Пульсовая волна. Характеристики пульсовой волны. Ю. В. Котовская

Федеральное агентство по образованию

Государственное образовательное учреждение высшего профессионального образования

«Курский государственный технический университет»

Кафедра «Биомедицинская инженерия»

КУРСОВОЙ ПРОЕКТ

по дисциплине «Проектирование диагностической и терапевтической техники»

на тему «Устройство для измерения скорости распространения пульсовой волны кровотока»

Биомедицинская инженерия

Группа БМ-85М

Руководитель работы Кузьмин А.А.

Курск, 2009 г.

Введение

Анализ проблемы

1 Определение скорости распространения пульсовой волны

2 Исследование особенностей сфигмограммы и скорости распространения пульсовой волны по крупным артериальным сосудам

3 Анализ существующих устройств для регистрации и измерения параметров пульсовой волны

Обоснование структурной схемы устройства

Выбор элементной базы и расчет основных элементов и узлов

Расчет блока питания и потребляемой мощности

Заключение

Список литературы

Введение

Одна из основных задач современной кардиологии - снижение сердечно-сосудистой заболеваемости и смертности. Среди стратегий ее решения - выявление групп высокого риска для проведения профилактических медикаментозных и немедикаментозных вмешательств. В качестве инструмента для оценки риска развития сердечно-сосудистых заболеваний (ССЗ) широко используют различные шкалы (SCORE, Фрамингемская шкала и др.). Однако практически все они предназначены для общей популяции и не могут быть использованы для пациентов с уже манифестировавшими ССЗ.

Возможность предсказания развития повторных сердечно-сосудистых осложнений (ССО) у пациентов с ишемической болезнью сердца (ИБС) может способствовать формированию эффективной стратегии ведения этой когорты больных. Поиск надежных способов оценки прогноза продолжается. Роттердамское исследование показало высокую связь повышенной скорости пульсовой волны (СПВ) - как маркера жесткости артерий - с наличием атеросклероза. Это стало предпосылкой к изучению данного параметра как предиктора прогноза для пациентов с ИБС.

1. Анализ проблемы

.1 Определение скорости распространения пульсовой волны

В момент систолы некоторый объем крови поступает в аорту, давление в начальной части ее повышается, стенки растягиваются. Затем волна давления и сопутствующее ее растяжение сосудистой стенки распространяются дальше к периферии и определяются как пульсовая волна. Таким образом, при ритмическом выбрасывании крови сердцем в артериальных сосудах возникают последовательно распространяющиеся пульсовые волны. Пульсовые волны распространяются в сосудах с определенной скоростью, которая, однако, отнюдь не отражает линейной скорости движения крови. Эти процессы в принципе различны. Сали (Н. Sahli) характеризует пульс периферических артерий как «волнообразное движение, которое происходит вследствие распространения образующейся в аорте первичной волны по направлению к периферии».

Определение скорости распространения пульсовой волны, по мнению многих авторов, является наиболее достоверным методом изучения упруговязкого состояния сосудов.

Сфигмограммы периферического пульса используются для определения скоростираспространения пульсовой волны. Для этого синхронно регистрируют сфигмограммы сонной, бедренной и лучевой артерий и определяют время запаздывания периферического пульса по отношению к центральному (Dt) (рис. 1).

Рис. 1. Определение скорости распространения пульсовой волны на отрезках: «сонная - бедренная артерии» и «сонная - лучевая артерии». Дельта-t1 и дельта-t2 - запаздывание пульсовой волны соответственно на уровне бедренной и лучевой артерий

Для определения скорости распространения пульсовой волны производится одновременная запись сфигмограмм с сонной, бедренной и лучевой артерий (рис. 2). Приемники (датчики) пульса устанавливаются: на сонной артерии- на уровне верхнего края щитовидного хряща, на бедренной артерии- в месте выхода ее из-под пупартовой связки, на лучевой артерии- в месте пальпации пульса. Правильность наложения датчиков пульса контролируется положением и отклонениями «зайчиков» на визуальном экране прибора.

Если одновременная запись всех трех пульсовых кривых по техническим причинам невозможна, то одномоментно записывают сначала пульс сонной и бедренной артерий, а затем сонной и лучевой артерий. Для расчета скорости распространения пульсовой волны нужно знать длину отрезка артерии между приемниками пульса. Измерения длины участка, по которому распространяется пульсовая волна в эластических сосудах (Lэ) (аорта- подвздошная артерия), производятся в следующем порядке (рис. 2):

Рис. 5. Определение расстояний между приемниками пульса - «датчиками» (по В. П. Никитину).

Обозначения в тексте:

а- расстояние от верхнего края щитовидного хряща (местоположение приемника пульса на сонной артерии) до яремной вырезки, где проецируется верхний край дуги аорты;расстояние от яремной вырезки до середины линии, соединяющей обе spina iliaca anterior (проекция деления аорты на подвздошные артерии, которая при нормальных размерах и правильной форме живота точно совпадает с пупком);

с- расстояние от пупка до местоположения приемника пульса на бедренной артерии.

Полученные размеры b и с складываются и из их суммы вычитается расстояние а:

b+с-а = LЭ.

Вычитание расстояния а необходимо в связи с тем, что пульсовая волна в сонной артерии распространяется в противоположном к аорте направлении. Ошибка в определении длины отрезка эластических сосудов не превышает 2,5-5,5 см и считается несущественной. Для определения длины пути при распространении пульсовой волны по сосудам мышечного типа (LМ) необходимо измерить следующие расстояния:

от середины яремной вырезки до передней поверхности головки плечевой кости (61);

от головки плечевой кости до места наложения приемника пульса на лучевой артерии (а. radialis)- с1.

Более точно измерение этого расстояния производится при отведенной под прямым углом руке - от середины яремной вырезки до местоналожения датчика пульса на лучевой артерии- d(b1+c1).

Как и в первом случае, из этого расстояния необходимо вычесть отрезок а. Отсюда:

С1 - а - Lи, но b + с1 = d

Рис.3. Определение времени запаздывания пульсовой волны по началу подъема восходящего колена кривых (по В. П. Никитину)

Обозначения:

а- кривая бедренной артерии;

б- кривая сонной артерии;

в- кривая лучевой артерии;э- время запаздывания по эластическим артериям;м- время запаздывания по мышечным артериям;инцизура

Второй величиной, которую необходимо знать для определения скорости распространения пульсовой волны, является время запаздывания пульса на дистальном отрезке артерии по отношению к центральному пульсу (рис. 3). Время запаздывания (г) определяется обычно по расстоянию между началами подъема кривых центрального и периферического пульса или по расстоянию между местами изгиба на восходящей части сфигмограмм.

Время запаздывания от начала подъема кривой центрального пульса (сонной артерии- а. саrоtis) до начала подъема сфигмографической кривой бедренной артерии (а. femoralis)- время запаздывания распространения пульсовой волны по эластическим артериям (tэ)- Время запаздывания от начала подъема кривой а. саrоtis до начала подъема сфигмограммы с лучевой артерии (а.radialis)- время запаздывания по сосудам мышечного типа (tМ). Регистрация сфигмограммы для определения времени запаздывания должна производиться при скорости движения фотобумаги- 100 мм/с.

Для большей точности в подсчете времени запаздывания пульсовой волны регистрируется 3-5 пульсовых колебаний и берется среднее значение из полученных при измерении величин (t) Для вычисления скорости распространения пульсовой волны (С) теперь необходимо путь (L), пройденный пульсовой волной (расстояние между приемниками пульса), разделить на время запаздывания пульса (t)

С=L(cм)/t(c).

Так, для артерий эластического типа:

Э=LЭ/TЭ,

для артерий мышечного типа:

СМ=LM/tM.

Например, расстояние между датчиками пульса равно 40 см, а время запаздывания- 0,05 с, тогда скорость распространения пульсовой волны:=40/0,05=800 cм/с

В норме у здоровых лиц скорость распространения пульсовой волны по эластическим сосудам колеблется в пределах 500-700 см/с, по сосудам мышечного типа- 500-800 см/с.

Упругое сопротивление и, следовательно, скорость распространения пульсовой волны зависят прежде всего от индивидуальных особенностей, морфологической структуры артерий и от возраста обследуемых.

Многие авторы отмечают, что скорость распространения пульсовой волны с возрастом увеличивается, при этом несколько в большей степени по сосудам эластического типа, чем мышечного. Такое направление возрастных изменений, возможно, зависит от понижения растяжимости стенок сосудов мышечного типа, что в какой-то мере может компенсироваться изменением функционального состояния ее мышечных элементов. Так, Н.Н. Савицкий приводит по данным Людвига (Ludwig, 1936) следующие нормы скорости распространения пульсовой волны в зависимости от возраста.

Возрастные нормы скорости распространения пульсовой волны по сосудам эластического (Сэ) и мышечного (См) типов:

При сопоставлении средних значений Сэ и См, полученных В.П. Никитиным (1959) и К.А. Морозовым (1960), с данными Людвига (Ludwig, 1936) следует отметить, что они довольно близко совпадают.

Е.Б. Бабским и В.Л. Карпманом предложены формулы для определения индивидуально должных величин скорости распространения пульсовой волны в зависимости или с учетом возраста:

Сэ =0,1*B2 + 4B + 380;

См = 8*B + 425.

В этих уравнениях имеется одно переменное В- возраст, коэффициенты представляют собой эмпирические постоянные.

Скорость распространения пульсовой волны по эластическим сосудам зависит также от уровня среднего динамического давления. При повышении среднего давления скорость распространения пульсовой волны увеличивается, характеризуя усиление «напряженности» сосуда за счет пассивного растяжения его изнутри высоким артериальным давлением. При изучении упругого состояния крупных сосудов постоянно возникает необходимость определять не только скорости распространения пульсовой волны, но и уровень среднего давления.

Несоответствие между изменениями среднего давления и скоростью распространения пульсовой волны в известной степени связано с изменениями тонического сокращения гладкой мускулатуры артерий. Это несоответствие наблюдается при изучении функционального состояния артерий преимущественно мышечного типа. Тоническое напряжение мышечных элементов в этих сосудах меняется довольно быстро.

Для выявления «активного фактора» тонуса мускулатуры сосудистой стенки В.П. Никитин предложил определение соотношения между скоростью распространения пульсовой волны по сосудам мышечного (См) и скорости по сосудам эластического (Сэ) типов. В норме это соотношение (СМ/С9) составляет от 1,11 до 1,32. При усилении тонуса гладкой мускулатуры оно возрастает до 1,40-2,4; при понижении- уменьшается до 0,9-0,5. Уменьшение СМ/СЭ наблюдается при атеросклерозе, за счет увеличения скорости распространения пульсовой волны по эластическим артериям. При гипертонической болезни эти величины, в зависимости от стадии, различны.

Таким образом, при увеличении упругого сопротивления скорость передачи пульсовых колебаний нарастает и иногда достигает больших величин. Большая скорость распространения пульсовой волны является безусловным признаком увеличения упругого сопротивления артериальных стенок и уменьшения их растяжимости.

В норме скорость распространения пульсовой волны, рассчитанная таким способом, составляет 450-800 см.с-1. Следует помнить, что она в несколько раз выше скорости кровотока, т. е. скорости перемещения порции крови по артериальной системе.

