Величина характеризующая объем крови протекающей в сосудистом русле: Система кровообращения: принципы организации и регуляции функциональной активности | Руководство по кардиологии

Сопротивление сосудов

8)классификация кровеносных сосудов.

Кровено́сные
сосу́ды —
эластичные
трубчатые образования в
теле животных и человека,
по которым силой ритмически
сокращающегося сердца или
пульсирующего сосуда осуществляется
перемещение крови по
организму: к органам и тканям по артериям,
артериолам, артериальным капиллярам,
и от них к сердцу — по венозным капиллярам,
венулам и венам.

Среди
сосудов кровеносной системы
различают артерии, артериолы, капилляры, венулы, вены и артериоло-венозные
анастомозы;
сосуды системы микроциркуляторного
русла осуществляют взаимосвязь между
артериями и венами. Сосуды разных типов
отличаются не только по своей толщине,
но и по тканевому составу и функциональным
особенностям.

• Артерии —
  сосуды, по которым кровь движется от
  сердца. Артерии имеют толстые стенки,
  в которых содержатся мышечные волокна,
  а также коллагеновые и эластические
  волокна. Они очень эластичные и могут
  сужаться или расширяться, в зависимости
  от количества перекачиваемой сердцем
  крови.

• Артериолы —
  мелкие артерии, по току крови
  непосредственно предшествующие
  капиллярам. В их сосудистой стенке
  преобладают гладкие мышечные волокна,
  благодаря которым артериолы могут
  менять величину своего просвета и,
  таким образом, сопротивление.

• Капилляры —
  это мельчайшие кровеносные сосуды,
  настолько тонкие, что вещества могут
  свободно проникать через их стенку.
  Через стенку капилляров осуществляется
  отдача питательных веществ икислорода из
  крови в клетки и переход углекислого
  газа и
  других продуктов жизнедеятельности
  из клеток в кровь.

• Венулы —
  мелкие кровеносные сосуды, обеспечивающие
  в большом круге отток обедненной
  кислородом и насыщенной продуктами
  жизнедеятельности крови из капилляров
  в вены.

• Вены —
  это сосуды, по которым кровь движется
  к сердцу. Стенки вен менее толстые, чем
  стенки артерий и содержат соответственно
  меньше мышечных волокон и эластических
  элементов.

9)Объемная скорость кровотока

 Объемная
скорость потока крови (кровотока) сердца —
это динамический показатель деятельности сердца.
Соответствующая этому
показателю переменная физическая величина характеризует
объёмное количество крови,
проходящее через поперечное
сечение потока (в
сердце) за единицу времени. 
     Объемную
скорость кровотока сердца оценивают по формуле:

CO = HR · SV / 1000,

где: HR — частота
сокращений сердца (1
/ мин), SV — систолический
объём кровотока (мл, л). 
     Система
кровообращения,
или сердечно-сосудистая
система представляет
собой замкнутую систему (см. схему
1, схему
2, схему
3).
Она состоит из двух насосов (правое
сердце и левое сердце), соединенных
между собой последовательнокровеносными
сосудами большого
круга кровообращения и
кровеносными сосудами малого
круга кровообращения(сосудами лёгких).
В любом совокупном сечении этой системы
протекает одно и то же количество крови.
В частности, при одних и тех же условиях поток
крови, протекающий через правое сердце,
равен потоку крови, протекающей через
левое сердце. У человека в состоянии покоя объёмная
скорость кровотока (как правого, так и
левого) сердца составляет
~4,5  ÷ 5,0 л / мин. 
     Целью системы
кровообращения является обеспечение
непрерывного кровотока во
всех органах и тканях в
соответствии с потребностями организма.
Сердце является насосом, перекачивающим
кровь по системе кровообращения. Вместе
с кровеносными сосудами
сердце актуализирует цель
системы кровообращения. Отсюда, объёмная
скорость кровотока сердца является переменной,
характеризующей эффективность работы сердца. 
     Кровоток
сердца управляется сердечно-сосудистым
центром и
зависит от ряда
переменных.
Главными из них являются:объёмная
скорость потока венозной крови к
сердцу (л / мин), конечно-диастолический
объём кровотока (мл), систолический
объём кровотока (мл), конечно-систолический
объём кровотока (мл), частота
сокращений сердца (1 / мин).

10)   Линейная скорость потока крови (кровотока)
— это физическая величина,
являющаяся мерой движения частиц
крови, составляющих поток. Теоретически она
равна расстоянию, проходимому
частицей вещества,
составляющего поток, в единицувремени:
 v = L / t.
 Здесь L 
—
 путь  (м),
 t 
—
 время (c).      Кроме
линейной скорости кровотока
различают объёмную
скорость потока крови,
или объёмную
скорость кровотока.   Средняя линейная
скорость ламинарного кровотока (v)
оценивается интегрированием линейных
скоростей всех цилиндрических слоев
потока: 

 v = ( dP · r⁴ ) / ( 8η · l ),

где:
 dP 
—  разница давления
крови в
начале и в конце участка кровеносного
сосуда,  r 
—  радиус сосуда,  η —
 вязкость
крови,
 l 
—  длина участка сосуда,  коэффициент
8 — это результат интегрирования скоростей,
движущихся в сосуде слоев крови. 
     Объемная
скорости кровотока (Q)
и линейная скорости кровотока
связаныотношением :

Q = v · π · r² .

Подставив
в это отношение выражение для  v 
получим
уравнение («закон») Хагена-Пуазейля для
объёмной скорости кровтотка: 

Q = dP · ( π · r⁴ / 8η · l ) 
(1).

     Исходя
из простой логики, можно утверждать,
что объёмная скорость любого потока
прямо пропорциональна движущейсиле и
обратно пропорциональна сопротивлению
потоку. Аналогично, объёмная скорость
кровотока ( Q )
прямо пропорциональна движущей силе
(градиентдавления,
 dP ),
обеспечивающей кровоток, и обратно
пропорциональна сопротивлению
кровотоку ( R ):
 Q = dP  / R .
Отсюда  R = dP  / Q .
Подставляя в это отношение выражение
(1)
для  Q ,
получим формулу для
оценки сопротивления кровотоку: 

R = ( 8η · l  ) / ( π · r⁴ ).

     Из
всех этих формул видно, что самой
значимой переменной,
определяющей линейную и объёмную
скорости кровотока, является просвет
(радиус) сосуда. Эта переменная является
главной переменной в управлении кровотоком. 

11)

Гидродинамическое
сопротивление прямо пропорционально
длине сосуда и вязкости крови и обратно
пропорционально радиусу сосуда в 4-й
степени, то есть больше всего зависит
от просвета сосуда. Так как наибольшим
сопротивлением обладают артериолы , ОПСС зависит
главным образом от их тонуса.

Различают
центральные механизмы регуляции тонуса
артериол и местные механизмы регуляции
тонуса артериол.

К
первым относятся нервные и гормональные
влияния ,
ко вторым — миогенная , метаболическаяи эндотелиальная
регуляция .

На
артериолы оказывают постоянный тонический
сосудосуживающий эффект симпатические
нервы .
Величина этого симпатического тонуса
зависит от импульсации, поступающей
отбарорецепторов каротидного
синуса , дуги
аорты и легочных
артерий .

Основные
гормоны, в норме участвующие в регуляции
тонуса артериол, — это адреналин инорадреналин ,
вырабатываемые мозговым
веществом надпочечников .

Миогенная
регуляция сводится к сокращению или
расслаблению гладких мышц сосудов в
ответ на изменения трансмурального
давления; при этом напряжение в их стенке
остается постоянным. Тем самым
обеспечивается ауторегуляция местного
кровотока — постоянство кровотока при
меняющемся перфузионном давлении.

Метаболическая
регуляция обеспечивает расширение
сосудов при повышении
основного обмена(за
счет выброса аденозина и простагландинов )
и гипоксии (также
за счет выделения простагландинов).

Наконец, эндотелиальные
клетки выделяют
ряд вазоактивных
веществ — окись
азота ,эйкозаноиды ( производные
арахидоновой кислоты ), сосудосуживающие
пептиды ( эндотелин-1, ангиотензин
II )
и свободные
радикалы кислорода .

12)давление крови в разных отделах
сосудистого русла

Давление
крови в различных участках сосудистой
системы. Среднее давление в аорте
поддерживается на высоком уровне
(примерно 100 мм рт. ст.), поскольку сердце
непрестанно перекачивает кровь в аорту.
С другой стороны, артериальное давление
меняется от систолического уровня 120
мм рт. ст. до диастолического уровня 80
мм рт. ст., поскольку сердце перекачивает
кровь в аорту периодически, только во
время систолы. По мере продвижения крови
в большом круге кровообращения среднее
давление неуклонно снижается, и в месте
впадения полых вен в правое предсердие
оно составляет 0 мм рт. ст. Давление в
капиллярах большого круга кровообращения
снижается от 35 мм рт. ст. в артериальном
конце капилляра до 10 мм рт. ст. в венозном
конце капилляра. В среднем «функциональное»
давление в большинстве капиллярных
сетей составляет 17 мм рт. ст. Этого
давления достаточно для перехода
небольшого количества плазмы через
мелкие поры в капиллярной стенке, в то
время как питательные вещества легко
диффундируют через эти поры к клеткам
близлежащих тканей. В правой части
рисунке показано изменение давления в
различных участках малого (легочного)
круга кровообращения. В легочных артериях
видны пульсовые изменения давления,
как и в аорте, однако уровень давления
значительно ниже: систолическое давление
в легочной артерии — в среднем 25 мм рт.
ст., а диастоли-ческое — 8 мм рт. ст. Таким
образом, среднее давление в легочной
артерии составляет всего 16 мм рт. ст., а
среднее давление в легочных капиллярах
равно примерно 7 мм рт. ст. В то же время
общий объем крови, проходящий через
легкие за минуту, — такой же, как и в
большом круге кровообращения. Низкое
давление в системе легочных капилляров
необходимо для выполнения газообменной
функции легких.

Источник: http://meduniver.com/Medical/Physiology/581.html MedUniver

13)артериальное давление

Артериальное
давление — один из важнейших
параметров, характеризующих
работу кровеносной
системы. Давление
крови определяется объёмом крови,
перекачиваемым в единицу времени сердцем и
сопротивлением сосудистого русла.
Поскольку кровь движется под
влиянием градиента давления
в сосудах, создаваемого сердцем, то
наибольшее давление крови будет на
выходе крови из сердца (в левом желудочке),
несколько меньшее давление будет
в артериях,
ещё более низкое в капиллярах, а самое
низкое в венах и
на входе сердца (в правом предсердии).
Давление на выходе из сердца, в аорте и
в крупных артериях отличается незначительно
(на 5—10 мм
рт. ст.), поскольку
из-за большого диаметра этих сосудов
их гидродинамическое
сопротивление невелико.
Точно так же незначительно отличается
давление в крупных венах и в правом
предсердии. Наибольшее падение давления
крови происходит в мелких
сосудах: артериолах, капиллярах и венулах.

Верхнее
число — систолическое
артериальное давление,
показывает давление в артериях в момент,
когда сердце сжимается и выталкивает
кровь в артерии, оно зависит от силы
сокращения сердца, сопротивления,
которое оказывают стенки кровеносных
сосудов, и числа сокращений в единицу
времени.

Нижнее
число — диастолическое
артериальное давление,
показывает давление в артериях в момент
расслабления сердечной мышцы. Это
минимальное давление в артериях, оно
отражает сопротивление периферических
сосудов. По мере продвижения крови по
сосудистому руслу амплитуда колебаний
давления крови спадает, венозное и
капиллярное давление мало зависят от
фазы сердечного цикла.

Типичное
значение артериального кровяного
давления здорового человека
(систолическое/диастолическое) = 120 и
80 мм
рт. ст., давление в
крупных венах на несколько мм. рт. ст.
ниже нуля (ниже атмосферного). Разница
между систолическим артериальным
давлением и диастолическим (пульсовое
давление) в норме
составляет 30—40 мм
рт. ст.

Физиология итоговая 4 Flashcards | Quizlet

Рефлекторная регуляция сосудистого тонуса

Как отмечалось, артерии и артериолы постоянно находятся в состоянии сужения, в значительной мере определяемого тонической активностью сосудодвигательного центра. Тонус сосудодвигательного центра зависит от афферентных сигналов, приходящих от периферических рецепторов, расположенных в некоторых сосудистых областях и на поверхности тела, а также от влияния гуморальных раздражителей, действующих непосредственно на нервный центр. Следовательно, тонус сосудодвигательного центра имеет как рефлекторное, так и гуморальное происхождение.

По классификации В. Н. Черниговского, рефлекторные изменения тонуса артерий — сосудистые рефлексы — могут быть разделены на две группы: собственные и сопряженные рефлексы.

Собственные сосудистые рефлексы. Вызываются сигналами от рецепторов самих сосудов. Особенно важное физиологическое значение имеют рецепторы, сосредоточенные в дуге аорти в областибифУказанные участки сосудистой системы получили название сосудистых рефлексогенных зон.

Рецепторы, расположенные в дуге аорты, являются окончаниями центростремительных волокон, проходящих в составе аортального нерва. Ционом и Людвигом этот нерв функционально был обозначен как депрессор. Электрическое раздражение центрального конца нерва обусловливает падение АД вследствие рефлекторного повышения тонуса ядер блуждающих нервов и рефлекторного снижения тонуса сосудосуживающего центра. В результате сердечная деятельность тормозится, а сосуды внутренних органов расширяются. Если у подопытного животного, например у кролика, перерезаны блуждающие нервы, то раздражение аортального нерва вызывает только рефлекторное расширение сосудов без замедления сердечного ритма.

В рефлексогенной зоне сонного синуса (каротидный синус, sinus caroticus) расположены рецепторы, от которых идут центростремительные нервные волокна, образующие синокаротидный нерв, или нерв Геринга. Этот нерв вступает в мозг в составе языкоглоточного нерва. При введении в изолированный каротидный синус крови через канюлю под давлением можно наблюдать падение АД в сосудах тела (рис. 7.22). Понижение системного АД обусловлено тем, что растяжение стенки сонной артерии возбуждает рецепторы каротидного синуса, рефлекторно понижает тонус сосудосуживающего центра и повышает тонус ядер блуждающих нервов.

Рецепторы сосудистых рефлексогенных зон возбуждаются при повышении давления крови в сосудах, поэтому их называют прессорецепторами, или барорецепторами. Если перерезать синокаротидные и аортальные нервы с обеих сторон, возникает гипертензия, т. е. устойчивое повышение АД, достигающее в сонной артерии собаки 200—250 мм рт.ст. вместо 100—120 мм рт.ст. в норме.

Понижение АД вследствие, например, уменьшения объема крови в организме (при кровопотерях), ослабления деятельности сердца или при перераспределении крови и оттоке ее в избыточно расширившиеся кровеносные сосуды какого-нибудь крупного органа ведет к тому, что прессорецепторы дуги аорты и сонных артерий раздражаются менее интенсивно, чем при нормальном АД. Влияние аортальных и синокаротидных нервов на нейроны сердечно-сосудистого центра ослабляется, сосуды суживаются, работа сердца усиливается и АД нормализуется. Этот способ регуляции АД представляет собой регуляцию «на выходе» системы, работающую по принципу отрицательной обратной связи. При отклонении АД от заданной величины включаются компенсаторные реакции, восстанавливающие это давление до нормы. Это — регуляция «по рассогласованию».

Существует еще один, принципиально иной, механизм регуляции АД «на выходе» системы, «по возмущению». В данном случае компенсаторные реакции включаются еще до того, как АД изменится, предупреждая отклонение его от нормы. Необходимые для этого реакции запускаются сигналами, возникающими в рецепторах растяжения миокарда и коронарных сосудов, несущих информацию о степени наполнения кровью полостей сердца и артериальной системы. В этом случае регуляторные реакции реализуются через внутрисердечную нервную систему, а также через вегетативные центры ЦНС.

Сосудистые рефлексы можно вызвать, раздражая рецепторы не только дуги аорты или каротидного синуса, но и сосудов некоторых других областей тела. Так, при повышении давления в сосудах легкого, кишечника, селезенки наблюдаются рефлекторные изменения АД в других сосудистых областях.

Рефлекторная регуляция давления крови осуществляется при помощи не только механорецепторов, но и хеморецепторов, чувствительных к изменениям химического состава крови. Такие хеморецепторы сосредоточены в аортальном и сонном гломусе (glomus caroticum, каротидные тельца), т. е. в местах локализации хеморецепторов.

Хеморецепторы чувствительны к СО2 и недостатку кислорода в крови; они раздражаются также СО, цианидами, никотином. От этих рецепторов возбуждение по центростремительным нервным волокнам передается к сосудодвигательному центру и вызывает повышение его тонуса. В результате сосуды суживаются и давление повышается. Одновременно происходит возбуждение дыхательного центра.

Таким образом, возбуждение хеморецепторов аорты и сонной артерии вызывает сосудистые прессорные рефлексы, а раздражение механорецепторов — депрессорные рефлексы.

Хеморецепторы обнаружены также в сосудах селезенки, надпочечников, почек, костного мозга. Они чувствительны к различным химическим соединениям, циркулирующим в крови, например к ацетилхолину, адреналину и др. (В. Н. Черниговский).

Сопряженные сосудистые рефлексы. Это рефлексы, возникающие в других системах и органах, проявляются преимущественно повышением АД. Их можно вызвать, например, раздражением поверхности тела. Так, при болевых раздражениях рефлекторно суживаются сосуды, особенно органов брюшной полости, и АД повышается. Раздражение кожи холодом также вызывает рефлекторное сужение сосудов, главным образом кожных артериол.

Кортикальная регуляция сосудистого тонуса. Влияние коры большого мозга на сосуды было впервые доказано путем раздражения определенных участков коры.

Кортикальные сосудистые реакции у человека изучены методом условных рефлексов. В этих опытах о сужении или расширении сосудов судят по изменению объема руки при плетизмографии. Если сосуды суживаются, то кровенаполнение, а следовательно, и объем органа уменьшаются. При расширении сосудов, наоборот, кровенаполнение и объем органа увеличиваются.

Если многократно сочетать какое-либо раздражение, например согревание, охлаждение или болевое раздражение участка кожи с каким-нибудь индифферентным раздражителем (звуковым, световым и т. п.), то через некоторое число подобных сочетаний один индифферентный раздражитель может вызвать такую же сосудистую реакцию, как и безусловное раздражение.

Сосудистая реакция на ранее индифферентный раздражитель осуществляется условнорефлекторным путем, т. е. при участии коры большого мозга. У человека при этом часто возникает и соответствующее ощущение (холода, тепла или боли), хотя никакого раздражения кожи не было.

Влиянием коры большого мозга объясняется то, что у спортсменов перед началом упражнения или соревнования наблюдается повышение артериального давления, вызванное изменениями деятельности сердца и сосудистого тонуса.

Детектр лжи полиграф пройти в Запорожье

частота сердечных сокращений;
количество крови, поступающей в сосудистое русло при каж
дом сокращении сердца;
скорость, с которой выводится кровь из него;
эластичность стенок сосудов артерии;
величина просвета и эластичность периферических сосудов, включая и капилляры;
объем циркулирующей крови;
емкость венозных сосудов.
Каждый из перечисленных факторов теоретически может самостоятельно оказать влияние на величину артериального давления. На практике, как правило, на начальном этапе, включается сразу несколько механизмов регуляции давления.
В среднем, в теле мужчины находится около 5 литров крови, женщины — около 4-х литров. Но не вся кровь, находящаяся в организме, постоянно циркулирует. Существует так называемое «кровяное депо», где в спокойном состоянии может находиться большое количество крови. В качестве депо организм использует селезенку, печень, легкие. Мощным дополнительным депо является кожа (включая подкожные образования). В ней может находиться до 1-го литра крови, практически в неподвижном состоянии. В норме депонированная кровь выключена из кровообращения, но, по мере нарастания эмоционального напряжения, она постепенно вводится в кровеносное русло, увеличивая циркулирующий объем крови. К наиболее важным механизмам регуляции давления следует отнести:
а) Систему регуляции с использованием «датчиков» давления, расположенных в крупных сосудах. Это один из наиболее изученных способов индикации АД.
Увеличение артериального давления ведет к растяжению стенок крупных кровеносных сосудов, где находятся нервные клетки, реагирующие на это явление. Чем больше растяжение стенок, тем чаще идут импульсы в центр, сигнализируя о возможной опасности для организма человека. Мозг реагирует на эти сигналы снижением частоты сердечных сокращений, уменьшением объема перекачиваемой крови. Дается команда на расширение периферического кровеносного русла. В результате чего АД приходит к норме. Если же оно падает ниже необходимого уровня, то механизм коррекции срабатывает в обратном порядке. б) Химические регуляторы. Если артериальное давление уменьшается до достаточно низкого уровня, то снижаются обменные процессы между кровью и биотканями. В результате, в организме уменьшается содержание кислорода (О2) и повышается концентрация углекислого газа (СО2). Такое изменение баланса растворимых газов заставляет хемочувствительные клетки передавать в мозг, а через него и в систему кровообращения, сигналы, вызывая усиление сердечной деятельности на фоне сужения периферических сосудов. в) Нарушение кровоснабжения центральной нервной системы так же вызывает резкое снижение содержания О2 и повышение СО2. Это ведет к появлению мощного потока сигналов, посылаемых автономным нервным системам, обслуживающим кровообращение, с целью увеличения сердечной активности и степени сужения периферических сосудов. Этим самым артериальное давление приводится к нормальному уровню.
г) Увеличение давления может компенсироваться за счет дополнительного растяжения сосудов. Растягивание сосудов увеличивает их объем и, следовательно, снижает уровень кровяного давления. К этой системе регуляции подключается, и сердце-снижаются частота сокращений и объем крови, выталкиваемой сердцем при каждом сокращении.
д) Сокращение объема циркулирующей крови.
е) При понижении артериального давления почки выделяют специальный фермент, который, в конечном итоге, вызывает резкое увеличение сопротивления периферических сосудов (сужение сосудов), что ведет к повышению давления
ж) Почечная система регуляции. Если артериальное давление повышается выше нормы, то степень потери воды и солей е моче быстро увеличивается. В конечном итоге через промежуточные звенья уменьшается объем циркулирующей жидкости. Параллельно снижаются частота сокращений сердца и количество крови, перекачиваемой за одну минуту. Если же давление падает ниже нормы, то происходит обратный процесс.
В дополнение к описанным выше механизмам управления уровнем АД существуют и другие. Их роль менее значительна. Следует заметить, что диапазон включения различных систем регуляции кровяного давления довольно широк — от считанных секунд до нескольких часов и дней. При проведении полиграфных проверок нас интересуют механизмы, сравнительно быстро включающиеся в нормализацию АД. На рис.2 показаны нервные механизмы регуляции артериального давления.
Как видно из рис. 2, в первую очередь реагируют «датчики», измеряющие уровень давления. Сигналы с них поступают в центральные отделы нервной системы практически мгновенно. С некоторой задержкой передается информация об уровне содержания СО2 и О2 в крови и отдельно — о содержании кислорода в тканях мозга. То, что так оперативно отслеживается содержание О2 в головном мозге, явление вполне обоснованное. Снижение содержания кислорода в тканях мозга ниже нормы приводит к расстройству его функций и, в конечном итоге, — к гибели организма. Позже всего реагирует сосудистое русло, перестройка которого может продолжаться до нескольких минут.
Еще в 1895 г Ч. Ломброзо своими исследованиями «правдивости показаний испытуемого» при помощи гидросфигмографа установил, что изменение АД может быть весьма информативным при изучении психологического стресса. Артериальное давление- важнейший показатель, отражающий функциональное состояние сердечно-сосудистой системы. Оно максимально во время сердечного сокращения (систолическое давление — СД) и минимально во время сердечного расслабления перед следующим сокращением (диастолическое давление — ДД). Причем, систолическое давление в достаточно полной мере отражает состояние самой работы сердца, а диастолическое — состояние периферического сопротивления сосудов. Некоторые авторы предлагают использовать разность между СД и ДД — пульсовое давление, обладающее не меньшей информативностью для оценки эмоционального напряжения.
Существует два способа измерения АД — прямой (введение непосредственно в артерию датчика давления) и непрямой (при помощи резиновой манжеты, закрепляемой на руке испытуемого). Причем при непрямом методе измеряется не только давление крови, но и связанного с ним изменения объема руки.

Рис. 2. Время включения нервных механизмов регуляции артериаль
ного давления при возникновении стресса (по А.К. Гайтон, 1972).
Т — время начала действия после подачи сигнала.
V — интенсивность сигналов.
1 _ увеличение емкости крупных кровеносных сосудов.
2 — сигналы с «датчиков» уровня О2 и СО2 в крови.
3 — сигналы с «датчиков» давления.
4 — кислородное голодание мозга.
Основной недостаток прямого измерения — необходимость хирургического вмешательства, что в практике и тем более при проведении тестирования в принципе неприемлемо.
При конструировании полиграфных устройств реже используется классический метод измерения АД, когда в манжетку, закрепляемую на левой руке человека, накачивается воздух и создается давление 50-60 миллиметров ртутного столба. Даже это незначительное дополнительное давление нарушает кровообращение, ведет к чувству онемения руки и появлению дискомфорта, вплоть до болевых ощущений. При анализе результатов артериального давления в классическом варианте в качестве информативного показателя берут относительное изменение АД на «значимый» вопрос (рис. 13), при этом также измеряется площадь под кривой и время возвращения к исходному уровню.
Более удачно была решена эта задача в полиграфной системе типа «Барьер». Для оценки гемодинамики в нем вместо «классического артериального давления» измеряется объемное кровообращениеение, т.е. регистрируется изменение количества крови, протекающей через сечение руки. В медицине этот способ регистрации гемодинамики называют «оклюзным» кровообращением. Любое изменение объема крови параллельно меняет уровень давления, что сравнительно легко фиксируется специальным датчиком. Объемное кровообращение довольно точно отражает уровень эмоционального напряжения. По условиям регистрации объемного кровообращения давление, создаваемое датчиком на руку, должно быть минимальным. Даже при 3-4-часовом нахождении датчика на теле обследуемый не ощущает дискомфорта, связанного с его креплением.
При регистрации объемного кровообращения (рис. 14) кривая более динамична. На ней четко прослеживаются дыхательные волны. Механизм их появления: в зависимости от фаз дыхания {вдох или выдох) меняется давление в брюшной полости. Изменение внутри полости ого давления влияет на венозное кровообращение, а оно, в свою очередь, на объемное кровообращение, тесно связанное с ним. Сопоставление обеих кривых показывает, насколько выше чувствительность объемного кровообращения по сравнению с артериальным давлением, зафиксированным классическим способом. Щадящая методика регистрации, практическое отсутствие ощущения дискомфорта от крепления датчика на теле, не затрудняющего кровообращение, значительно повышает как чувствительность этого метода, так и его надежность.

Рис. 3. Информативные признаки, используемые при регистрации АД
Классическим способом:
АД — величина артериального давления,
t — время регистрации,
t, — время, в течение которого было «повышенное» АД,
h — прирост АД,
S — площадь под кривой,
Л — длина огибающей кривой,
С — стимул.
Рис. 4. Информативные признаки при оценке кривой, характеризующей
объемное кровообращение:
А — объем протекающей крови,
t — время регистрации,
hv h3 — амплитуда дыхательных волн,
h4 — амплитуда плетизмо-зубца,
Sv S2 — площади под кривыми,
tv t2 — длительность реакции на стимул,
С — стимул,
Л — длина огибающей.

