Оптические методы
УДК 620.179.118.4:620.179.18
НЕРАЗРУШАЮЩИЙ МЕТОД КОНТРОЛЯ ЭЛАСТИЧНОСТИ СТЕНОК ВЕН И
АРТЕРИЙ ЧЕЛОВЕКА
© 2022 г. В.В. Давыдов1, 2,*, Е.В. Порфирьева1,**, Р.В. Давыдов1, 2,***
1Санкт-Петербургский Политехнический университет Петра Великого,
Россия 198251 Санкт-Петербург, ул. Политехническая, 29
2Всероссийский научно-исследовательский институт фитопатологии,
Россия 143050 Московская область, р.п. Большие Вяземы, ул. Институт, 5
E-mail: *davydov_vadim66@mail.ru; **porfirieva.ev@edu.spbstu.ru; ***davydovroman@outlook.com
Поступила в редакцию 13.06.2022; после доработки 03.08.2022
Принята к публикации 05.08.2022
Рассмотрены методы контроля эластичности стенок вен и артерий человека. Отмечены проблемы, которые воз-
никают при их использовании. Обоснована необходимость разработки неразрушающих методов контроля эластич-
ности стенок вен и артерий человека. Предложена методика контроля изменения их эластичности с использованием
неинвазивных способов регистрации пульсовой волны. Представлены результаты сравнения данных об изменении
эластичности стенок вен и артерий, полученных с использованием различных способов регистрации пульсовой волны
и инвазивных методов. Отмечены достоинства и недостатки предложенной нами методики с использованием различ-
ных пульсовых волн.
Ключевые слова: эластичность, неразрушающий контроль, стенка, вена, артерия, лазерное излучение, пульсовая
волна, структура, временной интервал, погрешность измерения.
DOI: 10.31857/S0130308222090068, EDN: BSGRRZ
ВВЕДЕНИЕ
Ухудшение экологии, ускорение ритма жизни, увеличение уровня стрессовой нагрузки нега-
тивно сказывается на состояние здоровья человека [1—4]. У большинства людей в таких условиях
происходит ускоренный износ различных органов. Вены и артерии человека не являются исклю-
чением в данном случае. Износ их стенок приводит к образованию различных заболеваний, свя-
занных с ухудшением кровотока [5, 6]. В настоящее время разработано большое число методов для
контроля протекания крови у людей по венам и артериям. Среди них наибольшее применение
получили бесконтактные методы: МРТ (магнитно-резонансная томография) и ультразвуковая диа-
гностика [7, 8]. Использование этих методов позволяет выявить расширение или сужение в венах
и артериях, образование тромбов и т.д. Одной из задач, которую не удается решить с использова-
нием этих методов, является контроль изменения значения эластичности Е стенок вен и артерий.
Для определения эластичности вен и артерий Е разработаны различные инвазивные методы. Их
применение требует введение катетера в вену или артерию с полой иглой. На выходе катетера раз-
мещается датчик (например, пьезоэлектрический или индукционный) для регистрации изменения
давления dP. В этом случае Е = dP/dV (dV — изменение объема в катетере, связанное с изменени-
ем dР). Погрешность определения Е составляет порядка 3—5 % при согласовании времен отсчета
для «кривой» давления. Для обеспечения этого согласования необходимо дополнительно исполь-
зовать другие приборы, что создает дополнительные проблемы.
Кроме того, применение этих методов связано с повреждением вены или артерии. Поэтому их
не рекомендуется делать часто (на восстановление повреждения на вене или артерии требуется
время). У людей, которым регулярно вводят внутривенно лекарства, количество подходящих мест
для реализации этой процедуры крайне ограничено. Необходимо отметить, что сама процедура
измерения Е данными методами может быть болезненна.
В процессе лечения болезней вен и артерий крайне важны данные об изменении состояния их
эластичности Е. Особенно это актуально для людей, которые проходят курс лечения дома, например,
для первичного контроля действия лекарств или различных процедур при амбулаторном лечении в
поликлинике. Контроль изменения эластичности Е вен и артерий также необходим в ряде других
случаях (например, человек принимает лекарства, в которых содержатся компоненты, влияющие на
структуру стенок вен и артерий, а в этот период ему необходимо ввести катетер). Это может привести
к сильному повреждению вен или артерий при низком значении их эластичности Е.
Следовательно, разработка новых методов в области бесконтактных неразрушающих методов,
которые сейчас применяются в различных областях науки и техники [9—11], особенно для контро-
Неразрушающий метод контроля эластичности стенок вен и артерий человека
57
ля изменения Е вен и артерий, является актуальной задачей (этим заболеваниям подвержено все
больше и больше людей). Основным требованием к данным методам, кроме необходимой точно-
сти, является возможность их применения без ограничения по числу измерений.