По скорости распространения пульсовой волны можно судить об эластичности артерий и величине их мышечного тонуса. Скорость распространения пульсовой волны увеличивается при атеросклерозе аорты, гипертонической болезни и симптоматических гипертензиях и уменьшается при аортальной недостаточности, открытом артериальном (боталловом) протоке, при снижении мышечного тонуса сосудов, а также при облитерации периферических артерий, их стенозах и уменьшении ударного объема и АД.

Скорость распространения пульсовой волны нарастает при органическом поражении артерий (увеличение Сэ при атеросклерозе, сифилитическом мезоаортите) или при усилении упругого сопротивления артерий за счет повышения тонуса их гладкой мускулатуры, растяжении стенок сосуда высоким артериальным давлением (увеличение См при гипертонической болезни, нейроциркуляторной дистонии гипертензивного типа). При нейроциркуляторной дистонии гипотонического типа уменьшение скорости распространения пульсовой волны по эластическим артериям связано в основном с низким уровнем среднего динамического давления.

На полученной полисфигмограмме по кривой центрального пульса (а. саrotis) определяется также время изгнания (5) - расстояние от начала подъема пульсовой кривой сонной артерии до начала падения ее главной систолической части.

Н.Н. Савицкий для более правильного определения времени изгнания рекомендует пользоваться следующим приемом (рис. 4). Проводим касательную прямую через пятку инцизуры а. саrotis вверх по катакроте, из точки отрыва ее от катакроты кривой опускаем перпендикуляр. Расстояние от начала подъема пульсовой кривой до этого перпендикуляра и будет временем изгнания.

Рис.4. Прием для определения времени изгнания (по Н.Н. Савицкому).

Проводим линию АВ, совпадающую с нисходящим коленом катакроты У места отхождененя ее от катакроты проводим линию СД, параллельную нулевой. Из точки пересечения опускаем перпендикуляр на нулевую линию. Время изгнания определяется расстоянием от начала подъема пульсовой кривой до места пересечения перпендикуляра с нулевой линией. Пунктиром показано определение времени изгнания по месту расположения инцизуры.

Рис.6. Определение времени изгнания (5) и времени полной инволюции сердца (Т) по кривой центрального пульса (по В.П. Никитину).

Время полной инволюции сердца (длительность сердечного цикла) Т определяется по расстоянию от начала подъема кривой центрального пульса (а. carotis) одного сердечного цикла до начала подъема кривой следующего цикла, т.е. расстояние между восходящими коленами двух пульсовых волн (рис. 6).

2 Исследование особенностей сфигмограммы и скорости распространения пульсовой волны по крупным артериальным сосудам

Характерным и ранним признаком субаортального стеноза является систолический шум, который выслушивается вдоль левого края грудины, в точке Боткина, распространяется на сосуды шеи, отделен от 1-го тона, иногда состоит из двух фаз, может сопровождаться систолическим дрожанием грудной клетки. Часто выслушивается систолический шум над верхушкой, который проводится в подмышечную область (шум регургитации). На ЭКГ регистрируются признаки гипертрофии левого желудочка и предсердий, отрицательные зубцы Т и смещение книзу интервала S - Т в левых грудных отведениях. Иногда в классических отведениях появляются глубокие зубцы Q как отражение гипертрофии межжелудочковой перегородки. I. Heublein с соавторами (1971) считают, что характерным электрокардиографическим признаком субаортального стеноза являются комплексы типа qrS в сочетании с положительным зубцом Т в левых грудных отведениях. Рентгенологически определяется умеренное увеличение левого желудочка и левого предсердия, усиление легочного рисунка за счет застоя, иногда расширение восходящей аорты.

В дифференциально-диагностическом отношении важны изменения сфигмограммы: характерен двойной ее контур с быстрым первым спуском анакроты за счет нарастающего сужения путей оттока. Нарастающее давление в левом желудочке проталкивает кровь в аорту,- появляется второй подъем кривой, менее крутой, чем первый, с последующим длительным спуском и дополнительными низкоамплитудными колебаниями (W. H. Carter с соавт., 1971).

Сфигмографическое исследование с синхронной записью пульса с сонной, лучевой и бедренной артерий проведено у 88 детей. Сфигмографическое исследование осуществлялось в горизонтальном положении ребенка с помощью того же трехканального электронного прибора «Визокард-Мультивектор», с применением пьезоэлектрических приемников пульса, одновременно с электрокардиограммой во II стандартном отведении. Запись проводилась сначала с сонной и лучевой, затем с сонной и бедренной артерий после 10-минутного отдыха одновременно с двух и более точек, что необходимо для определения скорости пульсовой волны, а также синхронно с другими кривыми, отражающими различные проявления сердечной деятельности (электрокардиограмма, фонокардиограмма).

Для изучения функционального состояния крупных артериальных сосудов пульсовые датчики устанавливались в трех разных точках: на сонной (переднешейная борозда - на уровне верхнего края щитовидного хряща), лучевой (в обычной точке прощупывания пульса) и на бедренной артериях (середина пупартовой связки). Регистрацию пульсовых кривых проводили только после соответствующего оптимального приспособления датчика, по достижении при данном усилении максимальной амплитуды сфигмограммы.

По времени запаздывания пульсовых кривых и по расстоянию между точками, с которых записываются пульсовые кривые, определяется скорость распространения пульсовой волны по сосудам мышечного (на участке сонная артерия - лучевая артерия) и по сосудам эластического типов (на участке сонная артерия - бедренная артерия). Запаздывание пульсовой волны измеряется по расстоянию между началом подъема каждой из сфигмограмм.

Для определения длины пути между сонной и лучевой артериями измеряется расстояние с помощью сантиметровой ленты от верхнего края щитовидного хряща (местоположение первого приемника пульса) до яремной ямки (проекция верхнего края дуги аорты). Затем на отведенной руке, составляющей с туловищем прямой угол, измеряется расстояние от яремной ямки до места регистрации пульса на лучевой артерии. Из общего расстояния между датчиками вычитается удвоенное расстояние между щитовидным хрящом и яремной ямкой (так как пульсовая волна в лучевой и сонной артериях распространяется в противоположных направлениях).

Для определения длины участка «сонная артерия - бедренная артерия» измеряется расстояние от верхнего края щитовидного хряща до яремной ямки, затем - от яремной ямки до пупка (проекция деления аорты на подвздошные артерии) и от пупка до середины пупартовой связки (место наложения третьего датчика пульса). Все полученные размеры складываются и из образовавшейся суммы вычитается удвоенное расстояние между щитовидным хрящом и яремной ямкой (Н. Н. Савицкий, 1956; В. Н. Никитин, 1958, и др.).

Изучение формы пульсовых кривых у детей с суставно-висцеральным течением ревматоидного артрита (I группа) показало, что кривые артериального пульса, имея общие черты, отличаются большим разнообразием индивидуальных особенностей. Обращает на себя внимание, что у многих детей в острый период заболевания кривые артериального пульса, особенно с сонной артерии, отличались неустойчивостью формы и амплитуды, их изменчивостью даже в различных сердечных циклах, следующих друг за другом. Очевидно, причина такой вариабельности - в лабильности гемодинамики, в неодинаковой силе сердечных сокращений, меняющейся величине ударного объема сердца, в неустойчивости сосудистого тонуса у больных ревматоидным артритом с выраженным токсико-аллергическим синдромом.

Отмечается также более частое, чем у здоровых детей, отсутствие на кривой каротидного пульса пресистолического колебания, которое зарегистрировано лишь у 55% больных детей (по данным М. К. Осколковой, у 80% здоровых). При обследовании детей, больных ревматизмом, М. К. Осколкова (1967) также констатировала отсутствие пресистолического колебания на кривой каротидного пульса. Эта особенность обусловлена, с одной стороны, ослаблением сократительной функции предсердий, с другой - изменениями систолического объема сердца и сосудистого тонуса, учитывая, что генез пресистолического зубца связан с перечисленными факторами.

Увеличение пресистолической волны наблюдалось всего лишь у 5 детей, у 3 из них, по данным клинико-инструментальных методов исследования, предполагалось формирование митрального и аортального пороков, а у 2 - преобладали симптомы миокардита.

Инцизура на кривой каротидного пульса у 84% детей была отчетливо выражена в верхней или средней трети нисходящей ветви сфигмограммы, у 11% детей она регистрировалась в нижней трети кривой и у 5% - была слабо выражена или отсутствовала. Дикротическая волна на катакроте пульса с лучевой артерии располагалась у большинства детей I группы в нижней ее трети, в отличие от здоровых детей, у которых, она, как правило, регистрируется в средней трети катакроты (М. К. Осколкова, 1967) и нередко была увеличена. Подобные изменения рассматриваются как признак снижения тонуса артериальных сосудов. В динамике наблюдения, при стихании основного процесса, с уменьшением интоксикации, отмечалось смещение дикротической волны ближе к вершине кривой и уменьшение ее амплитуды. Данный признак можно объяснить увеличением напряжения (тонуса) стенок артериальных сосудов при улучшении состояния детей (В. П. Никитин, 1950; М. К. Осколкова, 1957). Л. П. Прессман (1964), изучая состояние сердечно-сосудистой системы при инфекционных заболеваниях у взрослых, пришел к выводу, что величина дикротической волны у них находится в прямой зависимости от степени интоксикации. Сопоставление форм пульсовых кривых с характером поражения сердца не выявило достаточно типичных изменений сфигмограммы. При явлениях кардита у некоторых детей отмечалось лишь небольшое снижение амплитуды пульсовых кривых, иногда изменчивость их формы и величины в различных сердечных циклах. В течение болезни форма пульсовых кривых с центральных и периферических артерий нередко изменялась.

Характерным признаком недостаточности аортальных клапанов на СФГ сонной артерии является крутой подъем кривой, слабая выраженность или отсутствие инцизуры. Феномен исчезновения или уменьшения выраженности инцизуры является важным признаком вовлечения в патологический процесс аорты (М. Н. Абрикосова, 1963; М. К. Осколкова, 1967, и др.).

Блюмбергер (1958), М. А. Абрикосова (1963), М. К. Осколкова (1967) полагают, что большая или меньшая выраженность инцизуры на сфигмограмме с сонной артерии при поражении аорты зависит от степени деформации клапанного аппарата: при меньшем поражении - инцизура выражена, при большем - исчезает.

Кроме изучения морфологических особенностей сфигмограммы, высчитывалась скорость распространения пульсовых волн. Изучение скорости распространения пульсовой волны по сосудам эластического и мышечного типов больных с суставно-висцеральной формой ревматоидного артрита показало отчетливое уменьшение этого показателя по сравнению с нормальными величинами как в острый период, на фоне лечения, так и в период стихания.

Из таблицы следует, что у детей в возрасте от 3 до 6 лет при суставно-висцеральной форме заболевания средние данные исходных величин в острый период болезни по сосудам эластического типа были равны 456,8±13,5 см/сек., а по сосудам мышечного типа - 484,0±24,8 см/сек., не достигая нормальных величин даже в период стихания.

У детей в возрасте от 7 до 11 лет средние показатели скорости распространения пульсовой волны по сосудам эластического типа равнялись 470,0± ±22,0 см/сек., а по сосудам мышечного типа - 588,0± ±15,8 см/сек., то есть эти показатели были ниже, чем данные у здоровых детей и оставались сниженными и при стихании процесса с разницей, статистически достоверной (Р<0,05).