При измерении объемного кровообращения в качестве информативных признаков могут быть:
-длительность кривой (t), определяемая временем отрицательного давления в брюшной полости;
-амплитуда кривой (h), обусловленная величиной отрицательного давления, меняющего количество крови, протекающей через руку;
— амплитуда пульсовой волны (п2), определяемая изменениями объема крови после каждого сердечного сокращения.
Безусловно, на кривую объемного кровообращения влияет еще десяток различных факторов, но для упрощения понимания механизмов мы рассмотрели лишь основные из них.
Таким образом, артериальное давление — весьма стабильный показатель.
Для поддержания его постоянства организм вынужден использовать несколько систем, во многом дублирующихдруг друга. В экстремальных условиях, давление повышается, чтобы после снятия стресса быстро возвратиться к исходному уровню.
Из существующих способов регистрации давления наиболее оптимальным надо считать систему, регистрирующую объемное кровообращение. Являясь косвенным показателем АД, она не менее информативна и, в то же время, полностью снимает неприятные ощуш,ения, связанные с наложением манжеты.

текущих методов измерения и перспективы неинвазивных оптических методов

В этом разделе мы рассмотрим некоторые методы анализа данных для CA, которые используются с прямыми методами, обсуждаемыми в разд. 5.1. Эти методы основаны на принятии перспективы обработки сигналов. Другими словами, эти методы не пытаются понять феномен CA из первых принципов, а скорее пытаются описать взаимосвязь между MAP и CBF в ряде различных условий.Одна из целей — найти эффективный показатель оценки CA, который можно было бы использовать в клинических условиях. В этом разделе, хотя и не исчерпывающе, суммируются некоторые из наиболее популярных методов, которые использовались для анализа данных СА (в основном в исследованиях ВЗД).

5.3.1. Методы статической ауторегуляции головного мозга

Для анализа данных статической СА были приняты по существу три метода (с некоторыми вариациями):

• (a)

  Анализ линейной регрессии между CBF (обычно относительно его исходных значений) и MAP ;

• (б)

  Корреляционный анализ Пирсона;

• (c)

  Мониторинг цереброваскулярной реактивности (CVR) при изменении MAP.

Последний метод использовался в основном в тех исследованиях, в которых MAP (и, следовательно, CBF) меняли только один раз по сравнению с исходными значениями. Эти методы довольно просты, и их можно использовать для определения CA либо двоичным способом (т.е. неповрежденным или поврежденным), либо для определения различных уровней CA.

В методе (а) для бинарной классификации был определен наклон порога, обычно в диапазоне 0,5–3–4% CBF / мм рт. ¹¹ В других исследованиях применялась множественная линейная регрессия с CBF в качестве зависимой переменной и MAP, парциальным давлением кислорода (pO2) и парциальным давлением углекислого газа (pCO2) в качестве регрессоров. Фактически, хорошо известно, что CBF независимо зависит от других ковариат MAP. В статических методах оценки CA, которые требуют более длительного времени измерения, влияние этих регрессоров на изменения CBF более заметно, чем для динамических методов оценки CA (для списка этих исследований мы ссылаемся на ¹¹ ).

Согласно методу (b), коэффициент корреляции Пирсона (r) может аналогичным образом использоваться, чтобы различать неповрежденный (низкая корреляция) и нарушенный (высокая корреляция) CA. Причина в том, что если CA нарушен, изменения CBF более пассивны по отношению к изменениям MAP, и ожидается высокое значение коэффициента корреляции. В некоторых исследованиях r = 0,5 было выбрано в качестве порога для различения двух состояний CA. ¹⁸¹

В методе (c) использовались только два значения MAP, и индекс статического CA мог быть определен на основе крутизны изменений CVR.Этот индекс по-разному назывался SARI (индекс статической авторегуляции) ¹¹ или индекс SCA (статический CA). ¹⁸² Несмотря на разные названия, два индекса имеют одно и то же определение: SCA = SARI =% CVR /% MAP, где% CVR — это изменение CVR (в процентах от его базового значения), а% MAP — это изменение MAP ( выражается также в процентах от исходного значения). Напоминаем, что если CPP≅MAP, CVR определяется

. Дифференцируя уравнение. (31) получаем

ΔCVRCVR = ΔMAPMAP − ΔCBFCBF.

(32)

Из уравнения (32) что, если CBF пассивно следует за MAP, ΔCVR / CVR = 0 и SARI = 0. Напротив, если изменение CVR полностью компенсирует изменение MAP (т. Е. ΔCVRCVR = MAPMAP, нет изменений в CBF и SARI = 1. Этот метод оценки статического CA использовался для сравнения статических и динамических индексов CA). ¹⁸² Недавно для определения статической кривой MAP – CBF был использован более сложный метод нелинейной регрессии (регрессия преследования проекта). ²⁸ Статическая кривая MAP – CBF была измерена с использованием колебательного отрицательного давления в нижней части тела. (OLBNP) маневр.Для каждой частоты колебаний отрицательное давление в нижней части тела изменяли в заданном диапазоне, и соответствующие средние амплитуды колебаний MAP и CBF были измерены и нанесены друг на друга. Авторам удалось продемонстрировать, что при более низкой частоте колебаний (0,03 Гц) кривая MAP – CBF следует обычной характеристической кривой авторегуляции с центральной областью значений MAP, где изменения MAP были адекватно буферизированы (область с низким наклоном и эффективная CA). Однако на самой высокой частоте колебаний (0.08 Гц), эффективность СА была резко снижена, и область, где СА была более эффективной, имела более крутой наклон. Мотивация принятия нелинейной модели для описания взаимосвязи между MAP и CBF заключается в том, что хорошо известно, что при более низких частотах колебаний давление и поток становятся менее линейными, и их взаимная когерентность становится незначительной, что указывает на то, что явление CA нелинейна. ²⁸

5.3.2. Методы динамической церебральной ауторегуляции

Методы оценки динамического СА были разработаны в основном для использования преимуществ непрерывного мониторинга САД и CBF (как, например, с TCD).С помощью этих методов определение различных уровней CA стало более простым, чем для статических методов. Большинство методов предполагают, что система ввода-вывода MAP – CBF (где MAP — это вход, а CBF — выход) линейна и не зависит от времени. Это может быть разумным предположением для небольших изменений MAP и CBF, как, например, во время исходных данных, но его следует протестировать на маневрах, в которых MAP изменяется на относительно большие значения (например, метод снятия манжеты бедра). Эти методы были разработаны как во временной, так и в частотной области.

В частотной области один тест на линейность между двумя сигналами дается функцией когерентности. Высокие значения функции когерентности указывают на линейную зависимость между двумя сигналами. Напротив, низкое значение когерентности можно интерпретировать по-разному как указание на: (1) нелинейную зависимость, (2) плохое отношение сигнал / шум (SNR), (3) отсутствие связи между два сигнала или (4) отношение нескольких входов к одному выходу. ¹⁸³ Методы частотной области применялись для описания фазовых и амплитудных соотношений между MAP и CBF либо во время исходных данных, либо во время индуцированных колебаний MAP на одной или нескольких частотах.Во временной области большинство методов используется для описания переходного процесса MAP и CBF во время маневра освобождения бедренной манжеты.

Один простой метод дифференциации разных уровней CA был предложен Aaslid et al. ¹⁹ во время маневра расстегивания бедренной манжеты. Метод использует преимущества непрерывного мониторинга MAP и CBF, определяя зависящий от времени CVR. Авторы продемонстрировали, что в первые несколько секунд после отпускания манжеты CVR показала линейный тренд как функцию времени, в течение которого наклон был чувствителен к уровню CA.Заметим, что идеально работающий механизм CA мгновенно компенсировал бы изменение MAP, а CVR как функция времени был бы вертикальной линией (бесконечный наклон). Однако, поскольку контур отрицательной обратной связи, который восстанавливает баланс CBF посредством регулировки CVR (по крайней мере, в соответствии с метаболической теорией CA), требует конечного времени работы, наклон также конечен. Подобно статическим индексам SARI или SCA, авторы определили скорость ауторегуляции RoR =% CVR /% MAP / Δt, где Δt — временной интервал, на котором можно предположить линейный тренд CVR.Авторы обнаружили различные значения RoR в зависимости от уровня СО2 в крови, с самым крутым наклоном во время гипокапнии и меньшим наклоном во время гиперкапнии.

Та же группа предложила более аналитическую модель CA, основанную на модели пространства состояний обыкновенного дифференциального уравнения (ODE), управляющего временными отношениями между MAP и CBF во время идеального ступенчатого уменьшения MAP. ¹⁸² Обычно переменные состояния в модели пространства состояний зависят от порядка ODE, и в случае метода, предложенного Tiecks et al., авторы выбрали две переменные состояния. ¹⁸² Модель зависит также от трех параметров: коэффициента демпфирования (D), коэффициента саморегулирования (K) и постоянной времени (T). Произвольно авторы выбрали десять разных триплетов для трех параметров и связали один единственный индекс (индекс авторегуляции, ARI) для описания уровня ауторегуляции. Для каждого ARI решается модель пространства состояний и рассчитывается кривая CBF как функция времени для переходного процесса после снятия манжеты с бедра.ARI = 0 соответствует отсутствию ответа CBF (который следует за пассивным MAP), а ARI = 9 характеризуется самым быстрым временем восстановления CBF до его базового значения. Эта «библиотека» решений для CBF после снятия манжеты бедра используется для определения ARI измеренной кривой CBF как функции времени методом наименьших квадратов.

Вместо изучения переходных процессов САД и CBF во время внезапного изменения АД, как при маневре бедренной манжеты, другие исследователи индуцировали гемодинамические колебания на одном уровне ^{161 , 184 , 185} или нескольких частот ¹⁸⁶ и изучили фазовые, амплитудные и когерентные отношения между MAP и CBF.Типичные маневры, используемые для создания колебаний, — это ритмичное дыхание, ^{161 , 184} приседание, ¹⁸⁵ или отрицательное давление в нижней части тела. ²⁸ Систематическое исследование фазы, усиления и когерентности между MAP (вход) и CBF (выход) на нескольких частотах (в идеале непрерывный набор частот) называется TFA. Здесь мы отмечаем, что анализ временной и частотной области (или TFA) CA связаны преобразованием Фурье, и хотя первое нацелено на извлечение IRF, второе нацелено на извлечение TF между MAP (входом) и CBF (выходом).Новаторские исследования с использованием TFA относятся к началу 1990-х годов, ¹⁸⁷ , но здесь мы суммируем результаты исследования, проведенного Zhang et al., ¹⁸³ , которые были воспроизведены в нескольких независимых исследованиях.

Интересный аспект исследования Zhang et al. состоит в том, что TFA применяли к 6-минутным данным отдыха, взятым у здоровых субъектов, а TFA применяли для оценки TF системы MAP (вход) — CBF (выход). ¹⁸³ TF был оценен путем расчета отношения перекрестного спектра между MAP и CBF и автоматического спектра MAP.Функция когерентности оценивалась отношением абсолютного значения кросс-спектра между MAP и CBF в квадрате и произведением автоспектра MAP и CBF. Среднее по группе, проведенное для десяти субъектов, показало, что амплитуда TF (также называемая усилением) увеличивалась в диапазоне от 0,07 до 0,2 Гц, а когерентность была больше 0,5 для частот больше 0,3 Гц. Фаза TF уменьшилась в диапазоне от 0,07 до 0,5 Гц от примерно 1 радиана до 0. Эти результаты типичны для отношения фильтра верхних частот между MAP и CBF, по крайней мере, в диапазоне, где когерентность была значительной.Авторы также обсудили возможные интерпретации значений низкой когерентности. IRF, рассчитанная с помощью обратного преобразования Фурье TF, хорошо согласовывалась с IRF, измеренной во время снятия манжеты с бедра. Строго говоря, с помощью этого маневра можно измерить функцию отклика на скачок; однако эта функция связана с IRF простой производной по времени. Измерения IRF и TF на основе исходных данных были бы идеальными для исследований CA, поскольку влияние ковариат изменений MAP на изменения CBF минимально.Однако основная проблема использования спонтанных колебаний MAP и CBF состоит в том, чтобы достичь значительного SNR или, другими словами, выбрать те спонтанные колебания CBF, которые не связаны со случайным шумом, а вызваны аналогичными колебаниями MAP. По этой причине Panerai et al. предложил метод когерентного усреднения ^{188 , 189} перед применением TFA-анализа. Этот метод заключается в обнаружении определенного количества колебаний САД (около 30 в их первоначальных исследованиях), где размах колебаний САД превышает 2% от базового значения.Когерентное усреднение колебаний MAP и соответствующих колебаний CBF выполняется путем определения точки синхронизма, которая является точкой максимальной производной в возрастающей части каждого колебания MAP.

Другими моделями анализа данных, которые предполагают линейную связь между MAP и CBF, являются процессы авторегрессионного скользящего среднего (ARMA). Модель ARMA — это процесс, в котором система описывается одним отношением вход-единственный выход (как для MAP и CBF в CA), а выход в определенный момент времени получается как линейная комбинация выходных значений в предыдущие моменты времени и входные значения в предыдущее и текущее время.Можно сказать, что модель ARMA применяется к стохастическим данным в попытке найти закон, регулирующий отношения между вводом и выводом. Математическая форма модели ARMA напоминает дискретизированное дифференциальное уравнение с той разницей, что в этом случае коэффициенты должны определяться из данных и не даются априори. Обычно цель найти модель ARMA с наименьшим количеством коэффициентов, которая может надежно воспроизвести данные. Сравнение различных моделей ARMA было выполнено для изучения взаимосвязи между MAP и CBF у новорожденных. ¹⁹⁰

Нелинейные модели также использовались для описания CA. Интересное сравнение линейной и нелинейной моделей приведено в [3]. ¹⁹¹ . Измерения САД и CBF были записаны у 47 здоровых субъектов в течение двух периодов отдыха (по 5 минут каждый) и во время протокола внезапного сброса давления из манжеты бедра. Были использованы различные методы прогнозирования IRF отклика CBF: (a) TFA, (b) модель Тикса с ARI и (c) метод ядер Вольтерра-Винера с учетом либо линейного члена, либо линейного члена и квадратичный член.IRF были получены разными методами во время одного из двух периодов отдыха (набор тренировочных данных), а затем были протестированы на другом периоде отдыха и во время маневра по отпусканию манжеты бедра (наборы тестовых данных) для воспроизведения временных тенденций CBF. Это было сделано с помощью свертки IRF с временными трендами MAP. Во время набора обучающих данных корреляция между измеренными и прогнозируемыми временными тенденциями CBF была значимой для всех моделей, но метод ядра Вольтерра с квадратичным членом дал наивысшую корреляцию.Однако, когда те же IRF применялись к другому периоду отдыха и к маневру освобождения бедренной манжеты (набор тестовых данных) для воспроизведения временной тенденции CBF, линейные модели дали аналогичные характеристики, которые были сопоставимы с показателями, полученными для набора тренировочных данных, в то время как нелинейная модель дала самую плохую корреляцию. Авторы объяснили этот результат отсутствием случайности во входных данных (спонтанные колебания MAP), что требуется для метода Вольтерра – Винера и что делает метод слишком чувствительным к обучающему набору данных.

Наконец, другие методы выпустили предположение о линейности и / или стационарности между MAP и CBF (неявно в методе TFA) и требуют более сложных математических конструкций, таких как ядра Вольтерра, ^{191 , 192} непрерывный комплексный вейвлет. , ¹⁹³ преобразование Гильберта и разложение по эмпирическим модам. ¹⁹⁴

% PDF-1.5
%
10 0 obj
>>> / BBox [0 0 572,16 775,2] / Длина 115 >> поток
х% ̱05Q ڃ я
)% ƷU2ř (- * _ Сw5t}! 1Ř0Iüh? Ј # k ‘; KG7ZFD
конечный поток
эндобдж
3 0 obj
>>> / BBox [0 0 572.16 775.2] / Длина 115 >> поток
х% ̱05Q ڃ я
)% ƷU2ř (- * _ Сw5t}! 1Ř0Iüh? Ј # k ‘; KG7ZFD
конечный поток
эндобдж
5 0 obj
>>> / BBox [0 0 572,16 775,2] / Длина 115 >> поток
х% ̱05Q ڃ я
)% ƷU2ř (- * _ Сw5t}! 1Ř0Iüh? Ј # k ‘; KG7ZFD
конечный поток
эндобдж
1 0 объект
>>> / BBox [0 0 572,16 775,2] / Длина 115 >> поток
х% ̱05Q ڃ я
)% ƷU2ř (- * _ Сw5t}! 1Ř0Iüh? Ј # k ‘; KG7ZFD
конечный поток
эндобдж
9 0 объект
>>> / BBox [0 0 572,16 775,2] / Длина 115 >> поток
х% ̱05Q ڃ я
)% ƷU2ř (- * _ Сw5t}! 1Ř0Iüh? Ј # k ‘; KG7ZFD
конечный поток
эндобдж
4 0 obj
>>> / BBox [0 0 572.16 775.2] / Длина 115 >> поток
х% ̱05Q ڃ я
)% ƷU2ř (- * _ Сw5t}! 1Ř0Iüh? Ј # k ‘; KG7ZFD
конечный поток
эндобдж
6 0 obj
>>> / BBox [0 0 572,16 775,2] / Длина 115 >> поток
х% ̱05Q ڃ я
)% ƷU2ř (- * _ Сw5t}! 1Ř0Iüh? Ј # k ‘; KG7ZFD
конечный поток
эндобдж
11 0 объект
>>> / BBox [0 0 572,16 775,2] / Длина 115 >> поток
х% ̱05Q ڃ я
)% ƷU2ř (- * _ Сw5t}! 1Ř0Iüh? Ј # k ‘; KG7ZFD
конечный поток
эндобдж
7 0 объект
>>> / BBox [0 0 572,16 775,2] / Длина 115 >> поток
х% ̱05Q ڃ я
)% ƷU2ř (- * _ Сw5t}! 1Ř0Iüh? Ј # k ‘; KG7ZFD
конечный поток
эндобдж
8 0 объект
>>> / BBox [0 0 572.16 775.2] / Длина 115 >> поток
х% ̱05Q ڃ я
)% ƷU2ř (- * _ Сw5t}! 1Ř0Iüh? Ј # k ‘; KG7ZFD
конечный поток
эндобдж
13 0 объект
> поток
iText 4.2.0 от 1T3XT2021-10-16T04: 04: 11-07: 00

конечный поток
эндобдж
14 0 объект
> поток
x +

Структура для включения трехмерных моделей гиперупругой сосудистой стенки в одномерное моделирование кровотока

Здесь описывается методология моделирования для описания гемодинамики ОСА.Он состоит из одномерного представления гидродинамики для кровотока в податливых сосудах и использует упругую модель с большой деформацией для описания пассивной реакции сосудистых тканей на нагрузку давлением.

Кровоток

Область потока, просвет большой артерии, считается имеющей цилиндрическую форму с осевым направлением по координате z и площадью просвета (внутреннее поперечное сечение) A в любое время t (Рисунок 1). Кровоток приблизительно может быть ламинарным, ньютоновским и осесимметричным.То есть радиальная и окружная составляющие скорости намного меньше осевой составляющей. Кроме того, кровь считается несжимаемой жидкостью. Если среднее кровяное давление в просвете P и объемная скорость кровотока Q считаются основными переменными, уравнения сохранения массы и импульса в любом осевом местоположении могут быть записаны как

$$ \ begin {выровнены } \ begin {align} \ frac {\ partial A} {\ partial P} \ frac {\ partial P} {\ partial t} + \ frac {\ partial Q} {\ partial z} & = 0 \ text {, и} \\ \ quad \ frac {\ rho} {A} \ frac {\ partial Q} {\ partial t} + \ frac {\ rho} {A} \ frac {\ partial} {\ partial z} \ left (\ frac {Q ^ 2} {A} \ right) + \ frac {\ partial P} {\ partial z} — \ frac {f} {A} & = 0, \ end {выровнено} \ end {выровнено} $$

(1)

соответственно.Здесь \ (\ rho \) представляет плотность крови, а f — сила трения на единицу длины.

Два уравнения сохранения замыкаются путем определения определяющей взаимосвязи между площадью просвета и давлением, которую в литературе обычно называют «законом трубки». Это зависит от типа биомеханической модели, принятой для представления сосудистой стенки, и рассматривается в разд. 2.2. Отметим, что изменение площади просвета в зависимости от давления жидкости определяет мгновенную податливость сосуда \ (C_A = {\ partial A} / {\ partial P} \) и может быть определено из основного закона.2} & = 0, \ конец {выровнено} \ конец {выровнено} $$

(2)

где \ (\ mu \) — динамическая вязкость крови. Чтобы закрыть гемодинамическую модель, необходимо определить граничные условия на входе и выходе из области жидкости. В качестве граничных условий задан объемный расход \ (Q_ {in} (t) \) на входе в резервуар, в то время как сосудистая сеть ниже по потоку представлена ​​с помощью трехэлементной модели Виндкесселя (рис. 1).

Фиг.1

Гемодинамический контур, представляющий CCA и его граничные условия: на входе задан приток \ (Q_ {in} \) = \ (Q_ {in} (t) \), а условия оттока моделируются тремя элементами ( \ (R_1 \), C , \ (R_2 \)) Модель Windkessel

Собственная волновая скорость сосуда c определяется как скорость, с которой бесконечно малые импульсы распространяются через трубку с начальным напряжением (т.е. \ (P ( t = 0)> 0 \) всюду) (Майнард, Нитиарасу, 2008). Согласно Карсону (2018), эта величина может быть связана с податливостью артерии \ (C_A \) через

$$ \ begin {align} c = \ sqrt {\ frac {A} {\ rho} \ frac {\ partial P} {\ partial A}} = \ sqrt {\ frac {A} {\ rho} \ frac {1} {C_A}}.\ end {align} $$

(3)

Податливость стенки и собственная скорость волны также могут быть связаны с растяжимостью сосуда D , которая представляет собой показатель, используемый в клинических условиях для оценки структурной жесткости (Engelen et al.2015; Spronck and Humphrey 2019). Это количество может быть непосредственно вычислено из сигнала in vivo как

$$ \ begin {выровнено} D = \ frac {\ varDelta A} {A_d} \ frac {1} {\ varDelta P} = \ frac {A_s -A_d} {A_d} \ frac {1} {P_s-P_d}, \ end {align} $$

(4)

, где \ (P_s \), \ (P_d \), \ (A_s \) и \ (A_d \) — систолические и диастолические значения давления и площади.По растяжимости сосуда можно получить ориентировочное измерение локальной СПВ с помощью уравнения Брамвелла – Хилла (Энгелен и др., 2015; Спронк и Хамфри, 2019):

$$ \ begin {align} {\ text {PWV} } _ {BH} = \ sqrt {\ frac {1} {\ rho D}}. \ end {align} $$

(5)

Рис. 2

Рассматриваемые конфигурации для анализируемой системы: без напряжений \ (\ varOmega _ {\ text {SF}} \), без нагрузки \ (\ varOmega _ {\ text {LF }} \) и загружено \ (\ varOmega _ {\ text {L}} \)

Сосудистая механика

В предлагаемой схеме определяющая взаимосвязь между площадью просвета и кровяным давлением в просвете выводится из трехмерного описания гиперупругости. сосудистой стенки.Позже мы сравним эту модель с широко используемым, более простым, трубным законом (представленным в разделе 3.3).

Кинематика структуры

В соответствии с моделью потока предполагается осесимметричная деформация сосудистой стенки. Поскольку в крупных артериях сообщалось об остаточных деформациях и было показано, что они играют важную роль в их механических свойствах, они учитываются путем рассмотрения конфигураций без напряжения , без нагрузки и с нагружением конфигураций, \ (\ varOmega _ {\ text {SF}} \), \ (\ varOmega _ {\ text {LF}} \) и \ (\ varOmega _ {\ text {L}} \) соответственно (рис.2). В состоянии без нагрузки, , хотя внешняя нагрузка не приложена, в стенке резервуара возникают остаточные напряжения, тогда как в конфигурации без напряжений резервуар свободен от напряжений в радиальном и осевом направлениях. В лаборатории остаточные напряжения снимаются путем разрезания образцов в осевом и окружном направлениях. Остаточные напряжения обычно оцениваются по углу раскрытия \ (\ omega \) и осевому укорочению, которое образец демонстрирует после резки.

Три конфигурации выражаются в цилиндрических координатах как

$$ \ begin {выровнены} \ begin {align} \ varOmega _ {\ text {SF}} &: R_i \ le R \ le R_i + H, ~~ ~ 0 \ le \ varTheta \ le (2 \ pi — \ omega), ~~~ 0 \ le Z \ le L, \\ \ varOmega _ {\ text {LF}} &: R’_i \ le R ‘\ le R’_i + \ eta, ~~~ 0 \ le \ varTheta ‘\ le 2 \ pi, ~~~~~~~~~~ 0 \ le Z’ \ le \ xi, \ text {and} \\ \ varOmega _ {\ text {L}} &: r_i \ le r \ le r_i + h, ~~~~~~ 0 \ le \ theta \ le 2 \ pi, ~~~~~~~~~~~~ 0 \ le z \ le l. \ конец {выровненный} \ конец {выровненный} $$

(6)

Здесь (\ (R_i \), H , L ), (\ (R’_i \), \ (\ eta \), \ (\ xi \)) и ( r _i , h , l ) внутренние радиусы, толщина и длина, соответствующие конфигурациям \ (\ varOmega _ {\ text {SF}} \), \ (\ varOmega _ {\ text {LF }} \) и \ (\ varOmega _ {\ text {L}} \) соответственно.2}. \ end {align} $$

(7)

Здесь k — параметр, определенный как \ (k = 2 \ pi / (2 \ pi — \ omega) \) и \ (\ lambda _ {z} = \ lambda _ {z, res} \ lambda _ {z, ext} \) — чистое осевое растяжение. Следовательно, в отсутствие кручения градиент деформации отображения от свободной от напряжений до нагруженной конфигурации является диагональным и может быть записан как Holzapfel et al. (2000)

$$ \ begin {align} \ mathbf {F} = {\ mathrm {diag}} \ left [\ frac {\ partial r} {\ partial R}, \ frac {r} {R} \ frac {\ partial \ theta} {\ partial \ varTheta}, \ frac {l} {L} \ right] = {\ mathrm {diag}} \ left [\ frac {R} {rk \ lambda _z}, \ frac {kr} {R}, \ lambda _ {z} \ right].\ end {align} $$

(8)

Важно отметить, что из (7) и (8) видно, что кинематика везде на артерии полностью описывается только в терминах внутреннего радиуса \ (r_i \) и фиксированных параметров, описывающих угол раскрытия \ (\ омега \) и осевое растяжение \ (\ lambda _z \). Три основных участка проходят по координатам

$$ \ begin {align} \ begin {align} \ lambda _ {r} & = \ frac {R} {rk \ lambda _z}, \\ \ lambda _ {\ theta } & = \ frac {kr} {R}, \\ \ lambda _ {z} & = \ lambda _ {z, res} \ lambda _ {z, ext}.\ top -p \ mathbf {I} \), где p действует как множитель Лагранжа для обеспечения несжимаемости (Auricchio et al. 2014). Таким образом,

$$ \ begin {align} {\ sigma} _ {rr} = \ lambda _ {r} \ frac {\ partial \ varPsi} {\ partial \ lambda _ {r}} — p, \ quad \ quad {\ sigma} _ {\ theta \ theta} = \ lambda _ {\ theta} \ frac {\ partial \ varPsi} {\ partial \ lambda _ {\ theta}} — p, \ quad \ quad {\ sigma} _ {zz} = \ lambda _ {z} \ frac {\ partial \ varPsi} {\ partial \ lambda _ {z}} — стр. \ end {align} $$

(10)

Легко видеть, что уравнение равновесия импульса в \ (\ theta \) тождественно выполняется, в то время как уравнение в осевом направлении не требуется, поскольку мы предположили, что \ (\ lambda _z \) зафиксировано (см. i).Я прав\}\).

