условиям двигательной активности при ВЭМ-ФП и тренировках сосудистой системы. Технические
решения в разработке связывались с аппаратными средствами [140, 142]. Программное обеспечение измерительного процесса касалось лишь формирования
дискретных команд включения и завершения измерительного цикла и восприятия дискретных сигналов, соответствующих времени появления сигналов ТК и
R-зубцов, а также сигнала Рм, который предварительно преобразовывался аналого-цифровым преобразователем. Программно анализируется появление временных последовательностей сигналов ЭКГ, ТК в зависимости от изменения
сигнала Рм., и задается последовательность компрессии и декомпрессии в процессе измерения показателей АД. Дискретные сигналы, по которым отмечается
соответствующее появление сигналов ТК и R-зубцов формируется из аналоговых сигналов, снимаемых датчиком ТК, и предварительно прошедших амплитудно-частотную и временную селекцию с двойным временным стробированием. Эта обработка проводится аппаратно [140, 142]. Преобразование сигналов
ТК аппаратными средствами было оправдано с учётом того, что при проектировании КАМУК [13, 14, 31] еще не была широко развита микроконтроллерная
техника, а вопрос миниатюризации аппаратуры являлся не принципиальным.
Целью проектирования Монитора МК.АД-01 явилось требование расширения
функциональных
возможностей
АПК
“Валента”
(ТУ
9442-005-
300
479255834-2004) и требование миниатюризации аппаратуры, предназначенной
для оценки динамики изменения АД в процессе выполнения функциональной
пробы, или при мониторинге. В период проектирования монитора имелся широкий выбор микроконтроллерных устройств, и внедрён в практику АПК “Валента” (ТУ 9442-002-47925834-99). Таким образом, исходным требованием при
проектировании комплекса для ВЭМ являлось обеспечить контроль показателей АД с использованием существующего АПК “Валента” и при этом снизить
массу и габаритные показатели МК.АД-01.
Кроме того, МК.АД-01 может использоваться как самодостаточный монитор и как устройство, дополняющее АПК “Валента”. Он позволяет выполнять окклюзионные плетизмографические исследования, методики осциллометрии, венозно-окклюзионной плетизмографии, ангиотензиотонометрии, а
также суточные мониторинговые исследования АД.
В решении задач проекта значительное место отведено программным
средствам, обеспечивающим выполнение гибкого алгоритма.
Алгоритм работы монитора МК.АД-01 включает следующие обозначенные на рис. 6.6 основные операции.
1. Определение времени Т0 начало анализа появления ТК, проводимого
после достижения давления в манжете максимального значения (Рм = макс).
2. Выделение R-зубцов. Определение времени Тi появления R-зубцов.
3. Анализ достоверности выделенных R-зубцов по критерию времени появления; экстрасистолы и деформированные QRS-комплексы для выявления сигналов ТК не учитываются.
4. Определение времени Тr-к (макс. ТК) появления тона Короткова с максимальной амплитудой Атк макс.
5. Проверка соответствия времени Тr-к (макс. ТК) интервала временного стробирования после R-зубца (70-400 мс).
6. Поиск ТК по критерию Атк(макс.) в других циклах сердечных сокращений.
При несоответствии поиск повторяется дважды. При двукратном отрицательном
301
исходе выводится сообщение о значительном уровне помех. При соответствии
интервалу временного стробирования Тr-к (макс. ТК) - переход к п.7.
7. Установление значения АТК= N%∙Атк(макс) амплитудного порога дискриминации сигналов ТК, где N% - параметр, по умолчанию=10.
8. Начиная с цикла сердечного сокращения, в котором выделяется сигнал
ТК с максимальной амплитудой, анализируются предшествующие и последующие
сигналы ТК. Определяются показатели времени Тi всей серии сигналов ТК. При
этом используется порог амплитудной дискриминации - N%∙ Атк(макс), стробирующий интервал - Тrk=
(GenTrkDiastGate)
(по умолчанию: 70-400мс) и «правило времени
появления соседних тонов» - для ТК, появившихся в соседних циклах сердечного
сокращения: Trki-Trki+1DTrk (по умолчанию: мс). Нарушение этого условия соответствует критерию появления последнего тона Короткова.
9. Проверка условия выполнения серийности появления тонов:
- последнему истинному сигналу ТК предшествует серия из не менее двух
тонов, с учетом допуска пропуска в одном цикле сердечного сокращения;
- диапазон времени появления последнего тона, по отношению к моменту появления R-зубца, - Tr-k посл.=TrkDiastGate = 40-200 мс;
- после последнего истинного тона не должно быть сигналов ТК в не менее
чем в двух последующих циклах сердечных сокращений;
- амплитуда последнего тона должна превышать амплитуду всех последующих сигналов с характеристиками сигналов ТК более, чем в 2 раза;
- выявленные тоны при давлении в манжете Рм  мм рт.ст. исключаются из анализа, и считаются проявлением феномена бесконечного тона.
10.
Проверка условия проявления бесконечного тона при давлении в
манжете ниже 40 мм рт.ст. проводится на основе обработки сигналов ТК по амплитудным и временным показателям при выделении предполагаемого последнего истинного тона. Время его появления определяется при проверке выполнения двух условий по показателям Аткi и Trki. Амплитуда Аткi тонов Короткова
бесконечной серии варьирует в пределах не более S% (по умолчанию 10%);
сигнал ТК, предшествующий появлению бесконечной серии следует рассмат-
302
ривать как последний истинный ТК; времена Trki появления тонов Короткова
бесконечной серии варьирует в пределах не более ti (по умолчанию 10мс); тон
Короткова, предшествующий такой серии, считается последним истинным сигналов ТК.
11.
Определение давления в манжете Рм(Тпосл.тона) в момент времени по-
явления последнего истинного ТК считается результатом измерения показателя
Рдиаст диастолического АД.
12.
После первого истинного тона Короткова должна следовать серия
из не менее двух выделенных тонов, с учетом допустимого пропуска в 1 цикл.
Диапазон времени появления первого тона, по отношению к моменту появления R-зубца, = Тrkпосл. (по умолчанию 180-350 мс).
13.
Определение показателя систолического давления при выполнении
равенства Рсист.= Рм(Тперв.тона); давление в манжете при появлении первого истинного тона Короткова считается результатом измерения показателя Рсист..
В состав устройства МК.АД-01 (рис.6.7) включены:
- датчик окклюзионный (ДО), конструктивно выполненный в виде окклюзионной манжеты с приемником ТК и смонтированным во внутренней полости
её пневматической камеры компрессионным блоком, преобразователем давления и согласующим устройством;
- адаптер датчика окклюзионного (АДО), обеспечивающий передачу
управляющих сигналов от компьютера (ПК) в ДО и сигналов от ДО в ПК; адаптер может быть совмещен с преобразователем биосигналов ПБС “Валента”;
- программы управления измерительным процессом, сбора, обработки и
отображения полученных данных от датчика окклюзионного (ПДО);
- комплект кабелей, электродов и вспомогательных устройств.
303
1
10
2
11
3
4
12
5
13
6
14
7
15
8
9
10
12
13
Рис. 6.6. Алгоритм работы Монитора АД АПК «Валента» (Определение
показателей АД по регистрируемым сигналам ЭКГ, Рм и ТК).
Рис. 6.7. Блок-схема Монитора АД в оснащении АПК «Валента»
304
Отметим, что исполнение МК.АД-01 осуществлено в практике проектирования медицинской техники впервые, и позволило значительно минимизировать массу и габариты устройства, путём расположения всех исполнительных
пневматических устройств в пневмокамере манжеты.
Область применения МК.АД-01 - отделения и кабинеты функциональной
диагностики
поликлиник
и
больниц,
санатории,
физкультурно-
оздоровительные и научно-исследовательские медицинские учреждения.
Выводы главы 6
Представленные разработки аппаратно-программных тренажерного и диагностического комплексов обеспечивают проведение управляемых медицинских исследований и тренировок на ВЭМ в условиях двигательной активности
человека. Работа комплексов аппаратуры происходит в автоматическом режиме, в процессе которой производится контроль показателей кровообращения и
управление состоянием сердечно-сосудистой системы. При этом регистрируются информационные сигналы и в результате обработки получаются данные
об изменении показателей АД и ЧСС, используемые для контроля гемодинамических изменений и управления состоянием.
Алгоритм работы КАМУК обеспечивает квазинепрерывный режим слежения за показателями АД модифицированным способом измерения АД, по
методу Короткова. Система обеспечивает следящий режим измерений отдельно
выбранных показателей Рс и Рд. одновременно на разных участках сосудистой
системы (на правом и левом плечах). В числе технических решений, повысивших достоверность выделения тонов Короткова и, как следствие, достоверность
измерения показателей АД – использовано сочетание амплитудно-частотной
дискриминация сигналов тонов Короткова, их двойное временное стробирование, зависимое от появления R-зубцов ЭКГ, и логический анализ последовательности серии сигналов ТК. За счёт снижения вероятности регистрации ложных событий, связанных с артефактами двигательной активности эти меры по-
305
вышают помехозащищенность.
Современные решения в проекте создания МК.АД-01 комплекса “Валента”, основанные на использовании средств программного обеспечения в обработке сигналов ТК, значительно упростили конструкцию устройства, и оптимизировали состав аппаратуры. При этом минимизированы его масса и габаритные показатели.
306
ГЛАВА 7. ВЕРИФИКАЦИЯ КОМПЛЕКСНЫХ МЕТОДОВ
ИССЛЕДОВАНИЯ ГЕМОДИНАМИЧЕСКИХ ПРОЦЕССОВ И АД
При определении путей развития в проектировании комплексных методов, реализующих исследования АД и процессов ГЛН сосудов, построенных на
основе неинвазивных воздействий инструментальными средствами на локальные участки тела, важным является анализ их достоверности и точности измерений. Эти вопросы являются комплексными, так как включают организацию
управления измерительными процессами, обеспечивающими проявление реакции сосудистой системы, регистрацию процессов и интерпретацию результатов. При этом необходимым является проверка результатов, оценка достоверности и погрешности измерений, проведение сравнительных исследований. В
главе рассмотрены методические аспекты комбинированных методов измерения с воздействием на сосудистую систему верхней конечности, анализируются
условия их проведения, приводятся составляющие погрешности и методики
сравнительных экспериментов с использованием разных методов.
7.1. Погрешности косвенных окклюзионных методов измерения АД
Проведение исследований с использованием инструментальных средств
для измерения медицинских показателей сопряжено с необходимостью оценки
точности измерений и экспериментальных проверок устройств в условиях,
приближенных к реальным ситуациям эксплуатации. На примере устройств для
измерения АД, в которых используется съем сигналов, отражающих объемнодинамические изменения сосудов, выделим три вида практических испытаний
[105], предшествующих эксплуатации устройств:
- технические испытания на соответствие техническим условиям; они гарантируют стабильность и надёжность работы устройства, эксплуатируемого
как техническое средство с заявленными техническими характеристиками;
- поверка точности воспроизведения измеряемых технических параметров. К примеру, точность измерения АД, приводимая, в технических характеристиках, как правило, характеризует лишь погрешности измерения давления в
307
манжете Рм., но не показателей АД.
- Клинические испытания, обеспечивающие контроль точности измерений по алгоритмам, реализующим метод измерения.
Тестирование измерительного устройства по первым двум позициям
стандартизировано и проводится в соответствии с Гостами или Международными Стандартами. Оно является обязательным элементом контроля, проводимого до разрешения клинического применения. Технические средства проверки
по третьей позиции еще находятся в стадии разработки [44, 105, 143, 204].
Наиболее популярными международными протоколами испытания устройств для измерения АД являются AAMI/ANSI (США), BHS (Великобритания) и упрощенный протокол ESHHS 2001 [105].
Комплексные методы исследования гемодинамических процессов наполнения сосудов, представленные в гл.4, основываются на создании компрессионных воздействий на локальные участки сосудистой системы. При этом используются косвенные методы измерения показателей АД и его изменения, или
анализ спектров сигналов, в которых проявляются циклические объемнодинамические изменения ГЛН сосудов. Устройства, реализующие эти методы, комплектуются компрессионными плечевыми и пальцевыми манжетами. Посредством них создается поле внешнего силового воздействия на кровеносные сосуды и окружающие ткани тела, расположенные в области контакта. Вместе с
этим они исполняют роль преобразователей объемных изменений, происходящих в сосудистой системе. Посредством преобразователей регистрируются
объемнодинамические изменения при сосудистой реакции, проявляемой в непосредственно расположенных в области компрессии сосудах и в связанных с
этой областью сопряженных и отдалённых участках тела.
Измерительные
процедуры
в
исследованиях
с
компрессионно-
объемнодинамическим преобразованием включают ряд методических особенностей, из которых выделяются принципиальные требования при создании давления, направленного на сосудистую систему организма:
308
- необходимо обеспечить управление и контроль давления на локальные
участки системы кровеносных и лимфатических сосудов и окружающую их
внесосудистую жидкость;
- необходимо регистрировать информационные сигналы, проявляемые в
ответной реакции на воздействие, и выделять информативные признаки в сигналах, возникающих в результате компрессионных воздействий на сосуды.
Обработка сигналов производится по алгоритмам методов. В ходе процедуры измерения АД в регистрируемых сигналах выделяются информативные
признаки, позволяющие интерпретировать значения уровней давления в манжете Рм, отождествляя их с измеряемыми показателями АД.
В любом методе исследования динамики ГЛН сосудов при создании дозированных уровней компрессии на ткани важной является точность передачи и
соответствие действительных значений давления, действующего на сосуды.
Снимаемые с тела сигналы и определение при этом значений давления в манжете Рм представляются лишь приближением к истинным значениям измеряемых показателей АД. Поэтому отождествление измеренных значений Рм с истинными показателями внутрисосудистого давления, при проявлении информативных признаков в информационных сигналах, сопряжено с методическими,
инструментальными и случайными погрешностями. При контроле уровня компрессии и оценке точности результатов измерения их необходимо учитывать.
Реализация компрессионных методов измерения АД и гемодинамических
исследований связана с неадекватной передачей давления в манжете на исследуемые сосуды, что является источником инструментальных и методических
погрешностей измерения АД. Выделим основные погрешности методов измерения АД и рассмотрим способы их учёта и минимизации.
– Инструментальная погрешность, вызванная несоответствием периметра
L исследуемого сегмента конечности и ширины W манжеты [175, 228]. Погрешность проявляется вследствие неадекватной передачи давления Рм на кровеносные сосуды, и она свойственна всем манжеточным методам измерения
АД. Так, применение манжеты с неоптимальным геометрическим индексом
309
(Kгеом = W/L), например, слишком узкой (при низких значениях Кгеом) завышает
результаты измерений, и, наоборот, в случаях широкой манжеты (рис.7.1).
а
б
Рис. 7.1. Иллюстрация адекватной (а) и неадекватной (б) по
ширине манжеты при передаче давления на кровеносные сосуды.
Согласно теоретическим выводам, сделанным в исследованиях [175, 228],
соответствие передающего от манжеты давления Рм с воспринимаемым давлением в плечевой артерии в области окклюзии, создаётся манжетой при соблюдении неравенства Kгеом > 0,4 (табл.7.1). В диссертационной работе эти данные
учитывались при проведении комплексных методов исследований (гл. 4 и 5).