Одним из таких методов является пульсоксиметрия. Для регистрации пульсовой волны в раз-
личных частях тела человека от пульсации вен, артерий и сосудов разработано большое число
приборов с использованием различных датчиков и сенсоров. Наибольшее применение в настоящее
время получили приборы с использованием акустического или индукционного датчика.
Акустические датчики можно разделить на несколько типов, которые в основном связаны с кон-
струкцией устройства, в состав которого они входят. Например, спортивные часы-тонометр, кото-
рые размещаются на запястье руки, или пульсоксиметр, который размещается на плече и предпле-
чье, или приборы для использования в медицинских специализированных учреждениях. Принципы
работы в этих типах датчиков не изменяются (изменяется только форма конструкции датчика,
рабочие напряжения и т.д.), что влияет на точность измерения параметров пульсовой волны и чув-
ствительность к изменениям в ее структуре.
Более редко применяются волоконно-оптические датчики на основе интерферометра Фабри—
Перо. Например, в аппарате ПолиСпектр СПВ (НейроСофт, Россия) для регистрации пульсовой
волны на сонной и лучевой артерии используются пьезоэлектрические или акустические датчики,
а для бедренной артерии — объемная сфигмография, в которой используются индукционные или
акустические датчики. Кроме того, в этих приборах часто используют привязку к сигналу ЭКГ для
определения начала волны давления. По запаздыванию контура волны бедренной артерии относи-
тельно контура сонной артерии определяется время распространения пульсовой волны (или ско-
рость распространения пульсовой волны (СРПВ)). Для определения Е используется следующее
соотношение [12]:
1
E h
c
=
,
(1)
2
1−µ
ρ
D
где c — СРПВ; μ — коэффициент Пуассона; ρ — плотность крови; h — толщина стенок сосуда;
D — диаметр сосуда.
К соотношению (1) существует много вопросов с точки зрения физических основ его выво-
да из уравнений гидродинамики с различными приближениями для текущей жидкости.
Например, рассмотрение крови как ньютоновской жидкости, которая на самом деле таковой не
является, и равномерной скорости ее течения, а также есть вопросы к определению толщины
стенок сосуда и его диаметра (у каждого человека они различаются в силу физиологических
особенностей организма). В мире принято измерять эластичность Е (или податливость 1/E) в
единицах мм рт. столба (ммHg)/мл или в Па/мл (в ряде случаев используют Н∙m-5). В формуле
(1) для Е получаются другие единицы измерения, которые относятся к модулю Юнга. Как
переходить от модуля Юнга к значениям Е, которые измеряются, например, в мм рт. столба
(ммHg)/мл, объяснений не представлено. Сравнивать значения Е, полученные с использовани-
ем (1), с данными эластичности, которые получены по измеренным значениям dP и dV, не
представляется возможным.
Необходимо также отметить, что существенным недостатком этих измерений является то, что
на форму регистрируемых пульсовых волн влияет наличие различных помех (например, электро-
магнитного, электрического и физиологического характера). Это приводит к большим погрешно-
стям при измерениях, которые сложно компенсировать.
Для контроля изменения Е также используются методы измерения центрального давления
(ЦД). Например, в приборе OMRON HEM-9000AI (OMRON, Япония) используют многоэлемент-
ный аппланационный тонометр, одеваемый на запястье, для съема сигнала давления с лучевой
артерии. Необходимо отметить, что эти методы являются косвенными измерениями эластичности
Е и требуют частой градуировки. Помимо этого, они должны реализовываться под наблюдением
специалиста в области сердечно-сосудистых заболеваний, так как у человека с возрастом усилива-
ется множество факторов, влияющих на уровень ЦД (например, «скрытая» или «ложная» нагрузка
на миокард, систолическая и диастолическая дисфункция левого желудочка и т.д.). Все это суще-
ственно ограничивает применение и возможности методов измерения ЦД для контроля Е.
Для оценки эластичности Е артерий также используется методика анализа формы перифери-
ческой пульсовой волны, регистрируемой при помощи фотоплетизмографии. В настоящее время
используют два ее типа (отраженная и трансмиссионная пульсоксиметрия). Наибольшее при-
Дефектоскопия
№ 9
2022
58
В.В. Давыдов, Е.В. Порфирьева, Р.В. Давыдов
менение получила трансмиссионная пульсоксиметрия с использованием двух регистрируемых
сигналов поглощения с длиной волны из инфракрасного (ИК) и красного спектра лазерного
излучения прошедшего через кровеносные сосуды пальца руки или мочки уха.