Зависящая от времени ауторегуляция почечного кровотока у крыс в сознании

Реферат

Резюме . Ответ почечной сосудистой сети на изменения почечного перфузионного давления (RPP) включает механизмы с разными частотными характеристиками. Ауторегуляция почечного кровотока опосредуется быстрым миогенным ответом и более медленным механизмом тубулогломерулярной обратной связи. У 25 самцов крыс, находящихся в сознании, были индуцированы изменения формы пандуса RPP для количественной оценки динамических свойств ауторегуляции.Снижающие линейные изменения RPP, сразу за которыми следовали возрастающие линейные изменения, были сделаны для четырех различных скоростей изменения, в диапазоне от 0,118 до 1,056 мм рт. Ст. / С. Оценивали почечный кровоток, корковый и мозговой потоки и непрерывно рассчитывали соответствующие значения относительной проводимости. При уменьшении RPP проводимость увеличивалась. С увеличением скорости изменения декрементов RPP максимальная проводимость увеличивалась с 10% до 80% по сравнению с контролем. Этот ответ, который указывает на величину ауторегуляции, был более выражен в кортикальной сосудистой сети по сравнению с медуллярной сосудистой сетью.Давление при максимальной проводимости снижалось с увеличением скорости изменения декрементов RPP с 88 до 72 мм рт. Во время приращения RPP зависимость максимальных изменений проводимости от скорости изменения усиливалась (от -20 до 110% от контроля). Таким образом, наблюдалась подобная гистерезису асимметрия между декрементами и приращениями RPP, сброс авторегуляции, которая по направлению и величине зависела от скорости изменения и продолжительности изменений RPP. В заключение, почечные сосудистые ответы на изменения RPP сильно зависят от динамики сигнала ошибки.Кроме того, представленный метод позволяет дифференцированно стимулировать различные статические и динамические компоненты зависимости давления от потока и, таким образом, напрямую оценивать величины и диапазон рабочего давления активных механизмов зависимости давления от потока.

В ауторегуляции почечного кровотока (RBF) участвуют два механизма: быстрый миогенный ответ и более медленный механизм тубулогломерулярной обратной связи (TGF). Миогенный ответ — это до некоторой степени механизм разомкнутой петли, i.е. , местное вазодействие не будет напрямую отражаться на входном сигнале. И наоборот, TGF работает в режиме с обратной связью. Оба элемента авторегуляции можно различить по их частотной характеристике; TGF отвечает с частотой от 0,02 до 0,06 Гц и имеет период полураспада примерно от 10 до 30 с. Миогенный ответ более быстрый, действует в диапазоне от 0,1 до 0,3 Гц и имеет период полураспада от 1 до 4 с (1,2,3,4,5,6,7,8,9).

Традиционные исследования ауторегуляции почек используют ступенчатые изменения почечного перфузионного давления (RPP) для построения зависимости давления от потока (PFR) (10).Функции искусственной синусоиды и прямоугольной волны в RPP использовались для получения частотной характеристики авторегуляции (7). Частоты этих входных сигналов дискретны, что имеет недостаток, заключающийся в том, что частота, амплитуда и средние значения RPP должны изменяться, чтобы получить достоверную характеристику процесса авторегуляции. Этот методологический недостаток можно частично устранить, используя входной сигнал RPP с широким частотным спектром. Например, можно изучить естественные вариации RPP или на входной сигнал могут накладываться стохастические частоты с разными амплитудами ( i.е. , широкополосные форсировки) (5,7,9,10,11). В обоих случаях результирующая передаточная функция действительна только для данного среднего значения RPP. Повторные эксперименты при других средних значениях RPP необходимы для расширения наблюдаемого диапазона давления (2,10), или шаги давления должны поддерживаться постоянными до тех пор, пока не будет получен достаточно большой набор данных (1).

В дополнение к вышеупомянутым подходам к изучению частотных характеристик (синусоидальные волны, ступенчатые функции и широкополосный шум) существуют дополнительные установленные входные шаблоны с определенными преимуществами (12,13).Функции нарастания, шага и пульса использовались для оценки множества физиологических процессов, таких как функция эндотелия (14,15,16), миогенная реакция гладких мышц (17) и изолированные сосуды (18). Более того, этими входными шаблонами описываются гораздо более сложные системы, например, . , контроль мышечного напряжения (19), респираторный и сердечно-сосудистый ответ на барорефлекс (20,21) и движения глаз (22). Модель вергентного движения глаз напоминает авторегуляцию почек тем, что включает в себя компонент быстрого управления без обратной связи, а также медленный механизм с обратной связью.На глаз, когда были изучены реакции на различные изменения рампы, стало очевидно, что медленная составляющая замкнутого контура компенсирует медленные изменения рампы. С увеличением скорости нарастания скорости важна составляющая быстрого разомкнутого контура (22). Таким образом, мы предположили, что изменения RPP в форме рампы могут по-разному стимулировать два компонента ауторегуляции RBF. Основная цель этого исследования состояла в том, чтобы проанализировать взаимосвязь почечного давления и кровотока с использованием линейных функций соответствующего частотного содержания.

В нашем предыдущем исследовании (23) для описания почечной ауторегуляции использовались линейные изменения RPP с одной скоростью. Реакция кровотока во время нарастающего нарастания RPP значительно отличалась от реакции во время возрастающего нарастания RPP. Другими словами, была обнаружена выраженная гистерезисоподобная асимметрия, как было описано другими (24,25,26). Дополнительная цель этого исследования состояла в том, чтобы изучить, зависит ли этот гистерезис ауторегуляции почек от частотной составляющей и длины стимула.

Материалы и методы

Входные сигналы

Для характеристики реакции системы требуется адекватный стимул. Как упоминалось выше, миогенный ответ и TGF имеют разное время ответа; их рабочие точки составляют приблизительно 0,04 и 0,2 Гц. Таким образом, требуются стимулы с соответствующим частотным составом. Спектральная плотность импульсной функции постоянна по частоте, , то есть , она не зависит от частоты. Спектральная плотность ступенчатой ​​функции уменьшается на 1 / угловую частоту ω, тогда как для линейной функции она уменьшается согласно 1 / ω ² (12).Это было основанием для выбора функции линейного изменения для разделения времени ответа TGF и миогенного ответа.

В большинстве исследований ауторегуляции почек используются лестницы RPP. Сравнение различных функций пандусов с различными функциями ступенек и лестниц показано на рисунке 1. Ясно, что спектральная мощность (рисунок 1D) пандусов (рисунок 1A) показывает быстрое уменьшение. Падение зависит от крутизны пандуса. Чем медленнее нарастание, тем сильнее уменьшается спектральная амплитуда.Скорости линейного изменения, показанные на рисунке 1, соответствуют тем, которые использовались в экспериментах. Резкое снижение спектральной мощности является значительным преимуществом, поскольку оно позволяет более избирательно стимулировать ауторегуляторные компоненты (, то есть , миогенный ответ по сравнению с TGF).

Рисунок 1.

Преобразование различных искусственных входных сигналов (изменения давления; A, B и C) в частотную область (D, E и F). (A) Наклонное давление изменяется с разной скоростью.(B) Ступенчатое изменение давления с разной высотой ступеньки. (C) Давление в форме лестницы изменяется с разной шириной ступеньки и разной высотой ступеньки.

Одноступенчатая функция (рисунок 1B) или ступенчатая функция (рисунок 1C) менее подходят в качестве стимула, что видно по их спектрам мощности на рисунках 1, E и F. частотное содержание (рис. 1E). Шаг более или менее напоминает самую быструю функцию линейного изменения, используемую в этом исследовании (рис. 1D).Лестничные функции на рисунке 1C имеют те же спектры мощности, что и одноступенчатый отклик (рисунок 1, E по сравнению с F). Однако происходят периодические изменения мощности, которые зависят от формы используемых ступеней (рис. 1F). Взятые вместе, резкое снижение спектральной амплитуды, наблюдаемое для функций линейного нарастания, делает этот стимул подходящим для различения быстрого и медленного компонентов ауторегуляции почек.

Функции на рисунке 1 были созданы электронным способом. Чтобы избежать наложения спектров, сигналы были отфильтрованы нижними частотами с угловой частотой 1 Гц, а затем повторно дискретизированы до 0.1 с. Утечка была устранена за счет сужения сигнала с помощью окна Хеннинга.

Хирургические процедуры

Все эксперименты были выполнены на 25 самцах взрослых крыс линии Вистар в возрасте от 3 до 4 месяцев (Charles River, Sulzfeld, Germany). Масса тела колебалась от 300 до 400 г. Крысы получали стандартный крысиный рацион. За день до подготовительной операции животных лишили еды, но предоставили свободный доступ к водопроводной воде.

Исследование соответствовало Руководству по уходу и использованию лабораторных животных, опубликованному Национальным институтом здравоохранения США (публикация NIH No.85–23, пересмотрена в 1996 г.).

Подробно о хирургических процедурах и измерениях сообщалось ранее (23). Вкратце, операция по имплантации выполнялась во время общей анестезии (хлоралгидрат 4% в физиологическом растворе, 1 мл / 100 г массы тела внутрибрюшинно). Катетер, подключенный к телеметрическому передатчику (11 PA C40; DSI, St. Paul, MN), был имплантирован в инфраренальную аорту. Ультразвуковой датчик времени прохождения потока (тип 1RB; Transonic Systems, Итака, штат Нью-Йорк) располагался вокруг левой почечной артерии и фиксировался тканевым клеем и швом на подвздошно-поясничной мышце.Два оптических волокна 500 мкм (PF500; Fiberware, Берлин, Германия) были вставлены в ткань почек, одно на глубине 2 мм (кортикальная область, [LFC]), а другое — на глубине 4 мм (внешняя мозговая область [LFM] ]). Наконец, надувная манжета была помещена вокруг надпочечной аорты ниже соединения верхней брыжеечной артерии. Отведения и катетеры были выведены подкожно к затылку. После операции, продолжавшейся [lt] 40 минут, крыс содержали при постоянной комнатной температуре и получали однократную дозу антибиотика и анальгетика (1 мл / кг массы тела тардомиоцела [Bayer, Leverkusen, Германия]; 1 мг / кг. Трамал [Грюненталь, Аахен, Германия]).

Измерения

RPP контролировалось с помощью телеметрической системы; Абсолютный RBF непрерывно измерялся датчиком потока. Для оценки локальных потоков оптические волокна были подключены через специально разработанный зонд и модифицированный зажим к двухканальному лазерно-доплеровскому монитору потока (MBF3D; Moore Instruments, Axminster, UK). Результаты выражаются в произвольных единицах перфузии (AU). Каждый зонд был откалиброван с использованием стандарта подвижности. Биологический нулевой поток, который требуется для расчетов проводимости, определяли путем полного накачивания манжеты.Правильное расположение оптических волокон в почке было проверено в конце эксперимента путем проверки расположения концов волокон. Сигналы RPP, RBF и лазерного доплера регистрировались непрерывно. После аналого-цифрового преобразования все данные сохранялись в оперативном режиме с частотой дискретизации 100 Гц.

Протоколы экспериментов

Все эксперименты начинались утром, по крайней мере, через 48 часов после операции. После достаточного обучения в течение нескольких дней крысы свободно помещались в ограничительную трубку.PFR определяли в течение четырех протоколов, при этом за постепенным снижением RPP (декрементное линейное изменение [DR]) с определенной скоростью изменения сразу же следовало линейное восстановление RPP (инкрементное линейное изменение [IR]) с той же скоростью изменение.

1. DR и IR: RPP снижалось со 120 мм рт. Ст. (Или контрольного RPP, в случае спонтанного RPP ниже 120 мм рт. Ст.) До 90 мм рт. Для диапазона давлений от 90 до 30 мм рт. Ст. Требовалось еще 400 с; следовательно, скорость изменения была 0.118 мм рт. Ст. / С. RPP был восстановлен по тому же режиму.

2. DR и IR: RPP было снижено и восстановлено с постоянной скоростью изменения 0,238 мм рт. Ст. / С.

3. DR и IR: RPP было снижено и восстановлено с постоянной скоростью изменения 0,528 мм рт. Ст. / С.

4. DR и IR: RPP было снижено и восстановлено с постоянной скоростью изменения 1,056 мм рт. Ст. / С.

Перед тем, как начать первый протокол, крысам давали от 30 до 40 минут, чтобы приспособиться к окружающей среде.После первого контрольного измерения было выполнено первое снижение RPP, затем было немедленно восстановлено RPP (протокол 1). Был предоставлен период восстановления от 5 до 10 минут, затем было проведено новое контрольное измерение, начался следующий протокол и так далее. У пяти крыс порядок протоколов был обратным. Этот маневр не привел к качественному отличию измеренных параметров.

Анализ данных

Данные были усреднены путем фильтрации с использованием фильтра нижних частот с конечной импульсной характеристикой и угловой частотой 0.2 Гц для получения средних значений с шагом 1 мм рт. Ст. В RPP. Для наглядности цифр отображены данные только для каждого четвертого мм рт. Ст.

Относительные проводимости были рассчитаны путем деления значений относительного потока (для лазерно-доплеровских сигналов после вычитания значений биологического нуля) на соответствующие относительные значения RPP. Эти относительные значения были получены путем соотнесения абсолютных данных со значениями абсолютного контроля, измеренными непосредственно перед запуском протоколов. По каждой кривой зависимости давления от проводимости определяли максимум относительной проводимости и соответствующее значение давления при этом максимуме.Для получения количественного измерения гистерезиса ауторегуляции кровотока значение RBF, измеренное при заданном значении RPP во время IR, было связано со значением RBF, измеренным при том же RPP во время DR у каждого животного.

Статистический анализ

Статистические сравнения были выполнены с помощью теста Краскела-Уоллиса для непарных данных и теста Фридмана для парных данных. Уровень вероятности был установлен на P <0,05, чтобы указать значимость. Все данные представлены как средние значения ± SEM.

Результаты

Абсолютные контрольные значения RBF, LFC и LFM, измеренные непосредственно перед запуском протоколов, не различались между протоколами. Средние контрольные значения ( n = 25) RBF левой почки варьировали от 4,4 ± 0,96 мл / мин до 5,5 ± 1,23 мл / мин. Средние контрольные значения LFC варьировались от 287 ± 55 AU до 322 ± 52 AU, с сигналом биологического нуля в диапазоне от 95 ± 12 AU до 106 ± 14 AU. Средние контрольные значения LFM варьировались от 93 ± 23 AU до 99 ± 37 AU с сигналом биологического нуля в диапазоне от 38 ± 15 AU до 51 ± 14 AU.Оба этих данных о локальном потоке напоминают данные, полученные в более ранних исследованиях на крысах, находящихся в сознании, а также под наркозом (23,27,28,29). Изменения давления во времени были точными и воспроизводимыми: шкалы ошибок (SEM) редко превышали размер символа (рисунок 2D).

Фигура 2.

Динамика относительных изменений проводимости коркового (A), мозгового (B) и общего почечного (C) сосудов во время ступенчатого снижения и восстановления перфузионного давления почек (RPP; D), которые выполнялись с четырьмя различными скоростями. изменения давления (чем темнее символ, тем выше установлена ​​скорость).Значения представляют собой средние значения ± стандартная ошибка среднего ( n = 25 крыс).

Для количественного сравнения реакции RBF с реакцией локальных потоков, относительные изменения общей почечной, а также локальной проводимости показаны на рис. 2, A — C. На изменения проводимости общих почечных и местных потоков заметно влияют: скорость изменения давления. Увеличение скорости изменения давления связано с большим увеличением проводимости. В целом этот эффект более выражен при ИР по сравнению с ДР.

Более подробно, чем выше была установлена ​​скорость DR, тем выше становились максимумы корковой проводимости (см. Рисунки 3A и 4C). Максимумы медуллярной проводимости (рисунки 3B и 4C), однако, увеличивались только при второй и третьей скорости снижения давления по сравнению с самой медленной скоростью. При максимальной скорости максимумы медуллярной проводимости возвращались к уровню, наблюдаемому при самой низкой скорости. Изменения максимумов общей почечной проводимости (рисунки 3C и 4C), по-видимому, отражают комбинацию различных реакций локальной проводимости.

Рисунок 3.

Взаимосвязь между давлением и проводимостью коркового (A), мозгового (B) и всего почечного (C) сосудов. Относительные изменения проводимости (средние значения ± SEM; n = 25 крыс) во время ступенчатых сокращений и восстановлений RPP с различными скоростями (символы, как на рисунке 2). Столбики показывают, что проводимость при соответствующем давлении значительно различается среди символизированных скоростей изменений давления ( P <0,05).

Рисунок 4.

Влияние различных скоростей изменения давления (скорость изменения RPP) во время рампового снижения давления (уменьшение давления, слева) и восстановления давления (увеличение давления, справа) на максимальные значения проводимости (C и D) и давления во времени максимальной проводимости (A и B). Значения представляют собой средние значения ± SEM ( n = 25 крыс) для кортикальной (LFC), медуллярной (LFM) и общей почечной (RBF) сосудистой сети. Символы ниже указывают на то, что существенные изменения (<>; P <0.05) были обнаружены среди различных скоростей изменения давления для символизированной сосудистой сети.

В отличие от реакции различной проводимости во время DR, во время IR наблюдалась однородная реакция общей почечной, а также локальной проводимости (рисунки 3, A — C и 4D). Чем быстрее восстанавливалось давление, тем больше увеличивались максимумы.

Примечательно, что величина и направление этих различий зависят от скорости. При самой низкой скорости максимальная общая почечная и местная проводимость намного ниже во время IR по сравнению с DR.При скорости 0,238 мм рт.ст. / с эта разница почти исчезает. При более высоких скоростях разница становится обратной: здесь максимальные проводимости выше в ИК-диапазоне по сравнению с предыдущим ДР.

Давление при максимальной проводимости находилось в диапазоне от 87 до 63 мм рт. Ст. Во время DR (рис. 4A). Интересно, что кортикальная проводимость достигает максимума при более низком давлении, чем общая почечная проводимость. Оба давления уменьшались с увеличением скорости DR (рис. 4C). Давление при максимальной медуллярной проводимости (рис. 4А) существенно не изменилось с увеличением скорости.В режиме IR давление при максимальной проводимости (рис. 4B) находится в диапазоне от 72 до 62 мм рт. Ст., , то есть , ниже, чем во время DR.

Как описано выше, отклики RBF и проводимости значительно различались между DR и IR. Кроме того, гистерезис отклика RBF показывает сильную зависимость от скорости изменения давления, как показано на рисунке 5. Однако следует отметить, что изменение скорости автоматически влияет на время, в течение которого давление ниже определенного значения. Следовательно, чем ниже установлена ​​скорость, тем дольше будет давление ниже e.грамм. , 60 мм рт. Ст. (Рисунок 2). При разных скоростях линейного изменения и времени снижения давления качество гистерезиса отклика RBF изменилось (Рисунок 5).

Рисунок 5.

Гистерезис общей ауторегуляции RBF и его зависимость от перфузионного давления при разной скорости изменения давления. Гистерезис рассчитывается как отношение RBF во время постепенного увеличения давления к RBF во время уменьшения давления на каждом RPP. Значения представляют собой средние значения ± SEM ( n = 25 крыс), символы скорости как на рисунках 2 и 3.Столбцы указывают диапазон давления, в котором гистерезис значительно различается при разных скоростях изменения скорости ( P <0,05).

Обсуждение

Есть несколько способов описать ауторегуляцию RBF (30,31,32,33). Однако различные методы анализа ауторегуляции подвержены существенным ошибкам между наблюдателями, как описано Turkstra et al. (34). Эти авторы предложили использовать точку RPP, в которой третья производная подобранной кривой RPP-RBF равна 0, в качестве характеристики ауторегуляции (34).

Ауторегуляторное поведение сосудистого русла лучше всего характеризуется его сопротивлением или обратной величиной сопротивления, проводимости сосудов. В жестких трубках изменения давления не влияют на относительную проводимость при значении 1. Напротив, эластичные сосуды демонстрируют падение проводимости при снижении перфузионного давления. Эластичные, , т.е. , пассивные свойства почечной сосудистой сети не могут быть удовлетворительно оценены в условиях in vivo . Таким образом, активный компонент, у.е.е. , ауторегуляторное поведение, однозначно только тогда, когда относительная проводимость больше 1 перед лицом уменьшения RPP.

В настоящем исследовании постоянная оценка ауторегуляции RBF стала возможной благодаря линейным изменениям RPP. Для характеристики ауторегуляции RBF наибольшее увеличение относительной проводимости было взято на соответствующем RPP (рис. 4C). Для всех случаев относительная проводимость пика была больше 1 во время DR, что указывает на активное расширение сосудов для RBF, LFC и LFM (рис. 4C).

Настоящее исследование проводилось на крысах в сознании. Примечательно, однако, что параметры ауторегуляции хорошо согласуются с предыдущим исследованием, проведенным на анестезированных крысах. Daniels et al. (6) обнаружил минимальное сопротивление сосудов почек на уровне 87 мм рт. Ст., Что очень близко к максимальной проводимости RBF в настоящем исследовании (88 мм рт. Ст., Рис. 4A).

График снижения давления

Пассивная реакция сосудов определяется их вязкоупругими свойствами и окружающей тканью.Пассивные изменения геометрии сосуда потребуют определенного времени. Это также верно для изменений свойств окружающей ткани, вызванных наполнением канальцев и объемом почек во время подъема. Таким образом, в диапазоне давления, в котором сосудистое русло может реагировать только пассивно, например. , ниже 40 мм рт.ст., быстрые изменения RPP должны вызывать менее выраженное снижение проводимости, чем более медленные изменения давления (18). Как видно на рисунке 3, это действительно имело место, в частности, для кортикального сосудистого русла.Следовательно, кажется вероятным, что пассивные вязкоупругие свойства сосудистой сети участвуют в изменении PFR, вызванном быстрыми изменениями RPP.

Примечательно, что было обнаружено заметное увеличение проводимости миогенных сосудов при быстром нарастании, которое характеризуется максимальным значением при более низком RPP (рисунки 3 и 4, A и C). Это нельзя объяснить вязкоупругими свойствами сосудов. Повышенный уровень проводимости сосудов может зависеть от высвобождения вазоактивных веществ, зависимого от напряжения сдвига (14,15,16), или может зависеть от чувствительного к скорости механизма миогенного ответа гладких мышц сосудов (17,18,35,36,37). ).Известно, что эти стимулы сильнее реагируют на скорость изменения стимула, чем на абсолютную величину самого стимула (15,16,17,18,35,36,37). Принимая во внимание эти соображения, можно сделать вывод, что выходной сигнал зависит от постоянных времени задействованных механизмов и скорости нарастания. Чем больше соотношение двух последних, тем больше будет выходной сигнал. Эти отношения имеют форму гиперболы; разница между входными и выходными сигналами уменьшается при более низких скоростях линейного изменения (Рисунок 3) (19).

Медуллярное сосудистое русло не показало такого же выраженного увеличения проводимости, которое наблюдается в кортикальном русле во время быстрых декрементальных нарастаний (рис. 3). Это может отражать различные механизмы контроля сосудов мозгового вещества и коры почек. Последний может больше полагаться на миогенный ответ, тогда как мозговое вещество в основном находится под контролем TGF. Гидронефротические почки могут ауторегулировать RBF только через миогенный механизм. В этих почках точка пересечения относительного прироста отношения давления RBF с 1 находится на уровне 67 мм рт. Ст. (1).Это значение математически соответствует параметру «давление при максимальной проводимости», используемому в настоящем исследовании. Несмотря на значительные различия в протоколах, подготовке, вязкости и анестезии, мы замечательно получили аналогичное значение LFC (66 мм рт. Ст.) Во время DR наивысшей скорости (рис. 4A).

Время отклика TGF находится в диапазоне времени, необходимого для самого быстрого изменения скорости RPP (от 10 до 30 с) (3). Таким образом, TGF не может полностью участвовать в реакции на быстрое изменение скорости.Это может объяснить поведение медуллярной проводимости, показанное на рисунках 3B и 4C. Максимальная проводимость первоначально увеличивается со скоростью изменения стимула, как и следовало ожидать для комбинированного миогенного ответа и ответа TGF. При более высоких скоростях изменения (скорости нарастания 0,528 и 1,056 мм рт. Ст. / С) максимальная проводимость снижается в результате отсутствия ответа TGF (рис. 4C).

Общий почечный PFR отражает сосредоточенные корковые и мозговые реакции. LFC, однако, составляет большую долю от общего объема RBF.Соответственно, аналогичное поведение проводимости сосудов наблюдается для RBF и LFC (рис. 4, A и C). Однако при максимальной скорости нарастания противоположное поведение проводимости мозгового и коркового сосудов ослабляет чрезмерное увеличение общей проводимости почечных сосудов.

Постепенное изменение давления

PFR различается между DR и IR (рисунки 3,4,5). Это может быть связано с различными задействованными механизмами реакции, которые могут иметь разные постоянные времени.Более того, реакция любой задействованной системы может иметь различную постоянную времени включения-выключения. Наконец, изменяются гуморальные паракринные и аутокринные факторы, что приводит к асимметричному течению времени.

Повышенное сосудистое сопротивление после восстановления RPP может зависеть от образования аденозина и ангиотензина II (Ang II). Концентрация этих почечных вазоконстрикторов зависит от продолжительности и интенсивности раздражителя (38,39,40). Уменьшение RPP вызывает высвобождение ренина (41), который через Ang II сужает почечную сосудистую сеть.Несмотря на предполагаемый повышенный уровень ренина во время постепенного нарастания RPP, ауторегуляция сохранялась (Рисунки 3 и 4). Это согласуется с данными по изолированным афферентным артериолам. В этом препарате Ang II сужает сосуды без ущерба для их ауторегуляторной способности (4,30).

Примечательно, что быстрые подъемы вызвали иную реакцию, чем более медленные. Быстрые линейные изменения вызвали кратковременное превышение проводимости при увеличении RPP по сравнению с уменьшением RPP. Напротив, во время более медленных линейных изменений проводимость даже не восстанавливалась полностью (рисунки 3 и 4).Снижение RBF после снижения RPP до 60 мм рт. Ст. Также было обнаружено Holm et al. (25) у анестезированных крыс. Преобразование ингибирования ферментов полностью восстанавливает постгипотензивный RBF, что подчеркивает потенциальную важность системы ренин-ангиотензин в этом контексте (24,25,26).