Таблица 7.1. Зависимость погрешности измерения АД [169, 175, 250] от
отношения W/ Lср
W/ Lср
Lср, мм
0,788
0,634
0,531
0,456
0,4
0,356
0,325
0,299
0,274
150-180
190-220
230-260
270-300
310-340
350-380
390-410
420-450
460-490
Погрешность
измерения Рс.,
мм рт.ст
-15
-10
-5
0
5
10
15
20
25
W/ Lср
Lср, мм
0,743
0,553
0,448
0,377
0,321
0,286
-
150-200
210-260
270-310
320-370
380-430
440-470
-
Погрешность
измерения Рд.,
мм рт.ст
0
5
10
15
20
25
-
– Инструментальная погрешность, вызванная затратами части механических усилий на растяжение пневмокамеры манжеты. Погрешность вызывается
несоответствием давления в манжете передаваемому давлению на сосуды. Эта
погрешность пренебрежимо мала, если внешний каркас манжеты выполнен из
310
нерастяжимого материала. Это позволяет устранять силовые потери и причину
проявления погрешности.
– Методическая погрешность измерения АД, вызываемая исходным обтягивающим ткани наложением манжеты на плече пациента. Полученные в работах [169, 175, 228] экспериментальные данные, показывают, что на результаты
измерения АД по методу Короткова влияет исходное натяжение манжеты на
плече. Излишне высокое натяжение ограничивает венозный отток крови, изменяя гемодинамику. Поэтому включение в состав аппаратуры для измерения АД
технических средств, нормирующих натяжение манжеты на теле, является
обоснованной мерой повышения точности. На практике такую проверку проводят опытным путём. Как правило, этого достаточно, чтобы эту погрешность не
принимать во внимание.
– Давление манжеты на систему сосудов передается косвенно, с потерями
при передаче действия на окружающие их ткани [169]. Сосуды окружает соединительная ткань, подкожные структуры, одежда. Поэтому связанные с
взаимодействием с ними потери обуславливают методическую погрешность.
Потери возникают из-за вытесняющего и сжимающего действия тканей из подманжетного пространства. Погрешность из-за силовых потерь становится существенной при измерениях АД у тучных субъектов, с толстой жировой прослойкой, и/или со слаборазвитой мускулатурой. Она выявляется опытным путем при несоответствии результатов измерений с ожидаемыми значениями и
может учитываться в алгоритмах обработки.
– Методическая погрешность, вызванная неравномерным пережатием
пролегающих в области под манжетой сосудов, принадлежащих разным отделам сосудистой системы. По мере повышения давления Рм от исходного нулевого значения до уровня превышающего систолическое давление Рс исключается выполнение функции сосудов, внутрисосудистое давление в которых ниже
давления Рм. Это происходит из-за последовательного пережатия лимфатических сосудов, вен, прекапилляров, и, наконец, все в большей мере при снижении просвета плечевой артерии, вплоть до полного её закрытия. Закрытие про-
311
света сосудов разного калибра и уровня кровяного давления, а также сосудов
различающихся по упруго-вязким свойствам стенки, происходит соответственно при разных уровнях давления Рм. Существует различие усилий на сжатие соответствующих сосудов.
– Методическая погрешность, обусловленная нелинейным характером
распределения силового поля воздействия манжеты, создаваемого в области
воздействия вдоль сосудистого русла. Краевой эффект воздействия манжеты
качественно представляется картиной [50, 169] распределения силового поля,
оказываемого на ткани конечности со стороны манжеты (рис.7.2).
Рм
0,1Рм
0,2Рм
0,9Рм
0,8Рм
АД
0,1Рм
0,2Рм
0,9Рм
Рм
Рис.7.2. Распределение поля силового действия по [169] на сосуды
давлением от манжеты Рм в тканях конечности в зоне воздействия.
Из-за краевого эффекта неравномерного действия силового поля давления Рм на
сосуды и окружающие ткани вдоль пережимаемой артерии возникают разные
по амплитуде осцилляции. Они создают неравнозначный вклад в воздействие
по всей ширине манжеты. Это может приводить к ошибке измерения давления
Рм, если считать его равномерно действующим по всей длине артерии.
– Методическая погрешность, связанная с вмешательством и нарушением
условий гемодинамики в конечности, обусловливающим плетизмографический
эффект и явление застоя крови. Погрешность проявляется в виде количественно
непредсказуемых последствий индивидуальной адаптивной реакции, ответной
реакцией сосудистой системы и нервной системы на внешнее раздражение воздействующим давлением. В реакции происходит перераспределение крови между сосудами разного калибра и уровня внутриартериального давления (гл. 3 и
4). В результате, происходят рефлекторные изменения кровяного давления, и
312
ответная реакция организма. В ряде случаев это приводит к некорректным результатам измерений.
– Методическая погрешность, связанная с потерями кинетической энергии Wкин. движения потоков, соответственно венозной и артериальной крови по
сосудам, и потенциальной энергии Wпот внутрисосудистого давления, на преодоление внешнего давления со стороны компрессионной манжеты, и методическая погрешность, связанная с затратой энергии АД на преодоление упругой
характеристики кровеносных сосудов [50, 169]. Эти погрешности на практике
не учитываются из-за их несущественного влияния.
– Методическая погрешность, связанная с изменением кровотока, и, как
следствие, изменением структуры движущейся крови. Этот вид погрешности
никем не учитывался и не определялся. Анализ результатов с учетом этого
влияния может ориентироваться на данные, полученные в работах [24, 166].
7.2. Погрешности измерения АД методом Пеньяза
В основе разработанного Пеньязом метода [248] реализуется непрерывное слежение за ненагруженным состоянием артериальной стенки сосудов
пальца. Этим обеспечивается неинвазивное непрерывное измерение АД. В методе [248] компрессионное воздействие создается пальцевой манжетой. Поэтому для метода присущими являются проявления всех рассмотренных в разделе
7.1 методических и инструментальных погрешностей, связанных с передачей
давления на сосудистую систему верхней конечности. Однако режим непрерывного изменения внешнего давления от манжеты на кровеносные сосуды
пальца и одновременный съём сигнала ФПГ, используемые в реализации метода, осуществляются на основе разных явлений взаимодействия инструментальных средств с телом. Соответственно применяются два разных канала прохождения сигналов от первичных преобразователей, пневматический и оптоэлектронный каналы. Эти особенности влияют на точность измерения параметра
АД. Ниже приводится их описание.
313
Основным методическим требованием при реализации метода ненагруженной стенки сосудов является корректное определение начального условия
разгруженной стенки – давления в манжете Рм на уровне среднего АД. При
этом в области воздействия под манжетой должна проявляться максимальная
амплитуда осцилляций кровенаполнения сосудов [248, 266-269]. Неточное выделение максимальной осцилляции ФПГ сигнала в процессе изменения давления Рм, при настройке следящего режима измерений, в результате приводит к
завышению или занижению определяемых показателей АД. При этом проявляются искажения формы регистрируемой кривой Р(t), а в ряде случаев измерения не удаются. Если методическая погрешность измерения АД, связанная с
процедурой определения состояния разгруженной стенки кровеносных сосудов,
обнаруживается своевременно, то она поддается коррекции. Для этого устраняется причина ее возникновения и повторно выделяется максимум осцилляций
артерий пальца.
В устройствах Finapress и Portopress [266, 267] по протоколу регистрации
АД включена периодически повторяемая каждые 10 с. процедура определения
условия разгруженного состояния стенки кровеносных сосудов. После этого
режим слежения за АД включается повторно. Кроме этого, дополнительно используется методический приём, согласно которому используется второй палец
той же руки. Это позволяет чередовать циклы измерения с разных пальцев,
обеспечить требование получения непрерывности потока информации об АД и
периодически восстанавливать венозный кровоток в пальцевых сосудах.
К причинам проявления погрешности, вызванной неточностью определения максимальной осцилляции кровенаполнения сосудов, могут относиться ситуации, когда кривая упруго-эластичной характеристики исследуемых артерий
имеет пологий вид, при аномальном расположении артерий в пальце, а также
вследствие двигательной и чрезмерно высокой дыхательной активности пациента. При этом причиной пологой характеристики эластичности могут быть
прохладные руки у пациента, ослабленный кровоток в периферических кровеносных сосудах, а также склеротическое состояние артерий. В первом случае
314
достаточно выполнить процедуры, улучшающие кровоснабжение в периферии:
согревание рук в течение не менее 1 мин; массаж пальцевых фаланг, или согревание кистей рук. После этого настройка измерительной системы повторяется.
При склеротическом состоянии артерий измерения АД методом ненагруженной
сосудистой стенки могут быть ошибочными, а интерпретация АД недостоверной. Однако сам факт обнаружения такой ситуации может представлять подтверждение диагностического признака склеротического состояния артериальной стенки.
При аномальном пролегании артерий в пальце можно изменить местоположение датчика ФПГ и повторить настройку и измерения АД, используя для
исследований другую фалангу того же пальца, или другой палец.
Еще одной из причин методической погрешности при определении условия разгруженного состояния являются дыхательные волны АД. Поэтому для
снижения проявлений эффекта модулирующего влияния дыхательных волн на
АД в период настройки необходимо сохранять не глубокое дыхание. Полностью исключить это влияние на ФПГ-сигнал в режиме определения условия
максимальной осцилляции можно путем инструктирования пациента, а при необходимости, усложнив алгоритм работы устройства для измерения АД.
Все вышеуказанные приёмы подготовки к измерениям автором использовались в апробации устройств и в рекомендациях технической документации.
7.3. Методические особенности исследования АД с управлением
состояния сердечно-сосудистой системы при велоэргометрии
К числу эффективных методических приемов при исследованиях в функциональной диагностике относится использование инструментальных средств
для целенаправленного изменения состояния сосудистой системы. В медицинской практике они применяются для тестирования и тренировок сосудистой
системы. Методы тестирующего воздействия (стресс-тесты) фактически являются функциональными гемодинамическими пробами (ФГП). Известной разновидностью ФГП являются велоэргометрические исследования (ВЭМИ). При
315
этом за счёт работы организма человека в составе комплекса биотехнической
системы медицинского назначения БТС-М [6, 16] создается нагрузка на сосудистую систему. При проведении ВЭМИ пациент, прокручивая с известной мощностью W(t) педали велоэргометра, как исполнительное звено БТС (рис. 6.1),
совершает заданную по программе исследований управляемую механическую
работу. Исследование проводится под управлением и контролируется программными средствами.
В процессе работы в ВЭМИ в организме изменяются показатели гемодинамики. Это является следствием двигательной активности, энергетических
трат и реакции сосудистой системы на нагрузку. Информация об изменениях
важна для анализа состояния организма. Интерес медиков к ВЭМИ обусловлен
техническими возможностями в предъявлении пациенту дозированных и контролируемых по уровню мощности W(t) нагрузки и исследовании реакции организма по изменению показателей сосудистой системы. Диагностика с использованием ВЭМИ, как правило, проводится для выявления начальных стадий
коронарной недостаточности, скрытых нарушений сердечного ритма и проводимости, определения уровня физической работоспособности, толерантности к
нагрузкам и характера реактивности организма.
В процессе ВЭМИ значительно изменяется объем перемещаемых масс
крови, лимфы, межклеточной жидкости, происходят соответствующие перестройки в тканях и органах, значительно увеличивается сократительная работа
мышц и соединительной ткани, повышается роль регуляторного контроля со
стороны нервной системы. Эти изменения сопровождаются объемнодинамическими изменениями состояния органов и тканей в различных частях организма.
Они могут быть использованы при исследовании состояния организма.
Другим приложением ВЭМИ, представляющим интерес не только для диагностики, но и для широкого контингента пользователей, являются разнообразные тренировки. При этом АПК обеспечивает возможности оптимизации
режимов тренировки, адекватных состоянию систем организма. Такие тренировки осуществляются, например, путём установки и поддержания мощности
316
предъявляемой нагрузки на уровне, при котором физиологические показатели
человека отслеживаются в заданном диапазоне. Мощность нагрузки при этом
задаётся таким образом, чтобы достичь требуемых тренирующих изменений.
Тренирующий режим эффективен в реабилитационной терапии, в профилактической и спортивной медицине.
В обоих вариантах режима ВЭМИ необходимо контролировать состояние
сосудистой системы, обеспечивая адекватность нагрузки состоянию организма
и исключая опасные для здоровья человека ситуации. Это повышает требование к достоверности и точности измерения физиологических показателей, и
важно для повышения достоверности медицинской диагностики и при использовании результатов измерений в целях управления мощностью нагрузки на организм. Результаты используются в качестве сигналов биологической обратной
связи [56], по которым при тренировках автоматически определяется уровень
текущих ступеней нагрузки.
Для этих целей в оснащении комплексов ВЭМИ включают каналы измерения показателей ЧСС и АД (рис.6.1). Изменение этих показателей отражает
изменения в работе сердца и гемодинамики и ответ на предъявленные изменения мощности ∆W нагрузки: ∆ЧССср/∆W; ∆Рс/∆W; ∆Рд/∆W (здесь ∆ЧСС, ∆Рс и
∆Рд – усредненные изменения соответственно показателей ЧСС, Рс и Рд, представляемых как реакция на изменение мощности нагрузки ∆W).
Современные методы контроля ЧСС, основанные на обработке ЭКГ сигнала удовлетворяют различным режимам ФГП при ВЭМИ. В методике отработаны способы съёма информации и вопросы технических и медицинских испытаний канала ЭКГ. Вопрос же о достоверности измерения АД при ВЭМИ остается проблемным. Из-за этого измеренные показатели АД в таких случаях используют лишь в качестве дополнительной информации, для создания контролируемых условий. Это связано с отсутствием методов и средств для достоверной клинической верификации мониторов АД, применительно к условиям тестов ВЭМИ. Их выбор ограничен (см. раздел 1).
317
Прямой метод измерения АД имеет явные недостатки: риск инфицирования, влияние непроизвольных мышечных сокращений на результат измерений
и рефлекторная реакция организма на инвазивное вмешательство.
Осциллометрический метод при ВЭМИ даёт ненадёжные результаты,
ввиду динамических проявлений дыхательных волн АД и влияния вариабельности амплитудно-временных показателей АД на осцилляции давления в манжете, и влияния мышечных сокращений.
Метод Пеньяза также не может использоваться как референтный, так как
не обладает достаточной точностью и из-за особенностей, связанных с измерениями в периферической области конечности [204].
На практике для клинических проверок измерителей АД при ВЭМИ на
сегодня общепризнан лишь метод Короткова. Измерения этим методом проводят синхронизировано с измерениями на тестируемом измерителе. Контрольные измерения проводят медики, используя ручные технические средства: манометр, стетоскоп, плечевую манжету и ручной нагнетатель.
Однако специфические условия съёма сигналов при ВЭМИ являются
причиной методических погрешностей измерения. Они существуют как при
ушной аускультации, так и в реализациях автоматических измерений. При неавтоматических измерениях с аускультацией проявляется фактор субъективного восприятия звуковых сигналов. Во многих случаях во время ВЭМИ наблюдаются значительные (более 30 мм рт.ст.) колебания давления в манжете. При
этом врач, наблюдая за показаниями манометра, усредняет их и в тоже время
анализирует прослушиваемые тоны Короткова, смешанные с аускультативными артефактами. Артефакты вызваны движением плеча (рис.7.3). Усреднение и
выделение тонов Короткова из шумов врач проводит, основываясь на личном
опыте. Результаты анализа в таких ситуациях субъективны. Этим объясняются
многие случаи расхождения результатов при проверке автоматических измерителей АД во время ВЭМИ с результатами измерения, полученными в экспертных оценках.
318
Выделим методические особенности измерения АД в условиях функциональной пробы, которые учитывались в алгоритме ВЭМИ и использовались при
клинических испытаниях. К ним относятся сокращение мышц плеча и значительные аускультативные шумы, являющиеся следствием выполнения физической работы.
Рис. 7.3 Сигналы при ВЭМИ (W=100 Вт) зарегистрированные монитором
МК.АД-01 в процессах автоматического измерения АД методом Короткова.
Показаны кривые, по порядку, сверху вниз: давление в манжете, мм рт.ст; сигнал от датчика ТК после цифровой частотной фильтрации; сигнал ТК до фильтрации; моменты выделения сигналов ЭКГ и интервалов стробирования.
