Аускультативный метод Н. С. Короткова

Аукультативный метод имеет наибольшее распространение и основан на установлении систолического и диастолического давления по возникновению и исчезновению в артерии особых звуковых явлений, характеризующих турбулентность потока крови, - тонов Короткова. На область плеча накладывается компрессионная манжета. В манжету накачивается воздух до установления давления больше систолического. Давление, согласно закону Паскаля, передается на мягкие ткани и сосуды в глубине их. Артерия пережимается, кровь не течет и тоны Короткова не обнаруживаются. При выходе воздуха из манжеты давление, действующее на артерию, уменьшается. При равенстве наружного давления систолическому кровь начинает прорываться сквозь сдавленный манжетой участок артерии, и возникают характерные звуки, сопровождающие турбулентное течение крови и прослушиваемые с помощью фонендоскопа. В момент возникновения тонов по манометру определяют систолическое давление. Момент исчезновения шумов соответствует равенству измеряемого наружного давления диастолическому. Необходимо отметить, что систолическое и диастолическое давления только оцениваются, так как точно определяются по этому методу полное и статическое давления в кровеносном сосуде. Приборы, используемые для измерения давления крови, называют сфигмоманометрами.

Аускультативный метод реализуется в различных вариантах. В частности, в измерителях давления тоны Короткова могут восприниматься микрофоном, преобразующим звуковые воздействия в электрические сигналы, поступающие на регистрирующее устройство. На цифровом табло регистратора указываются значения систолического и диастолического давления. В некоторых приборах изменения в движении стенок артерии при систолическом и диастолическом давлении (сопровождающиеся возникновением и исчезновением тонов Короткова) определяются с помощью ультразвуковой локации и эффекта Доплера.

Осциллометрический метод. Метод основан на том, что при прохождении крови во время систолы через сдавленный участок артерии в манжете возникают микропульсации давления воздуха, анализируя которые можно получить значения систолического, диастолического и среднего давления. Систолическому давлению обычно соответствует давление в манжете, при котором происходит наиболее резкое увеличение амплитуды осцилляций, среднему – максимальный уровень осцилляций и диастолическому – резкое ослабление осцилляций.

Физические вопросы гемодинамики

Гемодинамикой называют область биомеханики, в которой исследуется движение крови по сосудистой системе. Физической основой гемодинамики является гидродинамика Течение крови зависит как от свойств крови, так и от свойств кровеносных сосудов

В главе рассматриваются также физические основы работы некоторых технических устройств, используемых в связи с кровообращением.

Модели кровообращения

Рассмотрим гидродинамическую модель кровеносной системы, предложенную О. Франком. Несмотря на достаточную простоту, она позволяет установить связь между ударным объемом крови (объем крови, выбрасываемый желудочком сердца за одну систолу), гидравлическим сопротивлением периферической части системы кровообращения Х₀ и изменением давления в артериях. Артериальная часть системы кровообращения моделируется упругим (эластичным) резервуаром (рис. 9.1, обозначено УР).

Так как кровь находится в упругом резервуаре, то ее объем V в любой момент времени зависит от давления р по следующему соотношению:

V = V₀ + kp, (9.1)

где k — эластичность, упругость резервуара (коэффициент пропорциональности между давлением и объемом), V₀ — объем резервуара при отсутствии давления (р = 0). Продифференцировав (9.1), получим

(9.2)

В упругий резервуар (артерии) поступает кровь из сердца, объемная скорость кровотока равна Q. От упругого резервуара кровь оттекает с объемной скоростью кровотока Q₀ в периферическук систему (артериолы, капилляры). Предполагаем, что гидравлическое сопротивление периферической системы постоянно. Это моделируется «жесткой» трубкой на выходе упругого резервуара (рис. 9.1).

Можно составить достаточно очевидное уравнение (рис. 9.1)

(9.3)

показывающее, что объемная скорость кровотока из сердца равна сумме скорости возрастания объема упругого резервуара и скорости оттока крови из упругого резервуара.