Наибольшее снижение показателей скорости распространения пульсовой волны наблюдалось у детей в возрасте от 12 до 15 лет. Средние показатели ее по сосудам эластического типа в острый период болезни были 504,7+10,5 см/сек., а по сосудам мышечного типа - 645,0-27,6 см/сек. Эти величины статистически достоверно снижены по сравнению с данными здоровых детей (Р< 0,005).

В период улучшения общего состояния наблюдалось незначительное повышение скорости распространения пульсовой волны по сосудам эластического типа, по сосудам же мышечного типа скорость оставалась значительно сниженной (соответственно 508,0±10,0 см/сек, и 528,7 ±10,7 см /сек.; Р<0,01). Столь стойкое нарушение функционального состояния крупных артериальных сосудов очевидно можно объяснить высокой степенью аллергизации, продолжающейся активностью ревматоидного артрита и большой длительностью заболевания.

У взрослых больных В. И. Трухляев (1968) констатировал повышение скорости распространения пульсовой волны по крупным артериальным сосудам. Эта разница по сравнению с данными, полученными у детей, лишний раз подчеркивает своеобразие пеактивности детского организма. Б. А. Гайгалене (1970) у взрослых обнаруживала асимметрию тонуса сосудов и изменение их реакции на холод.

Изучение характера кривых центрального и периферического пульса у больных с суставной формой ревматоидного артрита (II группа) обнаружило отсутствие пресистолической волны на сфигмограмме каротидного пульса у 8 (из 31) детей. У этих больных наблюдалась тахикардия, связанная, по-видимому, с токсико-аллергическим состоянием в острый период заболевания. У остальных 23 детей пресистолическая волна регистрировалась, варьируя лишь в амплитуде. Вершина пульсовых кривых у 20 детей имела округлые очертания, у 5 - заостренные и у 6 - форму «систолического плато». Вершину типа «систолическое плато» М. К. Осколкова чаще наблюдала у детей, больных ревматизмом. И. М. Руднев (1962) считает, что кривые типа «плато» с высоким осциллометрическим индексом указывают на понижение тонуса сосудов и на наличие сопротивления току крови на периферии. Если учесть, что у этих детей при капилляроскопии обнаруживалось спастико-атоническое состояние капилляров с преобладанием спастического компонента, а рентгенологически определялись признаки снижения тонуса сердечной мышцы, то, возможно, указанная форма сфигмограммы и отражала задержку в нарастании и спадении давления в центральных артериальных сосудах.

Инцизура на кривой каротидного пульса у 64,5% детей располагалась в верхней или средней трети нисходящей ветви сфигмограммы, а у 35,5%-в нижней ее трети. Инцизура и начальная диастолическая волна у большинства детей были хорошо выражены.

Дикротическая волна на сфигмограмме с лучевой артерии у 36% детей располагалась в средней трети ка-такроты. На сфигмограмме с бедренной артерии дикротическая волна чаще регистрировалась в нижней трети катакроты, а у 8% детей она не регистрировалась. В острый период заболевания амплитуда пульсовых кривых лучевой и бедренной артерий у 19 детей II группы была увеличена. Этот факт, возможно, связан с компенсаторной гиперфункцией миокарда и снижением тонуса крупных сосудов.

Анализ полученных данных скорости распространения пульсовой волны по сосудам эластического и мышечного типов у детей с суставной формой ревматоидного артрита так же, как и у детей I группы, указывал на уменьшение скорости распространения пульсовой волны во всех возрастных группах. Однако это уменьшение было несколько менее выражено, чем при суставно-висцеральной форме заболевания.

У детей дошкольного возраста (от 3 до б лет) скорость распространения пульсовой волны в острый период болезни была равна 512,0±19,9 см/сек, по сосудам эластического типа и 514,6±12,9 см/сек, по сосудам мышечного типа.

У детей младшего школьного возраста (от 7 до 11 лет) средние показатели скорости распространения пульсовой волны были равны для сосудов эластического типа 531,5±17,2 и мышечного типа - 611,8± 24,0 см/сек. В период стихания наблюдалось некоторое увеличение скорости распространения пульсовой волны по сосудам эластического и мышечного типов.

У детей старшего школьного возраста (от 12 до 15 лет) в острый период заболевания скорость распространения пульсовой волны по сосудам эластического типа равнялась 517,7±11,0 см/сек, и по сосудам мышечного типа - 665,7±25,7 см/сек. В период улучшения состояния наблюдалось некоторое увеличение данных показателей как по сосудам эластического, так и мышечного типов (соответственно 567,5±26,7 см/сек, и 776,8±50,4 см/сек.). Уменьшение скорости распространения пульсовой волны по сосудам эластического и мышечного типов, согласно данным литературы, свидетельствует о снижении тонуса артериальной стенки (Н. Н. Савицкий, 1963; В. П. Никитин, 1959, и др.). У детей с ревматоидным артритом оно может быть связано с патоморфологическими и гистохимическими изменениями сосудистой стенки в результате хронически протекающего системного васкулита (А. И. Струков, А. Г. Бегларян, 1963, и др.), а также с токсико-аллергическими влияниями на нейро-эндокринный регуляторный аппарат.

Дальнейшее уменьшение скорости распространения пульсовой волны по сосудам эластического и мышечного типа, наблюдавшееся у части детей в фазе стихания ревматоидного процесса, в конце лечения, возможно, обусловлено своеобразной следовой реакцией нервной и сердечно-сосудистой системы на патологический процесс. Возможно, имело какое-то значение применение разнообразных медикаментозных средств, в том числе и пирамидона, который, по наблюдениям И. М. Руднева (1960), вызывает понижение тонуса сосудов. Приведенные исследования подтверждают большую клиническую ценность сфигмографии в оценке функционального состояния крупных артериальных сосудов при динамическом исследовании их в разные фазы патологического процесса.

.3 Анализ существующих устройств для регистрации и измерения параметров пульсовой волны

Известен ряд неинвазивных способов, устройств и систем, исследующих деятельность организма человека, основанных на различных физических механизмах, связанных с образованием и распространением пульсовой волны. Основные физические методы исследований связаны с измерением изменения во времени следующих физических величин: электрических, например тока (напряжения) с помощью электрокардиограмм (ЭКГ); механических, например давления с помощью манометра или пьезодатчика; оптических, например освещенности с помощью оптоэлектронных преобразователей. Регистрация пульсовой волны с помощью ЭКГ или датчиков давления обычно требует фиксированного подключения специальных датчиков к нескольким местам на теле пациента, что ограничивает возможные применения данных устройств чисто медицинскими применениями, не допуская встраивания этих устройств в другие электронно-бытовые устройства и системы.

Известные одноэлементные устройства и способы оптической регистрации пульсовой волны во многих случаях позволяют регистрировать периферический пульс, например, при легком касании пальцем пользователя оптоэлектронного преобразователя. Однако в некоторых случаях, например, если у пользователя холодные руки или слишком слабый (сильный) прижим пальца к фотоприемнику, то не удается устойчиво регистрировать пульсовую волну у всех 100% пациентов.

Известны способ и устройство регистрации пульсовой волны, позволяющие устойчиво выявлять пульс с помощью двухканального оптоэлектронного преобразователя.

В этом способе регистрации пульсовой волны импульсные последовательности, пропорциональные оптической плотности рассеивания света в кровонесущей ткани, формируют двухканальным оптоэлектронным преобразователем с длинами волн инфракрасного диапазона, при этом импульсная последовательность центрального пульса обеспечивает жесткую синхронизацию режимов измерения, а результат измерения на индикаторе линейно связан с разностью фаз двух импульсных последовательностей.

Устройство содержит первый оптоэлектронный преобразователь, выход которого соединен с входом первого формирователя импульсной последовательности, выход которого соединен с первым входом ключевой логической схемы И-НЕ и первым входом формирователя команд управления. Выход второго оптоэлектронного преобразователя соединен с входом второго формирователя импульсной последовательности, выход которого соединен со вторым входом ключевой логической схемы И-НЕ. Первый выход формирователя команд управления соединен с третьим входом ключевой логической схемы И-НЕ, а второй и третий выходы подключены соответственно ко входам первого и второго оптоэлектронных преобразователей. На четвертый вход ключевой логической схемы И-НЕ подключен генератор измерительной частоты. Кнопка пуска подключена ко второму и третьему входам формирователя команд управления. Выход ключевой логической схемы И-НЕ соединен со входом счетчика частоты, выход которого подключен на вход регистра памяти. Соответственно выход регистра памяти подключен к индикатору.

Устройство состоит из двух датчиков и блока обработки и управления. Датчики устанавливаются на определенном расстоянии один от другого над исследуемой артерией, информация с датчиков поступает в блок обработки и управления. Блок обработки состоит из пикового детектора, фазового компаратора, задатчика расстояния между датчиками, аналогового коммутатора, аналого-цифрового преобразователя, микроЭВМ, репрограммируемого таймера, индикаторного устройства и цифроаналогового преобразователя. Получая от датчиков информацию о моментах прохождения пульсовой волны и амплитуде пульсовой волны, а также от задатчика расстояния то расстояние, которое проходит волна между датчиками, блок обработки производит вычисление скорости распространения пульсовой волны и артериального давления и фиксирует полученные результаты на носителе (бумаге, магнитной пленке). Отсутствие механизма пережатия у предлагаемого устройства позволит проводить длительные автоматические исследования артериального дваления у пациента с автоматической регистрацией результатов исследования. Устройство хорошо сопрягается с радиотелеметрическими системами и обеспечит дистанционный контроль величины артериального давления у водителей различного вида транспорта, операторов и др., что позволит своевременно предупреждать возникновение аварийных ситуаций.

Известен ИК-датчик, который используется при контроле частоты пульса человека. Непосредственно на базе ручных электронных часов реализуется схема включения ИК-датчика и обработки его электрических сигналов. Для устойчивой работы схемы обработки сигнал с ИК-датчика усиливается усилителем. ИК-датчик состоит из ИК-светодиода и ИК-фотоприемника, которые конструктивно расположены рядом друг с другом, но разделены оптически непрозрачной зоной/областью. При отсутствии отраженного от биоткани зондирующего ИК-сигнала прямого взаимного влияния ИК-светодиода на ИК-фотодиод нет. Данное положение является принципиальным. Поверхность такого ИК-датчика защищена от возможного загрязнения в процессе работы защитным стеклом. Если приложить палец к защитному стеклу, то такой ИК-датчик фиксирует степень изменения насыщения биоткани кровью (капиллярный уровень) синфазно с работой сердца. ИК-датчик непосредственно подключен к линейному усилителю. Дальнейшая схема пересчета позволяет косвенно определить по сигналу такого ИК-датчика искомую частоту пульса.

Недостатки устройства:

ИК-датчик работает достаточно неустойчиво при значительной солнечной активности, что «ослепляет ИК-датчик»;

степень прижимания тканей пальца к контактной зоне ИК-датчика влияют на степень отраженного сигнала, что может влиять на точность пересчета при определении частоты пульса;

колебания (дрожание руки) также влияет на искажение результатов ИК-датчика;

принципиально невозможно контролировать венозный уровень кровотока из-за фонового капиллярного уровня.