Для оценки эластичности Е артерии применяют два индекса. Индекс отражения RI — это
процентное отношение высоты диастолического компонента периферической пульсовой волны
к высоте систолического компонента (индекс отражает состояние тонуса мелких артерий и зна-
чение пульсовой волны отражения). Индекс ригидности SI оценивает скорость пульсовой волны
и рассчитывается как отношение роста пациента к интервалу времени Δt между систолическим
и диастолическими компонентами волны. Далее по этим значениям RI и SI с использованием
калибровочных зависимостей, полученных ранее для среднестатистического человека, опреде-
ляется Е. В последнее время этот метод приводит к очень большим погрешностям, так как изме-
нения в нашей жизни (экология, условия работы и т.д.) понятие среднестатистический человек
свели на нет.
Существует еще ряд комбинированных методов, например, с использованием специальных
приспособлений для одновременной регистрации пульсовых волн от сонной артерии и глазных
яблок и т.д. Эти методы широкого применения на практике не получили.
Сравнение всех методов показывает, что использование человеком трансмиссионной пуль-
соксиметрии является наиболее доступным для многократного контроля как эластичности
артерий, так и общего состояния организма в экспресс-режиме в необходимое время без
посторонней помощи. Анализ полученных результатов различными учеными [1—4, 7, 12—16]
с использованием этого метода показывает, что он обладает рядом недостатков, связанных с
инерционностью работы фотоприемников, наличием тепловых шумов в фотоприемном
устройстве при длительной работе, широким спектром регистрируемого оптического излуче-
ния, что приводит к появлению дополнительных световых шумов при измерениях, которые
сложно компенсировать, наличием напряжения смещения, которое необходимо поддерживать
с высокой стабильностью, отсутствием математической модели для описания формы пульсо-
вой волны и определения положения максимумов и минимумов и т.д. Все это увеличивают
погрешность измерения Δt, уменьшает чувствительность метода к определению минимально-
го изменения эластичности E артерии и вен и ухудшают достоверность полученных результа-
тов. Это существенно ограничивает возможности данного метода, особенно по контролю
изменения состояния эластичности E артерий и вен. Один из вариантов решения рассмотрен-
ных проблем представлен в нашей работе.
МЕТОДИКА ИЗМЕРЕНИЯ ЭЛАСТИЧНОСТИ ВЕН И АРТЕРИЙ ЧЕЛОВЕКА
В зависимости от способа регистрации пульсовой волны с использованием лазерного излуче-
ния ее форма изменяется. На рис. 1 представлен один период пульсовых волн, полученных с
использованием объемной фотоплетизмограммы (ФПГ) и дифференциальной фотоплетизмограм-
мы (ДФПГ), а также электрокардиограмма, которая необходима для определения начала отсчета
(момента начала формирования нового периода пульсовой волны), полученных с использование
ФПГ и ДФПГ.
В случае регистрации двух пульсовых волн необходимые временные интервалы для опреде-
ления SI можно также определять с использованием сигнала, полученного с использованием
ДФПГ (рис. 1в). Это увеличивает точность определения SI. С другой стороны, при небольшом
дикротическом подъеме, изменение которого связано также с изменением значением Е артерий
и вен, возникают проблемы с определением t4 (положения пика на временной оси t). Это приво-
дит к увеличению погрешности измерения t4. Кроме того, проведенные исследования показали,
что при регистрации пульсовой волны с использованием пьезоэлектрических, индукционных и
волоконно-оптических датчиков, а также фотоприемников с фотодиодами, систолический пик
(рис. 1а — амплитуда А1, время t2) на прямой волне состоит из двух маленьких пиков (неодно-
значных по отношению друг к другу). Данная особенность в структуре пульсовой волны выяв-
ляется при обработке пика пульсовой волны [17, 18]. Это приводит к увеличению неопределен-
ности в измерении амплитуды пика, по которой определяется положение максимума на времен-
ной оси (время t2). Погрешность измерения t2 увеличивается. Изменение значения Е приводит к
смещению этих двух пиков относительно друг друга как по времени, так и по амплитуде. Также
изменяется положение и параметры третьего пика на спаде фронта пульсовой волны, который
также можно использовать для контроля значения Е. Все это приводит к тому, что для контроля
изменения значения Е измерения временных интервалов: Δt1 = t2 - t1, Δt2 = t3 - t2, Δt3 = t4 - t3,
Дефектоскопия
№ 9
2022
Неразрушающий метод контроля эластичности стенок вен и артерий человека
59
а
1,0
0,5
0
0,5
1,0
1,5
б
t, с
1,0
0
-1,0
0,5
1,0
1,5
в
t, с
1,0
с
k
0
-1,0
0,5
1,0
1,5
t, с
Рис. 1. Одновременно зарегистрированные сигналы пульсовой волны (а) с использованием индукционного сенсора или
фотоприемника, дифференциальная фотоплетизмограмма (б) и электрокардиограмма (в).
