Rýchlosť šírenia impulznej vlny je vyššia ako. Metóda merania rýchlosti šírenia impulznej vlny

Pulzná vlna

vlna zvýšeného tlaku šíriaca sa aortou a tepnami, spôsobená ejekciou krvi z ľavej komory počas systoly.

1. Malá lekárska encyklopédia. - M.: Lekárska encyklopédia. 1991-96 2. Prvá pomoc. - M.: Veľká ruská encyklopédia. 1994 3. Encyklopedický slovník lekárskych pojmov. - M.: Sovietska encyklopédia. - 1982-1984.

Pozrite sa, čo je pulzná vlna v iných slovníkoch:

Pulzná vlna - - vlna deformácie stien aorty, tepien, vznikajúca zo srdcového výdaja krvi, šíriaca sa arteriálnymi cievami, tlmiaca v oblasti arteriol a kapilár; rýchlosť šírenia impulznej vlny 8 13 m / s, presahuje priemernú lineárnu ... ... Slovník pojmov z fyziológie hospodárskych zvierat

Vlna zvýšeného tlaku šíriaca sa aortou a artériami, spôsobená ejekciou krvi z ľavej komory počas systoly ... Veľký lekársky slovník

PULZ - PULZ, pulsus ^ iaT. tlak), behúňovité rytmické posuny stien krvných ciev spôsobené pohybom krvi vyvrhnutej zo srdca.

KARDIOGRAFIA - (píšem srdcové srdce a grapho), záznam pohybov srdca človeka a zvieraťa bez otvorenia hrudnej dutiny; bol prvýkrát vyrobený Francúzmi. fyziológ Marey (Mageu) v roku 1863 pomocou prístroja, ktorý vynašiel. Moderný model tohto ... ... Veľká lekárska encyklopédia

SRDCE - SRDCE. Obsah: I. Porovnávacia anatómia ........... 162 II. Anatomy and Histology ........... 167 III. Porovnávacia fyziológia .......... 183 IV. Fyziológia ................... 188 V. Patofyziológia ................ 207 VІ. Fyziológia, pat ... Veľká lekárska encyklopédia

I (lat. Pulz fúkať, tlačiť) periodické výkyvy v objeme krvných ciev spojené s kontrakciami srdca, v dôsledku dynamiky ich plnenia a tlaku v nich počas jedného srdcový cyklus... Pulz sa vôbec určuje normálne palpáciou ... ... Lekárska encyklopédia

Fibrilácia predsiení - Fibrilácia predsiení, fibrilácia a flutter predsiení a komôr. 1. Fibrilácia predsiení. Porušenie rytmu, pre roj v kôre, pre dobu, ktorú nazývame fibrilácia predsiení (Flimmerarhythmie Nemcov, fibrilácia Britov), \u200b\u200bje známe už dlho. V roku 1836 ... ... Veľká lekárska encyklopédia

PULZ - - periodické trhavé vibrácie stien krvných ciev (tepny, žily) v dôsledku kontrakcií srdca. Arteriálny pulz je tvorený kolísaním tlaku a plnením krvi v tepne počas srdcového cyklu: vo fáze systoly ... ... Encyklopedický slovník psychológie a pedagogiky

CHOROBY SRDCA - CHOROBY SRDCA. Obsah: I. Štatistika ................... 430 II. Samostatné formuláre P. strany. Nedostatok dvojvalcového ventilu. ... ... 431 Zúženie ľavého atgl komorového otvoru ... "................ 436 Zúženie aortálneho otvoru ..." Veľká lekárska encyklopédia

EXTRAPYRAMIDOVÝ SYSTÉM - je najstarší fylogenetický motoricko-tonický mechanizmus, ktorý sa už v rybách nachádza. Jeho hlavná časť je pruhovaná korpus tela striatum, v dôsledku čoho sa trochu zužuje anat. fiziol. substrát, niekedy sa mu hovorí aj ... Veľká lekárska encyklopédia

- (z lat. pulsus fúkať, tlačiť) synchrónny s kontrakciou srdca, periodická expanzia krvných ciev, viditeľná pre oko a určená dotykom. Pocit (palpácia) tepien vám umožňuje nastaviť frekvenciu, rytmus, napätie atď. Veľká sovietska encyklopédia

Metódy monitorovania plnenia krvi tkanivom

a meranie rýchlosti pulznej vlny

Rýchlosť šírenia pulznej vlny v aorte môže byť 4 - 6 m / s, v artériách svalového typu 8/12 m / s. Lineárna rýchlosť prietoku krvi tepnami zvyčajne nepresahuje 0,5 m / s.

Pletyzmografia (z gréckeho plethysmos - plniaci, zväčšujúci + grafo - napísať, vyobraziť) je metóda na štúdium cievneho tonusu a prietoku krvi v cievach malého kalibru, založená na grafickom zaznamenávaní pulzu a pomalších výkyvov objemu ktorejkoľvek časti tela spojených s dynamikou krvného obehu v cievach.

Metóda fotopletysmografia na základe registrácie optickej hustoty skúmaného tkaniva (orgánu).

Fyzikálny základ prietoku krvi(hemodynamika).

Objemová rýchlosť prietoku krvi (Q) je objem tekutiny (V) prúdiacej za jednotku času cez prierez cievy:

Q = V./ t (1)

Lineárna rýchlosť prietoku krvi je určená pomerom dráhy, ktorú prešli častice krvi, k času:

υ = l/ t (2)

Objemové a lineárne rýchlosti súvisia s pomerom:

Q = υ · S, (3)

kde S je prierezová plocha prúdu tekutiny.

Pre nepretržitý tok nestlačiteľnej tekutiny je splnená rovnica kontinuity: rovnaké objemy toku tekutiny cez ktorýkoľvek úsek prúdu za jednotku času.

Q = υ · S = konšt (4)

V ktorejkoľvek časti srdiečko- cievny systém objemový prietok krvi je rovnaký.

Plocha celkového lúmenu kapilár je 700-800 krát väčšia ako prierez aorty. Ak vezmeme do úvahy rovnicu kontinuity (4), znamená to, že lineárna rýchlosť prietoku krvi v kapilárnej sieti je 700-800 krát nižšia ako v aorte a je približne 1 mm/ od. V pokoji leží priemerná rýchlosť prietoku krvi v aorte od 0.5 m/ od do1 m/ oda pre veľké fyzická aktivita môže dosiahnuť 20 m/ od.

Obrázok: 2. Pomer medzi celkovým prierezom cievneho systému (S) na rôznych úrovniach (plná čiara) a lineárnou rýchlosťou prietoku krvi (V) v zodpovedajúcich cievach (prerušovaná čiara):

Viskózna trecia sila podľa Newtonovho vzorca:

Ftr= - η · S·(dυ / d Y), (5)

kde η je koeficient viskozity (dynamická viskozita), S je kontaktná plocha kontaktných vrstiev. Celá krv má index viskozity meraný na viskozimetri asi 5 mPa s, čo je v5 násobok viskozity vody... Kedy patologické stavy viskozita krvi sa pohybuje od 1,7 mPa · s do 22,9 mPa · s.

Krv patrí spolu s ďalšími tekutinami, ktorých viskozita závisí od rýchlostného gradientu nenewtonský kvapaliny. Viskozita krvi nie je rovnaká v širokých a úzkych cievach a vplyv priemeru krvnej cievy na viskozitu začína ovplyvňovať, keď je lúmen menší ako 1 mm.

Laminárne a turbulentný(vír) tok. Prechod z jedného typu toku do druhého je určený bezrozmernou veličinou nazývanou Reynoldsovo číslo:

Re = ρ < υ > d/ η = < υ > d/ ν , (6)

kde ρ je hustota kvapaliny,<υ> je priemerná rýchlosť tekutiny v priereze nádoby, d je priemer nádoby, ν \u003d η / ρ je kinematická viskozita.

Kritické Reynoldsovo číslo Rekr

Pre homogénne kvapaliny Recr \u003d 2300, pre krv Recr \u003d 970 ± 80, ale už pri Re\u003e 400 sa v arteriálnych vetvách a v oblasti ich ostrých ohybov objavujú lokálne víry.

Poiseuilleov vzorec pre objemovú rýchlosť prietoku krvi:

Q = π r4 Δ p/8 η l, (7)

kde Q je objemová rýchlosť prietoku krvi, r je polomer cievy, Δp je tlakový rozdiel na koncoch cievy, η je viskozita krvi.

Je zrejmé, že za daných vonkajších podmienok (Δp) čím viac krvi preteká cievou, tým nižšia je jej viskozita a väčší polomer cievy.

Poiseuilleov vzorec môže mať nasledujúcu formu:

Q = Δ p/ Rr., (8)

V tomto prípade je Poiseuilleov vzorec podobný Ohmovmu zákonu.

Rg \u003d 8ηl / πr4 zobrazuje odolnosť cievneho riečiska voči prietoku krvi vrátane všetkých faktorov, od ktorých závisí. Preto sa Rg nazýva hemodynamická rezistencia (alebo celková periférna vaskulárna rezistencia).

Hemodynamický odpor 3 nádob zapojených do série a paralelne sa vypočíta podľa vzorcov:

Rr= Rr1 + Rr2 + Rr3 , (10)

Rr= (1/ Rr1 + 1/ Rr2 + 1/ Rr3 ) -1 (11)

Z analýzy modelu rozvetvenej vaskulárnej trubice vyplýva, že príspevok veľkých tepien kRrbezvýznamný, aj keď celková dĺžka všetkých artérií s veľkým priemerom je pomerne veľká.

Vznik a šírenie pulznej vlny

pozdĺž stien krvných ciev v dôsledku elasticity steny aorty. Faktom je, že počas systoly ľavej komory nie je sila vznikajúca pri rozťahovaní aorty krvou namierená striktne kolmo na os cievy a je možné ju rozložiť na normálne a tangenciálne zložky. Kontinuitu prietoku krvi zaisťuje prvý z nich, zatiaľ čo druhý je zdrojom arteriálneho impulzu, ktorý sa chápe ako elastické vibrácie steny artérie.

Pulzná vlna sa šíri z miesta svojho pôvodu do kapilár, kde je zoslabená. Jeho rýchlosť šírenia sa dá vypočítať podľa vzorca:

υ p= (E b/2 ρ r) 1/2 , (12)

kde E je Youngov modul cievnej steny, b je jeho hrúbka, r je polomer cievy, ρ je hustota tkanív cievnej steny.

Rýchlosť pulznej vlny možno brať ako kvantitatívny ukazovateľ elastických vlastností tepien elastického typu - tých vlastností, vďaka ktorým plnia svoju hlavnú funkciu.

Rýchlosť pulznej vlny v aorte je 4 - 6 m/ od, a v radiálnej artérii 8 – 12 m/ od. Pri sklerotických názvoch tepien sa zvyšuje ich tuhosť, čo sa prejavuje zvýšením rýchlosti pulznej vlny.

Sfygmografia

(Grécky sfygmosový pulz, pulzácia + zápis grafa, vyobrazenie) - metóda na štúdium hemodynamiky a diagnostiku niektorých foriem patológie kardiovaskulárneho systému, na základe grafickej registrácie oscilácií impulzov steny krvných ciev.

Sfygmografia sa vykonáva pomocou špeciálnych príloh k elektrokardiografu alebo inému zapisovaču, ktoré umožňujú prevádzať mechanické vibrácie steny cievy vnímané prijímačom impulzov (alebo sprievodné zmeny elektrickej kapacity alebo optických vlastností skúmanej oblasti tela) na elektrické signály, ktoré sa po predbežnom zosilnení privádzajú do záznamového zariadenia. Krivka, ktorá sa má zaznamenať, sa nazýva sfygmogram (SG). Existujú kontaktné (aplikované na kožu nad pulzujúcou tepnou) a bezdotykové alebo vzdialené pulzné prijímače. Posledné z nich sa zvyčajne používajú na registráciu venózneho pulzu - fleboshygmografia. Záznam pulzných vibrácií segmentu končatiny pomocou pneumatickej manžety alebo tenzometra položeného pozdĺž jeho obvodu sa nazýva objemová sfygmografia.

Sfygmografia sa používa ako nezávislá výskumná metóda alebo je súčasťou iných techník, ako je mechanokardiografia, polykardiografia. Ako nezávislá metóda sa S. používa na hodnotenie stavu arteriálnych stien (podľa rýchlosti šírenia pulznej vlny, amplitúdy a tvaru SG), diagnostiky určitých chorôb, najmä chlopňových srdcových chýb, a neinvazívneho stanovenia objemu cievnej mozgovej príhody metódou Wetzler-Beger. Pokiaľ ide o diagnostickú hodnotu, S. je horší ako pokročilejšie metódy, napríklad röntgenové alebo ultrazvukové metódy na vyšetrenie srdca a krvných ciev, ale v niektorých prípadoch poskytuje cenné ďalšie informácie a kvôli jednoduchosti vykonania je k dispozícii na použitie v poliklinike.