Оба фактора имеют физиологическую природу, так как связаны с работой
организма. В то же время они являются артефактами, снижающими достоверность результатов измерения АД. Сокращения мышц плеча, за счёт воздействия
на кровеносные сосуды влияют на распределение крови в плечевой области.
При этом создаётся неравномерное силовое поле давления на сосуды. Оба фактора вносят методические погрешности (раздел 7.1). Даже правильные результаты измерения АД в условиях при мышечных сокращениях в области компрессионного воздействия на кровеносные сосуды нельзя связывать с активностью только сосудистой системы. При интерпретации результатов необходимо
учитывать сокращения мышц опорно-двигательного аппарата, оказывающих
319
влияние на результирующий вклад в изменение кровенаполнения сосудов и параметр АД.
Для определения показателей АД необходимо предусматривать контроль
влияния и изменений давления, вызванных сокращениями мышц плеча. Это
значительно усложнило бы технические решения. Однако алгоритм обработки
значительно упрощается и приемлем при создании благоприятных условий при
съёме сигналов, с целью снижения влияния сокращений мышц верхней конечности на результаты измерения АД.
При выборе способов повышения помехоустойчивости измерений использовано принципиальное положение, что каким бы сложным не являлся алгоритм обработки сигналов, некорректный съем первичных данных может привести к недостоверным результатам. Отметим, что в исследованиях важным является получение достоверных результатов измерения АД, так как они используются в управлении мощностью нагрузки, а, следовательно, непосредственно
воздействуют на организм.
Учёт влияния мышечных сокращений на АД упрощается за счёт инструктажа пациентов перед ВЭМИ. При этом в процессе исследования пациенту
предлагается контролировать свои движения и не напрягать мышцы плеча.
Создание таких условий съема сигналов при измерении АД явилось эффективным приёмом в решении методического вопроса ВЭМИ.
На основе полученных результатов, в программное обеспечение ВЭМИ
внесена функция передачи информации медицинскому работнику. Во время исследований на экране монитора компьютера и звуковым сигналом выводится
сообщение, указывающее на несоответствие условий измерения АД с возможностью получения достоверных данных, из-за неидентифицированных аускультативных шумов. При этом даётся рекомендация не напрягать мышцы плеча
при продолжении измерений.
Ниже приводятся сведения о компьютеризированном мониторе АД
(МК.АД-01, ТУ 9442-005-47925834-2005), разработанном для ВЭМИ в проекте
320
компании НПП «НЕО» (С.-Петербург). Монитор МК.АД-01 прошел технические и клинические испытания.
Назначением МК.АД-01 является неинвазивный контроль текущих показателей систолического и диастолического АД, производимый во время функциональных проб ВЭМИ; индикация, запоминание и документирование результатов измерений, с целью текущего и последующего анализа. ВЭМИ проводятся по различным протоколам, предусматривающим изменение мощности нагрузки на сосудистую систему, адекватной состоянию пациента. Управление
мощностью нагрузки, регистрация и анализ сигналов ЭКГ и АД производятся
полностью в автоматическом режиме, под контролем средств программного
обеспечения. Контроль состояния производится по результатам измерений АД
в конце каждой ступени нагрузки и в каждые две минуты покоя. Этот протокол
ВЭМИ врач может изменять в соответствии с задачами исследования конкретного пациента.
Для измерения показателей АД в МК.АД-01 реализован аускультативный
метод и использованы авторские способы повышения помехоустойчивости измерений в условиях проявления артефактов двигательной активности [140,
142]. Для этого реализована методика двойного стробирования тонов Короткова: по времени их появления, с адаптивной привязкой к QRS-комплексу ЭКГ и
сигналам ТК в соседних циклах сердечных сокращений. Кроме того, при обработке сигналов ТК используется цифровая частотная фильтрация в диапазоне
частот их проявления от 15 до 80 Гц, амплитудная дискриминация анализируемых сигналов и логический анализ серий появления последовательности систолических и диастолических тонов Короткова.
Монитор МК.АД-01 является частью информационно-управляющей системы ВЭМИ. В составе монитора входят типовая компрессионная манжета со
встроенным датчиком ТК, ЭКГ-электроды с каналом ЭКГ, блок выделения сигналов R-зубцов и ТК, блок компрессии, блок управления, блок обработки и
представления информации на мониторе персонального компьютера РС.
321
В качестве блока управления используется микропроцессорный блок преобразования биосигналов ПБС «Валента», обеспечивающий передачу управляющих сигналов от персонального компьютера на блок компрессии, и аналого-цифровое преобразование сигналов ТК, ДМ и ЭКГ и их передачу в компьютер РС. Блок ПБС соединяется с РС через USB-порт. Блок выделения сигналов
ТК выполнен в виде программного модуля, обеспечивающего ВЭМИ.
Работа МК.АД-01 построена на автоматическом управлении созданием
воздействий на кровеносные сосуды верхней конечности, при котором осуществляется съем и преобразование информационных сигналов ДМ, ТК и ЭКГ, и
определение показателей АД. В алгоритме программного обеспечения используются отмеченные приёмы, повышающие достоверность измерений. Кроме того, в ходе ВЭМИ на экран монитора РС выводятся информационные сообщения
медицинскому персоналу о возникающих потенциальных ошибках измерений.
При этом даются рекомендации по исправлению ситуации.
Техническая проверка МК.АД-01 проводится в соответствии с ТУ 9442005-47925834-2005 также под управлением программного обеспечения.
Медицинские испытания проводились в МСЧ-122, Военно-медицинской
академии им. С.М. Кирова (С.-Петербург) и в Отделе новых методов диагностики и исследований Центра Кардиологии РК НПК СЗ РФ (Москва). При испытаниях учитывались рекомендации протоколов клинических испытаний для
условий положения человека в покое [105] и по традиционной схеме проверок в
условиях ВЭМИ.
7.4. Оценка влияния помехозащищенности канала регистрации сигналов
тонов Короткова при велоэргометрии на точность измерения АД
В разработках [13, 31, 93] комплексов для ВЭМИ (гл. 6) использованы
технические средства, повышающие помехозащищенность регистрации тонов
Короткова (ТК) в присутствии артефактов, вызванных двигательной активностью. Для этого использовано двойное временное стробирование сигналов ТК
[140, 142] с привязкой к времени их появления. Проведём оценку эффективно-
322
сти временной дискриминации артефактов и достоверность выделения сигналов ТК при стробировании.
Результаты измерения показателей АД косвенным методом на основе феномена Короткова связаны с точностью выделения моментов появления первого и последнего сигналов ТК в последовательности из серии тонов, возникающих в процессе декомпрессии воздуха в манжете. Фиксируемые в эти моменты
уровни давления в манжете Рм, представляются результатами измерения показателей систолического и диастолического давления Рс. и Рд. Поэтому от достоверности выделения тонов зависит точность измерения АД. Так, если в присутствии артефактов среди выделенных в серии сигналов ТК крайние тоны оказываются ложными, то в зависимости от их числа будет различной погрешность
измерения АД, вызванная случайным появлением артефактов.
Так как появление артефактов во времени являются случайными событиями, то их можно представить вероятностью. Поэтому и вносимая артефактами погрешность измерения является случайной. Без знания присущих этой
погрешности закономерностей, проявляющейся на значительном числе реализаций измерительных циклов, она не может быть предсказана в виде численных
оценок [4, 23]. Артефакты, появление которых приводит к выделению ложных
событий, можно было бы характеризовать указанием закона распределения вероятности их появления, или указанием параметров этого закона, связанного с
причиной возникновения артефактов. Поэтому оценка случайной погрешности
измерения АД, вызванной артефактами, является задачей, для решения которой
требуется специальное изучение законов распределения вероятности их появления при конкретных условиях измерения.
Однако оценку погрешности можно провести путём анализа вероятности
появления последовательности сигналов ТК. Такие расчеты проведены в работах [140, 142]. Для идентификации появления первого сигнала ТК из серии тонов анализируется последовательность событий К и К* (символом «К» обозначено событие появления сигнала ТК в текущем цикле сердечного сокращения,
К* - отсутствие ТК в текущем цикле сердечного сокращения). Если за тремя К*-
323
событиями в соответствующих циклах сердечных сокращений подряд происходит не менее двух К-событий в последующих циклах сердечных сокращений,
то появление первого К-события отвечает критерию появления первого сигнала
ТК. Выявление первого истинного тона Короткова является определяющим для
фиксации систолического давления (Рс = Рм). Очевидно, что вероятность выделения первого тона зависит от вероятности выделения второго сигнала ТК и
влияет на точность измерения АД.
Второй и последующие сигналы ТК стробируются временным способом в
соответствии с появлением R-зубцов ЭКГ и с учётом измеренного времени появления первого истинного тона. Длительность используемых в устройстве
[140] стробирующих интервалов для второго и последующих тонов составляет
60 мс. В устройстве [142] длительность стробирующих интервалов выбрана с
учётом захвата возможных условий измерений: при выделении первого тона
она составляет 200 мс; при выделении последнего тона - 130 мс. Длительность
стробирующего интервала в устройстве [140] меньше, по сравнению с интервалами устройства [142]. Поэтому устройство [140] дает более точные результаты, по сравнению с устройством [142]. Это приводит к более достоверному выделению сигналов ТК. Оценим случайную погрешность измерения АД, связанную с вероятностью появления артефактов.
Пусть вероятность появления за определенное время ΔТ артефакта,
имеющего признаки сигнала ТК, равна Y, и эта вероятность остается постоянной в процессе всего измерительного цикла. Тогда вероятность Y(t) ложного
выделения ТК в течение интервала стробирования продолжительностью Тстр.,
будет равна:
Y(t) = Y∙Тстр./ ΔТ,
(7.1).
Очевидно, что чем меньше длительность интервала стробирования Тстр., тем
меньше вероятность ложного выделения тона.
В общем виде случайную погрешность измерения АД, связанную с артефактами, дискриминируемыми стробирующим устройством, можно представить зависимостью:
324
ΔY= n ΔРм
(7.2),
с доверительной вероятностью:
Yдов = 1- Y(t)n = 1 – (Y∙Тстр. / ΔТ) n
(7.3),
где ΔРм – изменение давления Рм, производимое в процессе измерения АД системой создания давления в манжете за один кардиоцикл; n - число последовательных кардиоциклов, непосредственно предшествующих появлению первого
истинного сигнала ТК в серии тонов (для оценки случайной погрешности измерения показателя Рс), или непосредственно следующих за появлением последнего истинного тона в серии тонов Короткова (для оценки случайной погрешности измерения показателя Рд). При этом предполагается, что в качестве тонов
Короткова ложно зарегистрированы артефакты. Так, при n=1 имеем:
ΔY = ΔРм, с доверительной вероятностью Yдов=1-Y(t)
(7.4).
При n=2 имеем:
ΔY = 2ΔРм, с доверительной вероятностью: Yдов=1-Y(t)2,
(7.5)
и так далее.
Очевидно, что случайная погрешность измерения систолического давления Рс, обусловленная артефактами двигательной активности, может только завышать результат измерения, а случайная погрешность измерения показателя
Рд., занижать результат.
Если сравнить по формуле (7.1) случайные погрешности измерения АД
для устройств с временным стробированием с разными параметрами, то можно
отметить, что они различаются по доверительной вероятности Yдов. Так, при
одинаковой погрешности измерения АД, но разных длительностях стробирующих интервалов, используемых в устройствах временного стробирования [140,
142], доверительная вероятность различается в соответствии с отношением
длительностей стробирования. На величину же абсолютной погрешности измерения показателей АД (ΔY) в любом случае влияет два параметра: скорость изменения давления Рм и число кардиоциклов предшествующих первому и последующих после последнего сигналов ТК, в которых артефакты не проявились.
325
7.5. Экспериментальные приемы сравнения методов измерения АД
При выборе способов и устройств для измерения АД, применительно к
каждому конкретному медицинскому исследованию необходимо сравнивать их
технические характеристики и возможности. Из обзора известных окклюзионных методов измерения АД (разделы 1.1…1.3) выделяются три метода: используемые для измерения в кровеносных сосудах плеча метод Короткова, модификации осциллометрического метода, различающиеся по способам обработки
информации об амплитудных изменениях осцилляций просвета плечевой артерии, и метод Пеньяза [130-133, 248, 266, 267, 269-271], предназначенный для
измерения АД в пальцевых кровеносных сосудах. При сравнении с первыми
двумя традиционными методами, использующими малые скорости изменения
давления в плечевой манжете (от 2 до 5 мм рт.ст./с), и позволяющими измерять
АД дискретно, изменение давления в пальцевой манжете по методу Пеньяза
производится в непрерывном режиме измерения со скоростью, обеспечивающей слежение за АД. При этом скорость изменения давления в пальцевой манжете соответствует скорости изменения АД.
Критериями для сравнительных оценок, являющимися при выборе предпочтительных устройств для измерения АД, представляются: производительность измерительного процесса; достоверность получаемых данных; условие
эксплуатации устройств; возможность изменения и контроля функционального
состояния пациента, вызванного процедурой измерения; удовлетворение требованию точности и помехоустойчивости измерений; удобство использования
устройства съема информации; уровень автоматизации измерений и представление результатов. Должно исключаться побочное влияние на состояние организма, возникающее вследствие компрессионных воздействий при измерении
(например, застой крови, или длительное нарушение естественных условий
кровотока).
Выделим еще одно важное качество устройств - эффективность работы
при проявлении сердечно-сосудистых патологий и вариации измеряемых пока-
326
зателей АД у пациентов в процессе измерения. Этот критерий связан с тем, что
в медицинской практике необходимо создание технических средств, обеспечивающих достоверными результатами измерения в условиях приближенных к
естественному поведению человека, в широком диапазоне функциональных
изменений состояния сосудистой системы. Актуальность этого ещё подтверждается внедрением носимых многосуточных мониторов АД и ЭКГ. Современная аппаратура должна в реальном времени идентифицировать проявление
опасных состояний: резкие изменения АД и сбои в работе сердца (внезапные
остановки, экстрасистолы, аритмии и другие патологии, проявляемые в ритме
сокращений сердца). Выполнение этих требований достигается за счёт усложнения алгоритмов обработки.
В тоже время, для диагностических целей широко используются функциональные пробы [42, 144, 106, 112, 148], направленно изменяющие состояние
организма, с целью исследования реакции со стороны системы кровообращения. Примером часто используемых функциональных проб для исследования
сосудистой системы являются дыхательные пробы и разнообразные тесты с физической нагрузкой на организм. Они позволяют изменять ритм сердца и АД в
диапазоне возможных функциональных состояний.
В проведении функциональных проб необходим контроль показателей
АД. В связи с этим требуется измеритель АД, адаптирующийся к условиям реальной гемодинамики и обеспечивающий необходимым по производительности
потоком данных об изменении АД.
Выбор средств измерения можно основывать на сопоставительных экспериментах с использованием устройств, предназначенных для проверки и имитации разных условий измерения. Однако при разработке устройств для проверки и имитации требуется создание имитационных моделей сердечнососудистой системы. Известные модели не универсальны и применяются лишь
в конкретных методиках поверки устройств [44, 140, 142, 224]. Разработка же
универсальных моделей для метрологического обеспечения относится к дорогостоящим проектам.
327
В тоже время, сравнение разных моделей устройств упрощается, если в
качестве объекта исследования выбирается здоровый испытатель с его реальным кровообращением, и осуществляется ФГП с заведомо направленным проявлением сосудистой реакции. При этом могут проводиться ФГП, в которых
планируется изменение показателей сосудистой системы. Так как реакция на
ФГП заранее известна, то разные методы можно сравнивать по зарегистрированным сигналам и результатам измерений, оценивая преимущества и выявляя
недостатки.