Δt4 = t5 - t4, Δt5 = t6 - t5 и Δt6 = t7 - t6 с погрешностью менее 2 % реализовать крайне сложно.
Поэтому методик с использованием этих параметров для контроля значения эластичности Е
артерий и вен в настоящее время нет. При оценке индекса ригидности SI в клинических услови-
ях часто применяется оценка масштаба на временной оси по кардиограмме (рис. 1б). Временной
интервал между двумя максимумами определяется по ДФПГ по точкам C1 и C2 (рис. 1в), когда
амплитуда сигнала пульсовой волны равна нулю. Человек самостоятельно такую процедуру реа-
лизовать не сможет.
Поэтому для решения задачи контроля значения Е с использованием только ФПГ, которую
человек может выполнить самостоятельно в необходимое ему время, нами было разработано сле-
дующее.
Для регистрации сигналов поглощения на двух длинах волн было использовано фотоприемное
устройство на основе разработанного нами прибора с зарядовой связью (ПЗС). В новой конструк-
ции ПЗС было проведено утонение фоточувствительного слоя до 100 мкм (стандартное значение
300—350 мкм) и легирование его бромом (концентрация легирования 6 %). Для передачи инфор-
Дефектоскопия
№ 9
2022
60
В.В. Давыдов, Е.В. Порфирьева, Р.В. Давыдов
мации использовались четыре скрытых канала под фоточувствительным слоем. Это позволило
повысить отношение сигнал/шум при регистрации сигнала пульсовой волны, структура которого
в данном случае формируется в виде ступенек, соответствующих уровням заполнения ячеек заря-
дом (квантование формы фронтов пульсовой волны). На рис. 2 представлен регистрируемый сиг-
нал пульсовой волны с использованием ПЗС. В отличие от ранее регистрируемых сигналов погло-
щения лазерного излучения с использованием фотоприемников (см. рис. 1а) или акустических и
индукционных датчиков в этом случае отображается физика процесса, которая связана с пульса-
цией стенок артерии при прохождении потока крови при сокращении мышцы сердца, эластично-
стью артерий и вен, а также составом крови (концентрация гемоглобина в крови у людей разная).
Проведенные нами исследования это подтверждают. Для различных людей параметры ступенек
(амплитуда и длительность), а также их число в пульсовой волне разные.
1,0
Amax
1
ΔA5
ΔA4
Amax
ΔA3
2
0,5
ΔA2
ΔA1
ΔAn-1
A0
ΔAn
0
0,5
1,0
τ, с
Рис. 2. Форма пульсовой волны при регистрации сигналов поглощения с использование ПЗС-матрицы.
Кроме того, проведенные нами исследования позволили установить, что значение отношения
сигнал/шум сигнала пульсовой волны будет максимально, если направление распространения
лазерного излучения перпендикулярно потоку крови в сосуде. И при этом выбор правильной кон-
фигурации датчика, который устанавливается на пальце или мочке уха, позволяет получить увели-
чение отношения сигнал/шум минимум на 5—10 %, что в ряде случаев может сказаться на точ-
ности диагностики при слабом сигнале поглощения (очень тонкие кровеносные сосуды) [19—21].
В ходе этих исследований было установлено, что набольшее влияние на отношение сигнал/
шум регистрируемых сигналов поглощения лазерного излучения оказывает длина волны λ. В
современных промышленных приборах для регистрации пульсовой волны используется два источ-
ника лазерного излучения с λ1 = 660,2 ± 0,4 нм и λ2 = 940,2 ± 0.4 нм. Эти длины волны ранее были
рассчитаны для параметров среднестатистического человека. Как мы уже отмечали, от этого тер-
мина надо отказываться.
На рис. 3 в качестве примера представлены результаты исследования изменения амплитуды
пульсовой волны от длины волны λ в видимой области спектра для различных людей. Для экспе-
риментов использовался стандартный датчик пульсоксиметра, в котором размещались полупрово-
дниковые лазерные диоды с различной длиной волны видимого диапазона с мощностью излуче-
ния Р = 0,2 мВ с плоским углом диаграммы направленности от 10 до 12 град.