Obrázok: 1. Sphygmogram krčnej tepny je normálny: a- predsieňová vlna; b- od- anakrot; d- neskorá systolická vlna; e-f-g- incisura; g- dikrotická vlna, t.j.- predanakrotický zub; byť- obdobie exilu; ef- protodiastolický interval.

Arteriálny sfygmogram odráža kolísanie steny tepny spojené so zmenami tlaku v cieve počas každého srdcového cyklu. Izolovaný je centrálny pulz, ktorý odráža kolísanie tlaku v aorte (SG karotických a podklíčkových tepien), a periférny pulz (SG femorálnych, brachiálnych, radiálnych a iných artérií).

Na normálnom SG krčnej tepny ( obr. jeden ) po vlnách s nízkou amplitúdou a (odráža predsieňovú systolu) a zub i (vyskytuje sa v súvislosti s izometrickým napätím srdca) dochádza k prudkému nárastu hlavnej vlny b- od- anakrot spôsobený otvorením aortálnej chlopne a prechodom krvi z ľavej komory do aorty. Tento vzostup je v bode nahradený zostupnou časťou vlny - katakrótom, ktorá sa vytvára v dôsledku prevládania odtoku krvi nad prítokom do cievy počas tohto obdobia. Na začiatku katakrotu sa stanoví neskorá systolická vlna dnasledovala incisura efg... Počas ef (protodiastolický interval) sa aortálna chlopňa zrúti, čo je sprevádzané zvýšením tlaku v aorte a tvorením dikrotickej vlny g... Časový interval predstavovaný segmentom b-e, zodpovedá obdobiu vylučovania krvi z ľavej komory.

SG periférnych artérií sa líši od kriviek centrálneho pulzu vo viac zaoblených obrysoch hornej časti hlavnej vlny, absencia vĺn aa i, niekedy incisura, výraznejšia dikrotická vlna, často vznik druhej diastolickej vlny. Interval medzi vrcholmi hlavných a dikrotických vĺn femorálneho pulzu zodpovedá podľa Wetzlera a Begera (K. Wezler, A. Böger, 1939) dobe hlavnej oscilácie arteriálny pulz a používa sa na výpočet objemu mŕtvice srdca.

Pri hodnotení tvaru arteriálneho SG sa pripisuje dôležitosť strmosti rastu anakrotu, povahe jeho prechodu na katakrotu, prítomnosti a umiestneniu ďalších zubov, závažnosti dikrotickej vlny. Tvar kriviek centrálneho impulzu do značnej miery závisí od periférny odpor... S nízkym periférnym odporom majú SG centrálnych tepien prudko stúpajúci anakrot, ostré vrcholy a hlboké rezy; pri vysokom periférnom odpore sú zmeny opačné.

Absolútne hodnoty amplitúd jednotlivých zložiek SG sa zvyčajne neodhadujú, pretože S. metóda nemá kalibráciu. Na diagnostické účely amplitúdy zložiek SG korelujú s amplitúdou základnej vlny. Podobne sa namiesto vyhodnotenia absolútnych hodnôt časových intervalov SG používa ich pomer ako percento s celkovým trvaním systolickej vlny; toto umožňuje časovú analýzu SG bez ohľadu na srdcovú frekvenciu.

Synchrónne zaznamenaný SG centrálneho a periférneho impulzu sa používa na stanovenie rýchlosti šírenia impulznej vlny tepnami; počíta sa ako kvocient delenia dĺžky vlnovej dráhy trvaním intervalu medzi začiatkom pulzných anakrotov študovaných artérií. Rýchlosť šírenia pulznej vlny v aorte (elastická cieva) sa počíta z SG karotických a femorálnych artérií, v periférnych artériách (cievy svalového typu), z volumetrického SG zaznamenaného na ramene a dolnej tretine predlaktia alebo na stehne a dolnej tretine nohy. Pomer rýchlosti šírenia pulznej vlny cievami svalového typu k rýchlosti šírenia pulznej vlny cievami elastického typu je u zdravých ľudí v rozmedzí 1,1 - 1,3. Rýchlosť šírenia impulznej vlny závisí od modulu pružnosti steny tepny; zvyšuje sa s nárastom napätia arteriálnych stien alebo s ich zhutňovaním a mení sa s vekom (od 4 pani u detí do 10 rokov pani a viac u ľudí nad 65 rokov).

Phlebosphygmogram je zvyčajne registrovaná u krčná žila... Hlavné prvky SG krčnej žily sú zvyčajne predstavované pozitívnymi vlnami a, od, d a negatívne - x-, o- zrúti sa ( obr. 2 ). Mávať a odráža systolu pravej predsiene, vlna c je dôsledkom nárazu pulzácie krčnej tepny na jugulárnu žilu. Pred vlnou od niekedy vyjde najavo zub bčasovo sa zhodujúce s izometrickým napätím komôr srdca. Tvorenie x-zrútiť sa na segment a-b kvôli predsieňovej diastole, v segmente b-X- rýchle vyprázdnenie dutej žily v pravé átrium v dôsledku stiahnutia atrioventrikulárneho septa počas systoly pravej komory, ako aj zníženia vnútrohrudného tlaku v dôsledku vypudenia krvi do brušnej aorty. Ďalšia pozitívna vlna d v dôsledku naplnenia dutej žily a pravej predsiene krvou, keď je trikuspidálna chlopňa uzavretá. Po otvorení chlopne prúdi krv z pravej predsiene do pravej komory, čo prispieva k vyprázdneniu dutej žily - diastolickej o-zrútiť sa. Keď sa pravá komora naplní krvou, rýchlosť vyprázdňovania predsiení klesá, tlak v nej stúpa, krvné plnenie žíl sa zvyšuje opäť približne od stredu diastoly komory, čo sa odráža na vzhľade druhej diastolickej vlny na fleboshygmograme d (stagnujúca vlna).

Obrázok: 2. Flebosphygmogram krčnej žily je normálny: a - predsieňová vlna; b - zub odrážajúci izometrické komorové napätie; c - prenosová vlna karotického impulzu; d, d "- diastolické vlny; x - systolický kolaps; y - diastolický kolaps.

Diagnostická hodnota... Patologické zmeny arteriálnych FH u niektorých chorôb majú určitú špecifickosť. Pri stenóze aortálneho otvoru sa na anakrote centrálneho SG objavujú zárezy (anakrotický pulz), čas stúpania anakrotu sa predlžuje, niekedy krivky nadobúdajú vzhľad kohútieho hrebeňa ( obr. 3, a ). Pri hypertrofickej subaortálnej stenóze (pozri. Kardiomyopatia) sa doba zvyšovania anakrotu skracuje, pomer trvania anakrotu a vypudzovania klesá. Nedostatok aortálnych chlopní sa prejavuje prudkým zvýšením amplitúdy všetkých vĺn, vyhladením alebo zmiznutím incisury na SG centrálnych tepien ( obr. 3, b ), výskyt vysokofrekvenčných oscilácií na anakrote femorálneho pulzu ( obr. 3, v ) a na všetkých hromadných SG dolné končatiny... Pri koarktácii aorty je amplitúda centrálneho SG a volumetrického SG horné končatiny zvýšilo sa, skrátilo sa trvanie krčnej tepny SG, vrchol pulznej vlny sa rozdelil; SG femorálnej artérie a volumetrický SG dolných končatín sú nízko amplitúdové kupolovité vlny bez dikroty (trojuholníkový pulz, obr. 3, d ). Vymazávajúce a okluzívne lézie periférnych artérií sa prejavujú na volumetrických SG zaznamenaných pod miestom oklúzie, poklesom amplitúdy pulzných vĺn (v závažných prípadoch je zaznamenaná priamka) a absenciou dikroty (monokrotický pulz). Ak dôjde k poškodeniu cievy jednej končatiny alebo k nepravidelnému vyhladeniu tepien v prípade ich systémovej lézie, na symetrických tepnách je rozdiel v amplitúdach a tvaroch pulzových kriviek. Prevaha kolaterálu závisí od srdcovej frekvencie; s tachykardickou vlnou d zmenšené, zamávať d" chýba.

Technická implementácia metódy fotopletysmografie,

parametre zaznamenaného signálu.

Fotopletysmografia prstov.

Vyšetrovaným orgánom je koncová falanga ruky alebo nohy.

(V distálnych falangách prstov na rukách a nohách sú najintenzívnejšie hodnoty arteriálneho a venózneho obehu.)

Anacrota - vzostupná časť pulznej vlny

Volá sa zostupná časť pulznej vlny katakrota.

Negatívnou stránkou je vlna tzv dikrotickýspôsobené kolapsom semilunárnych chlopní medzi ľavou srdcovou komorou a aortou.

(A2 ) tvorený odrazom objemu krvi z aorty a veľký

veľké cievy a čiastočne zodpovedá diastolickému obdobiu srdcového cyklu.

Dikrotická fáza nesie informácie o vaskulárnom tonuse.

Horná časť pulznej vlny zodpovedá najväčšiemu objemu krvi a jej opačná časť zodpovedá najmenšiemu objemu krvi v skúmanej oblasti tkaniva.

Frekvencia a trvanie pulznej vlny závisia od charakteristík srdca., a veľkosť a tvar jeho vrcholov– zo stavu cievnej steny.

Vlny prvého rádu (I) alebo volumetrický impulz

Vlny druhého rádu (II) majú obdobie dýchacích vĺn

Vlny tretieho rádu (III) sa nazývajú všetky zaznamenané oscilácie s periódou väčšou ako perióda respiračných vĺn

Využitie metódy fotopletysmografie v lekárskej praxi.

Základná možnosť.

Po aplikácii snímača clothespin na distálnu falangu prsta alebo chodidla a aktivácii registrácie fotopletysmogramu v časti rozhrania prístroja sa v rôznych fázach štúdia účinku skúmaného faktora na ľudské telo vykoná sekvenčné meranie hodnôt objemového impulzu. Štúdium objemového impulzu pri zmene polohy končatiny.

Mechanizmus: Zmeny vaskulárnych arteriálnych reflexov v rôznych polohách končatiny - prevalencia vazodilatačného reflexu pri zdvíhaní končatiny nahor, pri znižovaní končatiny nadol prevláda vazokonstrikčný reflex.

S rozvojom vazokonstrikčného účinku sa zvyšuje amplitúda pulzných vĺn, s vývojom vazodilatačného účinku klesá amplitúda pulzných vĺn.

Je možné odhaliť pohyblivosť mechanizmov regulujúcich distribúciu krvi, ktorá je nevyhnutná pri identifikácii lokálnych kapilárnych porúch a vaskulárnych chorôb na úrovni celého organizmu.

Technika okluzálnej fotopletysmografie

je nasledovné: na úrovni hornej tretiny ramena sa aplikuje tonometrická manžeta a vstrekuje sa do nej vzduch na tlak 30 mm Hg. umenie prekračujúce krvný tlak. Tlak v manžete sa udržuje 5 minút, potom sa vzduch rýchlo uvoľní. Počas prvých 30 sekúnd sa zvyčajne vyskytuje maximálny objemový a lineárny prietok krvi, ktorý sa postupne znižuje do 3. minúty.

Metóda na stanovenie krvného tlaku v brachiálnej artérii pomocou fotoplktismografie.

Možnosť dekompresie:

Do gumovej manžety pripojenej k manometru sa pumpuje vzduch, kým nezmizne obvodový pulz. Potom sa konštantnou rýchlosťou uvoľňuje vzduch. Keď tlak v manžete zodpovedá arteriálnemu tlaku, zvyšuje sa objem krvi v prste, čo sa prejaví výskytom pulzácie; keď sa tlak zhoduje s venóznym, objem krvi sa opäť zníži. Podľa experimentálnych údajov je takáto technika registrácie krvného tlaku najpresnejšia a dá sa použiť, keď je znížený.

Študované parametre fotopletysmogramu:

Vertikálna osštudujú sa amplitúdové charakteristiky pulznej vlny zodpovedajúce anakrotickým a dikrotickým obdobiam. Napriek skutočnosti, že tieto parametre sú relatívne, ich štúdium dynamiky poskytuje cenné informácie o sile vaskulárnej odpovede. V tejto skupine znakov sa študuje nasledovné:

1. množstvo anakrotických a dikrotických vĺn,

Druhý ukazovateľ má absolútny význam a má svoje vlastné štandardné ukazovatele.