В качестве примера экспериментального сравнения разных типов устройств для измерения АД использовались два вида функциональных проб
[148], имитирующих резкое изменение АД за время одного-двух циклов сердечных сокращений. Распознавание и получение достоверных результатов в таких ситуациях чрезвычайно важно для диагностики работы сердца, и требуется
во многих случаях при контроле функционального состояния человекаоператора. Для имитации этих ситуаций в сравнительных измерениях использовались предложенные автором два новых для практики методических приема
[148]. В первом варианте ФГП проводилась путём создания скачка АД, который воспроизводится при изменения гидростатического давления столба крови
в поле тяготения [8, 148]. Оно осуществляется при одновременном подъеме и
опускании обеих рук. Во втором варианте ФГП осуществлялась с одновременным и кратковременным пережатием обеих плечевых артерий соответствующими манжетами. Этим действием ограничивается, или полностью перекрывается кровоток в верхних конечностях. Таким образом, имитируется резкое
уменьшение производительности, или кратковременная остановка работы
сердца и, как следствие, воспроизводится резкое уменьшение уровня АД и
пульсового давления.
Для получения сравнительных результатов измерения АД при ФГП использованы два измерителя АД. Одним устройством реализуется метод Пеньяза
в пальцевых артериях руки. Другим измерителем одновременно производились
измерения АД методами Короткова и Савицкого на плече другой руки. Измере-
328
ния методами Короткова и Савицкого проводились аппаратурой, обеспечивающей создание циклов линейной компрессии и декомпрессии воздуха в плечевой манжете. Частотная фильтрация тонов Короткова проводилась в полосе
частот от 50±10 до 140±40 Гц, сигналов тахоосциллограммы - в полосе частот
от 0,25±0,05 до 70±15 Гц. Максимальная частота воспроизведения непрерывной
кривой АД методом Пеньяза составляла 25ºГц. Погрешность измерения давления в плечевой и пальцевой манжетах не превышала ±5 мм рт.ст. По результатам проведенных измерений в пробах сравнивались показатели Рд и Рс для
разных рук.
На рисунках 7.4 и 7.5 представлены записи осциллограмм сигналов ТК,
давления в пальцевой манжете (АД) и давления в плечевой манжете (ДМ), зарегистрированные при проведении сравнительных экспериментальных исследований методов Короткова и Пеньяза, с имитацией кратковременной остановки
работы сердца и с имитацией резких скачков изменения АД.
Рис.7.4. Экспериментальное сравнение методов Короткова и
Пеньяза с имитацией кратковременной остановки работы сердца
На осциллограммах видно, что значения показателей Рс и Рд, определяемые по моментам появления и исчезновения сигналов ТК, не позволяют однозначно выявить имитируемую реакцию со стороны сосудистой системы. Реакция идентифицируется как нестандартное событие с проявлением артефактов.
Методом Короткова измерения показателей АД в этой ситуации не реализуются и картина гемодинамической реакции автоматически не распознаётся. Резкий скачок АД (более 30 мм рт.ст., рис. 7.5.) методом Короткова не идентифицируется. В тоже время зарегистрированное методом Пеньяза непрерывное АД
329
при выполнении обеих ФГП отражает результирующие изменения. В ФГП с
остановкой работы сердца значительно изменилось пульсовое и систолическое
давления. В ФГП с имитацией резких скачков изменения АД показатели систолического, диастолического и пульсового давления также изменились. При
этом совпадают и количественные оценки изменений АД, происходящие вследствие подъема и опускания рук. Экспериментальные данные совпадают со значениями изменения гидростатического давления Рг - [8], вычисленного по формуле Рг = ± ρgh, где ρ - плотность крови, g - ускорение свободного падения, h высота подъема или опускания исследуемого участка артерии по отношению к
уровню сердца.
Рис. 7.5 Сравнительные записи сигналов в реализации методов
Короткова и Пеньяза при имитации резких скачков изменения АД.
В зарегистрированных при проведении обеих ФГП тахоосциллограммах,
содержатся артефакты, вызванные движением. При этом информативные признаки в осциллометрическом сигнале в явном виде не проявляются.
Таким образом, измерение АД при резких изменениях условия гемодинамики ни методом Короткова, ни осциллометрическим методом не представляется реальным. В тоже время непрерывный метод измерения АД показывают
явное преимущество для условий резких перепадов АД, что имеет большое
практическое значение для выявления нарушений в работе сердечнососудистой системы.
330
Выводы главы 7
Верификация и анализ достоверности и точности измерений в реализации
комбинированных методов и аппаратно-программных комплексов, предназначенных для исследования АД и кровенаполнения сосудов при компрессионном
воздействии техническими средствами на локальные участки тела, относятся к
числу комплексных вопросов. В их решении включена организация целенаправленного управления измерительными процессами, обеспечивающими проявление и идентификацию исследуемых эффектов кровенаполнения при сосудистой реакции, и интерпретацию результатов. При рассмотрении проявляемых
в процедурах измерения погрешностей представляется анализ методических
аспектов условий измерения, и составляющих инструментальных и методических погрешностей. Эффективными способами сравнительных экспериментов
разных методов измерения является их одновременное использование в сочетании с функциональными пробами, изменяющими состояние организма. Приведенные результаты экспериментального сравнения косвенных методов измерения и референтных средств для верификации при этом показали эффективность
использования исследований с имитацией патологических состояний.
331
Основные результаты диссертационного исследования
В соответствии с целью в работе решены следующие задачи.
Проведён комплексный анализ процессов в сердечно-сосудистой системе,
функционирующей в окружении и в составе сложного многосистемного объекта, внутренней среды организма. При этом определено модулирующее влияние
на АД и наполнение сосудов эндогенных факторов, связанных с движением
тканей. Представлены концепция объемного статуса системы сосудов и функциональная модель влияния эндогенных факторов на их наполнение, теоретически описывающие изменение суперпозиции объемов, представляющих вклад
разных её отделов. Определена методология проведения исследований с неинвазивным вмешательством в систему кровообращения при внешнем давлении
на локальные участки тела, обеспечивающем управление гемодинамическими
процессами и вкладом составляющих в суперпозиции наполнения разных отделов.
Определено, что вмешательство в кровообращение в процедуре измерения АД в верхней конечности инициирует сосудистую реакцию в ней и в целостном организме. В реакции проявляется изменение жидкостного наполнения
сосудов и окружающих тканей в области воздействия, в сопредельных и пространственно отдалённых участках сосудистого русла, включая область центральной гемодинамики.
Процедуры измерения АД представлены, как контролируемая по параметрам воздействия и ответной реакции, - ФГП на сосудистую систему конечности и целостный организм. На основе ФГП созданы новые методы исследования сосудистой системы.
На основе функциональных моделей БТС управления гемодинамическими процессами в организме представлены комплексные методы и АПК, реализующие исследования по алгоритмам ФГП. В ФГП при создании на тело локально дозированного давления в разных участках сосудистой системы регистрируется реакция. Реакция анализируется по спектрам сигналов, отражающих
изменения, в которых выделяется вклад ОД изменений в отделах системы сосу-
332
дов с разным уровнем внутрисосудистого давления.
Представлены способы и проведены сравнительные исследования, даны
интерпретации результатов, полученных независимыми методами, подтвердившие правомерность методологии влияния эндогенных факторов на кровенаполнение в сосудистой системе, эффективность методов и инструментальных
средств для исследования с применением разработанных теоретических и практических подходов.
На основе системного анализа процедур измерения АД с неинвазивным
вмешательством в кровообращение инструментальными средствами, представления функциональных моделей БТС управления гемодинамическими процессами, и исследования сосудистой реакции в ИП окклюзионными методами,
обоснованы необходимость и способ учёта в результатах измерений, - методических погрешностей, вызванных: вмешательством ИП в гемодинамику, и модулирующим влиянием эндогенных факторов на АД и наполнение сосудов. Это
повышает достоверность и качество измерений, и за счёт извлечения информации о переходных гемодинамических процессах сосудистой реакции расширяет
функциональные возможности исследования сосудистой системы.
Представлены области применения и апробированы методы изучения гемодинамических процессов в сосудистой системе, по результатам измерений
АД и кровенаполнения в верхней конечности и исследования движений краниальных тканей.
Таким образом, в соответствии с целью решены задачи, сформулированы
научные положения и достигнута цель диссертационной работы. Научно
обоснована и получила практическое подтверждение методология проведения
исследований сосудистой системы с неинвазивным вмешательством в кровообращение инструментальными средствами, обеспечивающим управление гемодинамическими процессами и контроль АД и наполнения разных участков сосудистого русла. Представлены комплексные методы исследований и реализующие их аппаратно-программные средства.
333
Заключение
Совокупность результатов исследования позволяет сформулировать ранее не получившее определение, теоретическое обоснование и практические
разработки научное направление – Неинвазивные методы и БТС управления
гемодинамическими процессами в организме. Оно охватывает многоцелевое
решение медико-технических проблем использования ИП с вмешательством в
кровообращение, с оценкой результатов при диагностических исследованиях,
при тренировках и в перспективе для терапии. Методы представляют ФГП с
управляемым воздействием на локальные участки тела. В пробе обеспечивается
вмешательство, контроль и управление сосудистой реакцией. При контроле АД
и наполнения разных участков сосудистой системы используется анализ гемодинамических процессов. Результаты представляют новую информацию о
функционировании сердечно-сосудистой системы: - реакции разных отделов
сосудистой системы и функциональных систем организма; - движении тканей в
глубине тела, создающих модулирующее влияние эндогенных факторов на наполнение сосудов. Развитие направления перспективно для создания методов и
аппаратно-программных средств для управления гемодинамикой с целью достижения терапевтического и тренирующего эффектов. В совокупности диссертационное исследование имеет важное народно-хозяйственное значение в реализации программ медико-технических проблем диагностики и лечения.
334
СПИСОК ЛИТЕРАТУРНЫХ ИСТОЧНИКОВ
1.
Александров, А.К. Метод регистрации энергетических и информаци-
онных затрат левого и правого полушария головного мозга человека при
различных нагрузках / А.К.Александров, Г . Н . Дульнев, В.О. Мытищин,
А. Г . Резунков, О.П. Резункова, В.О. Седельников, М.В. Туманов, И . И .
Турковский, В.С. Фомин, В. Н. Цыган, А.В. Чащин // Научнотехнический вестник СПбГУИТМО, вып. 35, 2007, с. 44-47.
2.
Амосов, Н. М. Теоретические исследования физиологических систем
/ Н. М. Амосов, Б. Л. Палеев, Б. Т. Агапов, И. П. Ермакова, И.И. Ермакова, Е.Г. Лябах, С.А. Пацкина, В.П. Соловьёва // Киев «Наукова думка». Л.
1977, с. 227.
3.
Апледжер, Дж. Э. Исследование терапевтической значимости кра-
нио-сакральной терапии. / Дж. Э. Апледжер // Российский остеопатический журнал. №1, 2007, с. 32-35.
4.
Апуокас, С.С. Способы построения автоматизированных измерите-
лей артериального давления косвенным методом / С.С. Апуокас и др.//
Техника средств связи. Серия общетехническая. – 1983. №3. - с. 61-66.
5.
Аринчин, Н.И.. Комплексное изучение сердечно-сосудистой системы
/ Н.И.Аринчин. – Минск. 1961. – 204 с.
6.
Ахутин, В.М. Фотоплетизмотономанометр для исследований сосуди-
стой системы и измерения показателей гемодинамики / В.М. Ахутин, С.С.
Рвачев, А.В. Чащин, В.М. Щербаков // Медицинская техника. – 1991. №
1. - с. 7 -10.
7.
Ахутин, В.М. Биотехническая система для медицинских исследова-
ний состояния гемодинамики / В.М. Ахутин, А.В. Чащин, В.М. Щербаков // Материалы Всесоюзной научно-технической конференции Человеко-машинные системы и комплексы принятия решений. Таганрог. - 1989 с. 143.
8.
Баглай, В.В. Автоматизированное измерение артериального давления
крови / В.В. Баглай, Н.Л. Прощенко, Б.Ю. Павленко // Материалы АН
335
УССР института кибернетики им. В.М. Глушкова. Киев. - 1987. Препринт
87-2.
9.
Баевский, Р. М. Анализ вариабельности сердечного ритма при ис-
пользовании различных электрокардиографических систем (часть 1) / Р.
М. Баевский, Г. Г. Иванов, Л. В. Чирейкин и др. //Вестник аритмологии,
№ 2/3, 2002, с. 65-88.
10. Беленький, Ю. С. Фасция, её топография и прикладное значение с
точки зрения анатома, хирурга и остеопата / Ю. С. Беленький // СанктПетербург 2007, 251 с.
11. Белоусов, С.А. Устройство для измерения показателей гемодинамики
на базе микропроцессора КР-1816ВЕ48 / С.А. Белоусов, А.В. Чащин,
В.М. Щербаков. // Материалы III Всесоюзной конференции Проблемы
создания технических средств для диагностики и лечения заболеваний
сердечно-сосудистой системы. Львов. – 1990 - с. 27-29.
12. Березный, Е.А. Практическая кардиоритмография / Е.А. Березный,
А.М. Рубин // Научно-производственное предприятие «Нео», 1997, с. 143.
13. Берхман, А.В. Тренажерная система с биологической обратной связью / А.В. Берхман, С.С. Захаров, А.И. Константинов, А.В. Чащин. // Материалы Всесоюзной конф. «Электроника и спорт –IХ. Таллин. – 1988 с.122.
14. Берхман, А.В. Универсальный датчик биосигналов для исследований
сердечно-сосудистой системы / А. В. Берхман, Л. П. Кудрявцева, А. В.
Чащин, Е.П. Юзефович. // Материалы III Всесоюзной научнотехнической конференции Проблемы создания технических средств для
диагностики и лечения заболеваний сердечно-сосудистой системы. Львов.
– 1990. - с. 7, 8.
15. Берхман, А.В. Комплект массажёров механических / А.В. Берхман,
А.В. Чащин, М.М. Тендлер, В. Федоров // Патент №34682 на промышленный образец, приоритет 14.05.90, регистрация 29.03.97
336
16. Биотехнические системы / Ахутин В.М., Немирко А.П., Попечителев
Е.П. и др./ Под редакцией проф. Ахутина В.М. – Изд. ЛГУ. 1981. – 181 с.
17. Болезни органов кровообращения / под ред. Е.И. Чазова // М. Медицина -1997, -с.832.
18. Бранков, Г. Основы биомеханики. /Г. Бранков, // М. Мир, 1982, 254 с.
19. Васечкин, В.И. Всё о массаже / В.И. Васечкин // 2008, с. 368
20. Васильев,ºВ.ºН. Способ определения локального удельного потока
энтропии человека / ºВ.ºН. Васильев, Г.ºН. Дульнев, И.ºБ. Стражмейстер,
И.ºЛ. Агеев, А.В. Чащин // Патент РФ на изобретение № 2290058, от
10.02. 2006. Бюл. 36
21. Ветитнев, А. М. Курортное дело / А. М. Ветитнев, Л. Б. Журавлева //
КноРус, 2006, с: 528
22. Гидродинамика кровообращения / Сборник переводов под ред. А.С.
Регирера, М. Мир, 1971, -267 с.
23. Гланс, С. Медико-биологическая статистика / С. Гланс. - Практика.
М. – 1999 – 457 с.
24. Гончаренко, А.И. Пространство сердца как основа сверхсознания /
А.И. Гончаренко // Электронная библиотека сети Интернет, - 2007, - 4 с.
25. ГОСТ Р 51959.1-2002 Сфигмоманометры (Измерители артериального
давления) неинвазивные. Части 1 и 2// Госстандарт России. М. 2002. – 2 с.
26. Григорян, С.С. К теории метода Короткова. / С.С. Григорян, Ю.З.
Саакян, А.К. Цатурян // Болгарская академия наук. Биомеханика. – 1984 –
т. 15-16. – с. 54-73.