Быстрое нарастание может в меньшей степени усиливать почечные вазоконстрикторы, аденозин и Ang II, поскольку эпизоды гипотонии короче. Это могло бы объяснить более высокие базовые значения после окклюзии.Тем не менее, для понимания реакции проводимости за превышение, наблюдаемой для более быстрых нарастаний, требуется механизм расширения. Подобный отклик проводимости наблюдал Купплс (24) с использованием ступенчатых функций. Одна из причин такого поведения может быть найдена в оксиде азота (NO). Высвобождение NO эндотелием зависит от двух независимых компонентов: устойчивого высвобождения и образования NO, зависящего от напряжения сдвига. Таким образом, частотный состав стимула определяет высвобождение NO изолированными эндотелиальными клетками и изолированными артериолами (14,15).В этом препарате in vitro ступенчатая функция увеличивает NO в три раза больше, чем линейная функция той же амплитуды. Таким образом, самое медленное нарастание RPP в нашем исследовании может не иметь большого влияния на зависящее от напряжения сдвига высвобождение NO, в отличие от быстрого нарастания RPP. Образование простациклина также в большей степени зависит от изменений напряжения сдвига, чем от уровня абсолютного напряжения сдвига (16). Другая причина может быть найдена в более низких уровнях вазоконстрикторов и / или их комбинаций, вызванных более короткими эпизодами гипотензии.Например, низкие уровни Ang II влияют на миогенную вазоконстрикцию (42). Кроме того, аденозин и простагландин E ₂ вызывают двухфазный ответ, вызывая вазодилатацию при низких концентрациях и обращая этот эффект в обратном направлении при более высоких концентрациях (43,44). Эти механизмы могут объяснить превышение проводимости во время быстрого восстановления RPP.

Выводы

Почечная ауторегуляция обычно рассматривается как стереотипный ответ почечного сосудистого сопротивления на изменения RPP.Настоящие результаты показывают, что реакция почечных сосудов на изменения RPP сильно зависит от динамики сигнала ошибки. Быстрые изменения RPP могут иметь эффект, противоположный медленным изменениям RPP. Кроме того, направление изменения RPP может иметь большее значение, чем абсолютный уровень RPP. Эти результаты добавляют к пониманию важности вариабельности АД для функции почек, как недавно сообщалось (45).

Миогенные механизмы и механизмы TGF, из-за их различных частотных свойств, по-разному влияют на реакцию на медленное и быстрое изменение давления в соответствии с их соответствующим частотным содержанием.Медленные изменения давления могут вызывать преобладающий ответ TGF, тогда как быстрые изменения давления также вызывают миогенный ответ. Более того, проводимость во время возрастающего линейного изменения давления отличается от падающего линейного изменения давления. Причины этого гистерезиса до сих пор полностью не изучены.

Благодарности

Это исследование было частично поддержано Deutsche Forschungsgemeinschaft. Благодарим Р. Фогеля за квалифицированную техническую помощь.

• © 2001 Американское общество нефрологов

Ссылки

1. ↵

   Cupples WA, Loutzenhiser RD: Динамическая ауторегуляция in vitro перфузированной гидронефротической почки крысы.Am J Physiol275: F126-F30, 1998

2. ↵

   Daniels FH, Arendshorst WJ: Кинетика тубулогломерулярной обратной связи у крыс со спонтанной гипертензией и крыс линии Wistar-Kyoto. Am J Physiol 259: F529 -F34, 1990

3. ↵

   Walker M III, Harrison-Bernard LM, Cook AK, Navar LG: Динамическое взаимодействие между миогенными и TGF механизмами в ауторегуляции афферентного артериолярного кровотока Am J Physiol279: F858 -F865,2000

4. ↵

   Arendshorst WJ, Brannstrom K, Ruan X: Воздействие ангиотензина II на микрососуды почек.J Am Soc Nephrol10 [Дополнение 11]: S149-S61, 1999

5. ↵

   Chon KH, Chen YM, Marmarelis VZ, Marsh DJ, Holstein-Rathlou NH: Обнаружение взаимодействий между миогенными и TGF механизмами с использованием нелинейного анализа. Am J Physiol 267: F160 -F73, 1994

6. ↵

   Daniels FH, Arendshorst WJ, Roberds RG: Тубулогломерулярная обратная связь и ауторегуляция у крыс со спонтанной гипертензией. Am J Physiol 258: F1479 -F89, 1990

7. ↵

   Holstein-Rathlou NH, Wagner AJ, Marsh DJ: динамика тубулогломерулярной обратной связи и ауторегуляция почечного кровотока у крыс.Am J Physiol 260: F53 -F68, 1991

8. ↵

   Holstein-Rathlou NH, Marsh DJ: Регуляция почечного кровотока и колебания артериального давления: тематическое исследование нелинейной динамики. Physiol Rev 74: 637-681, 1994

9. ↵

   Wang X, Ajikobi DO, Salevsky FC, Cupples WA: Нарушение миогенной ауторегуляции в почках крыс Brown Norway. Am J Physiol 278: F962 -F969, 2000

10. ↵

    Just A, Wittmann U, Ehmke H, Kirchheim HR: Ауторегуляция почечного кровотока у собаки в сознании и вклад тубулогломерулярной обратной связи.J Physiol (Lond) 506: 275-290, 1998

11. ↵

    Holstein-Rathlou NH, Marsh DJ: динамическая модель механизма тубулогломерулярной обратной связи. Am J Physiol258: F1448-F1459,1990

12. ↵

    Oppelt W: Kleines Handbuch technischer Regelvorgänge. Weinheim / Bergstr, 1964

13. ↵

    Zadeh LA, Desoer CA: Linear System Theory — The State Space Approach, New York, McGraw-Hill, 1963

14. ↵

    Butler PJ, Weinbaum S, Chien , Lemons DE: эндотелий-зависимая вазодилатация, вызванная сдвигом, является чувствительной к скорости.Микроциркуляция 7:53 -65, 2000

15. ↵

    Франгос Дж. А., Хуанг Т. Я., Кларк CB: Устойчивый сдвиг и ступенчатые изменения сдвига стимулируют эндотелий посредством независимых механизмов — суперпозиции временного и устойчивого образования оксида азота. Biochem Biophys Res Commun 224: 660-665, 1996

16. Grabowski EF, Jaffe EA, Weksler BB: Продукция простациклина культивированными монослоями эндотелиальных клеток, подвергающимися ступенчатому увеличению напряжения сдвига. J Lab Clin Med 105: 36-43, 1985

17. ↵

    Kasai Y, Tsutsumi O, Taketani Y, Endo M, Iino M: усиление сокращений гладких мышц матки крыс, вызванное растяжением.J Physiol (Lond) 486: 373-384, 1995

18. ↵

    Borgström P, Grände PO, Mellander S: математическое описание миогенного ответа в микроциркуляции. Acta Physiol Scand 116: 363 -376, 1982

19. ↵

    Костюков А.И.: Мышечный гистерезис и контроль движений: теоретическое исследование. Neuroscience 83: 303-320, 1998

20. ↵

    Chen HI, Chang KC, Kang BH, Liu DM: Адаптация Baroreflex и сброс контроля артериального давления Chin J Physiol 33:19 -30, 1990 [опечатка опубликована появляется в Chin J Physiol 33: 191, 1990]

21. ↵

    Jung R, Katona PG: Сердечно-сосудистые и респираторные реакции на медленное повышение давления в сонном синусе у собаки.J Appl Physiol 68: 1465-1474, 1990

22. ↵

    Hung GK: Динамическая модель системы вертикальных движений глаз: Моделирование с использованием MATLAB / SIMULINK. Comput Methods Programs Biomed 55: 59-68,1998

23. ↵

    Флемминг Б., Силигер Э., Вронски Т., Стир К., Аренц Н., Перссон ПБ: Кислородная и почечная гемодинамика у крысы в ​​сознании. J Am Soc Nephrol 11:18 -24, 2000

24. ↵

    Cupples WA: Ангиотензин II обуславливает медленный компонент ауторегуляции почечного кровотока.Am J Physiol264: F515-F522,1993

25. ↵

    Holm L, Morsing P, Casellas D, Persson AE: Сброс диапазона давления для ауторегуляции кровотока в почках крысы. Acta Physiol Scand 138: 395-401, 1990

26. ↵

    Sörensen CM, Leyssac PP, Skott O, Holstein-Rathlou NH: Роль ренин-ангиотензиновой системы в регуляции и ауторегуляции почечного кровотока. Am J Physiol Regul Integr Comp Physiol 279: R1017 -R1024, 2000

27. ↵

    Nafz B, Berger K, Rösler C, Persson PB: Кинины модулируют натрий-зависимую ауторегуляцию почечного мозгового кровотока.Cardiovasc Res 40:57 -59, 1998

28. ↵

    Stern MD, Bowen PD, Parma R, Osgood RW, Bowman RL, Stein JH: Измерение почечного коркового и мозгового кровотока с помощью лазерно-доплеровской спектроскопии у крыс . Am J Physiol236: F80-F87,1979

29. ↵

    Керник Д.П., Тук Дж. Э., Шор А.С.: Сигнал биологического нуля в лазерной доплеровской флюксиметрии: происхождение и практическое значение. Pflügers Arch537: 624-631,1999

30. ↵

    Inscho EW, Cook AK, Navar LG: Опосредованное давлением вазоконстрикция юкстамедуллярных афферентных артериол включает активацию P2-пуриноцепторов.Am J Physiol 271: F1077 -F1085, 1996

31. ↵

    Strick DM, Fiksen-Olsen MJ, Lockhart JC, Roman RJ, Romero JC: Прямое измерение почечного мозгового кровотока у собаки. Am J Physiol 267: R253 -F259, 1994

32. ↵

    Van Dokkum RPE, Alonso-Galicia M, Provoost AP, Jacob HJ, Roman RJ: Нарушение ауторегуляции почечного кровотока у крыс с оленьим капюшоном. Am J Physiol 276: R189 -R196, 1999

33. ↵

    Kramp RA, Genard J, Fourmanoir P, Caron N, Laekeman G, Herman A: Почечная гемодинамика и ауторегуляция кровотока во время острого ингибирования циклооксигеназы у самцов крыс.Am J Physiol268: F468-F479,1995

34. ↵

    Turkstra E, Braam B, Koomans HA: Нарушение ауторегуляции почечного кровотока у двухпочечных крыс с гипертонической болезнью с одним зажимом вызвано повышенной активностью оксида азота. J Am Soc Nephrol11: 847-855,2000

35. ↵

    Дэвис М.Дж., Сайкс П.Дж .: Миогенные реакции изолированных артериол: Тест на механизм, чувствительный к скорости. Am J Physiol259: h2890-h2900,1990

36. ↵

    Davis MJ, Shi X, Sikes PJ: Модуляция сокращения венулы крыла летучей мыши посредством трансмуральных изменений давления.Am J Physiol 262: H625 -H634, 1992

37. ↵

    Grände PO, Lundvall J, Mellander S: Доказательства чувствительного к скорости регуляторного механизма в миогенном микроваскулярном контроле. Acta Physiol Scand 99: 432-447, 1977

38. ↵

    Finke R, Gross R, Hackenthal E, Huber J, Kirchheim HR: Пороговое давление для зависимого от давления высвобождения ренина в ауторегулирующей почке сознательных собак. Pflügers Arch 399: 102-110, 1983

39. ↵

    Pflueger AC, Osswald H, Knox FG: Аденозин-индуцированная почечная вазоконстрикция у крыс с сахарным диабетом: роль оксида азота.Am J Physiol 276: F340 -F346, 1999

40. ↵

    Силдорф Е.П., Крайсберг М.С., Паллоне Т.Л.: Аденозин модулирует вазомоторный тонус в наружном мозговом нисходящем сосуде прямой кишки крысы. J Clin Invest 98:18 -23, 1996

41. ↵

    Bertolino S, Julien C, Medeiros IA, Vincent M, Barres C: Зависимое от давления высвобождение ренина и поддержание артериального давления у крыс в сознании. Am J Physiol266: R1032-R1037,1994

42. Kirton CA, Loutzenhiser R: Изменения в активности базальной протеинкиназы C модулируют миогенную реактивность почечных афферентных артериол.Am J Physiol 275: h567 -h575, 1998

43. Tang L, Parker M, Fei Q, Loutzenhiser R: Афферентные артериолярные рецепторы аденозина A2a связаны с KATP in vitro перфузированной гидронефротической почкой крысы. Am J Physiol 277: F926-F933,1999

44. ↵

    Tang L, Loutzenhiser K, Loutzenhiser R: Двухфазное действие простагландина E (2) на почечную афферентную артериолу: роль EP (3) и EP (4) рецепторы. Circ Res 86: 663-670, 2000

45. ↵

    Nafz B, Stegemann J, Bestle MH, Richter N, Seeliger E, Schimke I, Reinhardt HW, Persson PB: антигипертензивный эффект 0.Колебания артериального давления в почках с частотой 1 Гц. Circulation101: 553-557,2000

Прикроватная оценка и клиническая применимость среднего системного давления наполнения в неотложной помощи — Vos

Введение

Прикроватная оценка сердечно-сосудистой функции в отделениях неотложной помощи в последние годы претерпела существенные изменения в связи с переходом от инвазивных методов мониторинга к менее инвазивным. Тем не менее, описание и руководство гемодинамическим контролем остается проблематичным у значительного числа пациентов, особенно у тех, у которых происхождение сердечно-сосудистой нестабильности не очевидно с первого взгляда.Здесь врачи часто склонны полагаться на измерение системных гемодинамических переменных, таких как частота сердечных сокращений, артериальное кровяное давление (АД), а иногда и сердечный выброс (СО), для оценки адекватности кровообращения. Хотя АД и СО достоверно отражают «сторону доставки» кровообращения, которая обеспечивает O ₂ и питательные вещества в различные органы и ткани (микроциркуляция) пациента, они не принимают во внимание венозную сторону кровообращения, которая, в условиях в нормальных условиях содержит большую часть (около 70%) общего объема крови ( Рисунок 1 ) (1).Аналогичным образом, хотя венозная сторона кровообращения с высокой податливостью играет решающую роль в качестве резервуара для крови и тем самым определяет венозный возврат крови к сердцу (и, следовательно, сердечный выброс), клинически им часто пренебрегают или неправильно снижают баланс жидкости. . Среднее системное давление наполнения (Pmsf) является количественным показателем внутрисосудистого объема крови и может изменяться в зависимости от сосудистого тонуса. В настоящее время Pmsf можно оценить у постели больного с помощью трех методов (см. Ниже). Pmsf — это давление для венозного возврата выше по потоку.Следовательно, Pmsf может характеризовать гемодинамическое состояние и функцию, а также гемодинамический ответ на методы лечения, такие как введение жидкостей и вазопрессоров. В этом обзоре основное внимание уделяется теории, лежащей в основе Pmsf, ее оценке и, вероятно, наиболее важному: ее текущей роли в характеристике и мониторинге показателей гемодинамики у пациентов с острыми заболеваниями.

Рисунок 1 Графическое изображение изменений внутрисосудистого давления (зеленая линия) и распределения объема крови (красная линия) по кровотоку от артериальной к венозной стороне.АД, артериальное давление; Pmsf, среднее системное давление наполнения; РАП — давление в правом предсердии; PVR, давление венозного возврата, эквивалентное Pmsf — RAP.

---

Pmsf и важность венозной стороны кровообращения

Хотя генерация CO сама по себе важна для поддержания сердечно-сосудистого гомеостаза, роль сердца часто описывается неточно, поскольку не только само сердце функционирует как первичный «насос» кровообращения и является единственной непосредственной причиной потока крови.Вместо этого, вместе с сократимостью сердца и постнагрузкой (т. Е. Сопротивлением кровотоку в периферическом кровообращении), предварительная нагрузка важна для создания кровотока — и, следовательно, CO. Здесь играет роль венозный отсек, поскольку преднагрузка сердца зависит от венозного возврата ( VR) крови, которая течет обратно к сердцу, и, по сути, именно VR регулируется венозным отделом (2). Важная взаимосвязь между VR и CO была выяснена в работах Гайтона в первой половине 20-го ^-го -го века (3), когда уже было известно, что увеличение растяжения желудочков увеличивает сократимость сердца (О.Франк) (4), и что увеличение VR увеличивает ударный объем (Э. Старлинг) (5). Гайтон в серии экспериментов на собаках с механическими инструментами (с использованием обходного анастомоза правого сердца, оснащения собак насосом и резистором Старлинга) измерял давление в правом предсердии (RAP), а также VR. Это позволило ему построить хорошо известные «графики венозного возврата» (, рис. 2, ), увеличивая и уменьшая RAP, контролируя скорость насоса и высоту резистора Старлинга. Используя эту схему, он мог продемонстрировать, что увеличение RAP было связано с сопутствующим снижением VR (и CO), и наоборот.Важно отметить, что он показал, что RAP функционирует как «противодавление» для венозного возврата — наблюдение, которое недавно было воспроизведено в элегантной модели свиньи (6). Подробности этой работы прекрасно резюмированы и подробно изложены в другом месте для заинтересованного читателя (7,8). В первоначальных экспериментах Гайтона не только изменялся RAP, но и другая переменная — среднее давление наполнения кровообращения (Pmcf) — также изменялась, в основном за счет введения жидкости. Здесь Pmcf был определен как «среднее интегрированное давление наполнения во всей системе кровообращения при надлежащем взвешивании объемов и степени эластичности различных частей системы кровообращения», и его можно измерить только после прекращения потока (т.е.э., остановка сердечно-сосудистой системы). Следует отметить, что Pmsf напоминает Pmcf при нормальных обстоятельствах, но, учитывая, что Pmsf относится только к системной части кровообращения, Pmsf и Pmcf могут расходиться в случае определенных изменений в объеме или тонусе внутригрудной или легочной крови. Для ясности далее в этом обзоре используется только термин Pmsf.

Рисунок 2 Графическое представление влияния высоты правого предсердного давления (RAP) на венозный возврат и сердечный выброс.Зеленый кружок представляет собой равновесное значение RAP, которое является фактическим RAP, при котором функционирует кровообращение, и представляет значение RAP, где кривая венозного возврата (коричневый) встречается с кривой сердечного ответа (серый). Кроме того, дан эффект увеличения или уменьшения Pmsf (среднего системного давления наполнения) на пересечении обеих кривых. Адаптировано из оригинального сюжета (ов) Гайтона (2).

Чтобы объяснить Pmsf более подробно, давайте рассмотрим следующую гипотетическую ситуацию: если бы внутрисосудистое давление было измерено инвазивно в условиях нулевого кровотока после полного обескровливания, было бы ясно, что результирующее давление составляет 0 мм рт. измеряется.Впоследствии следует учитывать, что кровь будет постепенно повторно вливаться во внутрисосудистое пространство: сначала потребуется определенный объем крови для заполнения сосудов без оказания давления на стенку сосудов (т.е. внутрисосудистое давление равно 0 мм рт. Ст.). Объем крови, необходимый до начала повышения внутрисосудистого давления, называется объемом крови без стресса. Важно отметить, что разные сосудистые компартменты имеют разные индивидуальные соответствия, и объем крови будет распределяться в соответствии с этими различиями.Впоследствии, когда повторно вливается больше крови, она создает давление на сосудистую стенку. Этот дополнительный объем называется стрессовым объемом крови и обычно составляет около 25–30% от прогнозируемого объема крови у человека (9). Среднее системное давление наполнения (Pmsf) прямо пропорционально напряженному объему крови и является количественной оценкой «кровеносного резервуара» кровообращения. Важным фактором здесь является емкость сосудистой системы, которая зависит от соответствия всей сосудистой системы и различных компартментов, каждый из которых имеет свою относительную податливость и сосудистый тонус (см. Ниже).Здесь венозная система — в отличие от артериальной — очень податлива и занимает значительную часть объема крови (≈70%). В результате Pmsf является «репрезентативным» давлением как функцией объема крови и емкости. Его можно рассматривать как потенциальную энергию, запасенную в стенке системного (Pmsf) или всего (Pmcf) сосудистого отсека (7). Таким образом, Pmsf — это давление выше по потоку для венозного возврата. Как следствие — как уже было предложено Гайтоном (10) — Pmsf всегда должен быть выше, чем RAP, чтобы генерировать поток, т.е.е., чтобы привести к «движущему давлению» для венозного возврата (PVR; PVR = Pmsf — RAP, , рисунок 1, ). Здесь роль правых отделов сердца состоит в том, чтобы поддерживать низкий уровень РАП, перекачивая кровь в малый круг кровообращения. Если RAP поддерживается на низком уровне, VR может поддерживаться и, таким образом, может сохраняться CO. Эта точка зрения частично противоречит популярным руководствам, таким как «Рекомендации по выживанию при сепсисе», в которых до недавнего времени предлагалось универсальное использование довольно высоких целевых значений ЦВД (т.е. 10–15 мм рт. Ст.) Для ведения пациентов с септическим шоком (11).

Может быть ясно, что на Pmsf влияет как сосудистое наполнение, то есть объем внутрисосудистой крови, так и податливость сосудов. На последнее может влиять несколько факторов, например, симпатическая и парасимпатическая активность, а также прием вазоактивных препаратов. В частности, вазоактивные препараты, которые влияют на венозный тонус за счет сужения или дилатации сосудов, могут соответственно увеличивать или уменьшать венозный возврат, поскольку в этих случаях Pmsf увеличивается или уменьшается.Влияние увеличения или уменьшения Pmsf на венозный возврат (график) в сочетании с кривой сердечной функции показано на , рис. 2, .

Следует подчеркнуть, что вышеупомянутое рассуждение яростно обсуждалось разными авторами (12-17), в основном в отношении роли РАП как пассивного следствия или активного фактора кровотока. Несмотря на эти (интересные) дискуссии, у нас все еще отсутствует широкая и хорошо подобранная гемодинамическая модель, которая могла бы описать все различные аспекты кровотока — и все еще могла бы быть воспроизведена с использованием современных экспериментальных условий (6).Следовательно, до тех пор, пока такие улучшенные модели не станут доступными, «гайтоновская» модель все еще может быть лучшей для описания физиологии кровообращения, в которой роль RAP в основном является следствием кровотока.

---

Как можно измерить Pmsf?

В приведенном выше гипотетическом примере, в котором кровообращение было остановлено, было бы относительно легко измерить Pmsf, поскольку для этого потребовалось бы только измерение внутрисосудистого давления в любом месте сосудистого русла после уравновешивания.Однако у пациентов с неповрежденным кровообращением непросто непосредственно измерить Pmsf, поскольку временное прекращение кровотока может быть вызвано только сложными и высокоинвазивными процедурами, такими как последовательность (-и) фибрилляции / дефибрилляции сердца (18).

К счастью, теперь Pmsf можно оценить тремя косвенными методами:

• Маневры задержки вдоха (Pmsfi). У пациентов с механической вентиляцией легких Pmsf можно оценить путем применения ряда маневров задержки вдоха при разном (увеличивающемся) давлении в дыхательных путях (например,g., 5, 15, 25 и 35 см вод. ст. ₂ O) и одновременное измерение ЦВД и CO (19,20). Экстраполяция кривой и использование пересечения пар измерений CVP / CO при CO = 0 л · мин ^-1 приводит к оценке Pmsf (Pmsf _i ), что эквивалентно ситуации, когда не было бы поток. Особым недостатком использования этого метода является необходимость механической вентиляции, седации и паралича пациента.
• Ручка для измерения стоп-потока (Pmsf _arm ).В качестве альтернативы, Pmsf можно оценить путем измерения внутрисосудистого давления (например, с использованием постоянного радиального артериального катетера) после быстрой инсуффляции (<0,3 с) проксимальной манжеты руки, значительно превышающей систолическое артериальное давление (20). Примерно через 30 секунд после прекращения артериального кровотока к конечности давление внутри артериальной и венозной сторон уравновешивается. Это позволяет более «прямое» внутрисосудистое измерение Pmsf: рука Pmsf _{. Следовательно, без необходимости седации и механической вентиляции, этот метод может быть более целесообразным для оценки Pmsf.}
• Расчет аналога Pmsf (Pmsf _a ). Наконец, оценка Pmsf также может быть получена математически. В 1990-х годах Паркин описал алгоритм, который включает CVP, MAP и CO для расчета аналога Pmsf: Pmsf _a = a (CVP) + b (MAP) + c (CO), где a и b безразмерны. переменные, основанные на предположении, что соотношение венозной и артериальной эластичности составляет около 24: 1 (т. е. a = 0,96, b = 0,04). Переменная (c) отражает артериовенозное сопротивление, а ее точное значение определяется демографическими факторами, такими как возраст, вес и рост (21).Используя этот алгоритм в замкнутом цикле контроля замещения жидкости у тяжелобольных пациентов при непрерывной гемодиафильтрации, Паркин смог поддерживать гемодинамическую стабильность в течение длительного периода (> 600 часов), несмотря на большие сдвиги жидкости (22).

Алгоритм реализован в гемодинамическом мониторе Navigator ^TM для «непрерывного» прикроватного мониторинга. К сожалению, этого устройства больше нет в продаже. Тем не менее, несмотря на то, что Pmsf _a требует измерения других гемодинамических переменных (CO, CVP и MAP, которые будут доступны в случае более сложных гемодинамических нарушений), его потенциальная возможность мониторинга у постели больного может способствовать его использованию в будущем. клиническая практика.

Существует только одно сравнительное исследование методов, в котором оценивается соответствие между тремя методами оценки Pmsf у людей с интактным кровообращением (20). В этом исследовании, проведенном у 11 пациентов с механической вентиляцией легких после кардиохирургического вмешательства, вводили жидкость (500 мл коллоида) и изменения положения выполняли в течение стандартизованного 60-минутного периода исследования после начальной стабилизации гемодинамики по прибытии в отделение интенсивной терапии. После этих вмешательств изменения в Pmsf _i были согласованы с Pmsf _arm и с Pmsf _a , что позволяет предположить, что изменения объема кровообращения можно взаимозаменяемо отслеживать всеми методами.Что касается абсолютных значений Pmsf, было несущественное смещение между Pmsf _i и Pmsf _{для руки} (-1,0 ± 3,1 мм рт. Ст.), И сопоставимые средние значения (20,9 ± 5,6 против 19,8 ± 5,7 мм рт. , соответственно). Pmsf _a , однако, показал некоторую разницу в абсолютном значении (в среднем 14,9 ± 4,0 мм рт. Ст.) И значительную погрешность -6,0 ± 3,1 мм рт. Интересно, однако, что разница с Pmsf _и была строго линейной, а калибровочный коэффициент равен 1.42, по-видимому, сводит это смещение к нулю. Однако этот калибровочный коэффициент не был подтвержден в последующих исследованиях. Важно отметить, что валидность Pmsf _и , которая была установлена ​​в качестве эталонной оценки Pmsf в этом исследовании, недавно была подвергнута сомнению, поскольку было высказано предположение, что были обнаружены довольно высокие оценки абсолютных значений Pmsf (19,20). Более того, как экспериментально продемонстрировано после экспериментов по окклюзии правого предсердия у свиней с различными объемными состояниями, расчетное значение Pmsf зависит от точного индивидуального состояния объема (23).Последнее было подтверждено в аналогичном экспериментальном исследовании для Pmsf _arm и Pmsf _a (24), и авторы предположили, что никакие косвенные оценки абсолютных значений Pmsf не могут быть использованы в клинической практике. Основная причина этого может заключаться в том, что относительно небольшая ошибка в абсолютной оценке Pmsf может иметь существенное влияние на такие переменные, как PVR, который обычно низок и не превышает 5 мм рт. Следовательно, несовместимые значения Pmsf могут неправильно определять гемодинамическое управление (18).Однако важно отметить, что все три косвенные оценки Pmsf хорошо отслеживали изменения после вмешательств с низким смещением, особенно Pmsf _a .

---

Клиническое использование Pmsf, или «что может нам сказать Pmsf?»