Horizontálna os študujú sa časové charakteristiky pulznej vlny, ktoré poskytujú informácie o trvaní srdcového cyklu, pomere a trvaní systoly a diastoly. Tieto parametre majú absolútne hodnoty a je možné ich porovnať s existujúcimi regulačnými ukazovateľmi.

Amplitúda pulznej vlny alebo anakrotická fáza (AR), je definovaná pozdĺž zvislej osi ako: AR \u003d B2-B1.

lŽiadne normatívne hodnoty sa odhadujú v dynamike.

Amplitúda dikrotickej vlny (ADV), sa určuje pozdĺž vertikálnej osi ako: ADV \u003d B4-B5.

lNormálne je to 1/2 amplitúdy pulznej vlny.

Index dikrotických vĺn (IDV), je definované ako percento ako: IDV \u003d ((B3-B5) / (B2 - B1)) 100

lŠtandardná hodnota je%.

Trvanie anakrotickej fázy impulzná vlna (DAP), je definovaná v sekundách pozdĺž horizontálnej osi ako: DAP \u003d B3-B1

Trvanie dikrotickej fázy impulzná vlna (DPF), je definovaná v sekundách pozdĺž horizontálnej osi ako: DPF \u003d B5-B3.

lNie je stanovená smerná hodnota.

Trvanie pulznej vlny(DPV) , je definovaná v sekundách pozdĺž horizontálnej osi ako: DPV \u003d B5-B1.

l Pokyny pre vekové skupiny:

Vek, roky	Trvanie pulznej vlny, sek

Trvanie systolickej fázy srdcový cyklus (DC), je definovaný v sekundách pozdĺž horizontálnej osi ako: DC \u003d B4-B1.

l Vypočítaný normálny parameter, ktorý sa rovná súčinu času trvania DPV a 0,324.

Trvanie diastolickej fázy srdcový cyklus (DD), je definovaný v sekundách pozdĺž horizontálnej osi ako: DD \u003d B5-B4.

lNormálne sa rovná zvyšku odpočítania trvania systoly od celkového trvania pulznej vlny.

Tep srdca (HR), je definovaná v úderoch za minútu ako: HR \u003d 60 / DPV.

l Štandardné hodnoty srdcového rytmu podľa Kassirského:

Vek, roky	Srdcová frekvencia za min

Techniky klinickej fotopletysmografie (časť 3).

Kvalitatívne kritériá na hodnotenie fotopletysmogramov.

Uvedené kvantitatívne ukazovatele neposkytujú komplexné informácie o podstate pulznej vlny. Rovnako dôležité je kvalitatívne hodnotenie tvaru pulzných vĺn, ktoré je často rozhodujúce. Pri analýze tvaru pulzných vĺn sa používajú pojmy prevzaté z klinickej praxe, ako napríklad pulsus tardus, pulsus celer.

So zvýšenou periférnou rezistenciou, napríklad s kombináciou aterosklerózy a hypertenzie, a najmä u pacientov s aortálnou stenózou, zodpovedá tvar pulzných vĺn pulsus tardus: vzostup pulznej vlny je jemný, nerovnomerný, vrchol sa posúva ku koncu systoly („neskorý systolický výčnelok“).

https://pandia.ru/text/78/415/images/image011_47.gif "height \u003d" 1 src \u003d "\u003e

Obr. 4 Typ impulzných vĺnpulz tardus so zvýšenou periférnou rezistenciou.

S nízkym periférnym odporom a vysokou systolickou ejekciou, charakteristickou pre pacientov s aortálnou insuficienciou, vyzerajú pulzné vlny ako pulsus celer: nárast pulznej vlny má prudký nárast, rýchly pokles a nenápadné rezáky. Medzi lokalizáciou incisury, hodnotou periférneho odporu a elastickým stavom artérií existuje jednoznačný vzťah: pri zníženej elasticite ciev sa incisura blíži k vrcholu a pri vazodilatácii nepresahuje dolnú polovicu pulznej krivky.

https://pandia.ru/text/78/415/images/image013_12.jpg "width \u003d" 397 "height \u003d" 132 "\u003e

Obr. 6. Príznak „kohútieho hrebeňa“. Príznaky sa vyskytli pri predávkovaní dávkou infračerveného terapeutického laseru.

https://pandia.ru/text/78/415/images/image015_14.jpg "width \u003d" 225 "height \u003d" 110 "\u003e

Obrázok 8. Krok v hornej časti pulznej vlny.

https://pandia.ru/text/78/415/images/image017_14.jpg "width \u003d" 339 "height \u003d" 254 src \u003d "\u003e

Obrázok 10. Absencia dikrotickej vlny na pulzograme u pacienta s diabetes mellitus.

Ďalej boli pri rôznych chorobách zaznamenané nasledujúce patologické abnormality:

r neprítomnosť dikrotickej vlny naznačuje prítomnosť aterosklerózy, hypertenzie
(Obrázok 10);

r rozdiel v objemovom pulze v rukách a nohách môže naznačovať koarktáciu aorty;

r príliš veľký objemový impulz - je možné, že pacient má otvorené potrubie botalis;

r s vyhladzujúcou endarteritídou sa amplitúda pulzných vĺn zníži na všetkých prstoch postihnutej končatiny;

r pri vykonávaní funkčného testu so zmenou polohy končatiny u pacientov v počiatočnej fáze obliterujúcej endarteritídy je vazodilatačný účinok pri zdvíhaní nohy prudko znížený (nízka amplitúda pulzných vĺn) a vazokonstrikčný účinok pri znižovaní nohy je výrazne výrazný;

r pri vykonávaní funkčného testu so zmenou polohy končatiny u pacientov s obliterujúcou aterosklerózou v štádiu subkompenzácie pri znižovaní končatiny sa amplitúda pulzných vĺn výrazne znižuje.

Sexuálne a vekové charakteristiky fotopletysmogramov:

1. V období od 8 do 18 rokov má tendencia stúpať amplitúda pulznej vlny, od 19 do 30 rokov sa stabilizuje, po 50 sa amplitúda pulznej vlny opäť zvyšuje.

2. Podľa pozorovaní (1967) sa pulzné vlny u detí vyznačujú prudkým nárastom. Horná časť oblúku je zaoblená. Incisura u 72% zdravých detí sa nachádza v hornej alebo strednej tretine pulznej vlny, u 28% - v dolnej tretine pulznej vlny. U prevažnej väčšiny detí je incisura a počiatočná diastolická vlna zreteľne vyjadrené.

3. Pohlavné rozdiely - u dievčat do 16 rokov v porovnaní s chlapcami je amplitúda pulznej vlny vyššia.

Ďalšie vlastnosti fotopletysmogramov:

1. Hodnota objemového impulzu nezávisí od ročného obdobia, ale cievne reakcie sa ľahšie indukujú v júli a auguste (Hetzman 1948).

2. Počas magnetických búrok, prechodu atmosférických frontov a iných výkyvov počasia dochádza k veľkým výkyvom v periférnom kapilárnom obehu, najmä u pacientov s reumatizmom - zvyšuje sa počet reakcií naznačujúcich vazodilatáciu. S kontrolným meraním počas fyzioterapeutických procedúr sa zreteľne zníži nepoškodzujúca dávka fyzikálneho faktora.

Keď srdce počas systoly pumpuje krv do aorty, v prvom okamihu sa natiahne iba začiatočná časť aorty, pretože zotrvačnosť krvi v aorte bráni okamžitému odtoku krvi na perifériu. Zvýšený tlak v počiatočnej časti aorty však prekonáva zotrvačnosť a vlnové čelo napínajúce stenu cievy sa šíri ďalej pozdĺž aorty. Tento jav sa nazýva šírenie pulznej vlny v tepnách.

Rýchlosť pulznej vlny v aorte sa bežne pohybuje od 3 do 5 m / s, vo veľkých arteriálnych vetvách - od 7 do 10 m / s a \u200b\u200bv malých tepnách - od 15 do 35 m / s. Všeobecne platí, že čím väčšia je kapacita konkrétnej časti vaskulárneho systému, tým nižšia je rýchlosť šírenia impulzných vĺn; preto je rýchlosť šírenia impulzných vĺn v aorte oveľa nižšia ako v distálnych častiach arteriálneho systému, kde sú malé tepny charakterizované menšou poddajnosťou cievnej steny a menšou rezervnou kapacitou. V aorte je rýchlosť šírenia pulznej vlny 15-krát nižšia ako rýchlosť prietoku krvi, pretože šírenie pulznej vlny je špeciálny proces, ktorý iba mierne ovplyvňuje pohyb celej masy krvi pozdĺž cievy.

Vyrovnanie kolísania pulzu tlak v malých tepnách, arteriol a kapilárach. Obrázok ukazuje typické zmeny vzoru impulzných vĺn pri prechode impulzných vĺn cez periférne cievy. Osobitná pozornosť by sa mala venovať trom dolným krivkám, kde je intenzita pulzácií čoraz menšia v malých artériách, arteriol a nakoniec v kapilárach. V skutočnosti sú pulzné oscilácie steny kapiláry pozorované, ak sú pulzácie v aorte prudko zvýšené alebo sú arterioly extrémne uvoľnené.

Zníženie amplitúdy pulzácií v periférnych cievach sa nazýva vyhladzovanie (alebo tlmenie) pulzných kmitov. Existujú dva hlavné dôvody: (1) vaskulárna rezistencia voči prietoku krvi; (2) poddajnosť cievnej steny. Cievny odpor pomáha vyhladiť pulzné kmity steny cievy, pretože po prednej časti pulznej vlny sa pohybuje čoraz menší objem krvi. Čím väčší je vaskulárny odpor, tým viac prekážok v objemovom prietoku krvi (a tým nižšia je jeho hodnota). Kompliancia cievnej steny tiež pomáha vyrovnať kolísanie pulzu: čím väčšia je rezervná kapacita cievy, tým väčší objem krvi je potrebný na vyvolanie pulzácie počas prechodu frontu pulzných vĺn. Môžeme teda povedať, že stupeň vyhladenia kolísania pulzu je priamo úmerný súčinu odporu cievy jeho rezervnou kapacitou (alebo poddajnosťou cievnej steny).

Auskultatívne meranie tlaku

Vôbec to nie je potrebné vpichnite ihlu do pacientovej tepny na meranie krvného tlaku počas rutinného klinického vyšetrenia, aj keď v niektorých prípadoch sa používajú priame metódy merania tlaku. Namiesto toho sa používajú nepriame metódy, najčastejšie auskultačná metóda na stanovenie veľkosti systolického a diastolického tlaku.

Auskultatívna metóda... Obrázok ukazuje auskultatívnu metódu na stanovenie veľkosti systolického a diastolického tlaku. Fonendoskop je umiestnený v lakti nad radiálnou artériou. Na rameno je pre vstrekovanie vzduchu použitá gumená manžeta. Pokiaľ tlak v manžete zostáva nižší ako v brachiálnej artérii, stetoskop nezachytáva žiadny zvuk. Keď sa však tlak v manžete zvýši na úroveň dostatočnú na blokovanie prietoku krvi v brachiálnej artérii, ale iba počas poklesu diastolického tlaku v nej, je možné počuť zvuky sprevádzajúce každú pulzáciu. Tieto zvuky sú známe ako Korotkoffove tóny.

Skutočný dôvod pre Korotkovove tóny stále sa diskutuje, ale hlavným dôvodom ich vzniku je nepochybne to, že jednotlivé časti krvi musia preraziť čiastočne zablokovanú cievu. Súčasne v cieve umiestnenej pod miestom, kde sa aplikuje manžeta, sa prietok krvi stáva turbulentným a spôsobuje vibrácie, ktoré spôsobujú výskyt zvukov počutých pomocou stetoskopu.

Na meranie krvného tlaku auskultačnou metódou sa najskôr zvýši tlak v manžete nad úroveň systolického tlaku. Zároveň je brachiálna tepna upnutá takým spôsobom, že v nej úplne chýba prietok krvi a Korotkovove tóny nie sú počuteľné. Potom sa tlak v manžete postupne znižuje. Akonáhle tlak v manžete poklesne pod systolickú hladinu, počas stúpania systolického tlaku začne krv prerážať stlačenú oblasť tepny. V tejto dobe sú v stetoskope počuť zvuky podobné klepaniu, ktoré vzniká synchronizáciou s tlkotom srdca. Tlak v manžete počas objavenia sa prvého zvuku sa považuje za rovný systolickému tlaku v tepne.