Наиболее близкой к этому устройству является конструкция ИК-датчика, которая также применяется при контроле частоты пульса человека. ИК-датчик конструктивно (рис.7) выполнен в прямоугольном каркасе (1) из оптически непрозрачного твердого материала, например текстолита, в котором на одной линии под острым углом α друг к другу сформированы два цилиндрических канала (2, 3). В первый из каналов вмонтирован ИК-светодиод (5), а во второй - ИК-фотодиод (6). Взаимный острый угол расположения каналов а таков, что оптически непрозрачная перегородка исключает прямое влияние ИК-светодиода (5) на ИК-фотодиод (6). Внешняя поверхность ИК-датчика защищена от возможного загрязнения защитной, оптически прозрачной для ИК длин волн пластиной (4), например, из полистирола. Реализация возможностей ИК-датчика (Е) достигается путем его подключения к линейному усилителю (А).

рис.7 конструкция ИК-датчика для измерения частоты пульса.

Недостатки данного устройства (прототипа) точно такие же, как и в аналоге.

Известны способы и устройства измерения пульсовой волны, в которых анализ пульсовой волны производится по ее амплитудно-частотным характеристикам, когда для целей постановки диагноза такие амплитудно-частотные характеристики сравнивают с соответствующими характеристиками, принятыми за норму [например: полезная модель RU 9577, опубл. 16.04.1999; патенты США: US 5381797, опубл. 17.01.1995; US 5961467, опубл. 05.10.1999; US 6767329, опубл. 27.07.2004]. Однако при таком подходе интерпретация сравниваемых характеристик носит в большей степени эмпирический характер, что затрудняет установить реальную связь параметров пульса с состоянием человека, например как это установлено в китайской традиционной медицине.

Известны способы и устройства измерения пульсовой волны для целей постановки диагноза, в которых анализ измеренной пульсовой волны производят путем ее разложения на составляющие.

Известен способ дифференциальной диагностики заболеваний легких путем регистрации и записи сфигмографического сигнала с лучевой артерии пациента [патент RU 2100009, опубл. 27.12.1997]. В сигнале выделяют характерные точки единичных колебаний, определяют амплитудные и временные параметры этих точек пульсовой волны, формируют динамические ряды, отражающие зависимость найденных параметров от номера периода, проводят спектральный анализ сформированных рядов, вычисляют критерий, по значению которого производят диагностику. Известный способ является узкоспециализированным.

Известны способ и аппарат для диагностики и мониторинга циркуляции крови [патент US 5730138, опубл. 24.03.1998], согласно которым измеряют форму волны кровяного давления (пульсовая волна) в артерии пациента, анализируют частотные составляющие пульсовой волны и сравнивают образцы каждой резонансной составляющей пульсовой волны с образцом нормальной пульсовой волны для определения возможного дисбаланса распределения крови пациента.

В соответствии с этим дисбалансом может быть проведен диагноз на основе принципов китайской традиционной медицины, согласно которому каждая гармоника в пульсовой волне соответствует определенному меридиану, включающему определенные органы.

Аппарат включает устройство анализа амплитуды и фазы резонансных частот на базе компьютера и датчик, прикладываемый к артерии. Однако понятие «нормальной» пульсовой волны является относительным, поэтому поставленный диагноз является малодостоверным. Также в данном техническом решении не проработан способ корректного выделения составляющих пульсовой волны.

Устройство работает следующим образом.

Устанавливаются пьезоэлектрические датчики над исследуемой артерией на определенном расстоянии L. Пульсовая волна вызывает поперечные колебания стенок артерии, эти колебания сжимают и отпускают пластины датчиков.

Полученный с датчиков сигнал усиливается и фильтруется для компенсации помех. Контактный элемент обеспечивает более плотную связь со стенкой артерии воспринимающей пластины, что увеличивает чувствительность датчиков к колебаниям стенки артерии.

Поскольку сигнал, принимаемый с датчиков довольно сложен, АЦП микроконтроллера не обладает достаточной частотой дискретизации для его обработки. Поэтому в схеме используется АЦП МАХ-1241.

Оцифрованные сигналы поступают в микроконтроллер, где происходит их обработка в соответствии с выбранным режимом работы и вычисление разности фаз. Разность фаз колебаний пульсовой волны в точности равна времени распространения пульсовой волны между датчиками. Вычисленное значение скорости распространения пульсовой волны отображается на ЖКИ.

В устройстве предусмотрена клавиатура для выбора режима работы в зависимости от исследуемой части тела и расстояния между датчиками.

Блок питания обеспечивает все функциональные узлы питающими напряжениями.

Структурная схема устройства показана на рисунке 8.

Рис.8 Структурная схема устройства

3. Выбор элементной базы и расчет основных элементов и узлов

пульсовой волна кровоток сфигмограмма

Усилитель

Показанная на рис. 9 схема представляет собой простейший и самый дешевый измерительный усилитель. Резисторы R2 и R6 действуют как делитель напряжения для неинвертирующего входа операционного усилителя (ОУ). Благодаря обратной связи через резисторы R1 и R5 и очень большому внутреннему коэффициенту усиления ОУ напряжение на инвертирующем входе усилителя поддерживается равным напряжению на неинвертирующем входе. Отношение Кз/МГ определяет коэффициент передачи усилителя. Когда R1/R5=R2/R6, усиление дифференциального сигнала намного больше усиления синфазного сигнала, и коэффициент ослабления синфазного напряжения (КОСС) будет максимальным.

Рис. 9 схема усилителя

Дифференциальный коэффициент усиления:

где Av - коэффициент усиления ОУ, Av→∞

Коэффициент усиления синфазного сигнала, обусловленный рассогласованием резисторов, равен:

Коэффициент усиления синфазного сигнала, обусловленный конечным значением КОСС операционного усилителя (КОССоу), равен:

Отметим, что КОССоу выражается отношением, а не в децибелах. Коэффициент оелаблсцил синфазного сигнала всей схемы:

Дифференциальное входное сопротивление:

Rвхдиф = R1+R3

Входное сопротивление для синфазного сигнала (при КОСС = ∞) составляет:

Выходное напряжение смещения (при R1=R2 и R5=R6) в нашем случае равно:

Для реализации коэффициента усиления равным 10, выбраны следующие значения сопротивлений R1=R2=10кОм R5=R6=100кОм

Полосовой фильтр

На рисунке 10 изображен полосовой фильтр, применяемый в устройстве

Рис.10 схема полосового фильтра

Передаточная функция

Параметры схемы

Полоса пропускания по уровню -3Дб

Несмотря на наличие пяти резисторов и двух конденсаторов, расчет элементов по приведенным формулам оказывается довольно простым. Настройка схемы сводится к операциям установки

коэффициента передачи - резистором R14,

резонансной частоты ω0 - резистором R19,

добротности Qf - резистором R21

Эта схема особенно хороша для построения фильтров с высокой добротностью Qf, поскольку она некритична к отклонениям значений элементов от номинальных, проста в настройке и не требует применения элементов с большим диапазоном номиналов. Эти преимущества достигаются за счет использования двух ОУ.

Согласно значениям сердечного ритма, полоса пропускания данного фильтра составляет 0,5-5Гц Для реализации этого рассчитаны следующие параметры: R13=R14=10кОм, R17= R17=100кОм, R17=20кОм, С7=0.4 мкФ С9=0.1мкФ

Для регистрации пульсовой волны используется акселерометр ADXL320

Рис.11 схема акселерометра

JCP - двухмерный датчик ускорения, с низкой ценой и малым потреблением. Измеряет ускорение в диапазоне ± 5G, вибрацию и гравитацию.

Технические особенности:

разрешение 2 мg при 60 Гц;

напряжение питания в диапазоне 2,4 … 5,25 В;

ток потребления 350 мА при напряжении питания 2,4 В;

стабильный уровень нулевого ускорения;

высокая чувствительность;

выравнивание по осям с точностью до 0,1 градуса;

BW корректировка при помощи одного конденсатора;

однополярное функционирование;

Структурная схема приведена на рисунке12.

Рис.12 схема акселерометра

Области применения: схемы движения и ориентации, интеллектуальные ручные устройства, мобильные телефоны, приборы для медицины и спорта, устройства безопасности.

Для оцифровки сигналов используется АЦП МАХ-1241

Рис.13 схема полосового фильтра

Для обработки полученной информации используется микроконтроллер PIC16F877. Для отображения информации используется ЖК-монитор LM016L.

Питание самодельных радиоэлектронных устройств, как правило, осуществляют от сети переменного тока или автономных источников питания (гальванических элементов и аккумуляторов). Одни устройства потребляют небольшой электрический ток и в этом случае можно обойтись батарейками, в других случаях емкости батареек недостаточно для длительной работы и приходится пользоваться блоками питания от сети.

Схема электрическая принципиальная источника питания показана на рисунке 13.

Рисунок 13 Принципиальная схема блока питания

Номинальное напряжение ОУ составляет ±5В. Ток потребления одного ОУ - 4мА. С учетом потребления микроконтроллера и ЖКИ, ведем расчет источника питания на ток 100 мА от каждого источника. Потребляемая мощность составит 1200 мВт.

Выбираем стандартный трансформатор ТПП248 ШЛМ20´20 мощностью 14,5Вт с двумя обмотками с выходным напряжением 20В и допустимым током 165мА. Максимальный ток первичной обмотки 100мА.

В качестве выпрямителя используем выпрямительный мост КЦ422В со следующими параметрами:

Uобр=200В; Iпр max=0,5A; Iобр max= 50мкА, fmax=1кГц.

Расчет емкости конденсатора фильтра однофазного мостового выпрямителя ведем по формуле

Мощность на выходе выпрямителя, - максимальный размах пульсаций выпрямленного напряжения, - частота сети.

Из стандартного ряда выбираем конденсатор К50-3Б 50В 390мкФ.

В качестве стабилизаторов используем стабилизатор положительного напряжения ИС 7815 с выходным напряжением 5±0,45В, Uвхmax=35В, Iвхmax=1,5А и стабилизатор отрицательного напряжения ИС 7815 с выходным напряжением -5±0,3В, -Uвхmax=35В, Iвхmax=1,5А.

Заключение

В процессе выполнения работы разработана принципиальная схема устройства, позволяющего проводить измерение скорости распространения пульсовой волны кровотока. Устройство может работать в четырех режимах, в зависимости от условий измерения.

Список используемой литературы

1.Левшина Е.С.,Новицкая П.В. Электрические измерения физических величин: (Измерительные преобразователи). Учеб. пособие для вузов. - Л.: Энергоатомиздат. Ленинград. отделение, 1983.-320 с.

.Пейтон А. Дж., Волш В. Аналоговая электроника на операционных усилителях. - М.: БИНОМ, 1994.

.Механцев Е.Б., Лысенко И.Е. Физические основы микросистемной техники. Учебное пособие.- Таганрог: Изд-во ТРТУ, 2004.- 54 с.

.Протопопов А.С. Усилители с обратной связью, дифференциальные и операционные усилители и их применение.- М.: САЙНС-ПРЕСС, 2003.- 64с.

.Дж. Фрайден Современные датчики. Справочник.- М.: Техносфера, 2005.- 592с.