Несмотря на жизненно важный вклад венозного компартмента в поддержание гемодинамической стабильности, в последнее время не проводилось исследований, которые бы изучали влияние нацеливания конкретных значений Pmsf (или любых связанных с ним переменных) на другие релевантные гемодинамические переменные, а также на исход.Таким образом, его текущая роль все еще может рассматриваться как академическая. Таким образом, вопрос о том, влияет ли гемодинамическое управление с помощью Pmsf и связанных с ним переменных на показатели результатов (например, частоту повреждения органа, комбинированные конечные точки послеоперационных осложнений и т. Д.), Может быть актуальной целью для будущих проспективных исследований. Однако важно отметить, что Pmsf и связанные с ним переменные, такие как PVR, могут помочь понять физиологию сердечно-сосудистой системы и дать дополнительную характеристику эффектов терапевтических вмешательств, как показано ниже.

ПМСФ и влияние жидкостей

Pmsf может помочь в выяснении того, может ли и почему отдельный пациент реагировать на введение жидкости.

Традиционно ЦВД считалось переменной предварительной нагрузки и использовалось для титрования жидкости с целью «оптимизации» или максимизации сердечного выброса. Знание Pmsf, однако, может показать, является ли высокое ЦВД вторичным по отношению к плохой сердечной функции (т. Е. Сердце не может эффективно снижать РАП — и, следовательно, ЦВД — в ответ на повышенную преднагрузку) или вторично по отношению к высокому ( э) Pmsf — свидетельствует о высоком венозном сосудистом наполнении и / или тонусе.

В исследовании с участием 39 послеоперационных пациентов ОИТ (25) были выполнены проблемы с жидкостью (n = 101), и пациенты были разделены на респондентов или не отвечающих на введение жидкости на основании увеличения ударного объема или CO ≥10. %. Как и следовало ожидать, Pmsf _a увеличивался как у респондентов (n = 43), так и у пациентов, не ответивших на лечение после введения жидкости. Однако у респондентов PVR также увеличивался, тогда как у не отвечающих CVP увеличивался вместе с Pmsf _a , так что градиент между ними (или движущее давление для венозного возврата) оставался неизменным.Это открытие было подтверждено позже в других условиях у пациентов, перенесших операцию на печени (26). В другом исследовании с участием 61 пациента в отделении интенсивной терапии, перенесшего операцию на сердце, было введено в общей сложности 107 болюсов жидкости, и пациенты, ответившие на лечение, и лица, не ответившие на лечение, были определены аналогично (27). Дифференциальные эффекты жидкостей на Pmsf _a и PVR между респондентами и не отвечающими снова были одинаковыми. В двух последних исследованиях авторы дополнительно рассчитали эффективность сердца (Eh), которая представляет собой соотношение между изменением ЛСС и изменением Pmsf _a и рассчитывается как: (Pmsf _a — CVP) / Pmsf _. .В обоих исследованиях Eh был выше у лиц, ответивших на объем, но что интересно, у пациентов из ОИТ, которым вводили второй болюс жидкости, Eh хорошо коррелировал со степенью увеличения CO. Следовательно, Eh показывает способность сердца вырабатывать CO. от количества предложенной виртуальной реальности.

Из приведенной выше информации может быть ясно, что измерение ЦВД — отдельно или в сочетании с CO — не дает достаточной информации для характеристики влияния введения жидкости на венозный возврат и CO.

ПМСФ и действие вазопрессоров

Несколько недавних исследований помогли лучше понять (часто комплексное) влияние вазопрессоров на системный кровоток. Вазопрессоры, например фенилэфрин и норэпинефрин, часто используются для лечения артериальной гипотензии, например, у пациентов, страдающих септическим шоком, или у пациентов, которым проводится общая и / или нейроаксиальная анестезия. Поскольку эти препараты в первую очередь действуют на α-адренорецепторы и повышают тонус артерий и, следовательно, системное сосудистое сопротивление (впоследствии увеличивая САД и, следовательно, сердечную постнагрузку), в частности, для фенилэфрина, часто предполагается, что они оказывают негативное влияние на CO — или, в лучшем случае, не оказывают никакого воздействия. Эффект СО вообще (28).Тем не менее, у пациентов, перенесших абдоминальную операцию, недавно было обнаружено, что эффект инфузии фенилэфрина на СО зависел от их объемного состояния, и что у пациентов, чувствительных к жидкости, CO увеличивался после инфузии фенилэфрина, подтверждая предыдущие наблюдения в исследованиях на животных ( 29,30). У этих пациентов и Pmsf _a , CVP и CO увеличились после введения фенилэфрина, что свидетельствует об увеличении венозного возврата из-за сужающего действия фенилэфрина на сосуды, увеличивающие венозную емкость, увеличивая Pmsf за счет пополнения стрессового объема крови в напряженном объеме крови.Стоит напомнить, что Pmsf является функцией как внутрисосудистого наполнения, так и фактической системной эластичности сосудов, на которую могут влиять вазоактивные препараты. У лиц, реагирующих на объем, сердце было способно справиться с увеличением VR, так как CO увеличился за счет увеличения PVR. Следует отметить, что этот эффект фенилэфрина относится только к чувствительным к жидкости пациентам, у которых увеличение VR приводит к улучшению положения сердца на кривой Франка-Старлинга.

В последующем исследовании на свиньях фенилэфрин вводили непрерывно после начального болюса, и было обнаружено аналогичное увеличение CO вместе с увеличением значений PVR.Это еще раз демонстрирует, что VR увеличивается вследствие сужения фенилэфрина на емкостные сосуды (31). Хотя это еще не подтверждено, вполне вероятно, что норадреналин может влиять на предварительную нагрузку аналогичным образом (32), хотя, вероятно, в меньшей степени из-за гораздо более короткого биологического периода полураспада, составляющего 2–6 минут (33), по сравнению с фенилэфрином. Это различие в биологическом периоде полураспада может быть связано с более низкими концентрациями норадреналина в емкостных сосудах, чем с фенилэфрином, и, следовательно, с менее выраженным влиянием на VR.Будущие исследования должны подтвердить это предположение. В совсем других условиях, например, у пациентов после кардиохирургии (n = 16), было показано, что введение норэпинефрина могло либо увеличивать (n = 6), либо уменьшать CO (n = 10) (34). У пациентов, у которых снизился CO, увеличение VR после увеличения Pmsf, вероятно, не могло быть обработано сердцем, что подчеркивает важность учета как венозного возврата, так и сердечной функции при интерпретации Pmsf и связанных с ним переменных, что также отражается в положение сердца на его (индивидуальной) кривой Франк-Старлинга.

Эти исследования элегантно показывают, что Pmsf и связанные с ним переменные могут помочь в характеристике эффектов вазопрессоров и могут в будущем помочь оптимизировать не только само артериальное давление, но также оценить емкость сосудов и соответственно изменить ее путем титрования жидкостей и сосудов. соответствующие вазопрессоры. Напротив, влияние непосредственно сосудорасширяющих агентов на Pmsf — по крайней мере, насколько нам известно — еще не было предметом исследования, в то время как углубленная (физиологическая) характеристика таких лекарств может быть очень полезной для дальнейшего понимание их гемодинамического воздействия.

Другие случаи, в которых может быть полезно измерение Pmsf

Есть много случаев, когда Pmsf может помочь, по крайней мере, в характеристике гемодинамической ситуации пациента и может сыграть в будущем роль в управлении гемодинамикой. Например, при оксигенации вено-артериальной экстракорпоральной мембраны он может помочь в определении необходимого количества жидкости и вазопрессоров (35), он может помочь в характеристике гемодинамической физиологии во время беременности и при акушерской патологии (преэклампсия), что имеет большое значение. к лечащему врачу в отделении неотложной помощи или интенсивной терапии (36).Кроме того, это может прояснить сложные гемодинамические эффекты седативных препаратов, часто используемых в отделениях интенсивной терапии, таких как мидазолам (37) или пропофол (38).

---

Выводы

Венозная система играет решающую роль в поддержании сердечного выброса за счет сохранения венозного возврата крови к сердцу. Pmsf — это верхнее давление венозного возврата, которое в настоящее время может быть оценено косвенно тремя методами. Несмотря на то, что абсолютные оценки Pmsf следует использовать с осторожностью, изменения в оценках Pmsf могут надежно отражать эффекты гемодинамических вмешательств, таких как введение жидкостей и вазоактивных агентов.Следовательно, Pmsf обеспечивает — вместе с оценкой сердечной функции — интегративную картину гемодинамических показателей и может в будущем помочь в управлении гемодинамикой у пациентов с острыми заболеваниями.

---

Благодарности

Финансирование: Нет.

---

Конфликты интересов: Все авторы заполнили единую форму раскрытия информации ICMJE (доступна по адресу http: // dx.doi.org/10.21037/jeccm.2020.03.04). TWLS получил исследовательские гранты и гонорары от Edwards Lifesciences (Ирвин, Калифорния, США) и Masimo Inc. (Ирвин, Калифорния, США) за консультации и чтение лекций и от Pulsion Medical Systems SE (Фельдкирхен, Германия) за чтение лекций. СП и АФК не сообщают о конфликте интересов.

Этическое заявление: Авторы несут ответственность за все аспекты работы, гарантируя, что вопросы, связанные с точностью или целостностью любой части работы, должным образом исследованы и решены.

Заявление об открытом доступе: Это статья в открытом доступе, распространяемая в соответствии с международной лицензией Creative Commons Attribution-NonCommercial-NoDerivs 4.0 (CC BY-NC-ND 4.0), которая разрешает некоммерческое копирование и распространение статьи со строгим условием, что никакие изменения или правки не вносятся, а оригинальная работа должным образом цитируется (включая ссылки как на официальную публикацию через соответствующий DOI, так и на лицензию).См. Https://creativecommons.org/licenses/by-nc-nd/4.0/.

---

Список литературы

1. Rothe CF. Рефлекторный контроль вен и емкости сосудов. Physiol Rev 1983; 63: 1281-342. [Crossref] [PubMed]
2. Guyton AC. Регуляция сердечного выброса. Анестезиология 1968; 29: 314-26. [Crossref] [PubMed]
3. Guyton AC. Определение сердечного выброса путем приравнивания кривых венозного возврата к кривым сердечного ответа.Physiol Rev 1955; 35: 123-9. [Crossref] [PubMed]
4. Франк О. О динамике сердечной мышцы. Журнал биологии, 1895; 32: 370-447.
5. Паттерсон SW, Пайпер H, Старлинг EH. Регуляция желудочков. J. Physiol 1914; 48: 465-513. [Crossref] [PubMed]
6. Моллер П.В., Винклер Б., Хурни С. и др. Давление в правом предсердии и венозный возврат во время искусственного кровообращения. Am J Physiol Heart Circ Physiol 2017; 313: h508-20. [Crossref] [PubMed]
7. Хендерсон В.Р., Грисдейл Д.Е., Уолли К.Р. и др.Клинический обзор: Гайтон — роль среднего давления наполнения кровообращения и давления в правом предсердии в контроле сердечного выброса. Crit Care. 2010; 14: 243. [Crossref] [PubMed]
8. Магдер С. Прикроватный осмотр: подход к гемодинамическому мониторингу — Гайтон у постели больного. Crit Care 2012; 16: 236. [Crossref] [PubMed]
9. Magder S, De Varennes B. Клиническая смерть и измерение объема сосудов под напряжением. Crit Care Med 1998; 26: 1061-4.[Crossref] [PubMed]
10. Guyton AC, Lindsey AW, Kaufmann BN. Влияние среднего давления наполнения кровообращения и других факторов периферического кровообращения на сердечный выброс. Am J Physiol 1955; 180: 463-8. [Crossref] [PubMed]
11. Деллинджер Р.П., Леви М.М., Родос А. и др. Кампания по выживанию при сепсисе: международные рекомендации по ведению тяжелого сепсиса и септического шока, 2012 г., Intensive Care Med, 2013; 39: 165-228. [Crossref] [PubMed]
12. Леви MN.Сердечные и сосудистые факторы, определяющие системный кровоток. Circ Res 1979; 44: 739-47. [Crossref] [PubMed]
13. Мицнер В. Классическое представление Гайтона о том, что среднее системное давление, давление в правом предсердии и венозное сопротивление регулируют венозный возврат, неверно. J Appl Physiol 2006; 101: 1529-30. [PubMed]
14. Permutt S. Классическое представление Гайтона о том, что среднее системное давление, давление в правом предсердии и венозное сопротивление регулируют венозный возврат, неверно.Журнал Appl Physiol 2006; 101: 1528. [Crossref] [PubMed]
15. Magder S. Классическая точка зрения Гайтона о том, что среднее системное давление, давление в правом предсердии и венозное сопротивление регулируют венозный возврат, неверна. Журнал Appl Physiol 2006; 101: 1533. [Crossref] [PubMed]
16. Wang LY, Wang WK. Классическое представление Гайтона о том, что среднее системное давление, давление в правом предсердии и венозное сопротивление регулируют венозный возврат, неверно. J Appl Physiol 2006; 101: 1528-9.[Crossref] [PubMed]
17. Brengelmann GL. Классическое представление Гайтона о том, что среднее системное давление, давление в правом предсердии и венозное сопротивление регулируют венозный возврат, неверно. Журнал Appl Physiol 2006; 101: 1532. [Crossref] [PubMed]
18. Schipke JD, Heusch G, Sanii AP, et al. Статическое давление наполнения у пациентов при индуцированной фибрилляции желудочков. Am J Physiol Heart Circ Physiol 2003; 285: h3510-5. [Crossref] [PubMed]
19. Maas JJ, Geerts BF, van den Berg PC, et al.Оценка кривой венозного возврата и среднего системного давления наполнения у пациентов после операции на сердце. Crit Care Med 2009; 37: 912-8. [Crossref] [PubMed]
20. Maas JJ, Pinsky MR, Geerts BF, et al. Оценка среднего системного давления наполнения у пациентов после операции на сердце тремя методами. Intensive Care Med 2012; 38: 1452-60. [Crossref] [PubMed]
21. Langewouters GJ, Wesseling KH, Goedhard WJ. Зависимая от давления динамическая эластичность 35 грудных и 16 брюшных аорт человека in vitro описана с помощью пятикомпонентной модели.Дж. Биомех 1985; 18: 613-20. [Crossref] [PubMed]
22. Паркин Г., Райт С., Белломо Р. и др. Использование аналога среднего системного давления наполнения во время замкнутого контроля замещения жидкости при непрерывной гемодиафильтрации. J Crit Care 1994; 9: 124-33. [Crossref] [PubMed]
23. Бергер Д., Моллер П. В., Вебер А. и др. Влияние ПДКВ, объема крови и задержек вдоха на венозный возврат. Am J Physiol Heart Circ Physiol 2016; 311: H794-806.[Crossref] [PubMed]
24. Вернер-Моллер П., Сондергаард С., Якоб С.М. и др. Влияние состояния объема на оценку среднего системного давления наполнения. J Appl Physiol 1985; 2019: 1503-13. [PubMed]
25. Cecconi M, Aya HD, Geisen M и др. Изменения среднего системного давления наполнения во время проблемы с жидкостью у пациентов послеоперационной интенсивной терапии. Intensive Care Med 2013; 39: 1299-305. [Crossref] [PubMed]
26. Vos JJ, Kalmar AF, Hendriks HG, et al.Влияние жидкостной реанимации на эффективный циркулирующий объем у пациентов, перенесших операцию на печени: апостериорный анализ рандомизированного контролируемого исследования. Журнал Clin Monit Comput 2018; 32: 73-80. [Crossref] [PubMed]
27. Гупта К., Сондергаард С., Паркин Г. и др. Применение среднего системного давления наполнения для оценки реакции на болюсы жидкости у кардиологических послеоперационных пациентов. Intensive Care Med 2015; 41: 265-72. [Crossref] [PubMed]
28. Циммерман Дж., Кахалан М.Вазопрессоры и инотропы. В: Хеммингс Х.С., Иган Т.Д., редакторы. Фармакология и физиология анестезии — основы и клиническое применение. Филадельфия: Эльзевьер Сондерс; 2013. с. 390-404.
29. Кальмар А.Ф., Аллаерт С., Плетинкс П. и др. Фенилэфрин увеличивает сердечный выброс за счет увеличения преднагрузки сердца у пациентов с гипотензией, вызванной анестезией. Дж. Clin Monit Comput 2018; 32: 969-76. [Crossref] [PubMed]
30. Cannesson M, Jian Z, Chen G и др.Влияние фенилэфрина на сердечный выброс и венозный возврат зависит от положения сердца в соотношении Франка-Старлинга. J Appl Physiol 1985; 2012: 281-9. [PubMed]
31. Wodack KH, Graessler MF, Nishimoto SA и др. Оценка центральных гемодинамических эффектов фенилэфрина: эксперимент на животных. Журнал J Clin Monit Comput 2019; 33: 377-84. [Crossref] [PubMed]
32. Monnet X, Jabot J, Maizel J, et al. Норэпинефрин увеличивает преднагрузку сердца и снижает зависимость от преднагрузки, оцениваемую при пассивном поднятии ног у пациентов с септическим шоком.Crit Care Med 2011; 39: 689-94. [Crossref] [PubMed]
33. Beloeil H, Mazoit JX, Benhamou D, et al. Кинетика и динамика норэпинефрина у пациентов с септическим шоком и травмами. Br J Anaesth 2005; 95: 782-8. [Crossref] [PubMed]
34. Maas JJ, Pinsky MR, de Wilde RB, et al. Ответ сердечного выброса на норэпинефрин у пациентов после операции на сердце: интерпретация с кривыми венозного возврата и сердечной функции. Crit Care Med 2013; 41: 143-50.[Crossref] [PubMed]
35. Moller PW, Hana A, Heinisch PP, et al. Влияние сужения сосудов и увеличения объема на вено-артериальный кровоток ЭКМО. Шок 2019; 51: 650-8. [Crossref] [PubMed]
36. Crozier TM, Wallace EM, Parkin WG. Гемодинамическая оценка при беременности и преэклампсии: подход Гайтона. Гипертоническая беременность 2015; 5: 177-81. [Crossref] [PubMed]
37. Чен Дж., Ю Т., Лонгхини Ф. и др. Мидазолам увеличивает зависимость от преднагрузки во время эндотоксического шока у кроликов, влияя на тонус венозных сосудов.Ann Intensive Care 2018; 8: 59,018-0403-9.
38. de Wit F, van Vliet AL, de Wilde RB, et al. Влияние пропофола на гемодинамику: сердечный выброс, венозный возврат, среднее системное давление наполнения и сосудистое сопротивление. Br J Anaesth 2016; 116: 784-9. [Crossref] [PubMed]

doi: 10.21037 / jeccm.2020.03.04
Цитируйте эту статью как: Vos JJ, Kalmar AF, Scheeren TWL. Прикроватная оценка и клиническая ценность среднего системного давления наполнения в неотложной помощи.J Emerg Crit Care Med 2020; 4:25.

Одновременное картирование скорости кровотока с временным разрешением и оксигенации в бедренной артерии и вене во время реактивной гиперемии | Journal of Cardiovascular Magnetic Resonance

1.

Lloyd-Jones D, Adams RJ, Brown TM, Carnethon M, Dai S, De Simone G, Ferguson TB, Ford E, Furie K, Gillespie C и др.: Сердечные заболевания и инсульт статистика — обновление 2010 г .: отчет Американской кардиологической ассоциации. Тираж. 2010, 121: e46-e215.

Артикул
PubMed

Google ученый

2.

Огден С.Л., Кэрролл М.Д., Кертин Л.Р., Макдауэлл М.А., Табак С.Дж., Флегал К.М.: Распространенность избыточного веса и ожирения в Соединенных Штатах, 1999-2004 гг. Джама. 2006, 295: 1549-1555. 10.1001 / jama.295.13.1549.

Артикул
CAS
PubMed

Google ученый

3.

Огден К.Л., Кэрролл, доктор медицины, Макдауэлл, Массачусетс, Флегал К.М.: Ожирение среди взрослых в США — статистически значимых шансов нет с 2003-2004 гг. Краткий обзор данных NCHS. 2007, 1-8.

Google ученый

4.

Национальный центр статистики здравоохранения: Здоровье, США, 2007 г. С сборником диаграмм тенденций в области здоровья американцев. 2007, Хяттсвилл, Мэриленд: Национальный центр статистики здравоохранения

Google ученый

5.

Центры по контролю и профилактике заболеваний: Распространенность физически активных взрослых, сообщивших о себе, США, 2007 г. MMWR 2008; 57: 1297-1300. Книжные центры по контролю и профилактике заболеваний. Распространенность физически активных взрослых, сообщивших о себе, — США, 2007 г.MMWR. 2008, 57: 1297-1300.

Google ученый

6.

Центры по контролю и профилактике заболеваний: наблюдение за рискованным поведением молодежи — США, 2007 г. MMWR. 2008, 57 (SS-04): 1-131.

Google ученый

7.

Данные о распространенности и тенденциях BRFSS [Интернет]. 2008, Атланта, Джорджия: Центры по контролю и профилактике заболеваний, [http://apps.nccd.cdc.gov/brfss/page.asp?cat=AC%26yr=2007%26state=US#AC]

8 .

Ludmer PL, Selwyn AP, Shook TL, Wayne RR, Mudge GH, Alexander RW, Ganz P: Парадоксальное сужение сосудов, вызванное ацетилхолином в атеросклеротических коронарных артериях. N Engl J Med. 1986, 315: 1046-1051. 10.1056 / NEJM198610233151702.

Артикул
CAS
PubMed

Google ученый

9.

Видлански М.Э., Гекче Н., Кини Дж. Ф., Вита Дж. А. Клинические последствия эндотелиальной дисфункции. Журнал Американского колледжа кардиологии.2003, 42: 1149-1160. 10.1016 / S0735-1097 (03) 00994-Х.

Артикул
CAS
PubMed

Google ученый

10.

Boushel R, Piantadosi CA: Спектроскопия в ближнем инфракрасном диапазоне для мониторинга оксигенации мышц. Acta Physiol Scand. 2000, 168: 615-622. 10.1046 / j.1365-201x.2000.00713.x.

Артикул
CAS
PubMed

Google ученый

11.

Kragelj R, Jarm T., Erjavec T., Presern-Strukelj M, Miklavcic D: Параметры постокклюзионной реактивной гиперемии, измеренные методом ближней инфракрасной спектроскопии у пациентов с заболеванием периферических сосудов и у здоровых добровольцев.Летопись биомедицинской инженерии. 2001, 29: 311-320.

Артикул
CAS
PubMed

Google ученый

12.

Yu G, Durduran T, Lech G, Zhou C., Chance B, Mohler ER, Yodh AG: Зависящий от времени кровоток и оксигенация в скелетных мышцах человека, измеренные с помощью неинвазивной диффузной оптической спектроскопии в ближней инфракрасной области. J Biomed Opt. 2005, 10: 024027-10.1117 / 1.1884603.

Артикул
PubMed

Google ученый

13.

Franceschini M, Fantini S, Palumbo R, Pasqualini L, Vaudo G, Franceschini E, Gratton E, Palumbo B, Innocente S, Mannarino E: Количественная ближняя инфракрасная спектроскопия пациентов с заболеваниями периферических сосудов. Proc SPIE; Сан Диего. Под редакцией: Бенарон Д.А., Chance B, Ferrari M. 1997, SPIE, 112-115.

Google ученый

14.

Dupuis J, Arsenault A, Meloche B, Harel F, Staniloae C, Gregoire J: Количественная гиперемическая реактивность в противоположных конечностях во время визуализации перфузии миокарда: новый маркер ишемической болезни сердца.Журнал Американского колледжа кардиологии. 2004, 44: 1473-1477.

PubMed

Google ученый

15.

Mohiaddin RH, Gatehouse D, Moon JC, Youssuffidin M, Yang GZ, Firmin DN, Pennell DJ: Оценка реактивной гиперемии с использованием зональной эхопланарной визуализации потока в реальном времени. J Cardiovasc Magn Reson. 2002, 4: 283-287. 10.1081 / JCMR-120003954.

Артикул
PubMed

Google ученый

16.

Schwitter J, Oelhafen M, Wyss BM, Kozerke S, Amann-Vesti B, Luscher TF, Boesiger P: 2D-пространственно-избирательная магнитно-резонансная томография в реальном времени для оценки функции микрососудов и ее связи с профилем сердечно-сосудистого риска. J Cardiovasc Magn Reson. 2006, 8: 759-769. 10.1080 / 10976640600737573.

Артикул
PubMed

Google ученый

17.

Wu WC, Mohler E, Ratcliffe SJ, Wehrli FW, Detre JA, Floyd TF: Микрососудистый кровоток в скелетных мышцах при прогрессирующем заболевании периферических артерий: оценка с помощью непрерывной перфузионной магнитно-резонансной томографии с меткой спина артерии.J Am Coll Cardiol. 2009, 53: 2372-2377. 10.1016 / j.jacc.2009.03.033.

Артикул
PubMed

Google ученый

18.

Langham MC, Floyd TF, Mohler ER, Magland JF, Wehrli FW: Оценка вызванной манжетой ишемии нижней конечности с помощью магнитно-резонансной оксиметрии. J Am Coll Cardiol. 2010, 55: 598-606. 10.1016 / j.jacc.2009.08.068.

PubMed Central
Статья
PubMed

Google ученый

19.

Corretti MC, Anderson TJ, Benjamin EJ, Celermajer D, Charbonneau F, Creager MA, Deanfield J, Drexler H, Gerhard-Herman M, Herrington D и др.: Рекомендации по ультразвуковой оценке зависимой от эндотелия вазодилатации плечевая артерия: отчет Международной целевой группы по реактивности плечевой артерии. Журнал Американского колледжа кардиологии. 2002, 39: 257-265.

Артикул
PubMed

Google ученый

20.

Курт С.Д., Стивен Дж. М., Бенарон Д., Шанс Б. Мониторинг мозгового кровообращения в ближнем инфракрасном диапазоне. J Clin Monit. 1993, 9: 163-170. 10.1007 / BF01617023.

Артикул
CAS
PubMed

Google ученый

21.

Селермайер Д.С., Соренсен К.Э., Гуч В.М., Шпигельхальтер Д.И., Миллер О.И., Салливан И.Д., Ллойд Дж.К., Динфилд Дж.Э .: Неинвазивное обнаружение эндотелиальной дисфункции у детей и взрослых с риском атеросклероза. Ланцет. 1992, 340: 1111-1115.10.1016 / 0140-6736 (92) 93147-Ф.

Артикул
CAS
PubMed

Google ученый

22.

Karatzis EN, Ikonomidis I, Vamvakou GD, Papaioannou TG, Protogerou AD, Andreadou I, Voidonikola PT, Karatzi KN, Papamichael CM, Lekakis JP: Долгосрочная прогностическая роль опосредованной потоком дилатации артериальной артерии после острых коронарных синдромов без подъема сегмента ST. Американский кардиологический журнал. 2006, 98: 1424-1428. 10.1016 / j.amjcard.2006.06.043.

Артикул
PubMed

Google ученый

23.

Кац С.Д., Гриневич К., Хриляц И., Балидемай К., Димаюга С., Худаихед А., Ясский А.: Дисфункция эндотелия сосудов и риск смерти у пациентов с хронической сердечной недостаточностью. Тираж. 2005, 111: 310-314. 10.1161 / 01.CIR.0000153349.77489.CF.

Артикул
PubMed

Google ученый

24.

Де Роос Н.М., Ботс М.Л., Схоутен Э.Г., Катан МБ: Внутриучебная вариабельность опосредованной потоком вазодилатации плечевой артерии у здоровых мужчин и женщин: значение для экспериментальных исследований.Ультразвук в медицине и биологии. 2003, 29: 401-406. 10.1016 / S0301-5629 (02) 00709-3.