Ako tlak v manžete sa neustále zmenšuje, charakter Korotkovových tónov sa mení: stávajú sa hrubšími a hlasnejšími. Nakoniec, keď tlak v manžete poklesne na diastolickú hladinu, zostáva tepna pod manžetou počas diastoly nekomprimovaná. Podmienky potrebné na tvorbu zvukov (prienik jednotlivých častí krvi cez zúženú tepnu) zmiznú. V tomto ohľade sú zvuky náhle tlmené a po znížení tlaku v manžete o ďalších 5 - 10 mm Hg. Čl. úplne prestať. Tlak v manžete sa počas zmeny povahy zvuku považuje za rovný diastolickému tlaku v tepne. Auskultačná metóda merania systolického a diastolického tlaku nie je úplne presná. Chyba môže byť 10% v porovnaní s priamym meraním arteriálneho tlaku pomocou katétra.

Normálny krvný tlakmerané auskultatívnou metódou. Obrázok ukazuje normálne úrovne systolický a diastolický krvný tlak v závislosti od veku. Postupné zvyšovanie krvného tlaku s vekom sa vysvetľuje zmenami regulačných mechanizmov, ktoré regulujú krvný tlak, súvisiace s vekom. Za dlhodobú reguláciu krvného tlaku sú zodpovedné predovšetkým obličky. Ako viete, funkcia obličiek sa s vekom výrazne mení, najmä u ľudí nad 50 rokov.

Podľa typu pulznej vlny možno nepriamo posúdiť elasticitu arteriálnych stien. Existujú tri typy pulzných vĺn: formácia A, B a C. rôzne formy pulzné vlny sa vyskytujú v závislosti na časovom intervale medzi dvoma zložkami pulznej vlny: priamymi a odrazenými vlnami. Normálna prvá zložka pulznej vlny, priama vlna, je tvorená objemom mŕtvice krvi počas systoly a je smerovaná zo stredu na perifériu. V miestach rozvetvenia veľkých tepien sa vytvára druhá zložka pulznej vlny, odrazená vlna, ktorá sa šíri z periférnych tepien do srdca. U mladých zdravých ľudí bez srdcových chorôb sa odrazená vlna dostane do srdca na konci srdcového rytmu alebo na začiatku relaxačnej fázy, čo umožňuje srdcu ľahšie pracovať a zlepšuje prietok krvi v srdcových cievach ( koronárne cievy), pretože k ich plneniu v krvi dochádza hlavne počas diastoly. Zároveň sa vytvorí typ krivky impulznej vlny C, na ktorom sú jasne viditeľné dva vrcholy, prvý zodpovedá maximu priamej vlny, druhý, menší - maximu odrazenej vlny. Nasleduje ilustrácia pulznej vlny typu C:

S nárastom tuhosti tepien sa zvyšuje rýchlosť šírenia pulzných vĺn cez ne, zatiaľ čo odrazené vlny sa vracajú do srdca počas rannej systoly, čo významne zvyšuje zaťaženie srdca, pretože každá predchádzajúca odrazená vlna „tlmí“ nasledujúcu priamu vlnu. Inými slovami, srdce pumpujúce krv musí vykonať ďalšiu prácu, aby odolalo predčasnej pulznej vlne, ktorá prešla kontrakciou. Časový interval medzi maximami priamych a odrazených vĺn sa zmenšuje, čo sa graficky vyjadruje vytvorením krivky pulzných vĺn typu A a B. Tieto typy pulzných vĺn sú charakteristické pre starších ľudí, ako aj pre pacientov s ochorením kardiovaskulárneho systému. Ďalej sú uvedené typy impulzných vĺn B a A.

Je dôležité poznamenať, že nielen systémová tuhosť veľkých artérií významne prispieva k tvorbe pulzných vĺn určitého typu, hodnota je dosť stabilná a ťažko na ňu reagovať. opačný vývoj, ale aj tón malých tepien, indikátor je naopak dosť labilný a zvyčajne sa ľahko mení pod vplyvom rôznych vonkajšie faktory... Pri prijímaní výsledkov, ktoré nie sú primerané veku, sa preto najskôr ubezpečte, že sú dodržané pravidlá pre uskutočňovanie štúdie. Nechajte sa viesť nie výsledkami jednotlivých náhodných meraní, ale zmenami ukazovateľov v priebehu času, najspoľahlivejšou je séria výsledkov zaznamenaných za dlhé časové obdobie. Snažte sa robiť merania v určitú dennú dobu a na tej istej strane, lepšie „fungujúce“. Za optimálny čas na uskutočnenie výskumu sa považujú ranné hodiny, od 9. do 11. hodiny.

Federálna agentúra pre vzdelávanie

Štátna vzdelávacia inštitúcia vyššieho odborného vzdelávania

„Štátna technická univerzita v Kursku“

Katedra "biomedicínskeho inžinierstva"

PROJEKT KURZU

v disciplíne „Návrh diagnostických a terapeutických techník“

na tému „Prístroj na meranie rýchlosti šírenia pulznej vlny prietoku krvi“

Biomedické inžinierstvo

Skupina BM-85M

Vedúci práce A.A. Kuzmin

Kursk, 2009

Úvod

Analýza problému

1 Stanovenie rýchlosti šírenia impulznej vlny

2 Skúmanie znakov sfygmogramu a rýchlosti šírenia pulznej vlny pozdĺž veľkých arteriálnych ciev

3 Analýza existujúcich zariadení na zaznamenávanie a meranie parametrov pulzných vĺn

Odôvodnenie štruktúrneho diagramu zariadenia

Výber základne prvkov a výpočet hlavných prvkov a zostáv

Výpočet napájacieho zdroja a spotreby energie

Záver

Bibliografia

Úvod

Jednou z hlavných úloh modernej kardiológie je znižovanie kardiovaskulárnej morbidity a mortality. Medzi stratégie jeho riešenia patrí identifikácia vysoko rizikových skupín na vykonávanie preventívnych protidrogových a nedrogových zásahov. Ako nástroj na hodnotenie rizika vzniku kardiovaskulárnych chorôb (CVD) sa často používajú rôzne stupnice (SCORE, Framinghamova stupnica atď.). Takmer všetky sú však určené pre bežnú populáciu a nemôžu sa použiť u pacientov s už prejaveným KVO.

Schopnosť predpovedať vývoj opakujúcich sa kardiovaskulárnych komplikácií (CVC) u pacientov s ochorením koronárnych artérií (CHD) môže prispieť k vytvoreniu účinnej stratégie riadenia pre túto skupinu pacientov. Hľadanie spoľahlivých spôsobov hodnotenia prognózy pokračuje. Rotterdamská štúdia preukázala vysokú asociáciu zvýšenej rýchlosti pulzných vĺn (PWV) - ako markera arteriálnej tuhosti - s prítomnosťou aterosklerózy. To sa stalo nevyhnutným predpokladom pre štúdium tohto parametra ako prediktoru prognózy u pacientov s ochorením koronárnych artérií.

1. Analýza problému

.1 Stanovenie rýchlosti pulznej vlny

V okamihu systoly vstupuje do aorty určitý objem krvi, tlak v jej počiatočnej časti stúpa, steny sa tiahnu. Potom sa tlaková vlna a sprievodné pretiahnutie cievnej steny rozšíri ďalej na perifériu a sú definované ako pulzná vlna. S rytmickým vyvrhovaním krvi srdcom teda v arteriálnych cievach postupne vznikajú pulzné vlny. Impulzné vlny sa v cievach šíria určitou rýchlosťou, čo však neodráža lineárnu rýchlosť pohybu krvi. Tieto procesy sú v zásade odlišné. Sali (N. Sahli) charakterizuje pulz periférnych tepien ako „vlnový pohyb, ktorý nastáva v dôsledku šírenia primárnej vlny tvorenej v aorte smerom k periférii“.

Stanovenie rýchlosti šírenia impulznej vlny je podľa mnohých autorov najspoľahlivejšou metódou na štúdium elasticko-viskózneho stavu ciev.

Na stanovenie rýchlosti sa používajú periférne pulzné sfygogramy šírenie pulzných vĺn. Za týmto účelom sa synchrónne zaznamenávajú sfygogramy krčnej, stehennej a radiálnej artérie a určuje sa časové oneskorenie periférneho pulzu vzhľadom na centrálny (Dt) (obr. 1).

Obrázok: 1. Stanovenie rýchlosti šírenia pulznej vlny v segmentoch: „karotída - femorálne artérie“ a „karotída - radiálne artérie“. Delta-t1 a delta-t2 - oneskorenie pulznej vlny na úrovni femorálnej a radiálnej artérie

Na určenie rýchlosti šírenia pulznej vlny sa sfygogramy zaznamenávajú súčasne z karotických, stehenných a radiálnych artérií (obr. 2). Pulzné prijímače (senzory) sú inštalované: na krčnú tepnu - na úrovni horného okraja štítnej chrupavky, na stehennú tepnu - v mieste, kde vychádza spod pupenového väzu, na radiálnej tepne - v mieste palpácie. Správnosť prekrývania impulzných snímačov sa riadi polohou a odchýlkami „zajačikov“ na vizuálnej obrazovke prístroja.

Ak je simultánny záznam všetkých troch pulzových kriviek z technických dôvodov nemožný, potom sa súčasne zaznamená pulz krčnej a stehennej tepny a potom krčná a radiálna tepna. Ak chcete vypočítať rýchlosť šírenia impulznej vlny, musíte poznať dĺžku segmentu tepny medzi impulznými prijímačmi. Merania dĺžky úseku, pozdĺž ktorého sa pulzná vlna šíri v elastických cievach (Le) (aorta-iliaca artéria), sa vykonávajú v nasledujúcom poradí (obr. 2):

Obrázok: 5. Určenie vzdialeností medzi prijímačmi impulzov - „senzory“ (podľa VP Nikitin).

Poznámka v texte:

a je vzdialenosť od horného okraja štítnej chrupavky (umiestnenie prijímača impulzov na krčnej tepne) k jugulárnemu zárezu, kde sa premieta horný okraj aortálneho oblúka; vzdialenosť od jugulárneho zárezu k stredu čiary spájajúcej obe spina iliaca anterior (projekcia rozdelenia aorty na iliakálne artérie, čo je normálna veľkosť a správny tvar brucha sa presne zhodujú s pupkom);

c je vzdialenosť od pupka po miesto prijímača impulzov na stehennej tepne.

Výsledné rozmery b a c sa sčítajú a vzdialenosť a sa odpočíta od ich súčtu:

b + c-a \u003d LE.

Odčítanie vzdialenosti a je potrebné z dôvodu skutočnosti, že pulzná vlna v krčnej tepne sa šíri opačným smerom ako aorta. Chyba pri určovaní dĺžky segmentu elastických ciev nepresahuje 2,5-5,5 cm a považuje sa za nevýznamnú. Na stanovenie dĺžky dráhy počas šírenia pulznej vlny cievami svalového typu (LM) je potrebné merať tieto vzdialenosti:

od stredu jugulárneho zárezu po predný povrch hlavy humerus (61);

od hlavy ramennej kosti po miesto uloženia impulzného prijímača na radiálnu artériu (a. radialis) - c1.

Presnejšie, meranie tejto vzdialenosti sa vykonáva s ramenom zatiahnutým v pravom uhle - od stredu jugulárneho zárezu po umiestnenie pulzného snímača na radiálnej artérii - d (b1 + c1).

Rovnako ako v prvom prípade je potrebné od tejto vzdialenosti odpočítať segment a. Preto:

C1 - a - L a, ale b + c1 \u003d d

Obr. Stanovenie času oneskorenia impulznej vlny na začiatku stúpania stúpajúceho kolena kriviek (podľa V.P. Nikitina)

Legenda:

a - krivka stehennej tepny;

b - krivka krčnej tepny;

c - krivka radiálnej artérie; čas oneskorenia pozdĺž elastických tepien; čas oneskorenia pozdĺž svalových tepien; incisura

Druhou veličinou, ktorú potrebujete vedieť na určenie rýchlosti šírenia pulznej vlny, je časové oneskorenie pulzu v distálnom segmente artérie vo vzťahu k centrálnemu pulzu (obr. 3). Čas oneskorenia (g) je zvyčajne určený vzdialenosťou medzi začiatkom nárastu kriviek centrálneho a periférneho impulzu alebo vzdialenosťou medzi miestami ohybu na stúpajúcej časti sfygogramov.