Дефектоскопия
№ 9
2022
Неразрушающий метод контроля эластичности стенок вен и артерий человека
61
1
1
2
3
4
0,9
0,8
0,7
0,6
0
610
620
630
640
650
660
670
λ, нм
Рис. 3. Зависимость изменения амплитуды пульсовой волны АI от длины волны λ лазерного излучения для различных
людей. Графики 1, 2, 3 и 4 соответствуют пациентам разного пола и возраста: мужчина 56 лет, женщина 21 год, женщи-
на 47 лет, женщина 54 года.
Было установлено, что у большинства людей максимальная амплитуда пульсовой волны
смещена в область меньших длин волн красного диапазона лазерного излучения. В конструк-
ции современных пульсоксиметров предусмотрена возможность автоматической настройки
фотоприемного устройства по сигналу поглощения лазерного излучения. В ряде случаев пуль-
соксиметр будет настраиваться по спаду регистрируемого сигнала (например, график 4 при
λ1 = 660,2 нм) в точке, где амплитуда менее чем на 30 % меньше максимальной. В случае
использования ПЗС это уменьшит разрешающую способность прибора в формировании сту-
пенек в сигнале пульсовой волны, часть ступенек с небольшой амплитудой будет или не сфор-
мирована, или произойдет их объединение с соседней, что приведет к большим погрешностям
измерения значений Δtn. В случае использования фотоприемников для регистрации пульсовой
волны это приведет к появлению артефактов в регистрируемом сигнале. Измерения будут
недостоверными.
Аналогичные исследования были проведены для лазерного излучения в ближней ИК (в диа-
пазоне длин волн от 842,4 до 986,2 нм). Установлено, что у большинства людей происходит сме-
щение максимума амплитуды сигнала поглощения в сторону меньших длин волн относительно
λ2 = 940,2 нм.
Полученные экспериментальные данные показали, что выбор для каждого человека оптималь-
ных длин волн с точки зрения процессов окисления и восстановления форм гемоглобина в крови
позволяет увеличить отношение сигнал/шум минимум в 2 раза. Это уменьшит погрешность изме-
рения амплитуд пиков и временных интервалов Δtn.
Для повышения точности измерения временных интервалов фронтов пульсовой волны Δtn
нами была разработана следующая методика. На рис. 2 представлен сигнал пульсовой волны,
сформированный в виде ступенек. Масштаб по временной шкале определяется следующим
образом. Счетчик считает Nm — число пиков за минуту (максимумов по амплитуде A2 —
см. рис. 1а). Далее строится временная шкала с масштабом 60/Nm в секундах. Временные метки на
шкале соответствуют систолическим максимумам сигнала пульсовой волны. В этом подходе уже
заложена погрешность, так как очень часто целое число максимумов не укладывается в интервал
времени 60 с. Поэтому нами предлагается ввести поправочный коэффициент ΔТл= 30/(Nm)2 для
Дефектоскопия
№ 9
2022
62
В.В. Давыдов, Е.В. Порфирьева, Р.В. Давыдов
определения масштаба. В этом случае для определения расстояния между пиками Т следует
использовать следующую формулу:
Т = 60/ Nm + 30/(Nm)2.
(2)
В случае малых значений пульса (менее 70 ударов в минуту) предлагается в (2) ввести допол-
нительные коэффициенты:
Т = 60(1/ Nm + 2/(Nm)2 +…+ n/(Nm)n),
(3)
где n может изменяется от 3 до 10 и более.
С увеличением n точность определения Т увеличивается. С учетом особенности регистрации
сигналов поглощения с использованием ПЗС матрицы мы предлагаем определять положение точек
t1, t2, t3, t4, t5, t6 и t7 на временной шкале (см. рис. 1а), разделив процессы формирования фронтов
нарастания и спада в пульсовой волне, так как физика этих явлений различается между собой, что
не учитывалось ранее другими учеными. Положение на временной шкале точек t2, t4 и t6 будем
определять следующим образом. Рассмотрим для примера определение времени t2 в соответствии
формой сигнала на рис. 2. Определяется момент окончания формирования ступеньки (заряд реги-
стра) — это время τ5. В момент времени τ6 заканчивается формирование ступеньки, которая соот-
ветствует фронту спада пульсовой волны. В этом случае значение времени t2 расположено между
τ4 и τ5. Так как не началось формирование с увеличением еще одной ступеньки, а произошло убы-
вание по амплитуде ΔА6 (см. рис. 2), которое меньше по амплитуде ΔА5, можно утверждать, что t2
расположено в промежутке между τ4 и τ5 — (τ5 - τ4)/2. В этом случае выбирается значение
t2 = τ4 + (τ5 - τ4)/4. Погрешность определения t2 в данном случае минимум в два раза меньше, чем
при использовании фотодиодов для регистрации сигнала поглощения. Аналогично с использова-
нием сравнения амплитуд ступенек ΔАn определяется значение t4 и t6.