Артикул

Google ученый

25.

Potter K, Reed CJ, Green DJ, Hankey GJ, Arnolda LF: Настройки ультразвука значительно изменяют измерения просвета артерии и толщины стенки. Кардиоваск Ультразвук. 2008, 6: 6-10.1186 / 1476-7120-6-6.

PubMed Central
Статья
PubMed

Google ученый

26.

Benjamin EJ, Larson MG, Keyes MJ, Mitchell GF, Vasan RS, Keaney JF, Lehman BT, Fan S, Osypiuk E, Vita JA: Клинические корреляты и наследуемость опосредованной потоком дилатации в сообществе: исследование сердца Фрамингема. Тираж. 2004, 109: 613-619. 10.1161 / 01.CIR.0000112565.60887.1E.

Артикул
PubMed

Google ученый

27.

Haacke EM, Lai S, Reichenbach JR, Kuppusamy K, Hoogenraad FGC, Takeichi H, Lin W: Измерение насыщения крови кислородом с помощью магнитно-резонансной томографии in vivo: прямая проверка концепции зависимости от уровня кислорода в крови в функциональной визуализации мозга.Картирование человеческого мозга. 1997, 5: 341-346. 10.1002 / (SICI) 1097-0193 (1997) 5: 5 <341 :: AID-HBM2> 3.0.CO; 2-3.

Артикул
CAS
PubMed

Google ученый

28.

Fernández-Seara M, Detre JA, Techawiboonwong A, Wehrli FW: МР-сенсептометрия для измерения общей экстракции кислорода мозгом. Magn Reson Med. 2006, 55: 967-973. 10.1002 / mrm.20892.

Артикул
PubMed

Google ученый

29.

Langham MC, Jain V, Magland JF, Wehrli FW: Количественное определение абсолютной скорости с временным разрешением и проекциями. Magn Reson Med. 2010, 64: 1599-1606. 10.1002 / mrm.22559.

PubMed Central
Статья
PubMed

Google ученый

30.

Langham MC, Magland JF, Floyd TF, Wehrli FW: ретроспективная поправка на индуцированную неоднородность магнитного поля при измерениях насыщения гемоглобина больших сосудов кислородом с помощью МР-сенсептометрии.Magn Reson Med. 2009, 61: 626-633. 10.1002 / mrm.21499.

Артикул
PubMed

Google ученый

31.

Spees WM, Yablonskiy DA, Oswood MC, Ackerman JJ: МР-свойства протонов воды в крови человека при 1,5 Тесла: магнитная восприимчивость, T (1), T (2), T * (2) и не -Лоренцево сигнальное поведение. Magn Reson Med. 2001, 45: 533-542. 10.1002 / mrm.1072.

Артикул
CAS
PubMed

Google ученый

32.

Silber HA, Ouyang P, Bluemke DA, Gupta SN, Foo TK, Lima JA: Почему расширение, опосредованное потоком, зависит от размера артерии? Оценка сдвигового стимула с помощью фазово-контрастной магнитно-резонансной томографии. Am J Physiol Heart Circ Physiol. 2005, 288: H822-828.

Артикул
CAS
PubMed

Google ученый

33.

Oelhafen M, Schwitter J, Kozerke S, Luechinger R, Boesiger P: Оценка артериального кровотока и вариаций площади сосудов с использованием зональной фазово-контрастной МРТ в реальном времени.J. Магнитно-резонансная томография. 2006, 23: 422-429. 10.1002 / jmri.20521.

Артикул
PubMed

Google ученый

Патент США на систему и метод характеристики циркулирующего кровотока. Патент (Патент № 9,002,440, выданный 7 апреля 2015 г.)

ПЕРЕКРЕСТНАЯ ССЫЛКА НА РОДСТВЕННЫЕ ЗАЯВКИ

В настоящей заявке испрашивается приоритет заявки США сер. No. 13 / 178,966, поданной 8 июля 2011 г., которая испрашивает приоритет в пользу U.S. Предварительная заявка на патент № 61/362 472, поданная 8 июля 2010 г., и предварительная заявка на патент США № 61/428 367, поданная 30 декабря 2010 г.

ИСТОРИЯ ВОПРОСА

Циркулирующий кровоток доставляет кислород и питательные вещества к тканям и органам и выводит из них токсины и шлаки. Такая доставка и удаление необходимы для поддержания клеточной функции и здоровья тканей и органов. В широком смысле стресс — это совокупное воздействие физических, когнитивных, патологических и экологических факторов, к которым организм должен адаптироваться, чтобы оставаться в физиологически гомеостатическом состоянии.Адекватный объем циркулирующей крови должен поддерживаться при различных формах и степенях стресса, иначе гомеостаз и адекватность доставки оксигенированного кровотока будут нарушены. Соответственно, в здоровом состоянии вегетативная нервная система постоянно регулирует объем циркулирующей крови, чтобы удовлетворить эти постоянно меняющиеся потребности. В ситуациях, когда способность регулировать объем циркулирующей крови недостаточна, доставка кислорода и питательных веществ к тканям и органам и удаление из них токсинов и отходов неадекватны для удовлетворения потребностей клеток и, как следствие, нарушается общая физиологическая функция.

Системы и методы оценки состояния ауторегуляторных компонентов сердечно-сосудистой системы известны в данной области. К сожалению, хотя эти системы и методы являются хорошими предикторами общего состояния сердечно-сосудистой системы в результате долгосрочных патологических и возрастных структурных изменений, они не могут охарактеризовать функциональную адекватность объема циркулирующей крови в краткосрочной перспективе. Таким образом, перед лицом стресса любые возникающие в результате недостатки в обеспечении потребностей тканей и органов часто не обнаруживаются до тех пор, пока физиологическая функция не будет настолько нарушена, что дисфункция тканей и органов станет симптоматической, а устойчивость окажется под угрозой.Кроме того, хотя уровни определенных метаболитов указывают на недостаточный объем циркулирующей крови, такие метаболиты присутствуют только после того, как в течение длительного времени наблюдается недостаточный объем циркулирующей крови, и, следовательно, не могут характеризовать функциональную адекватность объема циркулирующей крови на предсимптоматических стадиях, чтобы избежать нарушения физиологических показателей. состояние, которое может быть необратимым. Таким образом, существует потребность в системах и методах реального времени, которые характеризуют адекватность объема циркулирующей крови в непрерывных конечных временных интервалах, чтобы можно было оценить объем циркулирующей крови и выявить и устранить любые недостатки в поставке до того, как пациент станет устойчивым. находится в опасности.

КРАТКОЕ ОПИСАНИЕ

В варианте осуществления раскрыт реализуемый компьютером способ для характеристики объема циркулирующей крови. Способ включает этапы получения биологического сигнала от датчика, при этом биологический сигнал имитирует артериальную пульсовую волну, кондиционирует биологический сигнал для создания кондиционированного сигнала, обрабатывает кондиционированный сигнал и вычисляет производный параметр из кондиционированного сигнала. В вариантах осуществления три производных параметра экстраполируются из биологического сигнала, циркуляторного стресса, который отражает изменения гармоники или основной частоты сердечного ритма, объема циркулирующей крови, который отражает изменения в силе частоты (или амплитуде) необработанного биологического сигнала. и индекс изменения пульсового объема (PVA), который представляет собой отношение суммы силы гармонических частот сердечного ритма (несердечных вкладов) в артериальной пульсовой волне к силе частоты сердечного ритма (сердечного вклада). что эквивалентно акустическому расчету, называемому полным гармоническим искажением.Каждый производный параметр сравнивается с пороговым значением. Сравнение пороговых значений частоты сердечных сокращений и объема циркулирующей крови оценивается для определения адекватности объема циркулирующей крови. Индекс PVA оценивается для измерения жесткости основной артериальной структуры, вызванной либо сосудистыми изменениями, вызванными вегетативной нервной системой, либо переносом жидкости в (объемная нагрузка) или из артериального дерева (потеря объема или обескровливание). В вариантах реализации изобретения изменения циркулирующего стресса и объема циркулирующей крови экстраполируются из изменений частоты и силы частоты, соответственно, артериальной пульсовой волны, чтобы охарактеризовать изменения в объеме циркулирующей крови в непрерывных конечных интервалах времени.В вариантах реализации изобретения оценка объема циркулирующей крови используется для управления ауторегуляторной функцией сердечно-сосудистой системы пациента или адекватностью переноса жидкостей в систему кровообращения и из нее с конечной целью достижения объема циркулирующей крови, который адекватно удовлетворяет потребности пациента. ткани и органы. В вариантах реализации изобретения индекс PVA является мерой структурной жесткости артерии и используется для оценки степени жидкостной нагрузки или дефицита или степени активации симпатической реакции, что является основным механизмом ауторегуляции, используемым для защиты от изменений объема кровообращения. .

В другом варианте раскрыта система для характеристики объема циркулирующей крови. Система имеет процессор, который включает в себя по меньшей мере один модуль, сконфигурированный для обработки биологического сигнала и вычисления производных параметров циркуляторного стресса и объема циркулирующей крови, а также индекса PVA на их основе. В вариантах осуществления процессор включает в себя модуль преобразования сигнала, сконфигурированный для приема биологического сигнала от датчика и для кондиционирования биологического сигнала. Процессор также включает в себя модуль обработки сигнала, который сконфигурирован для обработки биологического сигнала для вычисления производных параметров.Модуль анализа настроен для оценки адекватности ауторегуляторной функции сердечно-сосудистой системы пациента, адекватности передачи жидкости в систему кровообращения и из нее или адекватности компенсаторных вкладов сосудистой сети с конечной целью достижения объема циркулирующей крови, который отвечает требованиям тканей и органов пациента.

В другом варианте осуществления раскрыто реализованное на компьютере устройство для оценки объема циркулирующей крови. Устройство имеет средство для получения биологического сигнала, средство для кондиционирования биологического сигнала, средство для обработки кондиционированного биологического сигнала и средство для вычисления производных параметров циркуляторного стресса, циркулирующего кровотока и индекса PVA на основе кондиционированного сигнала.Устройство дополнительно включает в себя средство для сравнения каждого производного параметра с пороговым значением и используется для оценки адекватности объема циркулирующей крови и эффективности компенсаторных механизмов при этом. В вариантах реализации изобретения изменения циркулирующего стресса и объема циркулирующей крови экстраполируются из изменений частоты и силы частоты, соответственно, артериальной пульсовой волны, чтобы оценить адекватность изменений в объеме циркулирующей крови в непрерывных конечных интервалах времени.В вариантах реализации изобретения индекс PVA экстраполируется из расчета общего гармонического искажения, экстраполированного из артериальной пульсовой волны, и используется для характеристики изменений в податливости сосудистой сети для оценки степени активации симпатической реакции. В вариантах реализации изобретения оценка объема циркулирующей крови используется для управления ауторегуляторной функцией сердечно-сосудистой системы пациента или адекватностью переноса жидкостей в систему кровообращения и из нее с конечной целью достижения объема циркулирующей крови, который адекватно удовлетворяет потребности пациента. ткани и органы.

В другом варианте осуществления энергонезависимый машиночитаемый носитель, содержащий хранящиеся на нем инструкции, которые при выполнении процессором заставляют процессор получать биологический сигнал от датчика, причем биологический сигнал имитирует артериальную пульсовую волну, обусловливает биологический сигнал для создания условного сигнала, обрабатывает условный сигнал и вычисляет производные параметры, циркулирующий стресс, объем циркулирующей крови и индекс PVA на основе искажения условного сигнала.Машиночитаемый носитель также имеет хранящиеся на нем инструкции для сравнения каждого производного параметра с пороговым значением и для оценки каждого производного параметра для определения адекватности объема циркулирующей крови и эффективности компенсаторных механизмов. В вариантах реализации изобретения изменения частоты (циркулирующий стресс), силы частоты (циркулирующий кровоток) и общего гармонического искажения (PVA-индекс) экстраполируются из изменений частоты, изменения силы частоты и соотношения сил частоты, соответственно, экстраполируются. от артериальной пульсовой волны, чтобы оценить адекватность анестезирующего средства во время хирургического вмешательства и его влияние на адекватность объема циркулирующей крови в непрерывные конечные интервалы времени.В вариантах реализации изобретения изменения частоты (циркулирующий стресс), силы частоты (объем циркулирующей крови) и показателей общего гармонического искажения (индекс PVA) экстраполируются из изменений частоты, изменений силы частоты и изменений соотношения сил частоты. соответственно, артериальной пульсовой волны, чтобы оценить уместность антигипертензивных препаратов и их влияние на эффективность ауторегуляторной функции в поддержании адекватного объема циркулирующей крови в непрерывных конечных временных интервалах.В вариантах реализации изобретения оценка объема циркулирующей крови используется для управления ауторегуляторной функцией сердечно-сосудистой системы пациента или адекватностью переноса жидкостей в систему кровообращения и из нее с конечной целью достижения объема циркулирующей крови, который адекватно удовлетворяет потребности пациента. ткани и органы.

Эти и другие детали, цели и преимущества настоящего изобретения станут более понятными или очевидными из следующего описания и чертежей, показывающих его варианты осуществления.

КРАТКОЕ ОПИСАНИЕ ЧЕРТЕЖЕЙ

Различные варианты осуществления настоящего изобретения описаны здесь в качестве примера вместе со следующими фигурами, на которых:

Фиг. 1 иллюстрирует варианты использования системы и способа по настоящему изобретению.

РИС. 2 иллюстрирует вариант артериальной пульсовой волны (A) и соответствующую интенсивность частоты (амплитуду) (B) и частоту (C).

РИС. 3 иллюстрирует (A) вариант осуществления биологического сигнала, наложенного на артериальную пульсовую волну, и (B) графическое изображение производных параметров циркуляторного стресса (вверху), который отражает гармонику частоты сердечных сокращений, и циркулирующего кровотока (в середине). , отражающий амплитуду необработанного биологического сигнала.Также показан вариант отображения автоматизированной системы мониторинга событий (внизу). Верхняя, средняя и нижняя панели в (B) выровнены по вертикали по времени. Биологический сигнал и артериальная пульсовая волна были записаны у пациента, проходящего лечение диализом.

РИС. 4 иллюстрирует варианты осуществления артериальных пульсовых волн, полученных от датчика, размещенного на лбу здорового пациента. Панель A иллюстрирует артериальную пульсовую волну в состоянии покоя, а панель B иллюстрирует спектр мощности артериальной пульсовой волны, показанный на панели A.Панель C иллюстрирует артериальную пульсовую волну во время моделируемой кровопотери, создаваемой помещением пациента в камеру отрицательного давления в нижней части тела, а панель D иллюстрирует спектр мощности артериальной пульсовой волны, показанный на панели C.

Фиг. 5 иллюстрирует блок-схему различных вариантов осуществления способа характеристики стресса кровообращения и объема циркулирующей крови.

РИС. 6 иллюстрирует блок-схему различных вариантов осуществления этапа кондиционирования биологического сигнала.

РИС. 7-9 показаны блок-схемы различных вариантов выполнения этапов вычисления и анализа кондиционированного биологического сигнала.

РИС. 10 иллюстрирует схему биологического сигнала с разбивкой на временное окно.

РИС. 11 иллюстрирует изменения частоты (A) и силы частоты (B) основной частоты биологического сигнала и составляющих его гармоник, зарегистрированных у пациента, находящегося в камере отрицательного давления в нижней части тела.

РИС.12-16 иллюстрируют различные варианты осуществления систем для характеристики объема циркулирующей крови.

РИС. 17 иллюстрирует пульсирующую и непульсирующую части фотооптического сигнала.

РИС. 18 иллюстрирует вариант осуществления системы, используемой вместе с другими датчиками для измерения объема циркулирующей крови.

РИС. 19-22 иллюстрируют различные примеры данных, собранных с использованием вариантов осуществления систем и методов.

РИС. 23 иллюстрирует блок-схему варианта осуществления процесса вычисления и анализа кондиционированного биологического сигнала.

РИС. 24 и 25 иллюстрируют примеры данных, собранных с использованием вариантов осуществления систем и методов.

ПОДРОБНОЕ ОПИСАНИЕ

Используемый здесь термин «артериальная пульсовая волна» означает волну давления, которая возникает в результате выброса крови из левого желудочка сердца во время систолы и совокупности сосудистых воздействий на волну давления.

В данном документе описаны система и способ для извлечения связанных с морфологией особенностей артериальной пульсовой волны с использованием методов, основанных на частотной области, которые фиксируются в ответ на стрессовое состояние.Затем используются одна или несколько характеристик для оценки краткосрочной функциональной адекватности объема циркулирующей крови для адаптации к стрессовому состоянию. Система и способ по изобретению могут быть использованы для оценки совокупности сердечно-сосудистых адаптивных механизмов, которые способствуют поддержанию адекватного объема циркулирующей крови, называемых сердечно-сосудистой системой ауторегуляции. Система и способ по настоящему изобретению также могут быть использованы для оценки конкретных компонентов ауторегуляции путем выделения конкретных особенностей морфологии артериальной пульсовой волны.Учитывая, что эти основанные на частоте измерения представляют собой совокупность физиологических эффектов, различные варианты осуществления могут использовать соотношения, суммирования или другие математические манипуляции с изменением частот, силы частоты (амплитуды) и / или других характеристик, полученных в результате анализа спектра мощности, чтобы выделить интересующий сердечно-сосудистый компонент ауторегуляции. Другие варианты осуществления включают в себя соотношения, суммирования и математические формулы, в которых объединяются взвешенные переменные для элементов, полученных в результате одного или обоих анализов в частотной и временной области.

Система может использоваться для различных клинических приложений, варианты осуществления которых показаны на фиг. 1. В различных вариантах осуществления система может использоваться для оценки соответствия функционального состояния сердечно-сосудистых механизмов ауторегуляции путем использования контролируемого стрессового состояния и оценки адекватности ответа. Для этой цели можно использовать стандартизованный маневр напряжения, такой как ортостатический тест сидя-стоя (фиг. 1А). В других вариантах осуществления система может использоваться для оценки того, ухудшается ли функциональное здоровье сердечно-сосудистой системы, например, путем оценки реакции на стандартизованный стресс-тест при повторном выполнении в течение определенного периода времени.Тенденция, указывающая на снижение ауторегуляторной функции, указывает у пациента с хронической сердечной недостаточностью, что сердечная мышца деградирует, и пациент находится в состоянии декомпенсации (фиг. 1B). В различных других вариантах осуществления система также может использоваться для оценки того, есть ли у пациента состояние непереносимого объема кровообращения, например, с помощью системы для мониторинга стабильности для пациента с терминальной стадией почечной недостаточности, подвергающегося контролируемому удалению жидкости во время диализного лечения, проводимого более время ( 1 C).В этом случае систему можно использовать для прогнозирования гипотензивного события, возникающего в результате индуцированного гиповолемического состояния (т.е. в результате удаления жидкости) ( 1 D). В других вариантах осуществления система может использоваться для оценки эффекта фармацевтических препаратов или анестетиков на ауторегуляторную функцию ( 1 E).

Варианты осуществления настоящего изобретения используют биологический сигнал, который имитирует артериальную пульсовую волну. Морфология формы волны артериального пульса, пример которой показан на фиг.2А, представляет собой комбинацию частот различной силы. Система и метод обеспечивают более количественные средства для характеристики изменений морфологии, которые в противном случае могут быть ограничены качественной мерой при регистрации изменений артериальной пульсовой волны на основе временных рядов. Полезность изобретения проиллюстрирована на фиг. 4, на котором показана артериальная пульсовая волна у пациента в состоянии покоя (панель A) и соответствующий спектр мощности (панель B). Во время диализного лечения наблюдается изменение артериальной пульсовой волны (панель C) и соответствующее изменение спектра мощности (панель D), которое представляет собой результирующие изменения в результате удаления жидкости во время диализа.В одном из вариантов осуществления оценка конкретных изменений на основе частоты пульса в артериях в ответ на продолжающийся или созданный стресс обеспечивает способ оценки краткосрочных функциональных изменений сердечно-сосудистой системы и связанных функциональных состояний сердечно-сосудистой системы путем оценки изменений частоты, связанных с частотой сердечных сокращений, упоминаемых в настоящем документе. как циркуляторный стресс и изображенный на фиг. 2B, и мощность частоты необработанного биологического сигнала, называемого объемом циркулирующей крови и изображенного на фиг.2С.

В различных вариантах осуществления для определения степени, в которой конкретный производный сердечно-сосудистый параметр влияет на сердечно-сосудистое состояние, используются математические вычисления на основе частоты, такие как суммирование или отношения. Система и способ являются альтернативой более традиционным системам и методам, которые измеряют изменения частоты артериальной пульсовой волны в установившемся состоянии для количественной оценки долгосрочных структурных изменений сердечно-сосудистой системы, которые возникают в результате старения или хронических патологических состояний.

В различных вариантах осуществления нормализация производного параметра необходима для обобщения измеренных изменений с учетом различий в эффективности сердечно-сосудистой системы и физиологических свойств, связанных с используемым преобразователем сигнала. В различных вариантах осуществления, когда используется фотооптический сигнал, нормализация выполняется путем фиксации базового значения для производных параметров, возникающих во время состояния устойчивого состояния, и предоставления мер в виде процента изменения от этого базового значения.В дополнение к нормализации для различной эффективности сердечно-сосудистой системы процент изменения позволяет нормализовать изменения в ослаблении фотооптического сигнала из-за различных уровней меланина в коже.

Использование такого биологического сигнала, полученного от неинвазивного датчика, представляет меньший риск для пациента, в некоторых вариантах осуществления менее чувствительно к движению и шуму и обеспечивает широкое использование, в том числе использование вне клинических условий, например, дома , на спортивной площадке и т. д. Использование изменений для определенной частотной области позволяет удалять нежелательные физиологические артефакты, такие как артефакты дыхания или нервной системы, и артефакты окружающей среды, такие как движение, шум и электрические источники.

В различных вариантах осуществления системы и способы настоящего изобретения экстраполируют изменения в двух производных параметрах, силе частоты и изменении частоты биологического сигнала на непрерывные конечные интервалы времени, которые в настоящем документе называются циркулирующим кровотоком и циркуляторным стрессом соответственно. чтобы охарактеризовать изменения объема циркулирующей крови и стресса кровообращения, соответственно, с течением времени. Таким образом, усреднение значений по непрерывным временным окнам обеспечивает дополнительный метод фильтрации, например, для уменьшения влияния движения, шума и эффектов модуляции дыхания на параметр объема кровообращения (интенсивность частоты).

РИС. 3А иллюстрирует артериальную пульсовую волну, полученную от фотооптического датчика, размещенного на лбу пациента с терминальной почечной недостаточностью, проходящего лечение диализом. Производный параметр циркулирующего кровотока, который представляет изменения в силе частоты частоты сердечных сокращений или любой из гармоник частоты сердечных сокращений, снятых у одного и того же пациента с помощью системы и метода, показан наложенным на артериальную пульсовую волну, демонстрируя, что полученный биологический сигнал коррелирует с отфильтрованной амплитудой артериальной пульсовой волны.ИНЖИР. 3B графически изображает циркулирующий стресс (вверху) и объем циркулирующей крови (посередине) с течением времени и получены из биологического сигнала, подобного показанному на фиг. 3А. На этом рисунке показано, как два компонента, полученные из артериальной пульсовой волны, называемые здесь производными параметрами, могут быть использованы для оценки адекватности объема циркулирующей крови. Один производный параметр, циркулирующий стресс, показан на верхней панели и является функциональным индикатором текущей достаточности объема циркулирующей крови для удовлетворения физиологической потребности.Другой производный параметр, объем циркулирующей крови, показан на средней панели и указывает изменения в силе частоты необработанного биологического сигнала. При использовании производные параметры рассчитываются как процентное изменение от базового значения устойчивого состояния для нормализации для различных типов физиологии и различий в фотооптических измерениях, таких как вариации, возникающие в результате различных типов кожи пациента. На фиг. 3B, нижняя панель иллюстрирует вариант осуществления дисплея автоматизированной системы мониторинга событий, который включает в себя различные уровни тревоги в зависимости от процентного изменения одного или обоих производных параметров (т.е.е., событие), которое активируется при достижении определенных пороговых значений, указывающих либо на прогнозируемое, либо на корреляционное состояние недостаточности объема сердечно-сосудистой системы. Фактически, процентное изменение производных параметров циркулирующего стресса (вверху) и объема циркулирующей крови (посередине) используется вместе для характеристики адекватности объема циркулирующей крови. Действующий стресс кровообращения используется для калибровки объема циркулирующей крови, чтобы указать значения, которые являются прогностическими или коррелятивными для случаев недостаточности сердечно-сосудистого объема (например,грамм. гиповолемия) существует. Верхняя, средняя и нижняя панели на фиг. 3B выровнены по вертикали во времени.

В различных вариантах реализации системы и способы могут использоваться для оценки адекватности объема циркулирующей крови. В вариантах реализации изобретения оценка адекватности объема циркулирующей крови может использоваться для управления ауторегуляторной функцией сердечно-сосудистой системы пациента или адекватностью переноса жидкостей в систему кровообращения и из нее, каждая из которых может влиять на адекватность объема циркулирующей крови с конечным результатом. цель достижения объема циркулирующей крови, который адекватно удовлетворяет потребности тканей и органов пациента.

РИС. 5 иллюстрирует блок-схему различных вариантов осуществления способа получения производных параметров. В вариантах осуществления, описанных в данном документе, описанными производными параметрами являются объем циркулирующей крови, циркуляторный стресс и индекс PVA. Квалифицированный специалист поймет, что систему и способ можно использовать для вычисления любого производного параметра, который коррелирует с артериальной пульсовой волной. Как описано ниже, изменения производных параметров в непрерывных конечных временных интервалах могут использоваться для характеристики изменений объема циркулирующей крови, оценки адекватности объема циркулирующей крови и предоставления инструмента клинического управления.Как показано на фиг. 5, в вариантах осуществления настоящее изобретение может быть использовано в способе управления здоровьем пациента, таком как эффективность ауторегуляторной функции сердечно-сосудистой системы для компенсации изменений потребности в кровообращении, адекватность объема циркулирующей крови и адекватность переноса. жидкости в систему кровообращения и из нее, влияние фармацевтических препаратов, таких как гипертонические препараты, на ауторегуляторную функцию, влияние анестетиков на ауторегуляторную функцию, влияние факторов окружающей среды, таких как тепловое истощение, на ауторегуляторную функцию, влияние сердечной функции здоровье на ауторегуляторную функцию, влияние сосудистых компенсаторных механизмов на ауторегуляторную функцию, влияние адекватной жидкостной реанимации на ауторегуляторную функцию, каждый из которых может влиять на адекватность объема циркулирующей крови.Использование настоящего изобретения в способах управления здоровьем пациента в вариантах осуществления имеет цель достижения объема циркулирующей крови, который адекватно удовлетворяет потребности тканей и органов пациента.

Этапы, показанные на фиг. 5 может выполняться в любом порядке. На этапе 1 биологический сигнал получается от датчика 10 . Как описано ниже, датчик , 10, может быть любым инвазивным или неинвазивным устройством, которое включает в себя схему для получения биологического сигнала.Примеры биологических сигналов представлены в таблице 2 ниже. В предпочтительном варианте осуществления датчик , 10, представляет собой фотооптический датчик, расположенный на лбу пациента. Такое размещение устраняет потенциальный шум от дыхания, движения и тому подобное, а также нежелательные артефакты артериальной передачи, которые возникают, когда датчик размещается в дистальном месте, таком как палец.