Пат. 2336810 Российская Федерация, A61B 5/024 «Оптоэлектронный ИК-датчик пульсовой волны» [Текст]/ Ус Н.А.; заявитель и патентообладатель Ус Н.А.- №2007112233/14; заявл. 2007.04.02 ; опубл. 2008.10.27.

Пат. 2040207 Российская Федерация, A61B5/022 «Устройство для измерения артериального давления и емкостной датчик» [Текст]/ Сиволапов А.А.; Бровкович Э.Д.; заявитель и патентообладатель Сиволапов А.А.; Бровкович Э.Д.;- №93009423/14; заявл. 1993.02.18; опубл. 1995.07.25.

Пат. 2199943 Российская Федерация, A61B5/02, «Способ и устройство регистрации пульсовой волны и биометрическая система» [Текст]/ Минкин В.А.; Штам А.И.; заявитель и патентообладатель Минкин В.А.; Штам А.И. - №2001105097/14; заявл. 2001.02.16; опубл. 2003.03.10.

Пат. 93009423 Российская Федерация, A61B5/02 «Устройство для измерения скорости распространения пульсовой волны и среднего артериального давления» [Текст], Сиволапов А.А.; Бровкович Э.Д.; заявитель и патентообладатель Сиволапов А.А.; Бровкович Э.Д.;.- №2003122269/14; заявл. 1993.02.18; опубл. 1996.04.20.

Пат. 2281686 Российская Федерация, A61B 5/021 «Способ диагностики состояния артериального русла при помощи компьютерной сфигмографии» [Текст], Германов А.В.; Рябов А.Е.; Фатенков В.Н.;; заявитель и патентообладатель Германов А.В.; Рябов А.Е.; Фатенков В.Н.;- №2004113716/14 ; заявл. 2004.05.05 ; опубл. 2006.08.20.

Пат. 2038039 Российская Федерация, A61B5/0205 «Датчик пульсовой волны» [Текст], Романовская А.М.; Романовский В.Ф. ; заявитель и патентообладатель Романовская А.М.; Романовский В.Ф. - №4784700/14; заявл. 1989.12.19 ; опубл. 1995.06.27

М. К. Осколкова, Ю. Д. Сахарова. "Сердце и сосуды при ревматоидном артрите у детей" Изд-во "Медицина", Ташкент, 1974 г.

Инструментальные методы исследования сердечно-сосудистой системы: Справочник. М.: Медицина, 1986. 416 c.

Поединцев Г.М. О режиме движения крови по кровеносным сосудам // Развитие новых неинвазивных методов исследования в кардиологии. Воронеж, 1983. С. 16.

Поединцев Г.М. Некоторые принципы математического моделирования биологических систем и критерии оценки их адекватности // Медицинские информационные системы: Межведомственный тематический научный сборник. Таганрог: ТРТИ, 1988. Вып. 1(VIII). С. 113.

Струмските О.К. Математические способы определения минутного, ударного и фазовых объемов сердца по длительностям фаз сердечного цикла // Развитие новых неинвазивных методов исследования в кардиологии. Воронеж, 1983. С. 16.

Цыдыпов Ч.Ц., Бороноев В.В., Пупышев В.Н., Трубачеев Э.А. Проблемы объективизации пульсовой диагностики тибетской медицины // Межд. семинар по использованию компьютеров в тибетской медицине Тибетская медицина (история, методология изучения и перспективы использования). Улан-Удэ, 1989. С. 24.

Валтнерис А.Д., Яуя Я.А. Сфигмография как метод оценки изменений гемодинамики под влиянием физической нагрузки. Рига: Зинатне, 1988. 132 с.

Азаргаев Л.Н., Бороноев В.В., Шабанова Е.В. Сравнительный анализ сфигмограмм сонной и лучевой артерий // Физиология человека. 1997. Т. 23. № 5. С. 67.

Лищук В.А. Математическая теория кровообращения. М.: Медицина, 1991. 256 с.

Аветикян Ш.Т. Длительность интервалов подъем-инцизура артериального пульса в центральном и периферическом отделах сосудистой системы при различных положениях человека // Физиология человека. 1984. Т. 10. № 2. С. 24.

Бороноев В.В., Ринчинов О.С. Методы сплайн-аппроксимации в задаче амплитудно-временного анализа пульсовой волны // Изв. ВУЗов. Радиофизика. 1998. Т. XLI. № 8. С. 1043.

Куликов Ю.А. Объемные параметры центральной гемодинамики по данным анализа фазовой структуры сердечного цикла // Развитие новых неинвазивных методов исследования в кардиологии. Воронеж, 1983. C. 49.

Милягин В.А., Милягина И.В., Грекова М.В. и др. Новый автоматизированный метод определения скорости распространения пульсовой волны. Функцион. диагностика. 2004; 1: 33-9.

Агеев Ф.Т., Орлова Я.А., Кулев Б.Д. и др. Клинические и сосудистые эффекты бетаксолола у больных с артериальной гипертонией. Кардиология. 2006; 11: 38-43.

Приложение

Похожие работы на - Устройство для измерения скорости распространения пульсовой волны кровотока

Изобретение относится к области медицины, именно к диагностике. Устанавливают в наиболее доступном месте на теле человека электроды, подключенные к реографу, и регистрируют с него электрические сигналы, амплитуда которых пропорциональна величине кровенаполнения ткани. После чего электрический сигнал преобразуют в набор гармонических составляющих, из которых выделяют гармоники, каждая из которых соответствует определенному участку магистральных сосудов. Затем определяют расстояние между вершинами пиков в каждой гармонике с получением массива данных для построения гистограмм, по которым судят о времени пробега пульсовой волны по артериальной системе. При этом скорость распространения пульсовой волны определяют из соотношения 2L/T, где L - длина магистрального сосуда, соответствующая определенной гармонике, а Т - суммарное время пробега прямой и отраженной пульсовой волны. Способ позволяет измерять скорость распространения пульсовой волны в режиме скрининга с получением достоверной информации при минимальной эмоциональной нагрузке на пациента, за счет одной точки тела для регистрации формы ПВ с помощью реографа. 7 ил.

Изобретение относится к области медицины и может быть использовано для неинвазивного измерения скорости распространения пульсовой волны при проведении клинических исследований гемодинамики в сосудах артериального русла.

В настоящее время современной медициной установлено, что ригидность артерий является маркером сердечно-сосудистых (СС) нарушений и может использоваться для выявления пациентов с высоким СС риском и с целью лучшего подбора интенсивности терапии. Для оценки ригидности магистральных сосудов артериальной системы может использоваться скорость распространения пульсовой волны (СРПВ), которая является независимым предиктором инсультов и ишемической болезни сердца.

Для оценки эластичности стенки сосудов используются каротидно-феморальная и каротидно-радиальная скорости распространения пульсовой волны (СРПВ). В последнее время наиболее пристальный интерес проявляется к каротидно-феморальной СРПВ, которая характеризует жесткость стенок аорты (эластический тип артерий) и является независимым предиктором сердечно-сосудистой смертности, сердечно-сосудистых катастроф как у больных артериальной гипертонией, так и в общей популяции в целом. Объективным критерием выраженного повышения жесткости аорты в соответствии с рекомендаций ЕОАГУЕОК 2007 г. принято значение СРПВ, равное 12 м/с. Каротидно-радиальная СРПВ традиционно используется для оценки состояния периферического кровообращения и является мерой атеросклеротических изменений сосудов артериального русла.

Известен ряд неинвазивных способов, устройств и систем, основанных на различных физических принципах, предназначенных для регистрации и измерения параметров пульсовой волны (ПВ). С этой целью наиболее широко используются плетизмографы, реографы и сфигмографы, в состав которых входят датчики ПВ, преобразующие волну давления крови в электрический сигнал с последующей регистрацией и обработкой этого сигнала оконечной аппаратурой.

При использовании плетизмографии регистрация волны давления крови осуществляется с помощью манжет с пневматическим наддувом, надеваемых обычно на предплечье одной из рук. Реже с этой целью используются нижняя конечность или пальцы руки или ноги. С приходом волны давления крови к месту регистрации изменяется объем ткани, находящейся под манжетой, и это изменение объема приводит к изменению давления воздуха в ней. Датчики давления воздуха, встроенные в манжету, регистрируют эти изменения и преобразуют их в электрический сигнал. При этом считается, что изменение давления в манжете достаточно близко соответствует характеру волны давления крови в исследуемой артерии.

В сфигмографических (СГ) приборах регистрация пульсовой волны осуществляется с помощью пьезоэлектрических преобразователей и требует жесткой фиксации датчиков на теле пациента в местах наиболее близкого положения артерий к коже. Число таких мест на теле человека резко ограничено, и наиболее часто для регистрации ПВ используют плечевую и сонную артерии, а также бедренную артерию. При этом усилие давления датчика на кожу должно выбираться из условия достаточно плотного контакта с артерией, чтобы получить максимальную амплитуду сигнала и в то же время не допускать пережатия этой артерии, чтобы не нарушать характер кровотока в ней.

С приходом волны давления крови к месту регистрации увеличивается кровенаполнение ткани, приводящее к изменению ее сопротивления электрическому току, пропускаемому через эту ткань. Регистрируя изменение величины омического сопротивления ткани, можно определить форму ПВ. На этом принципе регистрации основана работа реографов. В отличие от плетизмографии и сфигмографии, реографический метод регистрации позволяет регистрировать форму ПВ практически в любом доступном месте на теле человека.

Общепринятая методика измерения аортальной СРПВ базируется на одновременной регистрации времени прихода ПВ к двум точкам регистрации, удаленным на различное расстояние от сердца. Синхронно записанные СГ центрального и периферического пульса используют для определения скорости распространения пульсовой волны по артериям; она вычисляется как частное от деления длины пути пробега волны на длительность интервала между началами анакрот пульса исследуемых артерий. По разнице во времени прихода начала ПВ к этим местам определяется время задержки ΔТ сигнала. Значение V скорости СРПВ определяется как отношение разницы в длине сосудов ΔL от точек регистрации до сердца к величине задержки ΔT. Это соотношение ΔL/ΔТ справедливо, если время задержки определяется при распространении ПВ по сосудам одинакового типа и сечения. В противном случае при определении величины V необходимо учитывать разницу в значениях скоростей для различных сосудов, однако это условие достаточно трудно выполнимо. Отношение скорости распространения пульсовой волны по сосудам мышечного типа к скорости распространения пульсовой волны по сосудам эластического типа у здоровых людей находится в пределах 1,1-1,3. Скорость распространения пульсовой волны зависит от модуля упругости артериальной стенки; она увеличивается при повышении напряжения артериальных стенок или их уплотнения и изменяется с возрастом (от 4 м/с у детей до 15 м/с у лиц старше 65 лет), а также при атеросклерозе.

Известен способ измерения аортальной СРПВ (см. Lehmann E.D. Noninvasive measurement of aortic compliance: methodological considerations // Path. Biol. - 1999 - Vol.47, №7 - P.716-730) с использованием сфигмографии, который базируется на измерении разницы во времени прихода ПВ к пьезоэлектрическим датчикам, установленным на сонной артерии и на бедренной артерии в месте выхода ее из-под пупартовой связки. Скорость распространения пульсовой волны в аорте (сосуде эластического типа) рассчитывают по СГ сонной и бедренной артерий, в периферических артериях (сосудах мышечного типа), по объемным СГ, зарегистрированным на плече и нижней трети предплечья или на бедре и нижней трети голени. Вышеуказанный способ является наиболее близким по технической сущности к заявляемому способу и поэтому выбран в качестве прототипа.