Положение точек t1, t3, t5 и t7 будем определять следующим образом. Рассмотрим это на при-
мере определения значения t3. Также определяется момент окончания формирования ступеньки
(заряд регистра) — это время τn-k. В момент времени τn-k+1 заканчивается формирование ступеньки,
которая соответствует фронту нарастания пульсовой волны. В этом случае значение времени t3
расположено между τn-k и τn-k+1.
Так как не началось формирование с уменьшением амплитуды еще одной ступеньки, а произо-
шло возрастание по амплитуде ΔАn-k+1 (см. рис. 2), которое меньше по амплитуде ΔАn-k, можно
утверждать, что t3 расположено в промежутке между τn-k и τn-k+1- (τn-k+1k - τn-k)/2. В этом случае
выбирается значение t3 = τn-k + (τn-k+1 - τn-k)/4. Погрешность определения t3 в данном случае мини-
мум в два раза меньше, чем при использовании фотодиодов для регистрации сигнала поглощения.
Аналогично с использование сравнения амплитуд ступенек ΔАn определяется значение t3, t5, t7 и t1.
Проведенные экспериментальные исследования пульсовых волн различных людей и сравнение
их с кардиограммами и ДФПГ, которые были сняты синхронно с пульсовой волной, полученной с
использованием оптического датчика с ПЗС, показали, что использование формулы (3) уменьшает
погрешность определения τn для определения значений Δtn в несколько раз.
РЕЗУЛЬТАТЫ ЭКСПЕРИМЕНТАЛЬНЫХ ИССЛЕДОВАНИЙ И ОБСУЖДЕНИЕ
На рис. 4—7 в качестве примера представлены зарегистрированные сигналы пульсовой волны
от людей с различными отклонениями в состоянии здоровья, которые были установлены с исполь-
зованием другого медицинского оборудования. Визуальный анализ представленных
на рис. 4—7 пульсовых волн позволяет заметить незначительные отклонения в их формах, которые
связать с изменением эластичности Е артерий и вен достаточно сложно. Поэтому нами было
выполнено с использованием разработанных методик и соотношений (2) и (3) определение времен
t1, t2, t3, t4, t5, t6 и t7. Используя эти значения, были определены временные интервалы Δt1, Δt2, Δt3,
Δt4, Δt5 и Δt6. Дополнительно определялись отношения между амплитудами максимумов ΔА1 = А2/
A4, ΔА2 = А2/A6 и ΔА3 = А4/A6. Эти данные, а также значения пульса и процентное насыщение кис-
лородом гемоглобина в крови, которые были измерены в момент регистрации пульсовой волны,
представлены в табл. 1.
Необходимо отметить, что в двух зарегистрированных пульсовых волнах (см. рис. 4 и 5)
отсутствует второй максимум (время t6). Наличие этого максимума в большинстве случаев свя-
зано или с неполным закрытием полулунных клапанов левого желудочка (по различным
Дефектоскопия
№ 9
2022
Неразрушающий метод контроля эластичности стенок вен и артерий человека
63
1
0,5
0
0,78
1,72
2,66
3,60
t, с
Рис. 4. Форма сигнала поглощения, регистрируемого ПЗС-матрицей, в трансмиссионной пульсоксиметрии. Пациент
мужчина (возраст 50 лет).
1
0,5
0
0,66
1,66
2,66
3,66
4,66
t, с
Рис. 5. Форма сигнала поглощения, регистрируемого ПЗС-матрицей, в трансмиссионной пульсоксиметрии. Пациент
мужчина (возраст 55 лет).
1
0,5
0
0,46
1,18
1,90
2,62
3,34
4,06
t, с
Рис. 6. Форма сигнала поглощения, регистрируемого ПЗС-матрицей, в трансмиссионной пульсоксиметрии. Пациент
женщина (возраст 56 лет).
Дефектоскопия
№ 9
2022
64
В.В. Давыдов, Е.В. Порфирьева, Р.В. Давыдов
1
0,5
0
0,82
1,64
2,46
3,28
4,10
t, с
Рис. 7. Форма сигнала поглощения, регистрируемого ПЗС-матрицей, в трансмиссионной пульсоксиметрии. Пациент
женщина (возраст 47 лет).