На этапе 12 полученный сигнал передается от датчика 10 к процессору через проводное или беспроводное соединение.В некоторых вариантах осуществления полученный сигнал сохраняется в памяти 70 на этапе 24 , как описано ниже.

На этапе 14 выполняется согласование биологического сигнала после получения. Кондиционирование после сбора данных может быть специфическим для датчика 10 . В различных вариантах осуществления кондиционирование полученного биологического сигнала после получения включает любой из множества этапов, реализованных в схемах, программно-аппаратном обеспечении, программном обеспечении или любой их комбинации для улучшения качества и чувствительности сигнала, например, путем нормализации дисперсий, преобразования сигнала в форму совместимый с другими элементами системы и т. д.В вариантах осуществления кондиционирование после сбора данных включает в себя фильтрацию биологического сигнала для удаления шума, такого как электрический шум, усиление биологического сигнала или преобразование биологического сигнала из аналоговой формы волны в цифровую. См. Фиг. 6, описанный ниже.

На этапе 16 вычисляются производные параметры, объем циркулирующей крови, циркулирующий стресс и индекс PVA, а объем циркулирующей крови и значения циркулирующего стресса нормализуются с использованием кондиционированного биологического сигнала.В различных вариантах осуществления вычисление производных параметров включает в себя любой из множества шагов, реализованных в схемах, встроенном программном обеспечении, программном обеспечении или любой их комбинации. См. Фиг. 7-8, описанный ниже. Необязательно, полученные параметры сохраняются в памяти 70 на этапе 24 , описанном ниже.

Необязательно, на этапе 18 производные параметры анализируются, чтобы оценить адекватность объема циркулирующей крови. В различных вариантах осуществления анализ полученных параметров включает в себя любой из множества этапов, реализованных в схемах, встроенном программном обеспечении, программном обеспечении или любой их комбинации.См. Фиг. 9, описанный ниже.

Необязательно, на этапе 20 вывод 60 , такой как проиллюстрированный на фиг. 3B генерируется для устройства вывода, которое обменивается данными через проводное или беспроводное соединение с процессором , 90, . Примеры выходных данных , 60, включают графическое изображение производных параметров, звуковой сигнал, предупреждающий о надвигающемся событии, сообщение опекуну или врачу, в котором резюмируется оценка, и т. Д.Необязательно, вывод 60 сохраняется в памяти 70 на этапе 24 , описанном ниже.

Необязательно, на этапе 22 , по меньшей мере, один из производных параметров или выходной сигнал 60 используется для управления ауторегуляторной функцией сердечно-сосудистой системы пациента. В вариантах реализации изобретения конечной целью лечения является достижение объема циркулирующей крови, который адекватно удовлетворяет потребности тканей и органов пациента.

Необязательно, на этапе 24 производные параметры и / или выходные данные сохраняются в памяти 70 , такой как база данных или машиночитаемый носитель.В различных вариантах осуществления производные параметры сохраняются в памяти , 70, вместе с отметкой времени, которая идентифицирует время, в которое был вычислен производный параметр. В других вариантах осуществления производные параметры сохраняются в памяти , 70, вместе с маркером, который идентифицирует фактор стресса, который имел место в точке, в которой производный параметр был вычислен, и может использоваться, например, для создания шаблонов поведения для классификации типы пациентов, как описано ниже.Например, в настройках диализа производные параметры сохраняются вместе с описанием, которое включает в себя особенности приложенного напряжения, такие как объем удаленной жидкости. Данные могут быть сохранены на этапе , 24, локально или удаленно. В различных вариантах осуществления производные параметры и связанная с ними отметка времени или мера стресса хранятся вместе с другими специфичными для пациента данными, такими как демографические параметры пациента, сопутствующие заболевания пациента, лекарственные препараты пациента и т.п., чтобы облегчить категоризацию конкретных шаблонов. полученных параметров реакции на стресс на основе этих данных для конкретного пациента.В различных вариантах реализации эти классификации пациентов могут использоваться для определения оптимальных стратегий лечения или вмешательства для каждой классификации пациентов. См. Фиг. 9, описанный ниже.

Снова обратимся к фиг. 5, в различных вариантах осуществления второй датчик 10 ‘работает параллельно с первым датчиком 10 . На этапе 1 ‘второй сигнал получается от второго датчика 10 ‘. Второй сигнал обрабатывается на этапах 12 ′, 14 ′, 16 ′ и 18 ′, как описано выше на этапах 12 , 14 , 16 и 18 .Как показано на фиг. 5, второй сигнал может обрабатываться вторым процессором , 90, ‘, который совмещен с первым процессором , 90, , или второй сигнал может обрабатываться вторым процессором , 90, ‘, который работает параллельно с первым процессором 90 . Второй процессор , 90, ‘включает в себя по меньшей мере один модуль 20 ‘, 30 ‘, 40 ‘, который обрабатывает и анализирует второй сигнал для генерации выходного сигнала 60 .

Различные варианты осуществления этапов 14 , 14 ‘, 16 , 16 ‘ и 18 , 18 ‘представлены на блок-схемах, показанных на фиг. 6-9. Варианты осуществления, показанные на фиг. 6-9 показаны этапы расчета и нормализации производных параметров, объема циркулирующей крови и стресса кровообращения по биологическому сигналу, полученному от фотооптического датчика и, в частности, фотооптического устройства ближнего инфракрасного диапазона (диапазон частот около 770 -910 нм), так что изменения плотности как оксигенированного, так и деоксигенированного гемоглобина приобретаются, в то время как поглощение света водой не приобретается.Фотооптический датчик используется только для иллюстрации, и специалист в данной области техники поймет, что любой датчик, который регистрирует биологический сигнал, может быть использован для способа и системы по настоящему изобретению.

В варианте осуществления биологический сигнал представляет собой фотооптический сигнал, который измеряет изменения в поглощении света, которые возникают в результате изменений плотности крови, возникающих при генерации артериальной пульсовой волны (см., Например, фиг.2, 3 ). Результирующая форма волны, полученная фотооптическим устройством, указывает количество света, ослабленного по мере прохождения света через кровь.ИНЖИР. 17 иллюстрирует все физиологические компоненты, которые ослабляют фотооптический сигнал в результате поглощения сигнала. Система и способ согласно изобретению отфильтровывают все причины ослабления света, за исключением пульсирующей части сигнала, поскольку только пульсирующая часть указывает изменения, связанные с артериальной пульсовой волной. В различных вариантах осуществления впадина в фотооптическом сигнале возникает, когда артериальная пульсовая волна достигает своего пика (поскольку светопропускание уменьшается, когда пульсовая волна генерируется систолой, и, следовательно, объем циркулирующей крови, проходящей через ткань, увеличивается) и пик в фотооптическом сигнале возникает, когда артериальная пульсовая волна находится в нижней части (поскольку светопропускание увеличивается по мере затухания пульсовой волны и, следовательно, объем циркулирующей крови, проходящей через ткань, уменьшается).В других вариантах осуществления биологический сигнал может быть фотооптическим сигналом, который коррелирует с изменениями силы отражения света в результате изменений плотности крови на оптическом пути.

Блок-схема, показанная на фиг. 6 представлены различные варианты осуществления этапа 14 . В вариантах осуществления этапы с 141 по 144 реализованы в модуле преобразования сигнала 30 . Описанные здесь шаги могут выполняться в любом порядке.В вариантах осуществления напряжение, которое исходит от фотооптического устройства, невелико. Следовательно, необязательно на этапе , 141, , биологический или фотооптический сигнал усиливается. На этапе 142 сигнал преобразуется из аналогового в цифровой. Необязательно, на этапе 143 сигнал инвертируется так, что пик в фотооптическом сигнале возникает, когда артериальная пульсовая волна достигает своего пика, а впадина в фотооптическом сигнале возникает, когда артериальная пульсовая волна достигает своего пика. Долина.На этапе , 144, преобразованный, инвертированный (т.е. кондиционированный) сигнал передается через проводную или беспроводную связь в модуль обработки сигналов.

Блок-схемы, показанные на фиг. 7-8 представлены различные варианты осуществления этапа 16 , показанного на фиг. 5. Описанные здесь шаги могут выполняться в любом порядке. Обращаясь конкретно к фиг. 7, в вариантах осуществления этапы с , 161, по , 174, реализованы в модуле обработки сигналов 30 .На этапе , 161, принимается условный сигнал. На этапе , 162, размер окна N используется для разбиения кондиционированного сигнала на непрерывные окна данных по дискретным временным интервалам между временем t 1 и временем t 2 , каждое из которых здесь называется временным окном. Размер окна N используется на этапе 170 , описанном ниже. Пример временного окна показан на фиг. 10. В различных вариантах осуществления кондиционированный сигнал разбивается на временные окна, каждое из которых имеет продолжительность от примерно 3 секунд до примерно 15 секунд, а в одном варианте осуществления каждое имеет продолжительность примерно 10 секунд.Временные окна продолжительностью около 10 секунд каждое представляют около десяти сердечных циклов у пациента, частота сердечных сокращений которого составляет около 60 ударов в минуту.

На этапе 163 для каждого временного окна выполняется анализ спектра кондиционированного сигнала, который разделяет кондиционированный сигнал на основную и гармоническую полосы частот. На этапе , 163, может использоваться любой метод разделения, алгоритм или тому подобное, известные специалистам в данной области техники. В различных вариантах осуществления алгоритм быстрого преобразования Фурье (БПФ) применяется к кондиционированному сигналу в каждом временном окне и разделяет кондиционированный сигнал на основные и гармонические полосы частот, которые составляют кондиционированный сигнал.В различных вариантах осуществления к кондиционированному сигналу в каждом временном окне применяется вейвлет-преобразование, чтобы разделить кондиционированный сигнал на основные и гармонические полосы частот, которые составляют кондиционированный сигнал. Примеры основной полосы частот и полос частот первых пяти гармоник для фотооптического сигнала показаны на фиг. 11. Основной сигнал A изображен сплошной линией, а гармоники обозначены линиями от B 1 до B 5 . Основная А или любая из гармоник от B 1 до B 5 может использоваться в вариантах осуществления для расчета циркуляционного стресса или сдвигов частоты.Изменения во времени частот и силы частоты с течением времени показаны на фиг. 11A и 11B соответственно. На иллюстрации, показанной на фиг. 11, биологический сигнал был получен во время изменений моделируемой кровопотери, вызванной снижением давления в камере отрицательного давления в нижней части тела.

На этапе 164 выбираются компонент (ы) сигнала. В варианте осуществления, показанном на фиг. 11, вторая гармоника (B 2 ) выбирается, когда оценка ограничивается абсолютным значением частоты, потому что она может быть более чувствительной к централизованной кровопотере, но не ограничивается состоянием кровеносных сосудов пациента (например, в состоянии сопутствующей патологии).Напротив, высшие гармоники (то есть B 3 -B 5 ) более чувствительны к состоянию сердечно-сосудистой системы пациента. Например, у пожилого пациента с жесткими кровеносными сосудами будет меньше гармонических частот, чем у более молодого пациента с более гибкими кровеносными сосудами. В вариантах осуществления выбор наиболее надежной гармоники определяется популяцией пациентов, разрешением датчика, используемого для регистрации биологического сигнала, применяемым напряжением и другими подобными переменными.В вариантах осуществления система и способ используются для определения наиболее надежной гармоники в различных совокупностях. В вариантах осуществления, в которых оценка основана на процентных показателях изменения, либо основная частота, либо любая из гармоник будут давать одинаковые количественные результаты, предполагая, что качество каждой из гармоник одинаково.

На этапе 165 выбранная гармоника (ы), B 2 и основной сигнал в показанном варианте осуществления сохраняются, а другие гармоники удаляются.

На этапе 166 применяется линейный непрерывный фильтр для сглаживания выбранной гармоники B 2 и основного сигнала A и для генерации отфильтрованной, кондиционированной гармоники B 2 и основного сигнала A на этапе 167 . В различных вариантах осуществления фильтр Баттерворта, реализованный с полиномиальной передаточной функцией, применяется ко второй гармонике и основному фотооптическому сигналу. Однако специалисты в данной области техники поймут, что также могут применяться другие фильтры, включая, например, фильтры Чебышева, Бесселя, эллиптические фильтры, настраиваемые модули фильтров нижних частот и методы, использующие скользящие усреднители.

На этапе 168 способ определяет, была ли установлена ​​базовая линия. Если базовая линия не была установлена, вариант осуществления вычисления базовой линии проиллюстрирован на этапах с 170 по 173 , хотя специалисты в данной области техники поймут, что здесь может использоваться любой метод идентификации базовой линии. Если базовая линия была установлена, то производные параметры вычисляются и анализируются, как показано на фиг. 9, описанный ниже.

Блок-схема, показанная на фиг.23 излагает другой вариант выполнения вычислений, которые выполняются на фиг. 7. Описанные здесь шаги могут выполняться в любом порядке. Вариант осуществления, показанный на фиг. 23 использует расчет полного гармонического искажения (THD) для измерения третьего производного параметра, называемого индексом изменения громкости импульса (PVA). Этот показатель можно использовать для оценки степени активации податливости артерии при размещении датчика на большой артерии или степени активации сужения или тонуса артериолы при размещении датчика на капиллярном ложе.В других вариантах осуществления этот параметр может использоваться для косвенной оценки связанных с комплаентностью эффектов на большую артерию в результате изменений эффективного объема кровообращения в результате сужения сосудов, переноса жидкости в артериальное дерево или из него, или эффектов анестетиков или препараты на компенсаторные механизмы сердечно-сосудистой системы.

Уравнение для расчета индекса PVA обеспечивает отношение суммы сил гармонических частот, связанных с частотой сердечных сокращений, к силе основной гармоники или основной частоты для частоты сердечных сокращений.При использовании для оценки акустических свойств, чем больше числитель или суммарная сила гармоник, тем больше присутствует акустическое искажение. В случае артериальной пульсовой волны частотное разложение выявляет первичную гармонику или частоту сердечного ритма и дополнительные гармоники меньшей силы, которые кратны основной частоте пульсовой волны. Комбинация этих частот и их особой силы может быть использована для характеристики морфологии пульсовой волны.Деактивация симпатической нервной системы приводит к увеличению эластичности артериальной стенки крупных артерий. Повышение артериальной податливости приводит к увеличению суммированных гармоник или целочисленных кратных частот сердечного ритма артериальной пульсовой волны пропорционально силе основной частоты сердечного ритма и большему индексу PVA. В акустическом контексте, когда гитарная струна становится более натянутой, совокупная сила гармонических частот уменьшается пропорционально основным частотам.Точно так же, когда активируется симпатическая нервная система, стенки крупных артерий становятся менее податливыми, вызывая уменьшение суммарных мощностей частот целого числа кратных частот сердечного ритма или его гармоник.

Увеличение активации симпатической нервной системы приводит к повышению артериального тонуса или сужению мелких артерий или артериол. Когда датчик помещается над небольшим артериальным руслом, например, когда он помещается на палец, повышение артериального тонуса приведет к снижению общего процента гармонических искажений.Изменения силы гармоник также можно отнести к долгосрочным структурным изменениям, которые влияют на жесткость сосудов в дополнение к краткосрочным вегетативным нервным изменениям.

Обращаясь конкретно к фиг. 23, в вариантах осуществления этапы с 1161 по 1172 реализованы в модуле обработки сигналов 30 . На этапе , 1161, принимается условный сигнал. На этапе , 1162, размер окна N используется для разбиения кондиционированного сигнала на непрерывные окна данных в течение дискретных временных интервалов между временем t 1 и временем t 2 , каждое из которых здесь называется временным окном.Размер окна N используется на этапе 170 , описанном ниже. Пример временного окна показан на фиг. 10. В различных вариантах осуществления кондиционированный сигнал разбивается на временные окна, каждое из которых имеет продолжительность от примерно 3 секунд до примерно 15 секунд, а в одном варианте осуществления каждое имеет продолжительность примерно 10 секунд. Временные окна продолжительностью около 10 секунд каждое представляют около десяти сердечных циклов у пациента, частота сердечных сокращений которого составляет около 60 ударов в минуту.

На этапе 1163 для каждого временного окна выполняется анализ спектра кондиционированного сигнала, который разделяет кондиционированный сигнал на основную и гармоническую полосы частот.На этапе , 1163, может использоваться любой метод разделения, алгоритм или тому подобное, известные специалистам в данной области техники. В различных вариантах осуществления алгоритм быстрого преобразования Фурье (БПФ) применяется к кондиционированному сигналу в каждом временном окне и разделяет кондиционированный сигнал на основные и гармонические полосы частот, которые составляют кондиционированный сигнал. В различных вариантах осуществления к кондиционированному сигналу в каждом временном окне применяется вейвлет-преобразование, чтобы разделить кондиционированный сигнал на основные и гармонические полосы частот, которые составляют кондиционированный сигнал.Примеры основной полосы частот и полос частот первых пяти гармоник для фотооптического сигнала показаны на фиг. 11. Основной сигнал A изображен сплошной линией, а гармоники обозначены линиями от B 1 до B 5 . Изменения во времени сдвига частот и силы частоты с течением времени показаны на фиг. 11A и 11B соответственно. На иллюстрации, показанной на фиг. 11, биологический сигнал был получен во время изменений моделируемой кровопотери, вызванной снижением давления в камере отрицательного давления в нижней части тела.

На этапе 1164 компоненты (то есть гармоники) сигнала выбираются с использованием, например, процесса, описанного здесь в связи с фиг. 7. На этапе , 1165, выбранные гармоники сохраняются, а другие гармоники удаляются.

На этапе 1166 применяется линейный непрерывный фильтр для сглаживания выбранных гармоник. В различных вариантах осуществления фильтр Баттерворта, реализованный с полиномиальной передаточной функцией, применяется к гармоникам и основному фотооптическому сигналу.Однако специалисты в данной области техники поймут, что также могут применяться другие фильтры, включая, например, фильтры Чебышева, Бесселя, эллиптические фильтры, настраиваемые модули фильтров нижних частот и методы, использующие скользящие средние.

На этапе 1168 самая сильная гармоника (B 1 ) выбирается из оставшихся гармоник для знаменателя при вычислении полного гармонического искажения на этапе 1172 . На этапе , 1170, вторая самая сильная и все другие гармоники в оставшихся гармониках выбираются для числителя вычисления полного гармонического искажения на этапе 1172 .На этапе , 1172, выполняется расчет полного гармонического искажения, и процесс переходит к «C» на фиг. 9.

Теперь обратимся к фиг. 8, фильтрованный кондиционированный сигнал непрерывно вводится на этапе , 169, , так что базовая линия непрерывно пересчитывается по мере того, как фильтрованный кондиционированный сигнал принимается, пока не будут выполнены критерии базовой линии. Как показано, на этапе , 170, выбирается набор из N временных окон для использования на этапах с 171 по 173 , описанных ниже.В варианте осуществления набор временных окон N составляет от 4 до 10 временных окон. В предпочтительном варианте набор временных окон N составляет 6 временных окон.

На этапе 171 дисперсия сигнала вычисляется для каждого из фильтрованных кондиционированных сигналов, принятых на этапе , 169, , в каждом окне, содержащем набор из N временных окон, выбранных на этапе 170 . В варианте осуществления дисперсия сигнала — это крутизна отфильтрованного кондиционированного сигнала, принятого на этапе , 169, , в каждом из N временных окон.В другом варианте осуществления дисперсия сигнала представляет собой процентное изменение силы сигнала отфильтрованного кондиционированного сигнала, принятого на этапе , 169, , в каждом из N временных окон, где сила рассчитывается согласно следующему уравнению 1:
среднеквадратичное значение ( среднеквадратичное значение) пикового напряжения для одной импульсной волны в фотооптическом сигнале, где среднеквадратичное значение получается путем умножения пикового напряжения на 0,707.
В примере, в каждом из N окон, дисперсия сигнала гармоники 2B вычисляется как наклон частоты гармоники, а дисперсия сигнала основного сигнала A вычисляется как процентное изменение силы основной сигнал.

На этапе 172 вычисления, полученные на этапе 171 , сравниваются с заранее заданными базовыми критериями. Если вычисления на этапе 171 соответствуют критериям базовой линии, то базовая линия устанавливается на этапе 173 . В предпочтительном варианте осуществления, если наклон частоты гармоники 2B в каждом из N временных окон меньше 0,1 и процентное изменение силы основного сигнала A составляет менее 10%, то набор из N временных окон может использоваться в качестве основы.

На этапе 24 базовая линия сохраняется в памяти 70 , такой как база данных или машиночитаемый носитель.

Если вычисления на этапе 171 не соответствуют критериям базовой линии, то метод скользящего окна применяется к сигналу (сигналам) A и 2B на этапе 174 , так что набор временных окон перемещается вперед на один временное окно и шаги с 170 по 172 повторяются до тех пор, пока базовая линия не будет установлена ​​на этапе 173 .

Блок-схема, показанная на фиг. 9 представлены различные варианты осуществления этапа 18 . В необязательных вариантах осуществления этапы с 181 по 186 реализованы в модуле анализа 40 .

Как показано на фиг. 9, в вариантах осуществления настоящее изобретение может быть использовано в способе оценки адекватности объема циркулирующей крови. В варианте осуществления, показанном на фиг. 9, модуль анализа 40 принимает через проводное или беспроводное соединение отфильтрованный кондиционированный сигнал, непрерывно вводимый на этапе 169 , так что отфильтрованный кондиционированный сигнал непрерывно используется для вычисления производного параметра (ов) в процентах изменения от базовой линии при получении отфильтрованного условного сигнала.На этапе 181 отфильтрованный кондиционированный сигнал принимается для анализа. На этапе 182 вычисляются производные параметры, относящиеся к процентному изменению (значениям) от базовой линии. В варианте осуществления процентные изменения параметров частоты и мощности частоты вычисляются путем деления соответствующего производного параметра на соответствующую базовую линию для этого производного параметра, которая была установлена ​​на этапе 173 . В варианте осуществления значение 2B частоты гармоник используется в качестве производного параметра, циркулирующего стресса, и уравнение 1 используется для вычисления производного параметра, объема циркулирующей крови.

Необязательно, на этапе 183 шаблон по меньшей мере одного из полученных параметров во времени сравнивается с библиотекой шаблонов этого производного параметра во времени, где библиотека шаблонов сохраняется в памяти. Сравнение на этапе , 183, может быть использовано для определения аномальных физиологических состояний, к которым нельзя применить стандартные правила адекватности ауторегуляции объема, например, когда у пациента есть аритмия, он принимает лекарства, которые изменяют функцию ауторегуляции, или другие состояния, влияющие на ауторегуляторную функцию.В вариантах осуществления шаблоны хранятся в справочной таблице. В вариантах осуществления библиотека шаблонов представляет собой набор ранее записанных и сохраненных производных параметров, записанных у пациентов с известными аномальными физиологическими состояниями. В других вариантах осуществления библиотека шаблонов включает другие внешние измерения, такие как кровяное давление, насыщение кислородом, внутренняя температура, электрокардиология, температура кожи и т.п. Если на этапе 183 производный параметр соответствует одному из шаблонов в библиотеке шаблонов, тогда пациент классифицируется в группу пациентов с выбросами, и пороговое значение, описанное на этапе 185 ниже, не применяется, и инструкции реализованы для инициирования действия на этапе , 186, .Необязательно, вывод 60 генерируется на этапе 20 . Необязательно, вывод и / или действие сохраняются в памяти 70 на этапе 24 .

Если пациент не входит в группу пациентов с выбросами, то на этапе 185 каждый производный параметр, вычисленный на этапе 182 , сравнивается с пороговым значением, где пороговое значение является заранее определенным значением, которое представляет конкретное состояние или уровень адекватности объема циркулирующей крови.В вариантах осуществления пороговое значение задается пользователем или было клинически подтверждено для конкретной группы пациентов. Если полученный параметр соответствует пороговому значению, то на этапе , 186, реализуются инструкции для инициирования действия, инструкции для инициирования действия. Необязательно, вывод 60 генерируется на этапе 20 . Необязательно, вывод и / или действие сохраняются в памяти 70 на этапе 24 .

Необязательно, отфильтрованный сигнал постоянно принимается на этапе 169 , и этапы с 181 по 186 и этапы 20 , 24 повторяются, как показано на фиг.9.

Примеры действий на этапе 186 включают активацию сигнала тревоги, который указывает на прогноз, что у пациента предсимптоматическое состояние недостаточного объема кровообращения, или активацию инструкции по осуществлению лечения для улучшения состояния объема кровообращения пациента. .

Если порог не достигается на этапе 185 , то мониторинг пациента продолжается путем повторения этапов с 169 , 181 по 185 .Даже если критерии соблюдены, необязательно, мониторинг пациента может продолжаться путем повторения этапов с 169 , 181 по 185 .

Пример справочной таблицы для параметров кровообращения и стресса кровообращения, использованной на этапе 186 , показан в таблице 1. Как показано: (i) если значение стресса кровообращения у пациента составляет 10% и поддерживаемая циркулирующая кровь поток составляет +/- 10%, тогда пациент находится на «Уровне тревоги 1», и данные отображаются на графике тренда, и загорается индикатор на панели тревоги 1 ; (ii) если значение циркулирующего стресса пациента составляет 15%, а поддерживаемый объем циркулирующей крови составляет +/- 10%, тогда пациент находится на «Уровне тревоги 2», и данные отображаются на графике тенденции и панели уровня тревоги 2. свет горит; (iii) если значение циркулирующего стресса пациента составляет 20%, а поддерживаемый объем циркулирующей крови составляет +/- 10%, тогда пациент находится на «Уровне тревоги 3», и данные отображаются на графике тенденции, панели уровня тревоги 3. горит свет и звучит звуковой сигнал; и (iv) если значение циркулирующего стресса пациента больше или равно 25%, а поддерживаемый объем циркулирующей крови составляет +/- 10%, тогда пациент находится на «Уровне тревоги 4», и данные отображаются на графике трендов. , загорится индикатор на панели с уровнем тревоги 4 и прозвучит сигнал тревоги высокого уровня.В другом варианте осуществления справочная таблица будет включать значение приблизительно 40% в качестве нормального диапазона для индекса PVA для здорового человека с диапазонами ниже 40%, чтобы указать на симпатически активированный, увеличенный эффективный объем циркулирующей крови или состояние перегрузки жидкостью. Точно так же значение более 40% будет указывать на парасимпатическую активацию, снижение эффективного объема кровообращения или состояние недостаточности объема кровообращения.

ТАБЛИЦА 1 Тревоги событий. Поддерживается Циркуляционная циркуляцияBloodStressFlowAction Уровень сигнала тревоги 110% + / — 10% Построить значение данных на графике тенденции и световой сигнализации уровня 1 световой панели Уровень сигнализации 215% + / — 10% Отобразить значение данных на графике тенденции и световой сигнализации уровня 2 световой панели уровня сигнализации 320% + / — 10% Отобразить значение данных на графике тенденции и световой сигнализации уровня 3, свет на панели, мигание светового сигнала и инициирование звуковой сигнализации низкого уровня Уровень сигнализации 425% + / — 10% Построить график значения данных на графике тенденции и световой сигнализации уровня 4, подсветка панели, световая сигнализация уровня 4 и инициирование звуковой сигнализации высокого уровня

В другом варианте осуществления этап 183 используется для классификации пациентов со сходными физиологическими реакциями.Классификация может указывать на группу пациентов со схожими сопутствующими заболеваниями и / или демографическими данными, которые демонстрируют схожую физиологическую реакцию на форму стресса. В этом варианте осуществления этап , 186, представляет собой справочную таблицу, используемую для идентификации стандартизированного научно-обоснованного вмешательства или протокола лечения, такого как гемодиализ, применимого к этой классификации пациентов.