27. Гуткин, В.И. Датчик пульса / В.И. Гуткин, Л.А. Осипович // Медицинская техника. – 1991 - №4. - с. 44-45.
28. Дженкинс, Г. Спектральный анализ и его приложения./ Г. Дженкинс,
Д. М. Ватте //Мир, 1972. -287 с.
29. Джонсон, П. Периферическое Кровообращение / под ред. Г.И. Косицкого// М. Медицина, 1982, с. 440.
337
30. Дульнев, Г.ºН. Регистрация энергоинформационных потоков./ ºГ.ºН.
Дульнев, А.В. Чащин, Н.ºП. Меткинº // Научно-технический вестник
СПбГУИТМО, вып. 35, 2007, с. 35-39.
31. Захаров, С.С. Диалоговая микропроцессорная тренажерная система /
С.С. Захаров, А.И. Константинов, А.В. Берхман, А.В. Чащин // Материалы 2-й областной научно-технической конференции Медицинские микрокомпьютерные системы. - Ростов-на-Дону. – 1986 - с. 16,17.
32.
Замечник, Т. В. «ШОК» Учебно-методическое пособие по клиниче-
ской патологической физиологии для клинических ординаторов. / Т. В.
Замечник, И. Ф. Ярошенко// Волгоград 2004
33. Зборовский, Э.И. Метод изучения энергетического спектра сфигмограмм и опыт его клинического применения / Э.И.Зборовский // Радиоэлектроника, физика и математика в биологии и медицине. – Новосибирск. – 1971, №6 –С. 137-138.
34. Зегара-Пароди, Р. Использование датчика давления для определения
достоверности остеопатической пальпации / Р. Зегара -Пароди, Шовиньи
де Блю П., Л. Рикардс, Наили С., Э. Ренар // Материалы международного
симпозиума «Научные и клинические применения остеопатии в краниальной области. Функциональный череп» СПб., 2009, с. 20-23
35. Ерофеев,ºН.ºП. Тканевые ритмы в теле человека и экспериментальная регистрация. / Н.ºП. Ерофеевº, Д.ºЕ. Моховº, А.В. Чащин, Д.ºБ.
Вчерашнийº, Е.ºВ. Урлаповаº, С. Паолеттиº // Материалы симпозиума
«Остеопатия. Перспективы интеграции остеопатической медицины в
акушерско-гинекологическую и педиатрическую практику». СПб, 2007, с.
80-86
36. Ерофеев,ºН.ºП. К вопросу об объемном статусе тканей организма человека. / Н.ºП. Ерофеев, Р.ºС. Орловº, А.В. Чащин, Д. Б. Вчерашний //
Вестник СПбГУ, N 4 (11), c. 14-18, 2009
37. Ерофеев,ºН.ºП. ºФизические и физиологические основы колебательных процессов в организме человека.º/ Н.ºП. Ерофеев, Д.ºБ. Вчерашний,º
338
Д.ºЕ. Мохов,º А.ºВ. Чащинº// Материалы международного симпозиума
«Функциональный череп. Научные и клинические аспекты применения
остеопатии в краниальной области. Единый взгляд на диагностику и лечение в неврологии, стоматологии, отоларингологии, офтальмологии».
СПб, с. 58-78, 2009 г.
38. Измерители артериального давления. Методика поверки. // Рекомендации по метрологии Р 50.2.032-2004. Госстандарт России. М. 2004. –с 11.
39. Инструментальные методы исследования сердечно-сосудистой системы. Справочник/ под ред. Т.С. Виноградовой // М. Медицина, 1986, с.
416.
40. Каварада, А. Неинвазивные измерения динамических характеристик
давления крови и эластичности кровеносных сосудов / А.Каварада // Перевод с японского языка из «Иё Дэнси То Сэйтай Когаку». – 1985. – т. 3. –
N 6 - с. 54-55.
41. Каро, К. Механика кровообращения / К.Каро, Т.Педли, Р.Шротер,
У.Сид // Перевод с англ.-М.Мир. – 1981. - 624 с.
42. Кассирский, Г.И. Методика проведения велоэргометрического теста
при реабилитации кардиохирургических больных / Г.И. Кассирский и др.
// Кардиология. – 1979. № 8 .-С. 105.
43. Касьяненко, В.В. Способ ухода за кожей и устройство для его осуществления / В.В. Касьяненко, В.А. Олерский, А.В. Чащин, С.В Чащин //
Патент РФ № 2083354 на изобретение, приоритет 16.07.96, регистрация
10.07.97
44. Кауфман, А. С. Устройство для проверки измерителей артериального
давления / А. С. Кауфман, Л. А. Амаева // А. с. СССР N 728836. – 1977.
45. Компрессионная терапия в российской флебологической практике //
Флебология, № 4, Том 2, 2008
46. Косицкий, Г.И. Звуковой метод исследований артериального давления / Г.И. Косицкий. - М. - 1959.
339
47. Лазерная доплеровская флоуметрия микроциркуляции крови. /Под
ред. А. И. Крупаткина, В. В. Сидорова; Руководство для врачей, ОАО
«Издательство Медицина», М. 2005, с – 256.
48. Лазаришвили, Л.Т. Помехоустойчивость осциллометрических автоматизированных сфигмоманометров / Л.Т.Лазаришвили // Медицинская
техника. - 1993. - с. 19-28.
49. Леонов, Г.Н. Метод и результаты исследования экскурсии стенок периферических артериальных сосудов / Г.Н. Леонов, Ю.И. Мусийчук, А.В.
Карпов, М.В. Баркан. // Медицинская техника. - 1990. №3, с. 3-5.
50. Мажбич, Б.И. Осцилловазометрия артериальных сосудов конечностей / Б.И. Мажбич // Новосибирск. – Наука. - 1990.
51. Мазур, О. Чистка капилляров. Учение Залманова. / О.Мазур // Питер,
СПб. – 2000. - с. 153
52. Марпл С. Л. Цифровой спектральный анализ и его приложения. Пер.
с англ. О. И. Хабарова, Г.А. Сидоровой; под ред. И. С. Ражака. – М. :
Мир, 1990: 584.
53. Марченко, В.Н. Спектральный анализ вариабельности сердечного
ритма и артериального давления у больных бронхиальной астмой / В.Н.
Марченко, В.И. Трофимов, Л.А. Носкин, В.В. Пивоваров, А.В. Чащин,
В.А. Александрин // IХ Национальный конгресс по болезням органов дыхания. М. – 1999. - с. 15.
54. Марченко, В.Н. Новая методика исследования вегетативных нарушений при бронхо-легочных заболеваниях / В.Н. Марченко, В.И. Трофимов, В.В. Пивоваров, С.Б. Ланда, Л.А. Носкин, А.В. Чащин. // Материалы
научно-методической конференции СПбГМУ им. академика И.П.Павлова
Новые технологии в здравоохранении и медицинском образовании.
С.-Петербург. – 1999. -С. 54-56.
55. Марченко, В.Н. Спектральный анализ вариабельности сердечного
ритма и артериального давления у больных бронхиальной астмой. / В.Н.
Марченко, В.ºИ. Трофимов, Л.ºА. Носкин, В.ºВ. Пивоваров, А.В. Чащин,
340
В.ºА. Александрин, С.ºБ. Ландаº // Пульмонология. Прил. – 1999, т. 9. –
Реф.1.101.
56. Марченко,ºВ.ºН. Неинвазивное исследование артериального барорефлекса методом дыхательных проб. / В.ºН. Марченко, Л.ºА. Носкин,
В.ºВ. Пивоваров, А. В. Чащин, В.ºИ. Трофимов, В.ºА. Александрин // Cб.
научных трудов к 100-летию кафедры факультетской терапии им. акад. Г.
Ф. Ланга, СПГМУ. – СПб. 2000. с. 68-70.
57. Марченко
В.Н.
Механизмы
нейровегетативной
регуляции
кардиореспираторной системы у больных бронхиальной астмой и пути
коррекции выявленных нарушений / Автореф. дисс. ... докт. мед. наук СПб, 2004.- 38 с.
58. Меерсон, Ф.З. Основные закономерности индивидуальной адаптации. Физиология адаптационных процессов.// М: Наука, 1986. - 635 с.
59. Мейергоф, О. Термодинамика жизненных процессов. М.-Л.// Госиздат.-1928.-215 с.
60. Миронов, В.А. Вариабельность сердечного ритма при гипертонической болезни / В.А. Миронов, Т.Ф. Миронова, А.В. Саночкин, М.В. Миронов // Вестник аритмологии. - 1999. -№ 13,-С. 41 -47
61. Михайлов, В.М. Вариабельность ритма сердца. Опыт практического
применения метода. / В.М. Михайлов //Иваново., 2000. 200 с.
62. Москаленко, Ю. Е. Внутричерепная гемодинамика. Биофизические
аспекты / В. Н. Ю. Е. Москаленко, Г.В. Вайнштейн, И.Т. Демченко, Ю.Я.
Кисляков, А.И. Кривченко // Л. «Наука» 1975, с. 201.
63. Морман, Д. Физиология сердечно-сосудистой системы./ Д. Морман,
Л. Хеллер // СПб 2000, 250 с.
64. Мохов,ºД.ºЕ. Влияние остеопатических воздействий на энергоинформационные процессы / Д.ºЕ. Мохов, К.ºВ. Шарапов, В.ºЛ. Андрианов,
О.ºП. Резункова, Г.ºН. Дульнев, И.ºБ. Стражмейстер, А.В. Чащин // Научно-технический вестник Санкт-Петербургского государственного университета информационных технологий, механики и оптики, вып. 35,
341
2007, с. 69-72.
65. Мохов, Д. Е. Окклюзионная модель регистрации объемных тканевых
ритмических процессов / Д. Е. Мохов, А. В. Чащин // Международный
конгресс «Традиционная медицина – 2007», М. 1-3 марта 2007, с. 234-236.
66. Мохов,ºД.ºЕ. Инструментальная регистрация характеристики объемупругость тканей в области черепа./ Д.ºЕ. Моховº, А.В. Чащин, Д.ºА.
Чащинº // Международный конгресс «Традиционная медицина – 2007»,
М. 2007, с. 236-240.
67. Мохов,ºД.ºЕ. Регистрация и проявление волновых процессов в тканях организма в исследованиях волюмометрическим методом. / Д.ºЕ. Мохов, А.В. Чащин, Д.ºБ. Вчерашний, Н.ºП. Ерофеевº // Мануальная терапия, №1(29), 2008, c. 47-50.
68. Мохов,ºД.ºЕ. Неинвазивный метод проникновения вглубь тканей организма при исследовании в них объемных волновых процессов. / Д.ºЕ.
Мохов, А.В. Чащин // Мануальная терапия, №3(31), 2008, c. 46-52.
69. Мохов,ºД.ºЕ. Исследование внутриглубинных процессов в тканях организма методом окклюзионных воздействий и объемнометрических преобразований. / Д.ºЕ. Моховº, А.В. Чащин // Материалы международного
симпозиума - Интеграция остеопатии в национальный проект «Здоровье»:
возрастная остеопатия. Жидкостносоединительнотканый аспект. СПб, с.
173-184, 2008.
70. Мохов,ºД.ºЕ. Способ обследования краниальных тканей и устройство
для его осуществления/ Д.ºЕ. Мохов, А. В. Чащин, Д.ºА. Чащинº // Патент РФ на изобретение № 2372837, приор. 10.10.07, Бюл. № 32, 2009.
71. Мохов,ºД.ºЕ. Проявление волюмометрических волновых процессов в
тканях организма методом окклюзионных воздействий. / Д.ºЕ. Мохов,
А.В. Чащин, Д.ºБ. Вчерашнийº, Н.ºП. Ерофеевº // Российский остеопатический журнал, N 1-2 (3) с. 70-73, 2008.
72. Мохов,ºД.ºЕ. Способ Мохова-Чащина получения данных о состоянии
краниальных тканей и устройство для его осуществления. / ºД.ºЕ. Мохов,
342
А.В. Чащин // Патент РФ на изобретение № 2396899, Бюл. № 23, 2010,
приор. от 19.08.08.
73. Мохов, Д.ºЕ. Методика неинвазивного исследования объемных волновых процессов в тканях организма. / Д.ºЕ. Мохов, А.В. Чащин // Российский остеопатический журнал, N 1-2 (4-5) с. 28-36, 2009.
74. Мохов,ºД.ºЕ. Функциональная проба с компрессией тканей организма и устройство для его осуществления/ Д.ºЕ. Моховº, А.В. Чащин // Патент РФ на изобретение № 2405424, Бюл. № 34, 2010, приор. от 12.05.09
75. Мохов,ºД.ºЕ. Компрессионный способ измерения физиологических
показателей состояния организма и устройство для его осуществления. /
Д.ºЕ. Моховº, А.В. Чащин // Патент РФ на изобретение № 2424765, Бюл.
№ 21, 2011, приор. от 21.10.09.
76. Мохов,ºД.ºЕ. Объемнометрические изменения состояния тканей мозгового черепа при аппаратно-инструментальных компрессионных воздействиях. / Д.ºЕ. Моховº, А.В. Чащин // Мануальная терапия. N 2 (38), 2010,
c. 59-65.
77. Мохов,ºД.ºЕ. Проявление объемнометрических изменений состояния
краниальных тканей в компрессионных исследованиях с воздействием
инструментальными средствами. / Д.ºЕ. Моховº, А.В. Чащин// Российский остеопатический журнал. N 1-2(8-9), 2010, с. 83-88.
78. Мохов,ºД.ºЕ. Методические принципы и реализация объемнометрических исследований краниальных тканей в практической остеопатии. /
Д.ºЕ. Мохов, А.В. Чащин// Российский остеопатический журнал. N 1-2(89), 2010, с. 89-100.
79. Мохов Д.Е. Научное обоснование развития остеопатической помощи
населению российской федерации / Автореф. дисс. ... докт. мед. наук СПб, 2012.- 34 с.
80. Мошкевич, В.С. Фотоплетизмография, аппаратура и методы исследования / В.С. Мошкевич // М.: Медицина. – 1970. – 207 с.
343
81. Науменко, А.И. Основы электроплетизмографии / А.И. Науменко,
В.В. Скотников // Л. Медицина. - Ленингр. Отд. – 1974. – 214 с.
82.
Новосельцев, С. В. Введение в остеопатию. Краниодиагностика и
техники коррекции. / С. В. Новосельцев // СПб, Фолинт, 2007, с. 340.
83. Одинак, М.М.. Использование спектрального анализа ритма сердца в
неврологической практике / М.М. Одинак, С.А. Котельников, К.М. Наумов, Б.А. Мантонин // Современные подходы к диагностике и лечению
нервных и психических заболеваний. Материалы конференции. - СПб,
2000. - с. 470-471.
84. Орлов, В.В. Плетизмография / В.В. Орлов // М. –Л. изд-во АН СССР.
– 1961. - 254 с.
85. Орлов, В.В. // В сборнике «Методы исследования кровообращения»,
под ред. Ткаченко Б.И., Л., 1976.
86. Палеев, Н.Р. Атлас гемодинамических исследований в клинике внутренних болезней. Бескровные методы / Н.Р. Палеев, И.М. Каевицер // М.:
Медицина. – 1975. – 240 с.
87. Патент ФРГ N 2821037 МПК7А61В 5/02 Устройство для определения
систолического, диастолического и венозного кровяного давления. - 1980.
88. Пелищук В.К. и др. Автоматизированные комплексы, предназначенные для оперативного обследования лиц, работающих в экстремальных
условиях. /Экстремальная физиология, гигиена и средства индивидуальной защиты. Тез. докл. Всес, Конф., М. -1990. -С. 497-498. 120.
89. Пивоваров, В.В. Спироартериокардиоритмограф./ В.В. Пивоваров //
Медицинская техника. -2006. - №1. -С. 38-42. 122.