Таблица
1
Временное положение максимумов и минимумов, фронтов нарастания и спада, отношение
максимумов пиков пульсовой волны, значения пульса Р и процент насыщения К гемоглобина в крови
кислородом у различных людей
Р,
Δt1,
Δt2,
Δt3,
Δt4,
Δt5,
Δt6,
ΔА1,
ΔА2,
ΔА3,
Характеристика человека
удары за
К, %
мс
мс
мс
мс
мс
мс
отн. ед.
отн. ед.
отн. ед.
минуту
Мужчина
(возраст 50 лет, активно
занимается спортом).
64
99
344,1
155,9
52,2
385,3
—
—
2,854
—
—
Вредные привычки
отсутствуют
Мужчина
(возраст 55 лет, активно
занимался спортом).
60
97
353,7
163,8
55,7
426,8
—
—
3,072
—
—
Вредные привычки
отсутствуют
Женщина
(возраст 56 лет, активно
83
95
291,4
121,4
41,3
72,5
31,8
164,5
2,616
6,366
2,433
занималась спортом).
Повышенное давление
Женщина
(возраст 47 лет, спортом
73
96
299,1
146,7
40,3
112,9
44,4
178,5
2,296
6,106
2,659
не занималась).
Ранее курила
причинам), или с износом вен и артерий кровеносной системы человека. Поэтому в табл. 1 неко-
торые данные отсутствуют.
Проведенные исследования также показали, что в некоторых случаях (высокая степень устало-
сти, нервный стресс, неудобное расположение человека или неправильное размещение датчика и
т.д.) может привести к появлению в пульсовой волне второго максимума. Поэтому перед тем, как
использовать для определения Е полученные значения Δt5 и Δt6, необходимо убедиться, что этот
третий пик при регистрации пульсовой волны является повторяющимся фактором. Это позволяет
исключить ошибку, которая может быть более 20 % от истинного результата.
Для проверки адекватности результатов измерения эластичности Е вен было сделано следую-
щее. В медианную подкожную вену руки был введен катетер, к выходу которого был подключен
датчик давления. По измеренным значения изменения давления dP и объема dV, которое характе-
Дефектоскопия
№ 9
2022
Неразрушающий метод контроля эластичности стенок вен и артерий человека
65
ризует наполнение кровью катетера, было определено значение Ек. В этот момент регистрирова-
лась пульсовая волна в дальней периферической зоне. С использованием разработанной нами
методики были определены значения Δtn и An. Далее выполняется градуировка (значения Δtn и An
с учетом температуры человека привязываются к значению Ек). Без этой предварительной градуи-
ровки использование предлагаемого нами метода неэффективно. Определение с более низкой
погрешностью измерения интервалов времени Δt5 и Δt6 (третий пик в пульсовой волне) позволяет
получить дополнительно две градуировочные зависимости для более достоверного определения
значения ЕΔt. С другой стороны, при наличии заболевания форма этого пика нестабильна. Это
оказывает влияние на значение других Δtn, что вносит дополнительную ошибку в определение
значения эластичности по градуировочным кривым. Поэтому, если есть в форме пульсовой волны
третий (пусть даже маленький по амплитуде пик), необходимо проводить градуировку значения
эластичности от всех значений Δtn. И в дальнейшем с использованием всех значений Δtn опреде-
лять изменение значения ЕΔt.
Далее нами были проведены следующие исследования. Женщина в возрасте 55 лет с повышен-
ным давлением проходила курс лечения (принимала лекарства по улучшению эластичности вен,
артерий и сосудов). В процессе лечения четыре раза с интервалом в пять дней проводился кон-
троль изменения значения эластичности Е медианной подкожный вены с использованием катетера
и разработанного нами метода. Результаты измерений Е представлены в табл. 2. Дополнительно по
полученным данным были рассчитаны индексы RI и SI (рост женщины 176,4 см). С их использо-
ванием были определены значения Еи по градуировочным зависимостям для среднего статистиче-
ского человека [13, 14]. В табл. 3 представлено сравнение полученных результатов.
Таблица
2
Временное положение максимумов и минимумов, фронтов нарастания и спада, отношение максимумов пиков в
пульсовой волне, значения пульса Р и процент насыщения К гемоглобина в крови, а также индексы R1 и S1 у
человека в процессе курса лечения
Р,
ΔА1,
ΔА2,
ΔА3,
Дата
Δt4,
Δt5,
Δt6,
SI,
удары за
К, %
Δt1, мс
Δt2, мс
Δt3, мс
отн.