РИС. 12-16 иллюстрируют различные варианты осуществления системы 100 , в которой могут использоваться варианты осуществления настоящего изобретения.Различные варианты осуществления системы 100 для измерения объема циркулирующей крови включают в себя первый датчик 10 , который получает первый сигнал, первый процессор 90 , который включает в себя по меньшей мере один модуль 20 , 30 , 40 для обработка и анализ первого сигнала и интерфейс 50 , который генерирует выходной сигнал 60 . В варианте осуществления, показанном на фиг. 12, датчик 10 связан через проводное или беспроводное соединение с первым процессором 90 , который является внешним по отношению к датчику 10 и который включает в себя по крайней мере один модуль 20 , 30 , 40 , который обрабатывает и анализирует сигнал для генерации выходного сигнала 60 .

Как более подробно описано ниже, первый датчик 10 может быть любым инвазивным или неинвазивным устройством, которое включает в себя схему для получения биологического сигнала.

Хотя ФИГ. 12 иллюстрирует случай первого процессора , 90, , можно понять, что в различных вариантах осуществления система может включать в себя один или несколько вторых процессоров , 90, ‘, как показано на фиг. 14-16. Как показано на фиг. 16, второй процессор , 90, ‘может быть совмещен с первым процессором , 90, .Как показано на фиг. 12-13, 16 , второй процессор , 90, ‘может быть внешним по отношению к первому процессору , 90, и необязательно может быть расположен внутри первого датчика 10 и может включать в себя по меньшей мере один модуль 30 , сконфигурированный для обработка первого сигнала после захвата, которая обменивается данными через проводное или беспроводное соединение с первым процессором , 90, для дальнейшей обработки сигнала перед генерацией выходного сигнала , 60, .

Хотя ФИГ. 12 иллюстрирует случай первого датчика 10 , можно понять, что система , 100, может включать в себя по меньшей мере один второй датчик 10 ‘, сконфигурированный для записи по меньшей мере одного второго сигнала, как показано на фиг. 13, 14 , 16 . В различных вариантах осуществления, как проиллюстрировано, второй датчик , 10, ‘связывается с первым процессором , 90, , через проводное или беспроводное соединение, чтобы передавать второй сигнал первому процессору , 90, для обработки и анализа после сбора данных. модули 20 , 30 , 40 размещены в нем.В различных вариантах осуществления второй датчик 10 ‘может включать в себя второй процессор 90 ‘, который включает в себя по меньшей мере один модуль 20 ‘, 30 ‘, 40 ‘, сконфигурированный для обработки полученного сигнала.

В различных вариантах осуществления по меньшей мере один модуль 20 , 30 , 40 поддерживает связь, например, через проводные или беспроводные соединения с графическим интерфейсом 50 .

Система дополнительно включает в себя память 70 , такую ​​как база данных или машиночитаемый носитель.Устройство вывода , 60, находится на связи с процессором.

В таблице 1 представлен список примеров датчиков 10 , 10 ‘и первичный сигнал, полученный от каждого из них. Этот список является только примерным и не претендует на то, чтобы быть исчерпывающим.

ТАБЛИЦА 2 Первичные датчики и первичные сигналы. Первичный датчик Получен первичный сигнал Фотооптический датчик (пропускающий) Плотность крови Фотооптический датчик (отражающий) Плотность крови Датчик давления Пульсовое давление Устройство тонометрии Сосудистая пальпация Датчик напряжения Окружность сосудаУльтразвуковое устройство Диаметр сосудаЭлектрический импедансЖидкостная электрическая проводимость фотооптический датчик, который принимает фотооптический сигнал, как описано выше.Фотооптический датчик может регистрировать сигнал на длине волны, при которой изменения плотности отражают изменения плотности как оксигенированной, так и деоксигенированной крови. В вариантах реализации изобретения фотооптический датчик принимает сигнал на длинах волн от примерно 700 нм до примерно 950 нм.

Фотооптический датчик может быть пропускающим или отражающим. В различных вариантах реализации фотооптический датчик представляет собой отражающий фотооптический датчик. Пульсирующая и непульсирующая части фотооптического сигнала показаны на фиг.17. Передатчик и приемник разделены расстоянием. В вариантах осуществления световозвращающий фотооптический датчик располагается на лбу пациента или тому подобное. В других различных вариантах осуществления фотооптический датчик представляет собой пропускающий фотооптический датчик. В вариантах осуществления пропускающий фотооптический датчик располагается на пальце пациента или тому подобном, и свет передается через палец или тому подобное к приемнику на другой стороне пальца.

В различных вариантах осуществления первичный датчик 10 представляет собой датчик давления, который получает импульсный сигнал давления, который указывает пульсирующие изменения общего объема крови.В вариантах реализации датчик давления является неинвазивным. В других вариантах осуществления датчик давления принимает сигнал пульсового давления от линии артериального давления, имплантированной в артерию.

В различных вариантах осуществления первичный датчик 10 представляет собой тонометрическое устройство, которое получает сигнал, который измеряет изменения в сосудистом напряжении или давлении, которые возникают в результате изменений плотности крови, возникающих при прохождении пульсовой волны через артериальное русло. В вариантах реализации изобретения ткань апплантируют для получения изменения сосудистого давления.

В различных вариантах осуществления первичный датчик 10 представляет собой тензодатчик, который получает сигнал, измеряющий изменения окружности конечности, возникающие в результате изменений плотности крови, возникающих при прохождении пульсовой волны через артериальное русло.

В различных вариантах осуществления первичный датчик 10 представляет собой ультразвуковое устройство, которое получает сигнал, измеряющий изменения диаметра кровеносного сосуда, возникающие в результате изменений плотности крови, возникающих при прохождении пульсовой волны через артериальное русло.

В различных вариантах осуществления первичный датчик , 10, представляет собой устройство электрического импеданса, которое получает сигнал, измеряющий изменения электропроводности крови, возникающие в результате изменений плотности крови, возникающих при прохождении пульсовой волны через артериальное русло.

В различных вариантах осуществления первичный датчик 10 представляет собой радар, который получает сигнал, который измеряет изменения в сокращении сердечной мышцы во время сердечного цикла.

В вариантах осуществления система включает в себя по меньшей мере один вторичный датчик 10 ‘, как показано на фиг.13, 14 , 16 . Вторичный датчик 10 ‘может быть любым инвазивным или неинвазивным устройством, которое включает в себя схему для получения вторичного сигнала. Вторичный датчик , 10, ‘включает в себя контроллер и схему, сконфигурированную для получения вторичного сигнала, который обозначает начало и завершение события. В вариантах реализации изобретения использование вторичного датчика 10 ‘в сочетании с первичным датчиком 10 позволяет определять объем циркулирующей крови до, во время и после события.В вариантах реализации изобретения вторичный датчик 10 ‘представляет собой акселерометр, который измеряет осевые изменения пациента, например, когда пациент переходит из положения лежа на спине в положение сидя в положение стоя. Система, подобная показанной на фиг. 16 полезен в клинических условиях, когда наблюдается несколько пациентов. Первичный датчик 10 прикреплен к каждому пациенту и регистрирует биологический сигнал. Каждый первичный датчик 10 связан через проводное или беспроводное соединение с первым процессором 90 , который является внешним по отношению к датчику 10 и который включает в себя по крайней мере один модуль 20 , 30 , который обрабатывает сигнал.В альтернативном варианте осуществления первичный датчик 10 связан через проводное или беспроводное соединение со вторым процессором 90 ‘, который включает в себя по меньшей мере один модуль 20 ‘, 30 ‘, который обрабатывает сигнал. В этом варианте осуществления второй процессор , 90, ‘сконфигурирован для приема сигналов от каждого основного датчика 10 , каждый из которых записывает сигнал от другого пациента, а также для обработки каждого сигнала и генерации вывода 70 , который полезен для Врач контролирует объем циркулирующей крови каждого из этих пациентов.

В других вариантах осуществления, таких как система, показанная на фиг. 18 датчик 10 включает в себя схему для получения вторичного сигнала, который измеряет вторичные параметры, такие как, например, насыщение кислородом, частота сердечных сокращений или внутренняя температура тела (не показаны). Процессор , 90, включает в себя модули 20 , 30 для кондиционирования и обработки биологического сигнала, а модуль анализа 40 анализирует биологический сигнал и вторичные параметры для оценки объема циркулирующей крови и генерации выходных данных 70 .

В другом варианте осуществления вторичный датчик 10 ‘представляет собой термопару, используемую для измерения изменений объема кожной циркулирующей крови, чтобы исключить вклад кожи в показатель силы частоты, который учитывает вклад как объема кожной, так и подкожной циркулирующей крови, когда фотооптический датчик размещается на коже. В другом варианте осуществления вторичный датчик 10 ‘представляет собой термопару, используемую для измерения изменений кожного циркулирующего кровотока для калибровки снижения или увеличения ауторегулирующей способности в результате отвода или уменьшения объема циркулирующей крови к коже из-за терморегуляции.

В различных вариантах реализации вторичный датчик 10 ‘представляет собой электродермальный датчик, который обеспечивает качественную меру когнитивного стресса, который можно использовать для калибровки воздействия когнитивного стресса на ауторегуляторную способность пациента поддерживать гомеостаз.

Различные варианты осуществления настоящего изобретения могут быть реализованы на энергонезависимом машиночитаемом носителе. Термины «машиночитаемый носитель» и «машиночитаемый носитель» во множественном числе, используемые здесь, могут включать, например, устройства магнитной и оптической памяти, такие как дискеты, компакт-диски как только для чтения, так и для записи, приводы оптических дисков. , жесткие диски и т.п., все из которых могут хранить энергонезависимые сигналы.Машиночитаемый носитель также может включать в себя запоминающее устройство, которое может быть физической, виртуальной, постоянной, временной, полупостоянной и / или полупостоянной.

ПРИМЕРЫ

Следующие ниже примеры иллюстрируют несколько вариантов осуществления заявленной хроматографической колонки. Эти примеры не следует рассматривать как ограничивающие.

РИС. 19-22, 24 и 25 иллюстрируют данные, собранные с использованием систем и способов, воплощающих настоящее изобретение.

Пример 1

Комбинация полученных параметров циркулирующего стресса и объема циркулирующей крови может использоваться для прогнозирования и распознавания адекватности объема циркулирующей крови.В примере 1 камеру отрицательного давления нижней части тела использовали для моделирования потери объема циркулирующей крови. Пациент-человек был помещен в герметичную барокамеру, которая доходила до уровня чуть ниже грудной клетки. Вакуум использовался для уменьшения давления в камере, что привело к улавливанию крови к ступням и выведению ее из кровообращения. Как показано на фиг. 19А, давление в камере поддерживали равным нулю мм рт. Ст., Затем снижали на 5 шагов по -10 мм рт.Датчик 10 был расположен на лбу пациента для регистрации биологического сигнала, на основании которого вычислялись производные параметры, циркулирующий стресс и значения объема циркулирующей крови в соответствии со способом, показанным на фиг. 5-9, описанный выше. Процентное изменение полученных параметров было нанесено на график с течением времени, как показано на фиг. 19B. ИНЖИР. 19C показывает систолическое кровяное давление пациента, зарегистрированное с помощью Finapres. Все графики, показанные на фиг. 19A-C выровнены по вертикали во времени.

Периоды 1 , 2 и 3 изображены на фиг. 19. Обращаясь к фиг. 19В, в течение периода –1, компенсаторные механизмы субъекта адекватно адаптировались к уменьшению объема кровообращения, на что указывает минимальное процентное изменение кровообращения. Однако также в периоде –1 наблюдалось существенное снижение процентного изменения объема циркулирующей крови, что указывает на плохую компенсаторную способность во время этого начального периода низкого стресса теста.По мере дальнейшего снижения давления в камере процентное изменение циркуляторного стресса начало увеличиваться, указывая на начало неадекватной компенсации, соответствующей дальнейшему снижению процентного изменения объема циркулирующей крови, поддерживаемого механизмами ауторегуляции.

В течение периода 2 резкое увеличение процентного изменения циркуляторного стресса указывает на более выраженную компенсаторную недостаточность для компенсации продолжающейся потери объема крови из системы кровообращения.В течение этого же периода процентное изменение объема циркулирующей крови не снижалось с той же скоростью, что и процентное изменение циркуляторного стресса. Этот образец указывает на то, что субъект имеет небольшую остаточную устойчивость к стрессу. В этом примере в каждом из периодов 1 — 3 производные параметры указывают на последующее гиповолемическое событие и соответствующую компенсаторную неадекватность, в то время как симптоматические показатели, такие как артериальное давление, еще не изменились. При меньшей способности переносить эту симулированную потерю объема, о чем свидетельствует небольшое процентное изменение объема циркулирующей крови в течение периода –3, циркуляторный стресс быстро увеличивается, что указывает на недостаточную ауторегуляторную функцию сердечно-сосудистой системы.Этот вывод подтверждается резким падением систолического давления (фиг. 19C) в течение периода 3 .

Пример 2

Полученные параметры циркулирующего стресса и объема циркулирующей крови можно использовать для индикации предсимптоматических и симптоматических состояний недостаточности объема циркулирующей крови. На практике условия, которые можно использовать для распознавания полученных параметров, эквивалентны распознаванию того, когда пациент стал нетерпимым к стрессу, вызванному удалением жидкости во время диализного лечения.Например, 2 данных были получены от пациента с терминальной почечной недостаточностью, испытывающего стресс из-за удаления накопленной жидкости во время гемодиализа, используемого в качестве заместительной почечной терапии. Период лечения длился примерно 4 часа и проводился примерно три раза в неделю. ИНЖИР. 20А показаны моменты времени, в которые были активированы сигналы тревоги о событиях от устройства. ИНЖИР. 20B иллюстрирует процентное изменение циркулирующего стресса и объема циркулирующей крови во время терапии. ИНЖИР. 20С показано систолическое кровяное давление, измеренное с помощью манжеты для измерения кровяного давления, помещенной на плечевую артерию руки и записываемое каждые ~ 10 минут на протяжении всего лечения.Все графики выровнены по вертикали по времени.

Накопление жидкости в системе кровообращения вызывает повышение артериального давления и оказывает выраженную нагрузку на сердечно-сосудистую систему. Поскольку жидкость удаляется из системы кровообращения, в которой находится 8% всей жидкости организма, нагрузка на сердечно-сосудистую систему значительно снижается. Это демонстрируется быстрым увеличением объема циркулирующей крови и уменьшением стресса кровообращения в течение периода -1 , проиллюстрированного на фиг.20B. Гипертония, на которую указывает систолическое артериальное давление в периоде –1 (фиг. 20C), также снижается.

По мере того, как терапия прогрессирует, потеря объема кровообращения заставляет скопившуюся плазменную воду втягиваться в артериальное дерево из интерстициального и клеточного компартментов. Если скорость удаления жидкости превышает скорость наполнения сосудов, возникает гиповолемия. Если это состояние превышает сердечно-сосудистые компенсаторные механизмы, у пациента может развиться острый гиповолемический эпизод, вызванный недостаточным объемом циркулирующей крови в тканях и органах.Гиповолемическая прогрессия проиллюстрирована в периоде 2 (фиг. 20B), когда объем циркулирующей крови быстро уменьшается, что свидетельствует о скорости удаления жидкости, которая превышает скорость пополнения. Компенсирующая неадекватность для того, чтобы приспособиться к продолжающемуся уменьшению объема кровообращения по мере продолжения удаления жидкости, указывается внезапным повышением циркулирующего стресса в течение Периода 2 . Ауторегуляторная способность переносить текущий циркуляторный стресс обозначается резким падением объема циркулирующей крови в течение периода 2 .Использование системы и способа по настоящему изобретению, которые идентифицируют эти изменения в производных параметрах, запускает сигнал тревоги о событии (фиг. 20A) задолго до того момента, когда происходит падение систолического кровяного давления, указывающее на нарушение ауторегуляции.

В течение периода 3 скорость удаления жидкости была снижена и в конечном итоге остановилась в конце периода 3 . Это соответствует уменьшенному процентному изменению значения циркулирующего стресса и восстановлению объема циркулирующей крови, указывая на то, что пополнение жидкости в сочетании с механизмами ауторегуляции адекватно устраняет нарушение объема циркулирующей крови, которое произошло в течение периода 2 .Опять же, это наблюдение подкрепляется восстановлением систолического артериального давления в течение периода 3 .

Пример 3

Паттерны реакции, основанные на стрессе кровообращения и объеме циркулирующей крови, можно использовать для распознавания конкретных патологий и оценки функционального здоровья сердечно-сосудистой системы. Когда пациент с нарушением сердечно-сосудистой функции проходит терапию, полученные параметры могут использоваться для определения конечной точки дозирования. Данные, показанные на фиг. 21 был взят у пациента, имеющего как терминальную стадию почечной недостаточности, так и правостороннюю сердечную недостаточность, и который прошел терапию гемодиализом продолжительностью приблизительно 4 часа.Сердечная недостаточность относится к состоянию, при котором сердечная мышца постепенно ослабляется, что приводит к снижению компенсаторной способности сердечно-сосудистой системы. Когда жидкость накапливается у пациента с терминальной почечной недостаточностью, который также страдает сердечной недостаточностью, ослабленное сердце испытывает трудности с перекачкой объема из-за повышенной нагрузки от скопившейся жидкости на выходе из левого желудочка.

По мере того, как пациент с сердечной недостаточностью пытается адаптироваться к стрессу от лечения гемодиализом, ослабленное сердце, столкнувшееся с гипертензией из-за накопленного объема кровообращения, испытывает трудности с адаптацией к этому стрессу, и процентное изменение объема циркулирующей крови немедленно падает в течение периода 1 (ИНЖИР.21А). Однако в течение периода –1 циркуляторный стресс остается в стабильном состоянии, что указывает на то, что пациенту не угрожает острое гиповолемическое состояние. Как только адекватное количество накопленной жидкости и соответствующая нагрузка на сердце уменьшаются, процентное изменение объема циркулирующей крови резко увеличивается в течение периода -2 (фиг. 20A), как и систолическое артериальное давление (фиг. 20B). ) по мере восстановления насосной функции сердца. Наблюдается неуклонное увеличение процентного изменения циркуляторного стресса на протяжении оставшейся части лечения, но из-за низкого уровня этого стресса.Компенсаторная недостаточность отсутствует, о чем свидетельствует умеренное увеличение процентного изменения циркуляторного стресса.

Возможность предоставить неинвазивную методологию с низким уровнем риска для распознавания поведения при сердечной недостаточности очень ценно. Единственный альтернативный способ распознать гемодинамическое поведение при сердечной недостаточности — это измерение фракции выброса сердца путем введения катетера Свана-Ганца в одну из камер сердца. Распознавание изменений ауторегуляции сердечно-сосудистой системы из-за снижения функции сердца у пациентов с сердечной недостаточностью называется декомпенсирующей сердечной недостаточностью и приводит к недостаточному адекватному объему кровообращения и нарушению функций органов и тканей.Использование этой технологии для распознавания изменений ауторегуляции сердечно-сосудистой системы при воздействии стандартизированного стресса, такого как маневр из положения сидя в положение сидя, из положения лежа в положение сидя или пассивный маневр подъема ног, имеет большое значение. В одном варианте осуществления стандартизированный тест, такой как маневр пассивного подъема ноги, может использоваться для оценки зависимости предварительной и постнагрузки от сердечной функции, возникающей в результате стресса от подъема ноги. Точно так же, как только сердечно-сосудистая система адаптировалась к этому увеличенному временному объему грудной клетки, нижняя часть ноги может использоваться для оценки ауторегуляторной или компенсаторной способности сердечно-сосудистой функции.В другом варианте осуществления сбор ответов на физический маневр с течением времени можно использовать для выявления ранних признаков ауторегуляторных изменений, таких как сердечно-сосудистая декомпенсация. Это можно использовать, чтобы определить, адекватно ли функционировала текущая функция сердца, чтобы поддерживать нормальный уровень физического стресса, испытываемого во время независимой жизни. Учитывая, что наблюдение за пациентом не требуется для выполнения стандартизированного стресс-теста и что результаты теста могут быть получены удаленно, использование этого устройства и метода обеспечивает предсимптомный, чувствительный и специфический для патологии тест для распознавания и лечения хронической сердечной недостаточности. пациентам удаленно в рамках конфигурации телемедицинской связи.

Пример 4

Система и способ по изобретению в сочетании со стрессом, таким как лечение диализом или стандартизованный физический маневр, могут использоваться для оценки и управления соответствием измеренной ауторегуляторной реакции. Этот метод может использоваться для оценки изменений функциональных характеристик ауторегуляторных механизмов и / или для управления фармацевтическими препаратами, которые используются для лечения гипертонии и других сердечно-сосудистых заболеваний или дисфункций, которые часто влияют на ауторегуляторную функцию, тем самым изменяя компенсаторные механизмы.

РИС. 22 иллюстрирует данные, собранные за приблизительно четырехчасовой период времени у пациента с гипертонической терминальной почечной недостаточностью, проходящего лечение гемодиализом. Графики, представленные на фиг. 22А показана реакция пациента на удаление жидкости под влиянием высоких доз бета-адреноблокаторов, которые оказывали притупляющее действие на ауторегуляторный ответ. Процент изменения циркулирующего стресса в течение четырехчасового лечения был незначительным, даже несмотря на то, что пациент испытывал тошноту и головокружение, симптомы недостаточного объема циркулирующей крови и саморегуляции.Артериальное давление (фиг. 22A) оставалось относительно стабильным на протяжении всего лечения. Кроме того, когда пациент стоял при завершении лечения (обозначено *), артериальное давление упало, что также указывает на плохую ауторегуляторную функцию.

Данные, показанные на фиг. 22B были захвачены во время последующего лечения диализом через несколько дней после того, как дозировка бета-блокаторов была уменьшена вдвое. Процентное изменение кровообращения более динамично и быстро реагирует на лечение.Точно так же процентное изменение циркулирующего кровотока также более динамично, что указывает на более отзывчивую ауторегуляцию объема циркулирующей крови.

Примеры 5 и 6

РИС. 24 и 25 иллюстрируют примеры данных, собранных с использованием полного гармонического искажения, как описано в связи с фиг. 23. Пример, показанный на фиг. 24 представляет собой пример, в котором варианты осуществления настоящего изобретения используются для введения анестетика и жидкости для реанимации или во время неотложной помощи.Иллюстрированный пример представляет собой пример свиньи, демонстрирующий эффект обескровливания. Форма волны p полного гармонического искажения (THD) отображает изменения в силе частоты гармоник пропорционально силе частоты основной частоты сердечного ритма в результате эффектов изменения податливости внутренней ветви сонной артерии на лбу, где находится датчик. размещен. Первоначальное увеличение коэффициента THD отображает первоначальное увеличение комплаентности в начале кровотечения с последующим снижением комплаентности для адаптации к кровопотере.Как показано на фиг. 24, индекс PVA, представленный как форма волны полного гармонического искажения, отражает эффекты увеличения или уменьшения общего объема циркулирующей крови, влияние вязкости объема циркулирующей крови или пропускной способности кислорода в результате переливания добавок к крови, таких как Hextend, которые могут разжижать кровь и / или уменьшить плотность гематокрита, приводящую к усилению артериального дерева, чтобы компенсировать эти изменения, которые затем приводят к уменьшению гармоник сердечной пульсовой волны.

В минуту 260 на РИС. 24, действие анестезии прекращается, и свинья становится более чувствительной к разрезанию ткани (см. Увеличение эффективного объема). В другом варианте распознавание повышенных симпатических реакций во время операции можно использовать в качестве обратной связи для титрования соответствующего уровня анестетика. В этом примере анестезия увеличивается, чтобы уменьшить эффекты, но анестезия расширяет кровеносные сосуды и притупляет нервную систему. Это приводит к уменьшению эффективного объема в первую очередь из-за эффекта расширения.Затем вводили лактатные рингеры, чтобы довести уровень жидкости до уровня до введения дополнительной анестезии.

Пульсоксиметрия на фиг. 24 указывает количество оксигенации в крови в любой момент. Форма пульсовой волны является мерой плотности общих красных кровяных телец (оксигенированного и деоксигенированного гемоглобина) в нижележащем артериальном русле по изменениям поглощения в ближнем инфракрасном диапазоне. Как показано на фиг. 24, относительные изменения эритроцитов по сравнению с исходным значением в первые 7 минут указывают на то, что, когда эритроциты разбавляются путем переливания, сигнал эффективного объема циркуляции (или силы пульса) показывает, насколько хорошо сердечно-сосудистая система способна поддерживать постоянную перфузию эритроцитов в ткани.Такой сценарий происходит за счет увеличения частоты сердечных сокращений для более быстрой циркуляции разбавленных эритроцитов.

РИС. 25 иллюстрирует другой пример свиньи. Данные показали, что нормальный уровень циркулирующего объема представлен индексом PVA, представленным как мера общего гармонического искажения примерно 40%, и, таким образом, такая мера может использоваться для определения того, имеет ли человек объемную нагрузку или объемную недостаточность (например, обезвоживание). ). Как показано на фиг. 25 общий уровень гармонических искажений начинается со значения 40%.Как описано в данном документе, значение общего гармонического искажения может уменьшаться из-за потери крови, как показано на фиг. 25, где общее значение гармонических искажений увеличивается по мере того, как у исследуемой свиньи первоначально отбирают кровь с 10-минутной отметки до 20-минутной отметки. Индекс PVA (значение общего гармонического искажения) также может косвенно отражать эффекты компенсаторных механизмов вазоконстрикции мелких артерий, даже когда он помещен на верхнюю часть большой артерии, что приводит к изменениям силы пульса, приводящим к системному изменению объема циркулирующей крови, когда возникает периферическое сужение сосудов.В этом примере, даже если рассматриваемая свинья на фиг. 25 все еще кровоточат с той же скоростью, когда значение общего гармонического искажения приближается к 25 минуте, оно начинает уменьшаться, указывая на то, что стенки этой большой артерии становятся более жесткими (менее податливыми), что связано с компенсаторным изменением. Изменение объема кровообращения дополнительно подтверждается уменьшением относительной меры объема кровообращения, показанной на этом рисунке как «сила частоты».

После кровотечения индекс PVA (значение общего гармонического искажения) достигает нового устойчивого состояния, но объем циркуляции увеличивается по мере того, как жидкость переносится из других отделов для компенсации кровопотери.Учитывая, что только 5-10% объема тела находится в артериальном дереве, одним из защитных механизмов является передача объема с течением времени из венозных резервов или отклонение от циркулирующего потока от органов или тканей в артериальное дерево для защиты от артериального давления. потеря объема.

Таким образом, врач может увидеть динамику, связанную с защитными механизмами, глядя на индекс PVA. При рассмотрении в сочетании с объемом (амплитудой) кровообращения врач может увидеть эффективность этих механизмов в восстановлении или компенсации потери объема кровообращения.

Частотный сигнал на фиг. 25 представляет изменения частоты сердечных сокращений исследуемой свиньи. Изменения указывают на стресс кровообращения, и сигнал может быть использован для указания серьезности проблемы недостаточности объема для сердечно-сосудистых компенсаторных механизмов, что позволяет получить более полную картину того, насколько сложно у пациента возникают изменения кровообращения в любой момент времени.