90. Пивоваров, В.В. Измерительно-информационная система функциональной диагностики нервной регуляции кровообращения. Часть I. Разработка/ Датчики и системы. -2008. - № 10. -С. 2-8. 138.
91. Пивоваров, В.В. Теоретические основы и практическая реализация
информационно-измерительных систем диагностики нервной регуляции
344
кровообращения и многопараметрической оценки скрининговых исследований / Автореф. дисс. ...докт. техн. наук - СПб, 2009.- 38 с.
92. Попечителев, Е.П. Системный анализ медико-биологических исследований / Е.П. Попечителев // Саратов «Научная книга» - 2009. - с. 367.
93. Попечителев, Е.П. Методические аспекты мониторирования артериального давления в процессах управления состоянием сердечнососудистой системы при велоэргометрических исследованиях / Е.П. Попечителев, А.В. Чащин // Известия СПбГЭТУ. Биотехнические системы в
медицине и экологии. - 2006. - Вып.1. - с. 5-14.
94.
Попечителев, Е.П. Исследование процессов периферического кро-
вообращения верхней конечности / Е.П. Попечителев, А.В. Чащин //
Вестник новых медицинских технологий. Т. ХIII, №.1, 2006, с. 21-24.
95. Попечителев, Е.П. Анализ процессов кровообращения в сосудистой
системе верхних конечностей / Е.П. Попечителев, А.В. Чащин // Динамические и технологические проблемы механики конструкций и сплошных сред: Материалы ХII Межд. симпозиума, г. Москва, 20-22 февр.
2006г. – Москва, 2006. - с. 5-7.
96. Попечителев, Е.П. Моделирование гемодинамических процессов в
верхней конечности при измерениях артериального давления окклюзионными методами / Е.П. Попечителев, А.В. Чащин // Системный анализ и
управление в биомедицинских системах. М. – № 1. – 2006г., - с. 16-22.
97. Попечителев, Е.П. Анализ гемодинамических процессов в периферической сосудистой системе / Е.П. Попечителев, А.В. Чащин // Материалы
V Международного симпозиума "Электроника в медицине. Мониторинг,
диагностика, терапия". "Кардиостим", С.-Петербург, 2006, с. 643.
98. Попечителев,ºЕ.ºП. Биофизическая и электрическая модели гемодинамических процессов в верхних конечностях. / Е.ºП. Попечителевº, А.В.
Чащин // Всероссийская научно-техническая конференция с международным участием "Медицинские информационные системы" МИС-2006г.
Таганрог, с. 45-48, 2006.
345
99. Попечителев,ºЕ.ºП. Метод управляемой окклюзии при исследовании
состояния сосудистосердечной системы. /Попечителев,ºЕ.ºП. Чащин А.В.
// VII Международная научно-техническая конференция "Физика и радиоэлектроника в медицине и экологии" (ФРЭМЭ'2008), 2008, Владимир,
с. 63-67
100. Прессман, Л.П. Клиническая сфигмография /Л.П. Прессман, // Медицина, М. 1974, - 124 с.
101. Рагозин, В.Н. Косвенный метод определения артериального давления
/ В.Н.Рагозин // В сборнике Аппаратура и методы медицинского контроля. Материалы симпозиума. Л.1975. - с. 145-148.
102. Рашмер, Р. Динамика сердечно-сосудистой системы / Р. Рашмер //
Перевод с англ. – М.: Медицина. 1981 – 600 с.
103. Рвачев, С.С. Устройство для измерения показателей гемодинамики /
С.С. Рвачев, А.С. Сердюков, А.В. Чащин, В.М. Щербаков // А.с. РФ на
изобретение №1828740. - опубл.23.07.93, Бюл.№ 27, с. 18.
104. Рвачев, С.С. Экспресс-метод исследования сосудистой системы кровообращения / С.С. Рвачев, А.В. Чащин, В.М. Щербаков // Материалы
Всесоюзной научно-технической конференции Человеко-машинные системы и комплексы принятия решений. Таганрог. – 1989. - С.121.
105. Рогоза, А.Н. К вопросу о точности измерения АД автоматическими
приборами /А.Н. Рогоза // Функциональная диагностика. – 2003. №1 – с.
2-10.
106. Рогоза, А.Н. Ключевые факторы неустойчивости системы кровообращения при ортостатических пробах. Возможности объективного анализа / А.Н .Рогоза, Г.И. Хеймец, Л.А. Носкин, А.В. Чащин, В.В. Пивоваров
// Материалы Второй научно-практ. конференции Клинические и физиологические аспекты ортостатических расстройств. Главный клинический
госпиталь МВД РФ. М. - 2000. -С. 102-122.
107. Руководство по гипербарической оксигенации / под ред. С.Н. Ефуни
// М., 1986, с. 78.
346
108. Савицкий, Н.Н. Биофизические основы кровообращения и клинические методы исследования гемодинамики / Н.Н. Савицкий. - Л. - 1974.
109. Самойлов, В. О.. Медицинская биофизика. / В. О. Самойлов // СПб,
Спец.Лит. 2004: 588.
110. Сафоничева, О.Г. Лимфатическая система человека. Диагностика и
мягкотканевая коррекция лимфодинамических нарушений. / О.Г. Сафоничева // Российский остеопатический журнал. М., СПб. – N 1-2(3), 2008,
-с. 46-59.
111. Селезнёв, С.А. Комплексная оценка кровообращения в экспериментальной патологии / С.А. Селезнёв, С.М. Вашетина, Г.С. Мазуркевич.
Медицина.- М. – 1976. 205 с.
112. Стражмейстер, И.Б. Исследование влияния биоиндукционного воздействия на гемодинамику человека / И.Б. Стражмейстер, А.В. Чащин,
В.М. Щербаков // Материалы II Всесоюзной междисциплинарной научнотехнической школы-семинара Непериодические быстропротекающие явления в окружающей среде. Томск,. - 1990. - с. 49.
113. Судаков, К.В. Основы физиологии функциональных систем / Под
ред. Судакова К.В. // М. Медицина. – 1983. -272 с.
114. Терехова, Л.Г. Практические вопросы сфигмографии / Л.Г. Терехова. Изд. «Медицина» Л. 1968. -118 с.
115. Ткаченко, Б.И.. Венозное кровообращение / Б.И. Ткаченко. - М. 1979.
116. Третьяков, Г.В. Методика непрерывного контроля параметров артериального давления / Г.В. Третьяков, А.В. Чащин // Материалы II Всесоюзной конференции Проблемы создания технических средств для диагностики и лечения заболеваний сердечно-сосудистой системы. – Львов. 1987. с. 8.
117. Третьяков, Г.В. Универсальная система создания давления в окклюзионных манжетах / Г.В. Третьяков, И.А. Саморуков, А.В. Чащин, В.Д.
Юников. // Материалы II Всесоюзной конференции Проблемы создания
347
технических средств для диагностики и лечения заболеваний сердечнососудистой системы. – Львов. - 1987. с. 51.
118. Трофимов, В.И. Нейровегетативные механизмы регуляции кардиореспираторной системы у больных бронхиальной астмой / В.И. Трофимов, В.Н. Марченко, А.Ю. Кудрин, В.В. Пивоваров, Л.А. Носкин, А.В.
Чащин // Материалы международной конференции. Механизмы функционирования висцеральных систем. С.Петербург. - 1999. - с. 369, 370.
119. Физиология человека. / под ред. Г.И. Косицкого // М.: Медицина. 1981 -544 с.
120. Физиология человека. Кровь. Кровообращение. Дыхание. / под ред.
Р. Шмидта и Г. Тевса // М. «Мир», Т.3. 1986, -с.286.
121. Физиология человека. / под ред. Г.И. Косицкого // М. «Мир», 1985, с. 287.
122. Фолков, Б. Кровообращение / Б. Фолков, Э. Нил // Перевод с англ. М. Медицина. - 1976, - 463 с.
123. Фролов, В.А. Анатомо-физиологические особенности венозной системы, лимфообращения и ликвородинамики в черепе и позвоночнике и их
значение для практических целей в мануальной терапии / В.А. Фролов,
В.Н. Харченко // Мануальная терапия. №3(23), 2006, с. 78-89.
124. Харкевич, А.А. Спектры и анализ /А.А. Харкевич// М. 1952, с. 178.
125. Цыдыпов, Ч. Пульсовая диагностика тибетской медицины. / Ч. Цыдыпов // Улан-Уде. - 1988.
126. Чащин, А.В. Анализ влияния эндогенных факторов на кровелимфонаполнение в сосудистой системе организма./ А.В. Чащин, Е.П.
Попечителевº // Системный анализ и управление в биомедицинских системах. М., № 1, 2012, с. 26-34.
127. Чащин, А.В. Комплексные методы гемодинамических исследований
при измерениях АД. Теоретическое обоснование и практическое использование. / А.В. Чащин // Монография. LAP LAMBERT Academic Publishing GmbH & Co. KG. Saarbrucken. 2012, -184 с.
348
128. Чащин, А.В. Биотехническая система для функциональных гемодинамических проб с компрессионным действием на систему сосудов./ А.В.
Чащин // Известия ЮФУ, Тематический выпуск «Медицинские информационные системы». Таганрог, Изд-во ТТИ-ЮФУ, № 9, 2012, с. 178-184.
129. Чащин, А.В. Функциональная гемодинамическая проба для исследований влияния эндогенных факторов на наполнение сосудов./ А.В.
Чащин, Е.П. Попечителевº // Инженерный вестник Дона, Материалы Всероссийского форума «Наука и человечество в 21 веке», № 4, том 1,
2012, с. 23-29.
130. Чащин, А.В. Использование биологической обратной связи в современных методах управления и контроля артериального давления / А.В.
Чащин // Известия СПбГЭТУ. Биотехнические системы в медицине и
экологии.– 2005. - Вып. 1. - с. 82-84.
131. Чащин, А.В. Способ исследования сердечно-сосудистой системы
приемами окклюзионных воздействий на сосуды верхней конечности. /
А.В. Чащин // Материалы 60-й научно-технической конференции
СПбНТОРЭС. С.-Петербург. - 2005. - с. 222-224.
132. Чащин, А.В. Оценка гемодинамических процессов перераспределения крови в сосудистой системе верхней конечности методами измерения
артериального давления / А.В. Чащин // Известия СПбГЭТУ. Биотехнические системы в медицине и экологии. – 2005. - Вып. 2: - с. 110-116.
133. Чащин, А.В. Комплексное решение вопросов исследования состояния гемодинамики измерителями АД / А.В. Чащин // Материалы III научно-практич. конференции «Аппаратура и методы медицинского контроля
и функциональной диагностики состояния человека в экстремальных условиях». С.-Петербург. - 2005. - с. 88-90.
134. Чащин, А.В. Исследование периферических артерий верхней конечности методом фотоплетизмографии / А.В. Чащин // Материалы III научно-практич. конференции «Аппаратура и методы мед. контроля и функ-
349
циональной диагностики состояния человека в экстремальных условиях».
С.-Петербург. - 2005. - с. 85-87.
135. Чащин, А.В. Аппаратно-программный комплекс для исследований
удельных потоков энтропии человека /А.В. Чащин // Научно-технический
вестник Санкт-Петербургского государственного университета информационных технологий, механики и оптики, вып. 35, 2007, с. 40-43.
136. Чащин, А.В. Системный анализ биофизических явлений в процедурах измерений артериального давления окклюзионными методами. // 63-я
научно-техническая конференция СПбНТОРЭС. Труды конференции,
2008, с. 315, 316.
137. Чащин, А.В. Модель состояния организма в процессах окклюзионных
измерений
артериального
давления.
/
А.В.
Чащин,
Е.ºП.
Попечителевº // Известия СПбГЭТУ Биотехнические системы в медицине
и экологии, вып. 5, 2008, с. 49-55.
138. Чащин, А.В. Универсальный метод проявления волновых процессов
в окклюзионных пробах на ткани организма. // XI Международная конференция
«Биомедицинская
инженерия»
Курского
ГТУ»,
Медико-
экологические информационные технологии – 2008. с. 43-48, Курск 2008.
139. Чащин, А.В. Спектральное представление реакции организма в
функциональных пробах окклюзионного давления на ткани. // Известия
ЮФУ. Технические науки. Тематический выпуск «Медицинские информационные системы» №5, 2008, с. 23-26, Таганрог 2008.
140. Чащин, А.В. Устройство для измерения артериального давления /
А.В. Чащин // А.с. СССР №1674799. - опубл. 07.09.91, Бюл.№ 33. – 8 с.
141. Чащин, А.В. Устройство для определения физиологических показателей человека / А.В. Чащин //А.с. СССР №1657143. - опубл. 23.06.91,
Бюл. № 23. – 8 с.
142. Чащин, А.В. Устройство для проверки измерителей АД / Чащин
А.В. // А.с. СССР №1531983. - опубл. 30.12.93, Бюл. № 48. – 6 с.
350
143. Чащин, А.В. Измеритель АД / Чащин А.В. // А.с. СССР №1533650. опубл. 07.01.90, Бюл.№ 1. – 10 с.
144. Чащин, А.В. Устройство для диагностики состояния организма /
Добкес А.Л., Рубин А.М., Чащин А.В. // А.с. РФ на полезную модель, патент N 25991. опубл. 10.11.2002, Бюл. №31.- 11с.
145. Чащин, А.В. Регистрация упругой характеристики кровеносных сосудов в широком диапазоне давлений / А.В.Чащин, В.М. Щербаков // Материалы III Всесоюзной конференции Проблемы создания технических
средств для диагностики и лечения заболеваний сердечно-сосудистой
системы. Львов. - 1990. - с. 104-105.
146. Чащин, А.В. Устройство для фотоплетизмографических исследований периферических кровеносных сосудов и определения важнейших показателей гемодинамики. / А.В.Чащин, В.М. Щербаков // Материалы III
Всесоюзной конфер. Проблемы создания технических средств для диагностики и лечения заболеваний сердечно-сосудистой системы. – Львов. 1990. -С. 106-107.
147. Чащин, А.В. Фотоплетизмографический способ определения скорости распространения пульсовой волны / А.В.Чащин, В.М. Щербаков //
Материалы III Всесоюзной конференции Проблемы создания технических средств для диагностики и лечения заболеваний сердечнососудистой системы. Львов. - 1990. - с. 21-22.
148. Чащин, А.В. Сопоставление современных методов измерения артериального давления / А.В.Чащин, В.М. Щербаков // Материалы IХ Всесоюзной конференции Измерения в медицине и их метрологическое
обеспечение. М. - 1989. - с. 34.
149. Чащин, А.В. Комплексный неинвазивный метод определения показателей гемодинамики при ограничении выброса крови / А.В. Чащин,
В.М. Щербаков // Материалы IХ Всесоюзной конференции Измерения в
медицине и их метрологическое обеспечение. – М. – 1989. - с. 43.
351
150. Чащин, А.В. Повышение быстродействия в системах косвенных измерений кровяного давления / А.В. Чащин, В.М. Щербаков // Материалы
19-й отраслевой научно-технической конференции молодых ученых и
специалистов. – М. - 1989. -С. 61.
151. Чащин, А.В. Способ и устройство для неинвазивных исследований
артериальных сосудов. / А.В. Чащин, В.М. Щербаков // Материалы 19-й
отраслевой научно-технической конференции молодых ученых и специалистов. - М. – 1989. - с. 64.
152. Чащин, А.В. Аппаратно-программный комплекс для измерения энтропийных потоков. / А.В. Чащин //Новые медицинские технологии. Новое медицинское оборудование. М., N 8, 2007, с. 9-11.