Медицинская практика показывает, что при работе со сфигмографическими приборами существует ряд проблем, не позволяющих применять их для скрининг-измерений. Так, при исследовании полных людей, чувствительности пьезоэлектрического датчика может не хватить для регистрации сигналов из-за большой толщины подкожного слоя жира, необходимость установки датчика в паховой области создает проблемы этического характера, результаты единичных измерений с использованием пьезодатчиков имеют значительный разброс и для получения достоверных сведений необходимо проведение достаточно большого количество измерений.

Решаемой технической задачей является создание способа измерения скорости распространения пульсовой волны в режиме скрининга при минимуме затрат времени на получении достоверной информации и при минимальной эмоциональной нагрузке на пациента.

Достигаемым техническим результатом является возможность использования одной точки тела для регистрации формы ПВ с помощью реографа с последующей обработкой спектра сигнала с применением полосовых фильтров, граничные частоты которых выбираются в соответствии с номерами гармоник, отвечающих условиям резонанса для исследуемой области сосудистой системы, с целью определения времени задержки прихода отраженных волн давления крови.

Для сокращения времени обработки результатов измерений используется оцифровка полученных гармонических составляющих сигнала, и на основе массива данных с использованием специальной программы осуществляется построение гистограмм, позволяющих оперативно определить время задержки прихода отраженных пульсовых волн на исследуемом участке артериального русла.

Для достижения технического результата в предлагаемом способе измерения скорости распространения пульсовой волны, основанном на измерении времени пробега отраженной волны между определенными точками отражения артериального русла, заключающемся в установке в наиболее доступном месте на теле человека электродов, подключенных к реографу, и регистрации с него электрического сигнала, амплитуда которого пропорциональна величине кровенаполнения ткани, электрический сигнал преобразуют в набор гармонических составляющих, из которых выделяют гармоники, каждая из которых соответствует определенному участку магистральных сосудов, после чего определяют расстояние между вершинами пиков в каждой гармонике с получением массива данных для построения гистограмм, по которым судят о времени пробега пульсовой волны по артериальной системе, скорость распространения пульсовой волны определяют из соотношения 2L/T, где L - длина магистрального сосуда, соответствующая определенной гармонике, а Т - суммарное время пробега прямой и отраженной пульсовой волны.

Указанные выше отличительные признаки в совокупности с известными позволяют сократить время измерений скорости распространения пульсовой волны в режиме скрининга, что позволяет рассчитывать на широкое его применение в клинических исследованиях, когда возникает необходимость в получении значения контролируемого параметра.

Использование предлагаемого сочетания существенных отличительных признаков в известном уровне техники не обнаружено, следовательно, предлагаемое техническое решение соответствует критерию патентоспособности «новизна».

Единая совокупность новых существенных признаков с общими известными обеспечивает решение поставленной задачи, является неочевидной для специалистов в данной области техники и свидетельствует о соответствии заявленного технического решения критерию патентоспособности «изобретательский уровень».

Заявляемый способ реализуется устройством, представленным на фигуре 1, на фигуре 2 приведена форма пульсовой волны, на фигуре 3 приведены гармоники ПВ, на фигуре 4 показана гистограмма, полученная в результате оцифровки 3-й гармоники ПВ, регистрируемой на пальцах ноги Е. На фигуре 5 приведена форма пульсовой волны на пальцах руки Е, на фигуре 6 приведены гармоники ПВ, на фигуре 7 показана гистограмма, полученная в результате оцифровки 4-й гармоники ПВ, регистрируемой на пальцах руки Е.

Устройство, реализующее заявляемый способ, содержит реограф 2, подсоединяемый к телу пациента с помощью электродов 1 (датчика ПВ), аналогово-цифровой преобразователь 3 (АЦП), вход которого соединен с выходом реографа, а выход АЦП подключен к компьютеру 4.

Способ измерения СРПВ реализуется следующим образом. На теле пациента выбирается место, соответствующее исследуемой артериальной области, на которое устанавливаются электроды 1, выполняющие роль датчика ПВ (см. фигуру 1), подсоединенные к входу реографа 2. Для измерения СРПВ по аорте (эластический тип артерий) и бедренным артериям электроды можно установить на пальцах одной из ног пациента, а для измерения СРПВ по артериям мышечного типа электроды размещаются на пальцах одной из рук. После чего измеряют расстояние от мест установки электродов до сердца, заносят полученное значение в базу данных, куда также вносятся данные о пациенте (пол, возраст, антропометрические данные пациента, место установки электродов и т.д.), и производят запись сигнала в течение фиксированного времени. В зависимости от имеющегося лимита времени и состояния пациента длительность записи может варьироваться в пределах от 30 секунд до 300 секунд. Записанный сигнал архивируется и может быть воспроизведен на экране компьютера 4.

В качестве примера на фигуре 2 приведена форма пульсовой волны, зарегистрированной на пальцах ноги добровольца Е. Ниже на фигуре 3 приведены формы гармонических составляющих для этих сигналов, полученных при использовании фильтров с различными значениями граничных частот. Границы частот используемого частотного фильтра выбираются в зависимости от длины сосудистого русла и частоты сердечных сокращений пациента и устанавливаются в соответствующем окне программы. В соответствии с установленными частотами границ фильтра производится трансформация исходного спектра записанного сигнала, и полученная после такого преобразования форма гармоники воспроизводится на экране компьютера. Как видно из приведенной на фигуре 3 записи форм гармонических составляющих ПВ, зарегистрированной на пальцах ноги Е., условиям резонанса на артериальной магистрали от сердца до стопы наиболее соответствует 3-я гармоника сигнала. На этой гармонике наблюдается характерное для резонанса увеличение амплитуды сигнала (раскачка) во времени относительно начала процесса, возобновляющегося с каждым сокращением сердца и приходом волны давления крови к месту измерения. Периоды следования пиков 3-й гармоники сигнала определяются временем задержки прихода отраженных волн к месту их регистрации. Для измерения величины задержки подается команда на оцифровку полученного сигнала и осуществляется построение гистограммы в соответствии с выбранными параметрами (число и ширина временных интервалов, диапазон амплитуд, включаемых в область измерений уровней сигналов).

Значения максимумов на шкале времени гистограммы соответствует времени пробега ПВ между определенными точками отражения, положение которых определяется в соответствии с анатомией и антропологическими параметрами пациента. На фигуре 4 приведен вид гистограммы, полученной при установке электродов на пальцах ноги Е. На приведенной на фигуре 4 гистограмме на оси ординат указывается число зарегистрированных временных интервалов за время измерения для всех видов колебаний, реализуемых в конкретном случае. По значениям длительности интервалов на оси абсцисс, соответствующих максимальному числу зарегистрированных периодов колебаний, можно определить величину задержки отраженных волн. Полученные длительности соответствуют двойному времени пробега прямой и отраженной волны давления крови между наиболее значимыми областями отражения в исследуемой области артериальной системы. В случае установки электродов на пальцах ноги наиболее значимыми областями отражения будут являться сердце, бифуркация аорты и мелкие сосуды терминального русла стопы. В соответствии с этим на гистограмме должно быть два пика, соответствующих времени пробега ПВ от стопы до бифуркации и обратно и от стопы до сердца и обратно к стопе. Для описываемого случая время пробега отраженной ПВ от стопы до сердца составляет 0,166 с, а время пробега от стопы до бифуркации - 0,105 с. При этом время пробега по аорте ретроградной волны, определяемое как разность времен пробега ПВ от стопы до сердца и от стопы до бифуркации, составляет 0,061 с. При длине аорты Е., равной 45 см, значение аортальной СРПВ составляет 7,4 м/с. Значение СРПВ для бедренной артерии при расстоянии от бифуркации аорты до стопы 95 см составляет 8,2 м/с.

В случае установки электродов на другом участке артериального русла того же пациента условиям резонанса будет соответствовать другая гармоническая составляющая сигнала в соответствии с длиной этого участка, ограниченного точками наибольшего отражения ПВ. Так, в случае установки на пальцах руки местами наибольшего отражения будут сердце с одной стороны и мелкие сосуды терминального русла кисти с другой стороны. На фигурах 5 и 6 приведены форма сигнала ПВ, зарегистрированного на пальцах руки добровольца Е., и формы гармонических составляющих этого сигнала. Как видно из фигуры 6, условиям резонанса на этом участке артериального русла наиболее близко соответствует 4-я гармоника. На фигуре 7 приведена гистограмма, из которой видно, что максимум распределения временных интервалов, соответствующих времени задержки прихода отраженных волн на участке от сердца до пальцев руки, составляет 0,19 секунды. При длине этого участка артериального русла, равной 79 см, значение СРПВ составляет 8,4 м/с. Полученное значение СРПВ для плечевой артерии близко к значению СРПВ, измеренному в бедренной артерии, и характерно для сосудов мышечного типа.

Способ измерения скорости распространения пульсовой волны, основанный на измерении времени пробега отраженной волны между определенными точками отражения артериального русла, заключающийся в установке в наиболее доступном месте на теле человека электродов, подключенных к реографу, и регистрации с него электрического сигнала, амплитуда которого пропорциональна величине кровенаполнения ткани, отличающийся тем, что электрический сигнал преобразуют в набор гармонических составляющих, из которых выделяют гармоники, каждая из которых соответствует определенному участку магистральных сосудов, после чего определяют расстояние между вершинами пиков в каждой гармонике с получением массива данных для построения гистограмм, по которым судят о времени пробега пульсовой волны по артериальной системе, скорость распространения пульсовой волны определяют из соотношения 2L/T, где L - длина магистрального сосуда, соответствующая определенной гармонике, а T - суммарное время пробега прямой и отраженной пульсовой волны.

Изобретение относится к медицине, касается использования показателей выживаемости пациентов с хронической сердечной недостаточностью (ХСН) ишемической этиологии.

Изобретение относится к медицине, а именно к эндокринологии, кардиологии. Способ включает определение скорости распространения пульсовой волны по аорте. При этом измерение скорости распространения пульсовой волны по аорте проводят до и после ежедневного одноразового в течение 5 дней воздействия на шейные симпатические ганглии бегущим магнитным полем (БМП), частотой 50-100 Гц, индукцией магнитного поля 15-50 мТл и частотой сканирования вокруг шеи 8-12 Гц с экспозицией 10-15 мин. Сравнивают полученные значения скоростей между собой. При этом, если скорость распространения пульсовой волны по аорте после воздействия БМП снижается по сравнению с исходной менее чем на 10%, прогнозируют высокий риск развития артериальной гипертонии с вероятностью 80% и более. При снижении скорости распространения пульсовой волны вдоль аорты после воздействия БМП по сравнению с исходной более чем на 27% прогнозируют низкий риск развития артериальной гипертонии с вероятностью менее 30%. Способ позволяет определить риск развития артериальной гипертонии без медикаментозного вмешательства, повышает степень достоверности диагностики развития артериальной гипертонии у данных пациентов. 2 пр., 1 табл.