Časové oneskorenie od začiatku nárastu centrálnej pulznej krivky (karotická artéria - a. Carotis) do začiatku nárastu sfygmografickej krivky femorálnej artérie (a. Femoralis) je doba oneskorenia šírenia pulznej vlny pozdĺž elastických artérií (te) - Časové oneskorenie od začiatku nárastu krivky a. carotis pred začiatkom sfygmogramu stúpa z radiálnej artérie (a.radialis) - čas oneskorenia ciev svalového typu (tM). Registrácia sfygmogramu na stanovenie času oneskorenia by sa mala vykonať pri rýchlosti fotografického papiera 100 mm / s.

Pre väčšiu presnosť pri výpočte času oneskorenia impulznej vlny sa zaznamenajú 3 - 5 impulzné oscilácie a použije sa priemerná hodnota hodnôt získaných počas merania (t). Na výpočet rýchlosti šírenia impulznej vlny (C) potrebujete teraz cestu (L) prekonanú impulznou vlnou (vzdialenosť medzi prijímačmi). impulz) vydelený časovým oneskorením impulzu (t)

С \u003d L (cm) / t (c).

Takže pre elastické artérie:

E \u003d LE / TE,

pre svalové tepny:

CM \u003d LM / tM.

Napríklad vzdialenosť medzi impulznými snímačmi je 40 cm a čas oneskorenia je 0,05 s, potom rýchlosť šírenia impulznej vlny: \u003d 40 / 0,05 \u003d 800 cm / s

Normálne zdravé osoby rýchlosť šírenia pulznej vlny pozdĺž elastických ciev sa pohybuje od 500-700 cm / s, pozdĺž ciev svalového typu - 500-800 cm / s.

Elastický odpor a následne rýchlosť šírenia pulznej vlny závisia predovšetkým od jednotlivých charakteristík, morfologickej štruktúry artérií a od veku jedincov.

Mnoho autorov poznamenáva, že rýchlosť šírenia pulznej vlny stúpa s vekom, zatiaľ čo pozdĺž ciev pružného typu rastie o niečo viac ako svalového typu. Tento smer zmien súvisiacich s vekom pravdepodobne závisí od zníženia roztiahnuteľnosti stien svalových ciev, čo je možné do istej miery kompenzovať zmenou funkčného stavu jeho svalových prvkov. Takže N.N. Podľa Ludwiga (1936) Savitsky udáva nasledujúce rýchlosti rýchlosti šírenia pulzných vĺn v závislosti od veku.

Vekové normy pre rýchlosť šírenia pulznej vlny cievami elastického (Se) a svalového (Cm) typu:

Pri porovnaní priemerných hodnôt Ce a Cm získaných V.P. Nikitin (1959) a K.A. Morozov (1960), s údajmi Ludwiga (Ludwig, 1936) je potrebné poznamenať, že sa dosť úzko zhodujú.

E. B. Babsky a V.L. Karpman navrhol vzorce na stanovenie individuálne vhodných hodnôt rýchlosti šírenia pulzných vĺn, v závislosti od veku alebo s prihliadnutím na jeho vek:

Se \u003d 0,1 * B2 + 4B + 380;

CM \u003d 8 * B + 425.

Tieto rovnice majú jednu premennú, B, vek, koeficienty sú empirické konštanty.

Rýchlosť šírenia impulznej vlny elastickými cievami závisí aj od úrovne priemerného dynamického tlaku. So zvýšením priemerného tlaku sa zvyšuje rýchlosť šírenia pulznej vlny, ktorá charakterizuje zvýšenie „napätia“ cievy v dôsledku jej pasívneho naťahovania z vnútornej strany vysokým krvným tlakom. Pri štúdiu elastického stavu veľkých ciev je neustále potrebné určovať nielen rýchlosť šírenia pulznej vlny, ale aj úroveň priemerného tlaku.

Rozpor medzi zmenami stredného tlaku a rýchlosťou šírenia pulznej vlny je do istej miery spojený so zmenami tonickej kontrakcie hladkých svalov tepien. Tento nesúlad sa pozoruje pri štúdiu funkčného stavu tepien prevažne svalového typu. Tonické napätie svalových prvkov v týchto cievach sa mení pomerne rýchlo.

Na identifikáciu „aktívneho faktora“ svalového tonusu cievnej steny použil V.P. Nikitin navrhol určiť vzťah medzi rýchlosťou šírenia pulznej vlny cievami svalu (Cm) a rýchlosťou cievami elastických typov (C). Normálne sa tento pomer (CM / C9) pohybuje od 1,11 do 1,32. S nárastom tónu hladkých svalov sa zvyšuje na 1,40-2,4; s poklesom klesá na 0,9-0,5. Pokles SM / SE sa pozoruje pri ateroskleróze v dôsledku zvýšenia rýchlosti šírenia pulznej vlny elastickými artériami. Pri hypertenzii sú tieto hodnoty rôzne, v závislosti od štádia.

S nárastom elastického odporu sa teda zvyšuje rýchlosť prenosu pulzných kmitov a niekedy dosahuje veľké hodnoty. Vysoká rýchlosť šírenia pulznej vlny je bezpodmienečným znakom zvýšenia elastického odporu stien tepien a zníženia ich roztiahnuteľnosti.

Normálne je rýchlosť šírenia impulznej vlny, vypočítaná týmto spôsobom, 450-800 cm s-1. Malo by sa pamätať na to, že je niekoľkonásobne vyššia ako rýchlosť prietoku krvi, to znamená rýchlosť pohybu časti krvi arteriálnym systémom.

Podľa rýchlosti šírenia pulznej vlny možno posúdiť pružnosť tepien a veľkosť ich svalového tonusu. Rýchlosť šírenia pulznej vlny sa zvyšuje s aterosklerózou aorty, hypertenziou a symptomatickou hypertenziou a klesá s aortálnou insuficienciou, patent ductus arteriosus, so znížením svalového vaskulárneho tonusu, ako aj s obliteráciou periférnych artérií, ich stenózou a poklesom objemu cievnej mozgovej príhody a krvného tlaku.

Rýchlosť šírenia pulznej vlny sa zvyšuje s organickým poškodením tepien (zvýšenie SE s aterosklerózou, syfilitickou mezoaortitídou) alebo so zvýšením elastickej odolnosti tepien v dôsledku zvýšenia tónu ich hladkých svalov, naťahovania cievnych stien s vysokým krvným tlakom (zvýšenie Cm pri hypertenzii, neurocirkulačná dystónia), hypertenznom type ... Pri neurocirkulačnej dystónii hypotonického typu je pokles rýchlosti šírenia pulznej vlny elastickými artériami spojený hlavne s nízkou úrovňou stredného dynamického tlaku.

Na získanom polysphygmograme podľa centrálnej pulznej krivky (a. Carotis) sa určuje aj doba vypudenia (5) - vzdialenosť od začiatku nárastu pulznej krivky krčnej tepny po začiatok poklesu jej hlavnej systolickej časti.

N.N. Pre správnejšie určenie času v exile Savitsky odporúča použiť nasledujúcu techniku \u200b\u200b(obr. 4). Nakreslite dotykovú čiaru cez pätu voľného času a. sarotis hore katakrotom, z bodu jeho oddelenia od katakrotu krivkou spúšťame kolmicu. Vzdialenosť od začiatku nárastu pulznej krivky po túto kolmicu bude ejekčný čas.

Obr. Recepcia na určenie času v exile (podľa N. N. Savitsky).

Nakreslíme čiaru AB, ktorá sa zhoduje so zostupným kolenom katakroty, v mieste jej odchodu z katakroty nakreslíme čiaru SD rovnobežne s nulou. Z priesečníka znižujeme kolmicu na nulovú čiaru. Čas vypudenia je určený vzdialenosťou od začiatku nárastu pulznej krivky po priesečník kolmice s nulovou čiarou. Bodkovaná čiara ukazuje určenie času vypudenia v mieste rezáka.

Obr. Stanovenie času vypudenia (5) a času úplnej involúcie srdca (T) podľa krivky centrálneho pulzu (podľa V.P. Nikitina).

Čas úplnej involúcie srdca (doba trvania srdcového cyklu) T je určený vzdialenosťou od začiatku nárastu krivky centrálneho pulzu (a. Carotis) jedného srdcového cyklu do začiatku nárastu krivky nasledujúceho cyklu, t. vzdialenosť medzi stúpajúcimi kolenami dvoch pulzných vĺn (obr. 6).

2 Skúmanie znakov sfygmogramu a rýchlosti šírenia pulznej vlny pozdĺž veľkých arteriálnych ciev

Charakteristickým a skorým znakom subaortálnej stenózy je systolický šelest, ktorý sa počuje pozdĺž ľavého okraja hrudnej kosti, v mieste Botkina, sa šíri do ciev krku, je oddelený od 1. tónu, niekedy pozostáva z dvoch fáz, môže byť sprevádzaný systolickým tremorom. hrudník... Cez vrchol je často počuť systolický šelest, ktorý sa vedie do podpazušnej oblasti (regurgitačný šelest). EKG vykazuje príznaky hypertrofie ľavej komory a predsiene, negatívnych T vĺn a posunu intervalu S - T vľavo. vedie hrudník... Niekedy sa v klasických elektródach hlboké Q vlny javia ako odraz hypertrofie medzikomorového septa. I. Heublein et al (1971) sa domnievajú, že charakteristickým elektrokardiografickým znakom subaortálnej stenózy sú komplexy typu qrS v kombinácii s pozitívnou vlnou T v ľavom hrudníku. Rádiograficky stanovené mierne zvýšenie ľavej komory a ľavej predsiene, zvýšenie pľúcneho profilu v dôsledku stagnácie, niekedy expanzie vzostupnej aorty.

V diferenciálnom diagnostickom vzťahu sú dôležité zmeny na sfygmograme: jeho dvojitý obrys je charakteristický rýchlym prvým zostupom anakrotu v dôsledku narastajúceho zúženia odtokových dráh. Zvyšujúci sa tlak v ľavej komore tlačí krv do aorty - objaví sa druhé zvýšenie krivky, menej strmé ako prvé, nasledované dlhým klesaním a ďalšími fluktuáciami s nízkou amplitúdou (W. H. Carter a kol., 1971).

Sfygmografické vyšetrenie so synchrónnym záznamom pulzu z krčnej, radiálnej a stehennej tepny bolo vykonané u 88 detí. Sfygmografická štúdia sa uskutočňovala v horizontálnej polohe dieťaťa pomocou rovnakého trojkanálového elektronického zariadenia „Visocard-Multivector“ s použitím piezoelektrických impulzných prijímačov súčasne s elektrokardiogramom v štandardnom vedení II. Záznam sa uskutočňoval najskôr z karotických a radiálnych artérií, potom z karotických a femorálnych artérií po 10-minútovom odpočinku z dvoch alebo viacerých bodov súčasne, čo je potrebné na stanovenie rýchlosti pulznej vlny, ako aj synchrónne s inými krivkami odrážajúcimi rôzne prejavy srdcovej činnosti (elektrokardiogram, fonokardiogram) ).

Na štúdium funkčného stavu veľkých arteriálnych ciev boli pulzné senzory inštalované v troch rôznych bodoch: na karotide (predná cervikálna drážka - na úrovni horného okraja štítnej chrupavky), radiálne (v obvyklom bode pulzného sondovania) a na femorálnych artériách (uprostred väziva kukly). Záznam pulzných kriviek sa uskutočňoval až po zodpovedajúcej optimálnej adaptácii snímača, po dosiahnutí maximálnej amplitúdy sfygmogramu pri danej amplifikácii.

Podľa časového oneskorenia pulzových kriviek a podľa vzdialenosti medzi bodmi, z ktorých sa pulzné krivky zaznamenávajú, sa určí rýchlosť šírenia pulznej vlny svalovými cievami (v úseku krčná tepna - radiálna tepna) a pozdĺž ciev pružných typov (v časti krčná tepna - krčka stehnovej tepny). Oneskorenie pulznej vlny sa meria vzdialenosťou medzi začiatkom nárastu každého z sfygogramov.

Na určenie dĺžky dráhy medzi krčnou a radiálnymi artériami sa vzdialenosť meria meracím pásmom od horného okraja štítnej chrupavky (umiestnenie prvého prijímača impulzov) po jugulárnu fossu (priemet horného okraja aortálneho oblúka). Potom sa na unesenom ramene, ktoré je v pravom uhle s telom, meria vzdialenosť od jugulárnej jamky k miestu registrácie pulzu na radiálnej artérii. Od celkovej vzdialenosti medzi senzormi sa odčíta dvojnásobná vzdialenosť medzi štítnou chrupavkou a jugulárnou fossou (pretože pulzná vlna v radiálnych a karotických artériách sa šíri opačným smerom).