153. Чащин, А.В. Исследование объемнометрических изменений систем
крово- и лимфообращения верхней конечности при компрессионных воздействиях./ А.В. Чащин, Н.ºП. Ерофеев, Д.ºЕ. Мохов, Н.ºИ. Чырваº // VII
Международный конгресс «Традиционная медицина» Сб. научных трудов
г. Москва, 23-25 октября 2009 г. Приложение к специальному выпуску
журнала «Традиционная медицина» № 3(18) 2009, с. 250-253, 2009 г.
154. Чащин, А.В. Метод исследования динамики объемных изменений в
тканях тела человека. / А.В. Чащин, Д.ºЕ. Мохов, Н.ºП. Ерофеев, Д.ºБ.
Вчерашнийº// Традиционная медицина, № 2(17), 2009, c. 14-18.
155. Чащин, А.В. О повышении информативности осциллометрического
метода измерения артериального давления. // 64-я научно-техническая
конференция СПбНТОРЭС. Труды конференции, 2009, с. 250, 251.
156. Чащин, А.В. Метод функциональной пробы с компрессионнообъемным преобразованием состояния тканей верхней конечности. // 64-я
научно-техническая конференция СПбНТОРЭС. Труды конференции,
2009, с. 252, 253.
157. Чащин, А.В. Новый неинвазивный метод исследования динамики
распределения жидкостных компартментов в локальных областях тела
человека. / А.В. Чащин, Н.ºП. Ерофеев// Сборник трудов десятой науч-
352
но-практической конференции «Актуальные вопросы внутренних болезней» СПб, с. 106, 107, 2009.
158. Чащин, А.В. Системный анализ изменений в организме при окклюзионных измерениях./ А.В. Чащин, Е.ºП. Попечителевº// Вестник КГУ
им. Н.А. Некрасова. Системный анализ. Теория и практика, №1, том
15, с. 29-32, 2009.
159. Чащин, А.В. Функциональная проба с компрессионно объемнометрическим преобразованием состояния тканей организма./ А.В. Чащин,
Е.ºП. Попечителевº // Системный анализ и управление в биомедицинских
системах. Воронеж N 4, т. 8, 2009, с. 858-864.
160. Чащин, А.В. Компрессионный метод измерения физиологических
показателей состояния организма для условий экстремальных ситуаций. /
А.В. Чащин // Медицина экстремальных ситуаций, №1(31), с.82-92, 2010
161. Чащин, А.В. Система объемнометрического преобразования для исследования краниальных тканей. / А.В. Чащин, Д.Е. Моховº// Медицинская техника, № 2, 2010, с. 6-12.
162. Чащин, А.В. Реализация компрессионно-осциллометрического метода измерения артериального давления в комплексном исследовании состояния организма. / А.В. Чащин, Е.ºП. Попечителевº// Вестник новых
медицинских технологий, №.1, 2010, с. 125-128.
163. Чащин, А.В. Компрессионно-объемнометрические методы гемодинамических исследований. / А.В. Чащин, Е.ºП. Попечителевº // Известия ЮФУ, Тематический выпуск «Медицинские информационные
системы». Таганрог, Изд-во ТТИ-ЮФУ 8 (109), 2010, стр. 154-161.
164. Чащин, А.В. Сравнительный анализ спектров объемнометрических
сигналов и вариабельности сердечного ритма при дозируемой компрессии тканей конечностей. // А.В. Чащин, Н.П. Ерофеев, Д.Е. Мохов // Мануальная терапия. № 3, с. 31-39, 2010.
165. Чащин, А.В. Метод компрессионно-объемнометрического преобразования и лазерной допплер-флоуметрии в сравнительных исследованиях
353
объемной динамики тканей организма / А.В. Чащин, Н.ºП. Ерофеевº, Д.ºЕ.
Мохов, Н.ºИ. Чырваº // VII Международный конгресс «Традиционная медицина» Сборник научных трудов г. Москва, 23-25 октября 2009 г. Приложение к специальному выпуску журнала «Традиционная медицина» №
3(18) 2009, с. 253-257, 2009 г.
166. Чижевский, А.Л. Структурный анализ движущейся крови. / А.Л. Чижевский // М. изд. АН СССР, 1959.
167. Шальдах, М. Нейрогуморальная регуляция кровообращения и электрокардиостимулятора / М. Шальдах // Progress in biomedical research. –
1998. - v. 3. n. 2. - р. 1-11.
168. Шерман, Д.М. Прибор для непрерывной регистрации артериального
давления косвенным методом / Д.М. Шерман, М.Н. Мельниченко // Радиоэлектронная медицинская аппаратура. - М. 1985 - с. 10-12.
169. Эман, А.А. Биофизические основы измерения артериального давления. / А.А. Эман // Л.: - Медицина. – 1983. – 125 с.
170. Aaslid, R. Accuracy of an ultrasound Doppler servo method for blood
pressure determination / R. Aaslid, A.O. Brubakk // Circulation. – 1981. - v.64,
n. 4, р. 753-759.
171. Akselrod, S. Components of heart rate variability / S. Akselrod // Heart
rate variability. N.Y.: Armonk. -1995. - P. 146-164.
172. Akselrod, S. Components of heart rate variability. Basic studies / S.
Akselrod // In: Malik M., Camm A.J., eds. Heart rate variability. Armonk,
N.-Y.: Futura Publishing Company Inc. -1995. - р. 147- 163.
173. Akselrod, S., Gordon D., Madwed J.B. etc. Homodynamic regulation: Investigation by spectral analysis./ S. Akselrod // Am. J. Physiol. -1985. N 249. - р. 867-875.
174. Akselrod, S.D. Power spectrum analysis of heart rate fluctuation: A quantitative probe of beat-to-beat cardiovascular control/ S.D. Akselrod, Gordon D.,
Ubel F.A. et al.// Science. -1981.- vol. 213, N 4503. - р. 220-222.
354
175. Alexander, H. Criteria in the choice of an occluding cuff for the indirect
measurement of blood pressure / H. Alexander // Med. & Biol. Eng. &
Comput. (U.K.) – 1977. - v. 15. -р. 2–10.
176. Allen, A. The covariation of blood pressure and transit time in hypertensive patients / A.Allen, and oth. // Psychophysiology. - 1981. – 18. –р. 301306.
177. American national standard: electronic or automated sphygmomanometers. Arlington, VA: Association for the Advancement of Medical Instrumentation, 1993.
178. Asmar, R. Guidelines for the use of selfblood pressure monitoring: a
summary report of the First International Consensus Conference / R. Asmar, A.
Zanchetti // J. Hypertens. 2000. v. 18. р. 493–508.
179. Aulesbury, L.J. Система для мониторинга пульса лучевой артерии:
применение для измерения времени прохождения пульсовой волны /
L.J.Aulesbury, G.V.Marie // Psychophysiology. - 1984, - 21, n. 5. р. 558-561.
180. Becker, R. E. Life in motion. / R. E. Becker // Portland: Pudra Press,
1997. – 354 p.
181. Bertram, B. Automatishe indirect’e blutdruckmessung in ruhe und bei belastung; formalize der Korotkovkovgeräusche / B.Bertram, et al. // Biomedizinische Technik. – 1981. – 25. - n. 4.- 81-84.
182. Duffin, J. A model of the chemoreflex control of breathing in humans:
model parameters measurement./ J. Duffin, R.M. Mohan, P. Vasiliou, R. Stephenson, S. Mahamed //Respiration Physiology. -2000. -V.120. -р. 13-26.
183. O’Brien, E. Working Group on Blood Pressure Monitoring of the European Society of Hypertension International Protocol for validation of blood pressure measuring devices in adults / E.O ’Brien, Th. Pickering et al. // Blood
Press. Monit. - 2002. - v. 7. – р. 3–17.
184. Burton, A. Physiol. Und Biophys. Des Kreislayfs Stuttgardt / A.Burton //
N.Y. - 1969.
355
185. Chashchin A.V. and Mokhov D.E. Volumetric Conversion System for
Examination of Cranial Tissues // Biomedical Engineering, Volume 44,
Number 2, 45-49, 2010.
186. Chungcharoen, D. Genessis of Korotkoff sounds / D.Chungcharoen // Am.
J. Physiol. – 1964 - 207 (1): р. 190-194.
187. Dzrewiecki, G. Oscillometric maximum and the systolic and diastolic detection ratios. / G. Dzrewiecki, R.Hood, H. Apple // Ann. Biomed. Eng. –1994.
-N 22. –p. 88-06.
188. Dzrewiecki, G. Noninvasive measurement of the human brachial artery
preasure –area relation. In collapse and hypertrnsion. / G. Dzrewiecki, J. Pilla //
Ann. Biomed. Eng. –1998. -N 20. –p. 88-06.
189. Dzrewiecki, G.M. The Korotkoff sound. / G.M. Dzrewiecki, R.Hood, H.
Apple // Ann. Biomed. Eng. –1989, -N 16. –p. 325-359.
190. Geddes, L.A. Characterization of the oscillometric method for measuring
indirect blood pressure./ L.A. Geddes, M. Voelz, C. Combs, D. Reiner // Ann.
Biomed. Eng. - 1983. - N 10. - р. 271-280.
191. Glasser, S., Ramsey III M. R. An automated system for blood pressure determination during exercise / S.Glasser, M. R.Ramsey III // Circulation. –
1981.- v. 63, No.2. - р. 348-353.
192. Golden, D.R. Development of Korotkoff sounds processor for automatic
identification of auscultatory events. Part I: Specification of preprocessing
bandpass filters. / D.R.Golden, R. A.Wolthuis, G.W. Hoffler and J.Gowen //
IEEE Trans. Biomed. Eng. - 1974. - v.21.- No.2. – р. 114-118.
193. Goodman, M. How many sphygmomanometric cuff inflations are necessary to obtain a hemodynamic baseline? / M. Goodman, TM Dembrovski, JH
Herbst// Biofeedback self regul. – 1996, -21(3), 207-16.
194. Golden, D.R. Development of Korotkoff sounds processor for automatic
identification of auscultatory events. – Part II: Desition logic specifications and
operational verification / D.R. Golden, R. A. Wolthuis, G.W. Hoffler and J.
Gowen // IEEE Trans. Biomed. Eng. – 1974. - v. 21. - N. 2. р. 119-124.
356
195. Guyton, A.C. Arterial pressure and hypertension. / Guyton, A.C. // Philadelphia. WB Saunders Co, 1980.
196. Guyton, A.C. Interstial fluid pressure: 11 Pressure-volume curves of
interstial space / Guyton A.C. // Circ. Res. 1965, v. 16, p. 452-460. Guyton A.
C., Taylor A.E., Granger H. Y. Circulatory Physiology II. Dynamics and Control of the Body Fluids // Philadelphia:WB Saunders Co, 1975.
197. Heart Rate Variability: Standards of Measurement, Physiological Interpretation, and Clinical Use. // Circulation. 1996. – 93.- р. 1043-1065.
198. // IEEE Trans. Biomed. Eng. - 1972. – 19. -n. 4. р. 271-276.
199. // J. Biomechanics. - 1984. - Vol. 17. n. 6. р. 425-435.
200. Lombardi, F. Chaos theory, heart rate variability, and arrhythmic mortality / F.Lombardi // Circulation. – 2000. – 101. р. 1-8.
201. Hardy, H.H. On the pressure-volume relationship in circulatory elements /
H.H.Hardy, et.al. // Med. And Biol. Eng. And Computing. - 1982. -р. 565-570.
202. Imholz, B.P.M. Feasibility of ambulatory, continuous 24-hour finger arterial pressure recording. / B.P.M Imholz, G.J. Langewouters, G.A.Van
Montfrans, G. Parati, J. Van Goudocvcr, K.H. Wesseling , W. Wieling, G.
Mancia // Hypertension. - 1993. -Vol 21. - р. 65-73.
203. Imholz, B.P.M. Continuous finger arterial pressure; utility in the cardiovascular laboratory. / B.P.M. Imholz, W. Wieling, G.J.L. Langewouters, G.A.
van Montfrans // Clin. Autonomic Res. - 1991. -N l.-р. 43-53.
204. Imholz, B. P. Fifteen years experience with finger arterial pressure monitoring assessment of the technology / B. P. Imholz, W. Wieling, G.A.van
Montfrans, K.H. Wesseling // Cardiovascular research. - 1998. - 38 (3). - р.
605-16.
205. Kay, S. M. Spectrum: analysis: a modern perspective. / S. M. Kay, S.
Marple // L. Proc. IEEE 1981; 69: 1380-1418.
206. Lal, S K.L. Continuous non-invasive volume- clamp blood pressure: determinants of performance / S K.L Lal, Mihailidou A. C. // Journal of hypertension 1993, 11:1413-1422/
357
207. Levi, M.N. Cardiac sympathetic-parasympathetic interactions / M.N. Levi
// Fed. Proceed. – 1984. - 43, р.259.
208. London, S.B. Comparison of indirect blood pressure measurements
(Korotkoff) with simultaneous direct brachial artery pressure distal to cuff. / S.B.
London, R.E. London //Adv. Intern. Med. - 1967. -N 13. - р. 127-142.
209. Lu, K. A human cardiopulmonary system model applied to the analysis
of the Valsalva maneuver./ K. Lu, J. Clark, F. Ghorbel, D. Ware, and A.
Bidani // Am J Physiol Heart Circ Physiol. -2001. -Vol. 281. -P. H2661 - H2679.
210. Magoun, H. I. Osteopathy in the cranial field / H. I. Magoun // 3-rd ed.,
1976.
211. Marie, G.V. The relationship between pulse transit time and arterial blood
pressure during dynamic and static exercise / G.V.Marie, et al. // Psychophysiology. – 1984. – 21. р. 521-527.
212. Mauck, G.W. The meaning of the point of maximum oscillations in cuff
pressure in the indirect measurement of blood pressure., Part II, J. / Mauck,
G.W. et al. // Biomech. Eng. – 1980. – 102. р. 28-33.
213. Maurer, A.H. Korotkoff sound filtering for automated three phase measurement of blood pressure / A.H.Maurer // Am. Heart Journal. – 1976. - v.91. n. 5. - р. 584-591.
214. McCraty R. Method and apparatus for facilitating physiological coherence
and autonomic balance/ R. McCraty // 1998, United States Patent №6358201.
215. McCraty, R. Electrophysiological evidence of intuition:
part 1. / R.
McCraty, M. Atkinson, Bradley R. // Journal of alternative and complementary
medicine (New York, N.Y.) 2004;10(1):133-43.
216. McCraty, R. Electrophysiological evidence of intuition:
part 2. A
system-wide process? The surprising role of the heart / R. McCraty, M.
Atkinson, Bradley R. // Journal of alternative and complementary medicine
(New York, N.Y.) 2004; 10(1): 325-36.
358
217. Mendelson, Y. Design and evaluation of a new reflectance pulse
oximeter sensor / Mendelson, Y. and oth.. // Medical Instrumentation. 1988. v. 22. N.4.
218. Milani, A. Cardiovascular neural regulation explored in the frequency
domain / A. Milani, M. Pagani, F. Lombardi // Circulation. -1991. – 84. –р.
482-92.
219. Malliani, A. Power spectrum analysis of heart rate variability: a tool to explore neural regulatory mechanisms / A. Malliani, P. Lombardi, M. Pagani //Br
Heart J. -1994.-Vol.71.-p. 1-2.
220. Mokhov, D.ºE./Human volume tissue investigation method. / D.ºE.
Mokhov, / A. V. Chastchin, N.ºP. Erofeev, D.ºB. Vcherashnyº// The AAO
Journal. Official publication of the American Academy of Osteopathy.
v.º19, № 3 2009, pp.º17-21.
221. Mortara, A. Heart rate variability and baroreflex sensitivy decline
differintle with age. Implications for prognostic value after myocardial infarction / A. Mortara, M.T. La Revore, J. G.T. Bigger et al. // Eur. Heart J. - 1996. Vol. 17. - P. 405.