Изобретение относится к области медицины, именно к диагностике. Устанавливают в наиболее доступном месте на теле человека электроды, подключенные к реографу, и регистрируют с него электрические сигналы, амплитуда которых пропорциональна величине кровенаполнения ткани. После чего электрический сигнал преобразуют в набор гармонических составляющих, из которых выделяют гармоники, каждая из которых соответствует определенному участку магистральных сосудов. Затем определяют расстояние между вершинами пиков в каждой гармонике с получением массива данных для построения гистограмм, по которым судят о времени пробега пульсовой волны по артериальной системе. При этом скорость распространения пульсовой волны определяют из соотношения 2LT, где L - длина магистрального сосуда, соответствующая определенной гармонике, а Т - суммарное время пробега прямой и отраженной пульсовой волны. Способ позволяет измерять скорость распространения пульсовой волны в режиме скрининга с получением достоверной информации при минимальной эмоциональной нагрузке на пациента, за счет одной точки тела для регистрации формы ПВ с помощью реографа. 7 ил.

Этот показатель дает возможность характеризовать упругое напряжение сосудистых стенок и является одним из наиболее надежных показателей упруго- вязкого состояния сосудов. СПВР зависит от силы сокращения левого желудочка и величины артериального давления и, естественно, от состояния стенок артерий. СПВР оценивается при синхронной записи сфигмограмм с двух и более точек сосудистой системы. Она определяется по формуле:

где С – СРПВ; L – истинная длина сосуда;

t – время запаздывания пульса на периферии.

Этот показатель на различных участках сосудистой системы у одного и того же исследуемого может быть разным. СРПВ выше в артериях с плотной сосудистой стенкой и высоким давлением крови.

Классическая методика предусматривает одновременную запись сфигмограмм сонной и бедренной артерий и позволяет определить СРПВ по сосудам эластического типа (по аорте). Пульсовые датчики устанавливают в области отчетливой пульсации сонной артерии и в середине пупартовой связки. Расчет СРПВ производят по вышеописанной формуле. Длину аорты измеряют сантиметровой лентой по проекции сосуда на поверхность тела. Измеряют расстояние от датчика сонной артерии до яремной вырезки грудины, от этой точки до пупка и от пупка до места установки датчика на бедренной артерии. Полученная таким способом величина отражает СРПВ по существу в нисходящей аорте и в норме колеблется от 450 до 800 см/с. СРПВ в аорте существенно зависит от возраста: она тем выше, чем больше возраст. Отклонения на ±80 см/с считаются нормальными.

СРПВ увеличиваетя при атеросклерозе аорты, гипертонической болезни, уплотнении сосудистой стенки. СРПВ измеряется также в других областях сосудистой системы

Осциллография и осциллометрия

Методы исследования величины систолического, диастолического и среднего давления. Принцип метода состоит в том, что колебания артериальной стенки передаются на манжету, сжимающую конечность. В тот момент, когда давление в манжете снижается и становится несколько ниже систолического давления в плечевой артерии, начинают появляться первые осцилляции, которые и соответствуют максимальному (систолическому) давлению. Последующее понижение давления в манжете сопровождается увеличением осцилляций, а затем их уменьшением и осцилляции в последующем исчезают. Самые максимальные осцилляции соответствуют среднему артериальному давлению, а исчезновение их - диастолическому давлению.

Принцип определения давления в артериях как при осциллографии, так и при осциллометрии одинаковый. Разница заключается лишь в том, что в первом случае производится запись, а во втором – визуальное наблюдение. Артериальная осциллография также позволяет судить о тонусе сосудов, проходимости сосудистого русла (особенно при записи с симметричных участков конечностей), которая может быть нарушена при облитерирующем эндартериите, эмболии и т.д.

РЕОГРАФИЯ

Реография – бескровный метод исследования общего и органного кровообращения.

Метод основан на регистрации колебаний сопротивления живой ткани переменному току высокой частоты. При реографическом исследовании через участок тела человека пропускают переменный ток высокой частоты и малой силы. Ток создается генератором прибора и имеет частоту до 500 кГц, сила тока - не более 10 мА. Токи такой частоты и силы безвредны для организма, они не ощущаются исследуемым и не вызывают мышечных сокращений (вспомните лабильность тканей и наличие рефрактерности).

Живые ткани организма являются хорошими проводниками электрического тока. Электропроводность различных тканей неодинакова. Имеет значение содержание электролитов, белков, поляризационные свойства тканей. Наибольшей электропроводностью обладают кровь, спинномозговая жидкость, а наименьшей - кожа, кости.

Проходя через ткань, переменный ток встречает сопротивление (величина, обратная электропроводности). Электропроводность тканей обусловлена пульсирующим артериальным кровотоком и равномерным, почти не пульсирующим кровотоком в артериолах, капиллярах и венулах. Метод позволяет выделить компонент электрического сопротивления, обусловленного пульсовыми колебаниями кровенаполнения, который после усиления графически регистрируется. В этом и заключается сущность метода реографии. Реограмма отражает суммарное сопротивление всех тканей, находящихся в межэлектродном пространстве. Стало быть, эта кривая интегральная, но в генезе этой кривой решающая роль принадлежит пульсовым колебаниям кровенаполнения.

Метод реографии дает возможность исследовать гемодинамику любого органа, доступного исследованию и участка конечности. Реография позволяет дать характеристику артериального кровенаполнения, состояния тонуса артериальных сосудов, венозного оттока, микроциркуляции. Позволяет также оценить величину ударного и минутного объемов кровообращения. При использовании многоканального реографа и записи реограмм с различных участков тела можно судить о перераспределении крови в процессе исследования или при каких – либо воздействиях. Реограмма по своей форме напоминает сфигмограмму. Она состоит из восходящей части (анакроты) и катакроты (нисходящая часть). На последней располагаются 1–3 дополнительные волны. Анакрота отражает пульсовой прирост объема крови, вершина - приток и отток крови равны, катакрота соответствует венозному оттоку.

При сокращение сердечной мышцы (систола), кровь выбрасывается из сердца БО и отходящей от них артерии. Упругость стенок сосуда приводит к тому, что во время систолы кровь выталкивается сердцем, растягивает аорту, артерии, т.к. крупные сосуды воспринимают за время систолы больше крови, чем ее оттеки в периферии.

Систолическое давление человека в норме 16 КПа. Во время ослабления сердца (диастола) растянутые кровяные сосуды спадают и, следовательно, потенциальная энергия через кровь переходит в кинетическую энергию потока крови, при этом поддерживается диастолическое давление равное 11КПа.

Пульсовая волна – распространяющиеся по аорте и артериям волна повышенного давления, вызванная выбросом крови из левого желудочка во время систолы.

Пульсовая волна распространяется со скоростью 5-10 м/с, следовательно, во время систолы 0,3 сек., она должна распространиться на 1,5-3м.

Фронд пульсовой волны достигает конечности раньше, чем начинается спад давления в аорте.

Уравнение гармонической пульсовой волны:

Р 0 – амплитуда давления в пульсовой волне

Х – расстояние до производной точки до источников колебаний

ω – круговая частота колебаний

Е – модуль упругости

λ– толщина стенок сосуда

D – диаметр сосуда

Термодинамика

Основные понятия:

Начало термодинамики – состояние термодинамической системы, характеризуется физическими величинами (объем, температура, давление). Если параметры системы при взаимодействии с окружающими телами не изменяется с течением времени, то эта система стационарная. В системе, таким образом поддерживают постоянные градиентов некоторых параметров, с постоянной скоростью могут протекать химическая реакция.

В стационарном состоянии могут находиться такие системы, которые обмениваются веществом с окружением. Система называется закрытой, если она обменивается энергией. Изолированная система не обменивается веществом с окружением. Параметры системы не меняется со временем.

Количество теплоты нейропередачи энергии процесса теплообмена

Вычислим элементарную работу, совершаемую элементарным объёмом.

Первое начало термодинамики: количество теплоты переданной системы идет на изменение внутренней энергии и на совершение работы.

Под внутренней энергией понимается в сумме потенциальной и кинетической энергии.

Количество теплоты и работа функции процесса, а не состояния.

Второе начало термодинамики.

Первое начало, это сохранение энергии, оно не указывает направление, протекание процессов. По первому началу при теплообмене одинаково возможно самопроизвольный теплоты от более тёплого к холодному.

Второе начало термодинамики – теплота сама собой не может переходить от тела с меньшей температура к телу с большей температурой, поэтому невозможен вечный двигатель, т.е. периодический процесс единственным результатом было бы превращение теплоты в работу.

В тепловой машине совершается работа за счёт теплоты, полученной от нагревателя, но при этом часть теплоты перейдёт к холодильнику

Рассмотрим понятия, чтобы выразить закон термодинамики

1-2 процесс – называется обратимый, если можно совершить обратный процесс 2-1.

Цикл (круговой процесс) – процесс, при котором все возвращается в исходное состояние. Данный цикл, называется прямым. Он соответствует тепловой машине, т.к. устройству, который принимает количество теплоты, от нагревателя совершает работу и отдаёт часть теплоты холодильнику.

В процессе 1А-2 газ расширяется. А>00

В процессе 2-Б-1, A <0

Обратный цикл соответствует холодильным машинам, в такой системе, которая отбирает теплоту у холодильника и передают нагревателю

КПД тепловой машины называют, отношение совершаемой работы к количеству теплоты, полученной от нагревателя

Передача количества теплоты от нагревателя к газу происходит при температуре Т1, а от рабочего вещества к холодильнику Т2.

КПД всех обратимых машин, работающих по циклу, который состоит из 2 изотерм и 2 диобат одним и тем же холодильником, и нагревателем.

КПД необратимой машины меньше, обратимой

Энтрофия – это функция состояния системы разность значений, которой приведённый к количеству теплоты при обратном процессе системы

Если процесс не обратим, то

Если части цикла необратима, то и весь цикл необратим

Термодинамические потенциалы.

Зная выражения этих потенциалов через независимые параметры можно вычислить остальные параметры и характеристики термодинамических процессов.

Используя 1 формулу термодинамики

Общее выражение

Система с переменным числом x

Если дифференциальной энергии Гельнгальца и энергия гибса отстаивать:

Химический потенциал равен изменению находящегося на 1 частицу в соответственном пространстве.

Артериальным пульсом называют ритмические колебания стенки артерий, обусловленные выбросом крови из сердца в артериальную систему и изменением в ней давления во время левого желудочка.

Пульсовая волна возникает в устье аорты во время изгнания в него крови левым желудочком. Для размещения ударного объема крови объем, диаметр аорты и в ней увеличиваются. Во время диастолы желудочка, благодаря эластическим свойствам стенки аорты и оттоку крови из нее в периферические сосуды, ее объем и диаметр восстанавливаются до исходных размеров. Таким образом, во время происходит толчкообразное колебание аортальной стенки, возникает механическая пульсовая волна (рис. 1), которая распространяется с нее на крупные, затем на более мелкие артерии и достигает артериол.

Рис. 1. Механизм возникновения пульсовой волны в аорте и ее распространения по стенкам артериальных сосудов (а-в)

Поскольку артериальное (и в том числе пульсовое) давление снижается в сосудах по мере удаления от сердца, амплитуда пульсовых колебаний также уменьшается. На уровне артериол пульсовое давление падает до нуля и пульс в капиллярах и далее в венулах и большинстве венозных сосудов отсутствует. Кровь в этих сосудах течет равномерно.