На основании уравнения Пуазейля (7.8) и формулы (7.9) можно записать для периферической части системы

(9.4)

где р — давление в упругом резервуаре, р_в— венозное давление, оно может быть принято равным нулю, тогда вместо (9.4) имеем

(9.5)

Подставляя (9.2) и (9.5) в (9.3), получаем

или (9.6)

Проинтегрируем (9.6). Пределы интегрирования по времени соответствуют периоду пульса (периоду сокращения сердца) от 0 до Т_п. Этим временным пределам соответствуют одинаковые давления — минимальное диастолическое давление р_д:

(9.7)

Интеграл с равными пределами равен нулю, поэтому из (9.7) имеем

(9.8)

Экспериментальная кривая, показывающая временную зависимость давления в сонной артерии, приведена на рис. 9.2 (сплошная линия). На рисунке показан период пульса, длительности Т_с систолы и Т_д диастолы, р_с — максимальное (систолическое) давление. Интеграл в левой части уравнения (9.8) равен объему крови, который выталкивается из сердца за одно сокращение, — ударный объем. Он может быть найден экспериментально. Интеграл в правой части уравнения (9.8) соответствует площади фигуры, ограниченной кривой и осью времени (см. рис. 9.2), что также можно найти. Используя указанные значения интегралов, можно вычислить по (9.8) гидравлическое сопротивление периферической части системы кровообращения.

Во время систолы (сокращение сердца) происходит расширение упругого резервуара, после систолы, во время диастолы — отток крови к периферии, Q = 0. Для этого периода из (9.6) имеем

или (9.9)

Проинтегрировав (9.9), получаем зависимость давления в резервуаре после систолы от времени:

(9.10)

Соответствующая кривая изображена тонкой линией на рис. 9.2. На основании (9.5) получаем зависимость объемной скорости оттока крови от времени:

(9.11)

где — объемная скорость кровотока из упругого резервуара в конце систолы (начале диастолы).

Зависимости (9.10) и (9.11) представляют собой экспоненты. Хотя данная модель весьма грубо описывает реальное явление, она чрезвычайно проста и верно отражает процесс к концу диастолы. Вместе с тем изменения давления в начале диастолы с помощью этой модели не описываются.

На основе механической модели по аналогии может быть построена электрическая модель (рис. 9.3).

Здесь источник U, дающий несинусоидальное переменное электрическое напряжение, служит аналогом сердца, выпрямитель В — сердечного клапана. Конденсатор С в течение полупериода накапливает заряд, а затем разряжается на резистор R, таким образом происходит сглаживание силы тока, протекающего через резистор. Действие конденсатора аналогично действию упругого резервуара (аорты, артерии), который сглаживает колебание давления крови в артериолах и капиллярах. Резистор является электрическим аналогом периферической сосудистой системы. В более точной модели сосудистого русла использовалось большее количество эластичных резервуаров для учета того факта, что сосудистое русло является системой, распределенной в пространстве. Для учета инерционных свойств крови при построении модели предполагалось, что эластичные резервуары, моделирующие восходящую и нисходящую ветви аорты, обладают различной упругостью. На рис. 9.4 приведено изображение модели Ростона, состоящей из двух резервуаров с различными эластичностями (упругостями) и с неупругими звеньями разного гидравлического сопротивления между резервуарами. Этой модели соответствует электрическая схема, изображенная на рис. 9.5. Здесь источник тока задает пульсирующее напряжение U(t), являющееся аналогом давления p(t); емкости С₁

и С₂ соответствуют упругостям резервуаров k₁ и k₂, электрические сопротивления R_v R₂ и R₃ — гидравлическим сопротивлениям X_lf X₂ и Х₃, силы тока /j и /₂ — объемным скоростям оттока крови Q₁ и Q₂.

Такая модель математически описывается системой двух дифференциальных уравнений первого порядка, их решение дает

Рис. 9.5 две кривые, соответствующие первой и второй камерам.

Двухкамерная модель лучше описывает процессы, происходящие в сосудистом русле, но и она не объясняет колебания давления в начале диастолы.

Модели, содержащие несколько сотен элементов, называют моделями с распределенными параметрами.