222. Nelson, K.E. Cranial rhythmic impulse related to the Traube-HerringMayer oscillation: comparing laser-Doppler flowmetry and palpation. / K.E.
Nelson, N. Sergueeef, C.M. Lipinski, A.R. Chapman, and T. Glonek. //J. Am.
Oteopath. Assoc., Mar. 2001; 101: 163-173.
223. Newlin, D.B. Relationship of pulse transit times to pre-ejection period and
blood pressure / D.B.Newlin // Psychophysiology. – 1981. – 18 – р. 316-321.
224. Noninvasive blood pressure analyzer. / CuffLink // DNI Nevada Inc. 2000
225. Obrist, P.A. Pulse transit time: Relationship to blood pressure and myocardial performance /Obrist, P.A. and oth.// Psychophysiology. – 1979. -16. р.
292-301.
226.
Olszewski,
W.L. Intrinsic contractility of leg lymphatics in man: preliminary
communication. / W.L. Olszewski, A. Engeset // Lymphology 12: 81–84. 1979.
359
227. Olszewski, W.L. Contractility Patterns of Human Leg Lymphatics in Various
Stages of Obstructive Lymphedema, / W.L. Olszewski, A. Engeset // The Annals of the New York Academy of Sciences Issue , V. 1131, р. 110 – 118,
2008.
228. Marks, L. Optimizing cuff width for noninvasive measurement of blood
pressure / L. Marks, A. Groch // Blood Press. Monit. 2000. V. 5. р. 153—158.
229. Pagani, M. Power spectral analysis of heart rate and arterial pressure
variabilities as a marker sympatho-vagal interaction in man and conscious dog /
M. Pagani, E. Lombards, S. Guzzctti el al. // Circ. Res. - 1986. - Vol. 59, N 2. р. 178-193.
230. Pagani, M. Spectral analysis of heart rate variability in the assessment of
autonomic diabetic neuropathy/ M. Pagani, G. Malfatto, S. Pierini et al. // J.
Auton. Nerv. Syst. - 1988. - Vol. 23. -N 2. - р. 143-153.
231. Pagani, M. Relationship between spectral components of cardiovascular
variabilities and direct measures of muscle sympathetic nerve activity in humans/ M. Pagani, N.Montano, A. Porta et al. // Circulation. - 1997. - Vol. 95, N
6. - р. 1441-1448.
232. Parali, G., Clinical relevance blood pressure variability / G. Parali, M.
Di Rienzo, L. Ulian, C. Santucciu, A. Girard, J.L. Elghozi, G. Mancia //
Hypertens Suppl. 1998.-Vol. 16,N3.-P.25-33.
233. Parati, G. Evaluation of the baroreceptor-heart rate reflex by 24-hour intra-arterial blood pressure monitoring in humans / G. Parati, M. Di Rienzo,
G. Bertinieri, G. Pomidossi, R. Casadci, A. Groppclli, A. Pedotti, A. Zanchetti,
G. Mancia // Hypertension. - 1988. - N12. - р. 214-222.
234. Parati, G. Clinical relevance blood pressure variability/ G. Parati, M. Di
Rienzo, L. Ulian, C. Santucciu, A. Girard, Elghozi J.L., G. Mancia // Hypertens
Suppl. 1998.-Vol. 16, N 3.-р. 25-33.
235. Parati, G. Spectral analysis of blood pressure and heart rate variability in
evaluating cardiovascular regulation / G. Parati, J. P. Saul // Hypertension. 1995. - 25 (6). – р. 1276-1286.
360
236. Pat. USA 4425920 Apparatus and method for measurement and control of
blood pressure / J. D. Bourland, et.al.// 1984.
237. Pat. Application USA 20040210143 Method and apparatus for noninvasively measuring hemodynamic parameters using parametrics / S.L. Gallant,
G.J. Voss, W.H. Marcle // 2004.
238. Pat. USA 4860760 Electronic blood pressure meter incorporating compensation function for systolic and diastolic blood pressure determination / Y.
Miyawaki, K. Matumoto, O. Shirasaki // 1989.
239. Pat. USA 4889133 Method for noninvasive blood pressure measurement
by evaluation of waveform-specific area data / C.H. Nelson, T. J. Dossart, C.L.
Davis // 1989.
240. Pat. USA 4922918 Automatic noninvasive blood pressure reading device /
K.A. Ruiter // 1990.
241. Pat. USA 4949710 Method of artifact rejection for noninvasive blood
pressure measurement by prediction and adjustment of blood pressure data/
T.J. Dorsett, C.L. Davis // 1990.
242. Pat. USA 5099852 Method for determining the arterial blood pressure in a
non-invasive manner / Jean .J. Meister, Yanik Tardy // 1992.
243. Pat. USA 5241964 Noninvasive, non-occlusive method and apparatus
which provides a continuous indication of arterial pressure and beat-by-beat
characterization of the arterial system / Gary L. McQuilkin. // 1993.
244. Pat. USA 5423322 Total compliance method and apparatus for noninvasive arterial blood pressure measurement / C.Justin, S. S.Shuxing, et al. / 1995.
245. Pat. USA 5255686 Continuous noninvasive blood pressure measuring apparatus and method / Takeda, et al. // 1993.
246. Pat. USA 4846189 Noncontactive arterial blood pressure monitor and
measuring method / Sun Shuxing, et al. // 1989.
247. Pat USA 4524777 Automatic continuous and indirect blood pressure
measurement apparatus / Yamakoshi, K.I. et al. // 1985.
361
248. Рenaz, J. / J. Рenaz // In Dig.10th Int. Conf. Med.Biol. Engl. – Drezden. 1973. р. 104.
249. Person, P. B. Spectrum analysis of cardiovascular time series / P.B. Person // Am. J. Physiol. Regul. Integr.Comp. Physiol. – 1997. – 273 – р. 12011210.
250. Pickering, T.G. Ambulatory Monitoring and Blood Pressure Variability /
T.G. Pickering // Hardcover – 1991.
251. Pickering, T.G. Ambulatory Blood Pressure Monitoring / T.G. Pickering,
D. Shimbo, D. Haas // The new England journal of medicine – 2006. 354:2368-74
252. Pollak, M.H. Pulse transit time of ECG-Q wave to pulse wave interval as
indicates of beat-by-beat blood pressure change / M.H. Pollak, P.A. Obrist //
Psychophysiology. – 1983. – 20. Р.21-28.
253. Posey, J.A. The meaning of maximum oscillations in cuff pressure in the
indirect measurement of blood pressure / J.A. Posey, , L.A. Geddes, H. Williams, A.G. Moore // Cardivasculare research center bulletin. – 1969. – 8. – n.
1. р. 15-25.
254. Ramsey, III. M. Noninvasive automatic determination of mean arterial
pressure / M. Ramsey III. // Med. Biol. Ing.& Comput. – 1979. – 17. р. 11-18.
255. Richter, D. W. Cardiorespiratory control / Central regulation of autonomic
functions. - / Richter D. W., Spyer K. M. // N.Y.: Oxford Univ. Press. -1990. р. 189-207.
256. Shapiro, D. Tracking-cuff system for bear-to-beat recording of blood
pressure / D. Shapiro, L. Greenstadt, J. Lane, E. Rubinstein. // Psychophysiology, - 1981. - v.18. - n.2. р. 129-136.
257. Sibley, A.E., Velocity detection of Korotkoff sounds / A.E. Sibley, T.
Winsor, D.A. Grigsby // Medical instrumentation. - 1983. -v. I7. N. 2. - р. 159162.
362
258. Sinnreach, R. Five minute recordings of heart rate variability for population studies: repeatability and age-sex Characteristics / R. Sinnreach, J. D.
Kark, Y. Friedlander et al. // Heart. - 1998. - Vol. 80. - р. 156- 162.
259. Steptoe, A. Pulse wave velocity and blood pressure change: Calibration
and applications / A.Steptoe, and oth. // Psychophysiology. – 1976. – 3. – р
.488-493.
260. Sutherland, W. G. The cranial bowl. A treatise relating to cranial mobility,
cranial articular lesions and cranial technique. / W. G. Sutherland // Ed. 1. Free
Press Co. Mankato, MN. 1939.
261. Tanaka, H. Indirect blood pressure measurement by the pulse wave velocity method / H. Tanaka, K. Sakamoto, H. Kanai. // Ие дэнси то сэйтай когаку.
- 1984. – р. 1-18.
262. Takeda. Continuous noninvasive blood pressure measuring apparatus and
method / Takeda, et al. // Pat. USA №5255686 1993.
263. Tursky, B. Automated constant cuff-pressure system to measure average
systolic and diastolic blood pressure in man / B. Tursky, D. Shapiro, G.
Schwaetz. // IEEE Trans. on Biomed. Eng. – 1972. - v.19, - n.4. р. 271-276.
264. Ware, R. W. Spectral analysis of Korotkoff sounds / R. W.Ware, W. L.
Anderson // IEEE Transactions on Bio-medical Eng. – 1966. - V.13. N. 4. р.
170-174.
265. Weinmann, J. Reflection photopletizmography of arterial-blood volume
pulses / J. Weinmann, A. Hayat, G. Raviv. // Med & Biol. Eng. & Comput. –
1977. – 15. р. 22-31.
266. Wesseling, K. H. Effects of peripheral vasoconstriction on the measurement of blood pressure in the finger / K. H. Wesseling, et al. // Cardiovascular
res. – 1985. – 19. – р. 139-145.
267. Wesseling, K. H. Noninvasive continuous blood pressure waveform
measurement by the method of Penaz / K. H. Wesseling, et al. // Scripta
Medica. – 1984. – 57. – р. 321-334.
363
268. Wilkes, M. P. Comparison of invasive and non-invasive measurement of
continuous arterial pressure using the Finapress in patients undergoing spinal
anaesthsia for lower segment Caesarean sectin / M. P. Wilkes, et al. // British
journal of anaesthesia. – 1994. – 73. – р. 738-743.
269. Yamakoshi, K.I. Indirect measurement of instantaneous arterial blood
pressure in human finger by the vascular unloading technique / K.I.
Yamakoshi, H. H. Shimazu, T. Togava.// IEEE Trans. on Biomed. Eng. – 1980.
- v.27. - n. 3. – р. 150-155.
270. Yamakoshi, K.I. New oscillometric method for indirect measurement of
systolic and mean arterial pressure in human finger. Part I; Model experiment /
K.I. Yamakoshi, et al. // Med. Biol. Ing.& Comput. – 1982. – 20. – р. 307-318.
271. Yamanashi, A. Current developments in noninvasive measurement of arterial blood pressure / Yamanashi, et. Al., // J. Biomed. Eng. – 1988. - v. 10. р.
130-137.
272. // Jap. Circulation J. v.30, n. 10, p. 1361-1372.
273. // Anesthesiology - 1964. -25. – р. 861-866.
364
ПРИЛОЖЕНИЯ
1. Приложение А. Технические данные об устройствах для исследования
гемодинамических процессов в сердечно-сосудистой системе и АД, разработанных при участии автора диссертационной работы.
2. Приложение Б. Фотографические иллюстрации внедрённых устройств.
3. Приложение В. Акты о внедрении и практическом использовании материалов диссертационной работы.
4. Приложение Г. Сертификаты, регистрационные удостоверения, отзывы,
грамота почётного доктора остеопатии.
365
Приложение А. Технические данные устройств для исследования гемодинамических процессов в
сердечно-сосудистой системе и АД, разработанных при участии автора диссертационной работы.
УСТРОЙСТВО
Назначение
Метод измерения
Устройства съема
информации.
Точность измерения давления в
манжете.
Скорость изменения ДМ, мм рт.ст./с.
Предельное ДМ,
мм рт.ст.
Режим изменения
давления в манжете
Р с.
Рд.
Рср.
ЧСС
Рв
Vрпв
Показатели
вариабельности АД
Константы времени
гемодинамических
процессов
Ссылки
"ФПТМ-01"
Контроль жизненных
функций
новорожденных
Фотоплетизмографический непрерывный
по Пеньязу и метод
Короткова.
Плечевая и пальцевая
окклюзионные манжеты, датчик ТК
"САКР-02"
"КАМУК"
Исследование механиз- Контроль гемодинамимов регуляции крово- ки при велоэргометрии
обращения
методом БОС
Технические данные и параметры
Фотоплетизмографиче- Квазинепрерывное
ский непрерывный по слежение за показатеПеньязу и тахоосцил- лями АД аускультативлометрический метод.
ным методом.
Пальцевая манжета и
Две плечевые манжеты,
ЭКГ-электроды
два датчика ТК и
ЭКГ-электроды
"СКП"
Плетизмографические
исследования.
"МК.АД-01"
Мониторное обследование при ВЭМ-ФП
Регистрация плетизмографического эффекта при постоянной
компрессии.
Плечевая, или пальцевая манжета
Автоматизиров. метод
Короткова. Стробирование для повышения помехоустойчивости.
Плечевая манжета,
датчик ТК,
ЭКГ-электроды
±5 мм рт.ст.
±3 мм рт.ст.
±5 мм рт.ст.
±5 мм рт.ст.
±3 мм рт.ст.
> 10 мм рт.ст./мс
> 10 мм рт.ст./мс
4 - 20
-
20 – при компрессии;
2-5 – при декомпрессии
170
200
270
270
310
Постоянство заданного давления
Быстрая компрессия и
медленная декомпрессия
+
+
–
–
–
–
+
+
+
+
–
–
Непрерывное
слежение за АД
+
+
+
+
+
+
Непрерывное
Ступенчатое изменение
слежение за АД
в каждом кардиоцикле
Измеряемые показатели
+
+
+
+
+
+
+
+
–
–
-
–
+
–
–
–
+
–
–
–
–
[3, 4, 39]
[25, 26, 42, 51]
[6-8, 14]
[49, 50]
[13, 32]
366
Приложение Б. Фотографические иллюстрации внедренных устройств.
Фиг.1. Сервотонометр, реализующий метод Пеньяза [65-69]
Фиг.2. Комплекс аппаратуры для исследования состояния сосудистой системы и гемодинамических процессов в верхней конечности окклюзионными методами измерения АД [3, 39, 40, 65-69]
367
Фиг. 3. Съём ФПГ сигналов с пальцевых кровеносных сосудов при
исследованиях периферического кровообращения.
Фиг.4. Фотоплетизмоманометр для исследования состояния кровеносных сосудов и гемодинамических процессов в верхней конечности [65-69]
Фиг.5. Вариант исполнения Фотоплетизмоманометра для исследования состояния кровеносных сосудов и гемодинамических процессов в верхней конечности [65-69].
368
Фиг. 6. Измерение АД при велоэргометрических функциональных
пробах [32].
Фиг. 7. Измерение АД при велоэргометрических
функциональных пробах с использованием know-how
НПП «НЕО» [32].
369
Фиг. 8. Измеритель АД для слежения за Рд и Рс в комплексе «Камук» [7, 8, 14, 49]
Фиг. 9. Автоматический тренажёрно-диагностический комплекс
аппаратуры медицинского управления и контроля «Камук» [7,
14].
Фиг. 10. Система контролируемого пережатия кровеносных сосудов [50]
370
Аппаратно-программные комплекс для
диагностических и терапевтических остеопатических
воздействий и исследований.
ФП
ОП
Пневмоблок
22
Фиг. 11.
4
1
2
3
Рис. 12.
Фиг. 12. Артериокардиоритмограф АКР-2 для исследований вариабельности АД на основе непрерывного измерения АД методом Пеньяза. Устройство внедрёно в практику в составе комплекса «Спироартериокардиоритмограф» (САКР-2, ТУ0442-004-25902369-2003).
371
Приложение В
АКТЫ
О ВНЕДРЕНИИ РЕЗУЛЬТАТОВ ДИССЕРТАЦИОННОГО
ИССЛЕДОВАНИЯ В ПРАКТИКУ