Na stanovenie dĺžky úseku „krčná tepna - stehenná tepna“ sa meria vzdialenosť od horného okraja štítnej chrupavky po jugulárnu jamku, potom od jugulárnej jamky k pupku (priemet rozdelenia aorty do iliakálnych artérií) a od pupka do stredu pupenového väzu (miesto tretieho snímača pulzu). ). Všetky získané rozmery sa spočítajú a od výsledného súčtu sa odčíta dvojnásobná vzdialenosť medzi chrupavkou štítnej žľazy a jugulárnou fossou (N.N. Savitsky, 1956; V.N. Nikitin, 1958 a ďalšie).

Štúdium tvaru kriviek pulzu u detí s artikulárno-viscerálnym priebehom reumatoidnej artritídy (skupina I) ukázalo, že krivky tepnového pulzu, ktoré majú spoločné znaky, sa vyznačujú širokou škálou individuálnych charakteristík. Je pozoruhodné, že veľa detí v akútne obdobie Choroby, krivky tepnových impulzov, najmä z krčnej tepny, sa vyznačovali nestálosťou tvaru a amplitúdy, ich variabilitou aj v rôznych po sebe nasledujúcich srdcových cykloch. Je zrejmé, že príčinou takejto variability je labilita hemodynamiky, nerovnaká sila srdcových kontrakcií, meniaca sa hodnota objemu cievnej mozgovej príhody, nestabilita vaskulárneho tonusu u pacientov s reumatoidnou artritídou s výrazným toxicko-alergickým syndrómom.

Rovnako ako u zdravých detí je častejšia absencia presystolických výkyvov na krivke karotického pulzu, ktorá je zaznamenaná iba u 55% chorých detí (podľa M. K. Oskolkovej u 80% zdravých detí). Pri vyšetrovaní detí s reumatizmom konštatovala MK Oskolkova (1967) aj absenciu presystolických výkyvov na krivke karotického pulzu. Táto vlastnosť je spôsobená na jednej strane oslabením kontraktilnej funkcie predsiení, na druhej strane zmenami v systolickom objeme srdca a vaskulárnom tonuse, vzhľadom na to, že genéza presystolického zuba je spojená s uvedenými faktormi.

Nárast presystolickej vlny bol pozorovaný iba u 5 detí, u 3 z nich sa podľa metód klinického a inštrumentálneho výskumu predpokladala tvorba defektov mitrálnej a aorty a u 2 - dominovali príznaky myokarditídy.

Incisura na krivke karotického pulzu u 84% detí bola zreteľne vyjadrená v hornej alebo strednej tretine zostupnej vetvy sfygogramu, u 11% detí bola zaznamenaná v dolnej tretine krivky a u 5% bola slabá alebo neprítomná. Dikrotická vlna na pulze katakrotu radiálnej artérie sa nachádzala u väčšiny detí skupiny I v jej spodnej tretine, na rozdiel od zdravých detí, u ktorých je spravidla zaznamenaná v strednej tretine katakrotu (M.K. Oskolkova, 1967) a bola často zvýšil. Takéto zmeny sa považujú za znak zníženia tónu arteriálnych ciev. V dynamike pozorovania, keď ustúpil hlavný proces, bol zaznamenaný pokles intoxikácie, posun dikrotickej vlny bližšie k vrcholu krivky a pokles jej amplitúdy. Tento príznak možno vysvetliť zvýšením napätia (tónu) stien artériových ciev so zlepšením stavu detí (V.P. Nikitin, 1950; M.K. Oskolkova, 1957). L.P. Pressman (1964), štúdium stavu kardiovaskulárneho systému v infekčné choroby u dospelých dospel k záveru, že veľkosť dikrotickej vlny v nich je v priamej úmere so stupňom intoxikácie. Porovnanie tvarov pulzových kriviek s charakterom srdcovej lézie neodhalilo dostatočne typické zmeny na sfygmograme. Pri fenoméne karditídy u niektorých detí došlo iba k miernemu poklesu amplitúdy pulzových kriviek, niekedy k variabilite ich tvaru a veľkosti v rôznych srdcových cykloch. V priebehu ochorenia sa často menil tvar pulzových kriviek z centrálnej a periférnej tepny.

Charakteristickým znakom nedostatočnosti aortálnej chlopne v karotickej artérii SFH je prudký nárast krivky, slabý alebo žiadny voľný čas. Fenomén zmiznutia alebo zníženia závažnosti incisury je dôležitým znakom účasti na patologickom procese aorty (M.N. Abrikosova, 1963; M.K. Oskolkova, 1967 a ďalšie).

Blumberger (1958), M. A. Abrikosova (1963), M. K. Oskolkova (1967) sa domnievajú, že väčšia alebo menšia závažnosť incisury na sfygmograme z krčnej tepny s aortálnymi léziami závisí od stupňa deformácie chlopňového aparátu: s menšou léziou, incisura vyjadrené, s ďalšími - zmizne.

Okrem štúdia morfologických znakov sfygogramu sa počítala aj rýchlosť šírenia pulzných vĺn. Štúdia rýchlosti šírenia pulzovej vlny cez cievy elastického a svalového typu pacientov s artikulárno-viscerálnou formou reumatoidnej artritídy ukázala jasný pokles tohto ukazovateľa v porovnaní s normálnymi hodnotami v akútnom období, počas liečby aj v období útlmu.

Z tabuľky vyplýva, že u detí vo veku od 3 do 6 rokov s artikulárno-viscerálnou formou ochorenia sa priemerné údaje počiatočných hodnôt v akútnom období ochorenia v cievach elastického typu rovnali 456,8 ± 13,5 cm / s., A v cievach svalového tkaniva typ - 484,0 ± 24,8 cm / s., nedosahujúci normálne hodnoty ani počas obdobia poklesu.

U detí vo veku od 7 do 11 rokov bola priemerná rýchlosť šírenia pulznej vlny cez cievy elastického typu 470,0 ± 22,0 cm / s. A pozdĺž ciev svalového typu - 588,0 ± 15,8 cm / s. ., to znamená, že tieto ukazovatele boli nižšie ako údaje u zdravých detí a zostali znížené, aj keď proces ustúpil so štatisticky významným rozdielom (R<0,05).

Najväčší pokles rýchlosti šírenia pulznej vlny bol pozorovaný u detí vo veku 12 až 15 rokov. Jeho priemerné ukazovatele pre cievy elastického typu v akútnom období ochorenia boli 504,7 + 10,5 cm / s., A pre cievy svalového typu - 645,0-27,6 cm / s. Tieto hodnoty sú štatisticky významne znížené v porovnaní s údajmi zdravých detí (R< 0,005).

Počas obdobia zlepšovania celkového stavu bolo pozorované mierne zvýšenie rýchlosti šírenia pulznej vlny cez cievy elastického typu, zatiaľ čo pozdĺž ciev svalového typu zostala rýchlosť významne znížená (respektíve 508,0 ± 10,0 cm / s, respektíve 528,7 ± 10,7 cm / s). ; R.<0,01). Столь стойкое нарушение функционального состояния крупных артериальных сосудов очевидно можно объяснить высокой степенью аллергизации, продолжающейся активностью ревматоидного артрита и большой длительностью заболевания.

U dospelých pacientov zaznamenal V.I. Trukhlyaev (1968) zvýšenie rýchlosti šírenia pulznej vlny veľkými arteriálnymi cievami. Tento rozdiel v porovnaní s údajmi získanými u detí opäť zdôrazňuje jedinečnosť nečinnosti tela dieťaťa. BA Gaigalene (1970) u dospelých odhalil asymetriu vaskulárneho tonusu a zmenu ich reakcie na chlad.

Štúdia charakteru kriviek centrálneho a periférneho pulzu u pacientov s artikulárnou formou reumatoidnej artritídy (skupina II) odhalila absenciu presystolickej vlny na sfygograme karotického pulzu u 8 (z 31) detí. Títo pacienti mali zjavne tachykardiu spojenú s toxicko-alergickým stavom v akútnom období ochorenia. U zvyšných 23 detí bola zaznamenaná presystolická vlna, ktorá sa líšila iba v amplitúde. Vrchol pulzových kriviek u 20 detí mal zaoblené obrysy, v 5-cípom a v 6 - tvare „systolickej plošiny“. MK Oskolková pozorovala vrchol typu „systolickej plošiny“ častejšie u detí s reumatizmom. IM Rudnev (1962) sa domnieva, že krivky typu „plató“ s vysokým oscilometrickým indexom naznačujú pokles vaskulárneho tonusu a prítomnosť odporu voči prietoku krvi na periférii. Ak vezmeme do úvahy, že kapillaroskopia u týchto detí odhalila spasticko-atonický stav kapilár s prevahou spastickej zložky a rádiologicky boli stanovené príznaky zníženia tónu srdcového svalu, potom možno indikovaná forma sfygogramu odrážala oneskorenie zvýšenia a zníženia tlaku v centrálnych arteriálnych cievach.

Incizúra na krivke karotického pulzu u 64,5% detí sa nachádzala v hornej alebo strednej tretine zostupnej vetvy sfygogramu a v 35,5% v dolnej tretine. Incizúra a počiatočná diastolická vlna boli u väčšiny detí dobre výrazné.

Dikrotická vlna na sfygmograme z radiálnej artérie u 36% detí sa nachádzala v strednej tretine katakrotu. Na tlakomere z femorálnej artérie bola dikrotická vlna častejšie zaznamenaná v dolnej tretine katakrotu a u 8% detí nebola zaznamenaná. V akútnom období ochorenia sa u 19 detí skupiny II zvýšila amplitúda pulzových kriviek radiálnych a femorálnych artérií. Táto skutočnosť je pravdepodobne spojená s kompenzačnou hyperfunkciou myokardu a znížením tónu veľkých ciev.

Analýza získaných údajov o rýchlosti šírenia pulznej vlny cievami elastického a svalového typu u detí s artikulárnou formou reumatoidnej artritídy, ako aj u detí skupiny I, naznačila zníženie rýchlosti šírenia pulznej vlny u všetkých vekových skupín. Tento pokles bol však o niečo menej výrazný ako v artikulárno-viscerálnej forme ochorenia.

U detí predškolského veku (od 3 do 6 rokov) bola rýchlosť šírenia pulznej vlny v akútnom období ochorenia 512,0 ± 19,9 cm / s, pozdĺž ciev elastického typu a 514,6 ± 12,9 cm / s, pozdĺž ciev. svalový typ.

U detí vo veku základnej školy (od 7 do 11 rokov) boli priemerné rýchlosti šírenia pulzných vĺn rovnaké pre cievy elastického typu 531,5 ± 17,2 a svalového typu - 611,8 ± 24,0 cm / s. V období poklesu došlo k miernemu zvýšeniu rýchlosti šírenia pulznej vlny cez cievy elastického a svalového typu.

U detí vyššieho školského veku (od 12 do 15 rokov) v akútnom období ochorenia bola rýchlosť šírenia impulzných vĺn cez cievy elastického typu 517,7 ± 11,0 cm / s a \u200b\u200bpozdĺž ciev svalového typu - 665,7 ± 25,7 cm. / s Počas obdobia zlepšovania stavu došlo k miernemu zvýšeniu týchto ukazovateľov, a to tak v cievach elastického, ako aj svalového typu (567,5 ± 26,7 cm / s, respektíve 776,8 ± 50,4 cm / s). Pokles rýchlosti šírenia pulznej vlny cievami elastického a svalového typu podľa literatúry naznačuje pokles tónu arteriálnej steny (N.N. Savitsky, 1963; V.P. Nikitin, 1959 atď.). U detí s reumatoidnou artritídou môže byť spojená s patomorfologickými a histochemickými zmenami v cievnej stene v dôsledku chronickej systémovej vaskulitídy (A.I. Strukov, A.G. Beglaryan, 1963 a ďalšie), ako aj s toxicko-alergickými účinkami na neuro-endokrinný regulačný aparát.

Ďalšie zníženie rýchlosti šírenia pulzovej vlny cez cievy elastického a svalového typu, pozorované u niektorých detí vo fáze ústupu reumatoidného procesu na konci liečby, môže byť dôsledkom zvláštnej stopovej reakcie nervového a kardiovaskulárneho systému na patologický proces. Možno malo určitý význam použitie rôznych liekov, vrátane pyramidónu, ktorý podľa pozorovaní I. M. Rudneva (1960) spôsobuje zníženie vaskulárneho tonusu. Vyššie uvedené štúdie potvrdzujú veľkú klinickú hodnotu sfygmografie pri hodnotení funkčného stavu veľkých arteriálnych ciev počas ich dynamického štúdia v rôznych fázach patologického procesu.