Скорость пульсовой волны

Пульсовые колебания распространяются по стенке артериальных сосудов. Скорость распространения пульсовой волны зависит от эластичности (растяжимости), толщины стенки и диаметра сосудов. Более высокие скорости пульсовой волны наблюдаются в сосудах с утолщенной стенкой, небольшим диаметром и сниженной эластичностью. В аорте скорость распространения пульсовой волны равна 4-6 м/с, в артериях, имеющих малый диаметр и мышечный слой (например, в лучевой), она составляет около 12 м/с. С возрастом растяжимость сосудов снижается вследствие уплотнения их стенок, что сопровождается уменьшением амплитуды пульсовых колебаний стенки артерий и увеличением скорости распространения по ним пульсовой волны (рис. 2).

Таблица 1. Скорость распространении пульсовой волны

Скорость распространения пульсовой волны существенно превышает линейную скорость движения крови, которая в аорте составляет в условиях покоя 20-30 см/с. Пульсовая волна, возникнув в аорте, достигает дистальных артерий конечностей приблизительно за 0,2 с, т.е. намного быстрее, чем к ним поступит та порция крови, выброс которой левым желудочком вызвал пульсовую волну. При гипертензии вследствие увеличения напряжения и жесткости стенок артерий скорость распространения пульсовой волны по артериальным сосудам возрастает. Измерение скорости пульсовой волны можно использовать для опенки состояния стенки артериальных сосудов.

Рис. 2. Возрастные изменения пульсовой волны, вызванные снижением эластичности стенок артерий

Свойства пульса

Регистрация пульса имеет большое практическое значения для клиники и физиологии. Пульс дает возможность судить о частоте, силе и ритме сердечных сокращений.

Таблица 2. Свойства пульса

Частота пульса - количество пульсовых ударов за 1 мин. У взрослых людей в состоянии физического и эмоционального покоя нормальная частота пульса (частота сокращений сердца) составляет 60-80 уд/мин.

Для характеристики частоты пульса применяются термины: нормальный, редкий пульс или брадикардия (меньше 60 уд/мин), частый пульс или тахикардия (больше 80- 90 уд/мин). При этом надо учитывать возрастные нормы.

Ритм — показатель, отражающий периодичность следования пульсовых колебаний друг за другом и периодичность . Его определяют посредством сопоставления длительности интервалов между пульсовыми ударами в процессе пальпации пульса в течение минуты и более. У здорового человека пульсовые волны следуют друг за другом через равные промежутки времени и такой пульс называют ритмичным. Разница длительности интервалов при нормальном ритме не должна превышать 10% от их среднего значения. Если длительность интервалов между пульсовыми ударами различна, то пульс и сокращения сердца называют аритмичными. В норме может выявляться «дыхательная аритмия», при которой частота пульса изменяется синхронно с фазами дыхания: возрастает на вдохе и уменьшается при выдохе. Дыхательная аритмия чаще встречается у молодых людей и у лиц с лабильным тонусом автономной нервной системы.

Другие виды аритмичного пульса (экстрасистолия, мерцательная аритмия) свидетельствуют о и в сердце. Экстрасистолия характеризуется появлением внеочередного, более раннего пульсового колебания. Его амплитуда меньше, чем у предыдущих. За экстрасистолическим пульсовым колебанием может следовать более длительный интервал до следующего, очередного пульсового удара, так называемая «компенсаторная пауза». Этот пульсовый удар обычно характеризуется более высокой амплитудой колебания артериальной стенки вследствие более сильного сокращения миокарда.

Наполнение (амплитуда) пульса — субъективный показатель, оцениваемый пальпаторно по высоте подъема артериальной стенки и наибольшему растяжению артерии во время систолы сердца. Наполнение пульса зависит от величины пульсового давления, ударного объема крови, объема циркулирующей крови и эластичности стенок артерий. Принято различать варианты: пульс нормального, удовлетворительного, хорошего, слабого наполнения и как крайний вариант слабого наполнения — нитевидный пульс.

Пульс хорошего наполнения пальпаторно воспринимается как пульсовая волна высокой амплитуды, пальпируемая на некотором расстоянии от линии проекции артерии на кожу и ощущаемая не только при умеренном прижатии артерии, но и при слабом прикосновении к области ее пульсации. Нитевидный пульс воспринимается как слабая пульсация, пальпируемая по узкой линии проекции артерии на кожу, ощущение от которой исчезает при ослаблении контакта пальцев с поверхностью кожи.

Напряжение пульса - субъективный показатель, оцениваемый по величине силы надавливания на артерию, достаточной для исчезновения ее пульсации дистальнее места прижатия. Напряжение пульса зависит от величины среднего гемоди- намического давления и в определенной мере отражает уровень систолического давления. При нормальном артериальном давлении крови напряжение пульса оценивается как умеренное. Чем выше артериальное давление крови, тем труднее полностью сдавить артерию. При высоком давлении пульс оказывается напряженным или твердым. При низком артериальном давлении артерия сдавливается легко, пульс оценивается как мягкий.

Скорость пульса определяется по крутизне нарастания давления и достижения артериальной стенкой максимальной амплитуды пульсовых колебаний. Чем больше крутизна нарастания, тем за более короткий промежуток времени амплитуда пульсового колебания достигает своего максимального значения. Скорость пульса может определяться (субъективно) пальпаторно и объективно по данным анализа крутизны нарастания анакроты на сфигмограмме.

Скорость пульса зависит от скорости прироста давления в артериальной системе в течение систолы. Если во время систолы в аорту выбрасывается больше крови и давление в ней быстро возрастает, то будет наблюдаться более быстрое достижение наибольшей амплитуды растяжения артерии — крутизна анакроты возрастет. Чем больше крутизна анакроты (угол а между горизонтальной линией и анакротой ближе к 90°), тем выше скорость пульса. Такой пульс называется быстрым. При медленном приросте давления в артериальной системе во время систолы и низкой крутизне нарастания анакроты (малом угле а) пульс называют медленным. В нормальных условиях скорость пульса является промежуточной между быстрым и медленным пульсом.

Быстрый пульс свидетельствует об увеличении объема и скорости изгнания крови в аорту. В нормальных условиях такие свойства пульс может приобретать при повышении тонуса симпатической нервной системы. Постоянно имеющийся быстрый пульс может быть признаком патологии и, в частности, свидетельствовать о недостаточности аортального клапана. При стенозе устья аорты или уменьшении сократительной способности желудочков могут развиться признаки медленного пульса.

Колебания объема и давления крови в венах называют венным пульсом. Венный пульс определяется в крупных венах грудной полости и в ряде случаев (при горизонтальном положении тела) может быть зарегистрирован в шейных венах (особенно яремных). Зарегистрированная кривая венного пульса называется флебограммой. Венный пульс обусловлен влиянием сокращений предсердий и желудочков на кровоток в полых венах.

Исследование пульса

Исследование пульса позволяет оценить ряд важных характеристик состояния сердечно-сосудистой системы. Наличие артериального пульса у испытуемого является свидетельством сокращения миокарда, а свойства пульса отражают частоту, ритм, силу, длительность систолы и диастолы сердца, состояние аортальных клапанов, эластичность стенки артериального сосуда, ОЦК и АД. Пульсовые колебания стенок сосудов можно зарегистрировать графически (например, методом сфигмографии) или оценить пальпаторно практически на всех артериях, расположенных близко к поверхности тела.

Сфигмография — метод графической регистрации артериального пульса. Получаемую при этом кривую называют сфигмограммой.

Для регистрации сфигмограммы на область пульсации артерии устанавливают специальные датчики, улавливающие механические колебания подлежащих тканей, вызванные изменениями давления крови в артерии. За время одного сердечного цикла регистрируется пульсовая волна, на которой выделяют восходящий участок — анакроту, и нисходящий — катакроту.

Рис. Графическая регистрация артериального пульса (сфигмограмма): cd-анакрота; de — систолическое плато; dh — катакрота; f — инцизура; g — дикротическая волна

Анакрота отражает растяжение стенки артерии возрастающим в ней систолическим давлением крови в период времени от начала изгнания крови из желудочка до достижения максимума давления. Катакрота отражает восстановление исходного размера артерии за время от начала снижения в ней систолического давления до достижения в ней минимального диастолического давления.

На катакроте имеются инцизура (вырезка) и дикротический подъем. Инцизура возникает в результате быстрого снижения давления в артерии в начале диастолы желудочков (протодиастолический интервал). В это время при еще открытых полулунных клапанах аорты осуществляется расслабление левого желудочка, вызывающее быстрое снижение в нем давления крови, а под действием эластических волокон аорта начинает восстанавливать ее размеры. Часть крови из аорты перемещается к желудочку. При этом она оттесняет створки полулунных клапанов от стенки аорты и вызывает их закрытие. Отражаясь от захлопнувшихся клапанов, волна крови создаст на мгновение в аорте и других артериальных сосудах новое кратковременное повышение давления, что регистрируется на катакроте сфигмограммы дикротическим подъемом.

Пульсация сосудистой стенки несет информацию о состоянии и функционировании сердечно-сосудистой системы. Поэтому анализ сфигмограммы позволяет оценить ряд показателей, отражающих состояние сердечно-сосудистой системы. По ней можно рассчитать длительность , ритм сердца, частоту сокращений сердца. По моментам начала анакроты и появления инцизуры можно оценить продолжительность периода изгнания крови. По крутизне анакроты судят о скорости изгнания крови левым желудочком, состоянии аортальных клапанов и самой аорты. По крутизне анакроты оценивается скорость пульса. Момент регистрации инцизуры позволяет определить начало диастолы желудочков, а возникновение дикротического подъема — закрытие полулунных клапанов и начало изометрической фазы расслабления желудочков.

При синхронной регистрации сфигмограммы и фонокардиограммы на их записях начало анакроты совпадает по времени с возникновением I тона сердца, а дикротического подъема — с возникновением II гона сердца. Скорость прироста анакроты на сфигмограмме, отражающая прирост систолического давления, в нормальных условиях выше, чем скорость снижения катакроты, отражающая динамику понижения диастолического давления крови.

Амплитуда сфигмограммы, ее инцизура и дикротический подъем уменьшаются по мере удаления места сс регистрации от аорты к периферическим артериям. Это вызвано уменьшением величин артериального и пульсового давлений. В местах сосудов, где распространение пульсовой волны встречает повышенное сопротивление, возникают отраженные пульсовые волны. Первичные и вторичные волны, бегущие навстречу друг другу, складываются (подобно волнам на поверхности воды) и могут увеличивать или ослаблять друг друга.

Исследование пульса путем пальпации может проводиться на многих артериях, но особенно часто исследуют пульсацию лучевой артерии в области шиловидного отростка (запястья). Для этого врач обхватывает рукой кисть обследуемого в области лучезапястного сустава так, чтобы большой палец располагался на тыльной стороне, а остальные — на его передней латеральной поверхности. Нащупав лучевую артерию, тремя пальцами прижимают ее к подлежащей кости до появления ощущения под пальцами пульсовых толчков.