.3 Analýza existujúcich zariadení na zaznamenávanie a meranie parametrov pulzných vĺn

Je známych množstvo neinvazívnych metód, zariadení a systémov, ktoré študujú činnosť ľudského tela na základe rôznych fyzikálnych mechanizmov spojených s tvorbou a šírením pulznej vlny. Hlavné metódy fyzikálneho výskumu sú spojené s meraním zmeny času v nasledujúcich fyzikálnych veličinách: elektrický, napríklad prúd (napätie) pomocou elektrokardiogramov (EKG); mechanické, ako napríklad tlak pomocou manometra alebo piezoelektrického snímača; optické, napríklad osvetlenie pomocou optoelektronických prevodníkov. Záznam pulznej vlny pomocou EKG alebo tlakových snímačov si zvyčajne vyžaduje pevné pripojenie špeciálnych snímačov k niekoľkým miestam na tele pacienta, čo obmedzuje možné aplikácie týchto prístrojov iba na lekárske aplikácie, čo znemožňuje integráciu týchto prístrojov do iných elektronických prístrojov a systémov pre domácnosť.

Známe jednoprvkové zariadenia a spôsoby optického záznamu pulznej vlny v mnohých prípadoch umožňujú záznam periférneho impulzu, napríklad keď sa užívateľ prstom jemne dotkne optoelektronického prevodníka. Avšak v niektorých prípadoch, napríklad ak má používateľ studené ruky alebo príliš slabý (silný) tlak prsta na fotodetektor, potom nie je možné stabilne zaregistrovať pulznú vlnu u všetkých 100% pacientov.

Známa metóda a zariadenie na záznam pulznej vlny, ktoré umožňujú stabilne detegovať pulz pomocou dvojkanálového optoelektronického prevodníka.

V tejto metóde záznamu pulznej vlny sú sekvencie impulzov úmerné optickej hustote rozptylu svetla v tkanive nesúcom krv tvorené dvojkanálovým optoelektronickým prevodníkom s vlnovými dĺžkami infračerveného rozsahu, zatiaľ čo sekvencia impulzov centrálneho impulzu poskytuje rigidnú synchronizáciu režimov merania a výsledok merania na indikátore lineárne súvisí s fázovým rozdielom dva pulzné sledy.

Zariadenie obsahuje prvý optoelektronický prevodník, ktorého výstup je pripojený na vstup prvého generátora sledu impulzov, ktorého výstup je pripojený k prvému vstupu logického obvodu kľúča NAND a prvému vstupu generátora riadiacich príkazov. Výstup druhého optoelektronického prevodníka je spojený so vstupom druhého formovača impulzových sekvencií, ktorého výstup je spojený s druhým vstupom logického obvodu kľúča NAND. Prvý výstup generátora riadiacich príkazov je pripojený k tretiemu vstupu logického obvodu kľúča NAND a druhý a tretí výstup sú pripojené k vstupom prvého a druhého optoelektronického prevodníka. Generátor meracej frekvencie je pripojený k štvrtému vstupu logického obvodu kľúča NAND. Štartovacie tlačidlo je pripojené k druhému a tretiemu vstupu generátora riadiacich príkazov. Výstup kľúčového logického obvodu NAND je pripojený na vstup frekvenčného čítača, ktorého výstup je pripojený na vstup pamäťového registra. Podľa toho je výstup pamäťového registra spojený s indikátorom.

Prístroj sa skladá z dvoch senzorov a procesnej a riadiacej jednotky. Senzory sú inštalované v určitej vzdialenosti od seba nad študovanou tepnou, informácie zo senzorov idú do spracovateľskej a riadiacej jednotky. Procesná jednotka sa skladá z detektora špičiek, fázového komparátora, vzdialenosti medzi senzormi, analógového prepínača, analógovo-digitálneho prevodníka, mikropočítača, preprogramovaného časovača, indikačného zariadenia a digitálno-analógového prevodníka. Prijímaním zo senzorov informácie o okamihoch prechodu pulznej vlny a amplitúde pulznej vlny, ako aj z generátora vzdialenosti o vzdialenosti, ktorú vlna prejde medzi senzormi, procesorová jednotka vypočíta rýchlosť šírenia pulznej vlny a krvný tlak a zaznamená získané výsledky na médium (papier, magnetický film) ). Absencia upínacieho mechanizmu v navrhovanom prístroji umožní dlhodobé automatické štúdie arteriálneho tlaku u pacienta s automatickou registráciou výsledkov štúdie. Zariadenie je dobre prepojené s rádiovými telemetrickými systémami a bude poskytovať diaľkové sledovanie krvného tlaku vodičom rôznych druhov dopravy, operátorom atď., Čo umožní včasné predchádzanie vzniku mimoriadnych udalostí.

Známy IR senzor, ktorý sa používa na sledovanie srdcovej frekvencie človeka. Priamo na základe ručných elektronických hodín je implementovaný obvod pre zapnutie IR snímača a spracovanie jeho elektrických signálov. Pre stabilnú činnosť procesného obvodu je signál z IR snímača zosilnený zosilňovačom. IR senzor sa skladá z IR LED a IR fotodetektora, ktoré sú konštrukčne umiestnené vedľa seba, ale sú oddelené opticky nepriehľadnou oblasťou / oblasťami. Pri absencii sondovacieho IR signálu odrážaného od biologického tkaniva neexistuje priamy vzájomný vplyv IR LED na IR fotodiódu. Toto ustanovenie je zásadné. Povrch takéhoto IR snímača je chránený pred možnou kontamináciou počas prevádzky ochranným sklom. Ak dáte prst na ochranné sklo, potom taký IR senzor zaznamená fázu zmeny v nasýtení biologického tkaniva krvou (úroveň kapilár) s prácou srdca. IR senzor je priamo pripojený k linkovému zosilňovaču. Ďalšia schéma prepočtu umožňuje nepriamo určiť požadovanú srdcovú frekvenciu zo signálu takého IR snímača.

Nevýhody zariadenia:

IR senzor pracuje dosť nestabilne s výraznou slnečnou aktivitou, ktorá „oslepuje IR senzor“;

stupeň stlačenia tkanív prstov na kontaktnú plochu IR snímača ovplyvňuje stupeň odrazeného signálu, čo môže mať vplyv na presnosť prepočtu pri určovaní pulzovej frekvencie;

vibrácie (trasenie ruky) tiež ovplyvňujú skreslenie výsledkov infračerveného snímača;

je zásadne nemožné regulovať venóznu hladinu prietoku krvi v dôsledku základnej kapilárnej hladiny.

Najbližšie k tomuto zariadeniu je konštrukcia IR snímača, ktorý sa tiež používa na sledovanie srdcovej frekvencie človeka. IR senzor je konštrukčne (obr. 7) vyrobený v obdĺžnikovom ráme (1) z opticky nepriehľadného pevného materiálu, napríklad z textolitu, v ktorom je na tej istej línii pod ostrým uhlom α dva valcovité kanály (2, 3) sú vytvorené navzájom. Prvý z kanálov obsahuje IR LED (5) a druhý - IR fotodiódu (6). Vzájomný ostrý uhol usporiadania kanála je taký, že opticky nepriehľadná priečka vylučuje priamy vplyv IR LED (5) na IR fotodiódu (6). Vonkajší povrch infračerveného senzora je chránený pred možným znečistením ochrannou doskou (4), ktorá je opticky priehľadná pre infračervené vlnové dĺžky, napríklad z polystyrénu. Realizácia schopností infračerveného snímača (E) sa dosahuje pripojením k lineárnemu zosilňovaču (A).

obr. 7 Konštrukcia IR snímača na meranie srdcovej frekvencie.

Nevýhody tohto zariadenia (prototypu) sú úplne rovnaké ako v prípade analógového.

Známe metódy a zariadenia na meranie pulznej vlny, pri ktorých sa analýza pulznej vlny uskutočňuje podľa jej amplitúdovo-frekvenčných charakteristík, keď sa na účely diagnostiky tieto amplitúdo-frekvenčné charakteristiky porovnávajú s príslušnými charakteristikami považovanými za normu [napríklad: úžitkový vzor RU 9577, publik. 16.04.1999; US patenty: US 5381797, publ. 17.01.1995; US 5961467, publ. 5. 10. 1999; US 6767329, publ. 27. júla 2004]. Avšak pri tomto prístupe je interpretácia porovnávaných charakteristík do veľkej miery empirická, čo sťažuje vytvorenie skutočného spojenia medzi parametrami pulzu a stavom osoby, napríklad tak, ako je to stanovené v čínskej tradičnej medicíne.

Známe metódy a zariadenia na meranie pulznej vlny na účely stanovenia diagnózy, pri ktorej sa analýza meranej pulznej vlny uskutočňuje rozkladom na jej súčasti.

Známa metóda diferenciálnej diagnostiky pľúcnych chorôb registráciou a zaznamenaním sfygmografického signálu z pacientovej radiálnej artérie [patent RU 2100009, publik. 27.12.1997]. V signáli sa rozlišujú charakteristické body jednotlivých kmitov, určujú sa amplitúdové a časové parametre týchto bodov pulznej vlny, vytvárajú sa dynamické rady odrážajúce závislosť nájdených parametrov od čísla periódy, vykonáva sa spektrálna analýza vytvorenej série, kritérium sa počíta z hodnoty ktorej sa vykonáva diagnostika. Známa metóda je vysoko špecializovaná.

Známa metóda a prístroj na diagnostiku a monitorovanie krvného obehu [US patent 5730138, publik. 24.03.1998], podľa ktorého sa meria krivka krvného tlaku (pulzná vlna) v tepne pacienta, analyzujú sa frekvenčné zložky pulznej vlny a vzorky každej rezonančnej zložky pulznej vlny sa porovnávajú so vzorkou normálnej pulznej vlny, aby sa určila možná nerovnováha v distribúcii krvi pacienta.

V súlade s touto nerovnováhou možno stanoviť diagnózu na základe princípov tradičnej čínskej medicíny, podľa ktorej každá harmonická v pulznej vlne zodpovedá konkrétnemu poludníku, ktorý zahŕňa konkrétne orgány.

Prístroj obsahuje počítačové zariadenie na analýzu amplitúdy a fázy rezonančných frekvencií a snímač aplikovaný na tepnu. Koncept „normálnej“ pulznej vlny je však relatívny, takže diagnóza nie je veľmi spoľahlivá. V tomto technickom riešení tiež nebol vypracovaný spôsob správnej identifikácie zložiek pulznej vlny.

Zariadenie pracuje nasledovne.

Piezoelektrické snímače sú inštalované nad študovanou artériou v určitej vzdialenosti L. Pulzná vlna spôsobuje priečne vibrácie stien artérie, tieto vibrácie stláčajú a uvoľňujú platne senzorov.

Signál prijatý zo senzorov sa zosilňuje a filtruje, aby sa kompenzovalo rušenie. Kontaktný prvok poskytuje pevnejšie spojenie s arteriálnou stenou prijímacej platničky, čo zvyšuje citlivosť senzorov na vibrácie steny artérie.

Pretože signál prijímaný zo senzorov je dosť zložitý, ADC mikrokontroléra nemá dostatočnú vzorkovaciu frekvenciu na jeho spracovanie. Preto obvod využíva MAX-1241 ADC.

Digitalizované signály sa privádzajú do mikrokontroléra, kde sa spracujú v súlade so zvoleným prevádzkovým režimom a vypočíta sa fázový rozdiel. Fázový rozdiel kmitov impulzných vĺn je presne rovnaký ako čas šírenia impulzných vĺn medzi snímačmi. Vypočítaná hodnota rýchlosti šírenia impulznej vlny sa zobrazuje na LCD displeji.

Prístroj má klávesnicu na výber prevádzkového režimu v závislosti od vyšetrovanej časti tela a vzdialenosti medzi snímačmi.

Napájací zdroj poskytuje všetkým funkčným jednotkám napájacie napätie.

Bloková schéma zariadenia je znázornená na obrázku 8.

Obr. 8 Bloková schéma zariadenia

3. Voľba základne prvkov a výpočet základných prvkov a zostáv

pulzná vlna krvný tok sfygmogram

Zosilňovač

Na obr. 9 je obvod najjednoduchším a najlacnejším prístrojovým zosilňovačom. Rezistory R2 a R6 pôsobia ako delič napätia pre neinvertujúci vstup operačného zosilňovača (operačný zosilňovač). Vďaka spätnej väzbe cez rezistory R1 a R5 a veľmi veľkému vnútornému zosilneniu operačného zosilňovača sa napätie na invertujúcom vstupe zosilňovača udržuje na rovnakom napätí ako na neinvertujúcom vstupe. Pomer Kz / M D určuje zisk zosilňovača. Keď R1 / R5 \u003d R2 / R6, je rozdielový zisk oveľa väčší ako zisk v bežnom režime a pomer odmietnutia v spoločnom režime (CMRR) bude maximálny.

Obrázok: 9 obvod zosilňovača

Zisk rozdielu:

kde Av je zisk operačného zosilňovača, Av → ∞

Zisk signálu spoločného režimu v dôsledku nesúladu rezistorov je:

Zisk signálu spoločného režimu, v dôsledku konečnej hodnoty CMR operačného zosilňovača (CMRR), je:

Upozorňujeme, že KOSSou je vyjadrený ako pomer, nie v decibeloch. Pomer oelablescyl signálu spoločného režimu celého obvodu:

Diferenčná vstupná impedancia:

Rvkhdif \u003d R1 + R3

Vstupná impedancia pre signál spoločného režimu (pri KRR \u003d ∞) je:

Výstupné ofsetové napätie (s R1 \u003d R2 a R5 \u003d R6) je v našom prípade:

Na implementáciu zisku rovného 10 sa zvolia nasledujúce hodnoty odporu R1 \u003d R2 \u003d 10 kΩ R5 \u003d R6 \u003d 100 kΩ

Pásmový filter

Obrázok 10 zobrazuje pásmový filter použitý v zariadení

Obr. 10 Schéma pásmového filtra

Funkcia prenosu

Parametre schémy

Šírka pásma na úrovni -3 dB

Napriek prítomnosti piatich odporov a dvoch kondenzátorov je výpočet prvkov podľa vyššie uvedených vzorcov dosť jednoduchý. Nastavenie schémy závisí od inštalačných operácií

prevodový koeficient - odporom R14,

rezonančná frekvencia ω0 - odpor R19,

faktor kvality Qf - rezistor R21

Tento obvod je vhodný najmä na konštrukciu filtrov s vysoko kvalitným faktorom Qf, pretože nie je rozhodujúci pre odchýlky hodnôt prvkov od nominálnych hodnôt, je ľahko nastaviteľný a nevyžaduje použitie prvkov s veľkým rozsahom nominálnych hodnôt. Tieto výhody sa dosahujú použitím dvoch operačných zosilňovačov.

Podľa hodnôt srdcového rytmu je šírka pásma tohto filtra 0,5 - 5 Hz. Na jeho implementáciu boli vypočítané nasledujúce parametre: R13 \u003d R14 \u003d 10 kΩ, R17 \u003d R17 \u003d 100 kΩ, R17 \u003d 20 kΩ, С7 \u003d 0,4 μF С9 \u003d 0,1 μF

Akcelerometer ADXL320 sa používa na registráciu pulznej vlny

Obr. 11 diagram akcelerometra

JCP je dvojrozmerný senzor zrýchlenia s nízkymi nákladmi a nízkou spotrebou. Meria ± 5G zrýchlenie, vibrácie a gravitáciu.

Technické vlastnosti:

rozlíšenie 2 mg pri 60 Hz;

napájacie napätie v rozmedzí 2,4 ... 5,25 V;

spotreba prúdu 350 mA pri napájacom napätí 2,4 V;

stabilná úroveň nulového zrýchlenia;

vysoká citlivosť;

vyrovnanie pozdĺž osí s presnosťou 0,1 stupňa;

Korekcia BW s jedným kondenzátorom;

unipolárne fungovanie;

Bloková schéma je znázornená na obrázku 12.

Obr. 12 diagram akcelerometra

Aplikácie: pohybové a orientačné vzory, inteligentné vreckové zariadenia, mobilné telefóny, lekárske a športové zariadenia, bezpečnostné zariadenia.

Na digitalizáciu signálov sa používa MAX-1241 ADC

Obr. 13 schéma priepustného filtra

Mikrokontrolér PIC16F877 sa používa na spracovanie prijatých informácií. Na zobrazovanie informácií sa používa LCD monitor LM016L.

Domáce elektronické zariadenia sú zvyčajne napájané zo siete na striedavý prúd alebo z autonómnych zdrojov energie (galvanické články a batérie). Niektoré prístroje spotrebúvajú malý elektrický prúd a v tomto prípade si vystačíte s batériami, v iných prípadoch kapacita batérií nestačí na dlhodobú prevádzku a musíte používať napájanie z elektrickej siete.

Elektrická schematická schéma napájacieho zdroja je znázornená na obr.

Obrázok 13 Schematický diagram napájacieho zdroja

Menovité napätie operačného zosilňovača je ± 5B. Spotreba prúdu jedného operačného zosilňovača je 4 mA. S prihliadnutím na spotrebu mikrokontroléra a LCD vypočítame napájanie pre prúd 100 mA z každého zdroja. Spotreba energie bude 1 200 MW.

Výber štandardného transformátora TPP248 SHLM20 ´ 20 s výkonom 14,5W s dvoma vinutiami s výstupným napätím 20V a povoleným prúdom 165mA. Maximálny prúd primárneho vinutia je 100 mA.

Ako usmerňovač používame usmerňovací mostík KTs422V s nasledujúcimi parametrami:

Urev \u003d 200 V; Ipr max \u003d 0,5A; Iobr max \u003d 50mkA, fmax \u003d 1kHz.

Výpočet kapacity filtračného kondenzátora jednofázového mostíkového usmerňovača sa vykonáva podľa vzorca

Výstupný výkon usmerňovača, - maximálny rozsah zvlnenia usmerneného napätia, - sieťová frekvencia.

Zo štandardného rozsahu vyberieme kondenzátor K50-3B 50V 390mkF.

Ako stabilizátory používame kladný stabilizátor napätia IC 7815 s výstupným napätím 5 ± 0,45 V, Uinmax \u003d 35 V, Iinmax \u003d 1,5 A a stabilizátor záporného napätia IC 7815 s výstupným napätím -5 ± 0,3 V, -Uvxmax \u003d 35 V, Iinmax \u003d 1,5 A.

Záver

V procese vykonávania práce bol vyvinutý schematický diagram zariadenia, ktoré umožňuje merať rýchlosť šírenia pulznej vlny prietoku krvi. Zariadenie môže pracovať v štyroch režimoch, v závislosti od podmienok merania.

Bibliografia

1.E. S. Levshina, P. V. Novitskaya Elektrické merania fyzikálnych veličín: (Meracie prevodníky). Učebnica. príručka pre univerzity. - L.: Energoatomizdat. Leningrad. oddelenie, 1983.-320 s.

.Peyton A.J., Walsh V. Analógová elektronika na operačných zosilňovačoch. - M.: BINOM, 1994.

.Mekhantsev E.B., Lysenko I.E. Fyzické základy technológie mikrosystémov. Učebnica. - Taganrog: Vydavateľstvo TRTU, 2004. - 54 s.

.Protopopov A.S. Zosilňovače so spätnou väzbou, diferenciálne a operačné zosilňovače a ich použitie. - M.: SAINS-PRESS, 2003. - 64 s.

.J. Friden Moderné snímače. Príručka. - M.: Technosphere, 2005. - 592 s.

Pat. 2336810 Ruská federácia, A61B 5/024 „Optoelektronický snímač infračervených pulzných vĺn“ [Text] / Us NA; prihlasovateľ a držiteľ patentu USA NA - č. 2007112233/14; vyhlásil 2007.04.02; publ. 2008.10.27.

Pat. 2040207 Ruská federácia, A61B5 / 022 „Zariadenie na meranie krvného tlaku a kapacitný snímač“ [Text] / Sivolapov A.A .; Brovkovich E.D .; prihlasovateľ a držiteľ patentu Sivolapov A.A .; Brovkovich E. D. - č. 93009423/14; vyhlásil 1993.02.18; publ. 1995.07.25.

Pat. 2199943 Ruská federácia, A61B5 / 02, „Metóda a zariadenie na zaznamenávanie impulzových vĺn a biometrického systému“ [Text] / Minkin VA; Kmeň A.I .; prihlasovateľ a držiteľ patentu Minkin VA; A.I. - č. 2001105097/14; vyhlásil 2001.02.16; publ. 2003.03.10.

Pat. 93009423 Ruská federácia, A61B5 / 02 „Zariadenie na meranie rýchlosti šírenia pulznej vlny a stredného arteriálneho tlaku“ [Text], Sivolapov A.A .; Brovkovich E.D .; prihlasovateľ a držiteľ patentu Sivolapov A.A .; Brovkovich E. D. - č. 2003122269/14; vyhlásil 1993.02.18; publ. 1996.04.20.

Pat. 2281686 Ruská federácia, A61B 5/021 „Metóda diagnostiky stavu arteriálneho lôžka pomocou počítačovej sfygmografie“ [Text], Germanov A.V.; Ryabov A.E .; Fatenkov V.N. ;; prihlasovateľ a držiteľ patentu A. Germanov; Ryabov A.E .; Fatenkov V.N .; - č. 2004113716/14; vyhlásil 2004.05.05; publ. 2006.08.20.

Pat. 2038039 Ruská federácia, A61B5 / 0205 „Snímač pulzných vĺn“ [Text], Romanovskaya AM; Romanovský V.F. ; prihlasovateľ a držiteľ patentu AM Romanovskaya; Romanovský V.F. - č. 4784700/14; vyhlásil 1989.12.19; publ. 1995.06.27

M. K. Oskolková, Yu D. Sacharovová. „Srdce a krvné cievy u detí s reumatoidnou artritídou“ Vydavateľstvo „Medicine“, Taškent, 1974

Inštrumentálne metódy výskumu kardiovaskulárneho systému: Príručka. M.: Medicine, 1986,416 s.

G. M. Poedintsev O spôsobe prietoku krvi krvnými cievami // Vývoj nových neinvazívnych výskumných metód v kardiológii. Voronež, 1983 S. 16.

G. M. Poedintsev Niektoré princípy matematického modelovania biologických systémov a kritériá na hodnotenie ich primeranosti // Lekárske informačné systémy: Medzirezortný tematický vedecký zborník. Taganrog: TRTI, 1988. Číslo. 1 (VIII). S. 113.

Strumskite O.K. Matematické metódy na stanovenie minútových, mozgových a fázových objemov srdca podľa trvania fáz srdcového cyklu // Vývoj nových neinvazívnych výskumných metód v kardiológii. Voronež, 1983 S. 16.

Tsydypov Ch.Ts., Boronoev V.V., Pupyshev V.N., Trubacheev E.A. Problémy objektivizácie pulznej diagnostiky tibetskej medicíny // Int. seminár o využívaní počítačov v tibetskej medicíne Tibetská medicína (história, metodika výskumu a perspektívy použitia) ... Ulan-Ude, 1989. 24.

Valtneris A.D., Yauya Ya.A. Sfygmografia ako metóda na hodnotenie zmien hemodynamiky pod vplyvom fyzickej aktivity. Riga: Zinatne, 1988.132 s.

Azargaev L.N., Boronoev V.V., Shabanova E.V. Porovnávacia analýza sfygogramov krčných a radiálnych artérií // Fyziológia človeka. 1997. T. 23. č. 5. P. 67.

Lishchuk V.A. Matematická teória krvného obehu. Moskva: Medicína, 1991.256 s.

Avetikyan Sh.T. Trvanie intervalov výťah-incisura arteriálny pulz v centrálnej a periférnej časti cievneho systému v rôznych polohách osoby // Fyziológia človeka. 1984. T. 10.Č. 2.P. 24.

Boronoev V.V., Rinchinov O.S. Metódy spline aproximácie v probléme amplitúdovo-časovej analýzy pulznej vlny // Izv. Univerzity. Rádiofyzika. 1998 T. XLI. Č. 8. P. 1043.

Kulikov Yu.A. Objemové parametre centrálnej hemodynamiky podľa analýzy fázovej štruktúry srdcového cyklu // Vývoj nových neinvazívnych metód výskumu v kardiológii. Voronež, 1983, s. 49.

Milyagin V.A., Milyagina I.V., Grekova M.V. a ďalšie Nová automatizovaná metóda na určovanie rýchlosti šírenia impulznej vlny. Funkcia. diagnostika. 2004; 1: 33–9.

Ageev F.T., Orlova Ya.A., Kulev B.D. Klinické a vaskulárne účinky betaxololu u pacientov s arteriálnou hypertenziou. Kardiológia. 2006; 11: 38-43.

žiadosť

Podobná práca ako - Zariadenie na meranie rýchlosti šírenia pulznej vlny prietoku krvi