отн.
отн.
RI, %
измерения
мс
мс
мс
см/мс
минуту
ед.
ед.
ед.
06.05.2022
83
95
291,4
121,4
41,3
72,5
31,8
164,5
2,616
5,931
2,434
38,21
1,456
11.05.2022
82
96
304,7
114,7
48,1
67,3
35,8
161,1
2,436
5,931
2,434
41,04
1,538
16.05.2022
82
97
312,8
108,2
53,5
63,7
36,8
156,7
2,268
5,552
2,447
44,08
1,630
21.05.2022
80
97
332,1
104,7
61,3
61,1
38,4
152,4
2,180
5,276
2,420
45,86
1,684
Таблица
3
Сравнение результатов определения эластичности подкожной вены руки человека различными методами в
процессе курса их лечения, МПа/мм3
Дата измерения
Ек
Еи
ЕΔt
06.05.2022
1,29
3,74
1,48
11.05.2022
1,30
4,16
1,50
16.05.2022
1,31
4,45
1,52
21.05.2022
1,32
4,62
1,55
Дефектоскопия
№ 9
2022
66
В.В. Давыдов, Е.В. Порфирьева, Р.В. Давыдов
Анализ результатов показывает, что данные, полученные с использованием индексов RI и SI,
отличаются от данных измерений с использованием катетера более чем в 3-4 раза, что позволяет
контролировать процесс изменения Е только качественно. Незначительные изменения в значе-
нии Е установить невозможно. При использовании разработанной нами методики отклонение
полученного с ее использованием значения ЕΔt от измерений инвазивными методами (Ек) состав-
ляет порядка 13-14 % (см. табл. 3), что более адекватно позволяет контролировать изменение Е
в отличие от ранее используемых бесконтактных методов. Используя полученные нами данные
о временных интервалах Δtn и An, можно контролировать минимальное изменение значения Е на
величину 0,02 МПа/мм3. Этого достаточно для контроля процесса лечения заболеваний вен,
артерий, а также негативного влияния на их эластичность различных лекарств, медицинских
процедур и других негативных факторов.
ЗАКЛЮЧЕНИЕ
Результаты исследований показали, что использование разработанного нами метода позволяет
адекватно проводить контроль состояния эластичности вен и артерии, не внося повреждений в их
структуру. Данный процесс контроля человек может проводить самостоятельно без ограничений
на число измерений в необходимое ему время. Это создает предпосылки для получения положи-
тельных результатов без повреждений кровеносной системы (каждое введение катетера в вену —
это своеобразный риск).
Использование предложенной нами новой методики позволяет уменьшить погрешность опре-
деления временных интервалов Δtn, которые кроме контроля значения Е, также необходимы для
получения дополнительной информации о состоянии здоровья человека (например, характера
работы полулунных клапанов левого желудочка и т.д.).
СПИСОК ЛИТЕРАТУРЫ
1. Charlton P.H., Bonnici T., Tarassenko L., Alastruey J., Clifton D.A., Beale R., Watkinson P.J. Extraction
of respiratory signals from the electrocardiogram and photoplethysmogram: technical and physiological
determinants // Physiol. Meas. 2017. V. 38. P. 669—690.
2. Houghton D., Jones T.W., Cassidy S., Siervo M., MacGowan G.A., Trenell M.I., Jakovljevic D.G. The
effect of age on the relationship between cardiac and vascular function // Mech. Ageing. Dev. 2016. V. 153.
P. 1—6.
3. Dontas A.S., Taylor H.L., Keys A. Carotid pressure plethysmograms. Effects of age, diastolic blood
pressure, relative body weight and physical activity // Arch Kreislaufforsch. 1961. V. 36. P. 49—58.
4. Mazing M.S., Zaitceva A.Y. The impact of the ecological state of the region of birth on the
wave features of photoplethysmograms // Healthcare Technology Letters. 2020. V. 7. No. 1. P. 7—12.
7. Marusina M.Y., Karaseva E.A. Automatic segmentation of MRI images in dynamic programming mode
9. Мохд З.У., Вавилов В.П., Ариффин А.К. Ультразвуковая инфракрасная термография в неразруша-
ющем контроле // Дефектоскопия. 2016. № 4. C. 31—40.
10. Седельников Ю.Е., Фадеева Л.Ю. Метод синтезированного видеосигнала в задачах неразруша-
ющего контроля // Дефектоскопия. 2015. № 5. C. 69—78.
11. Калиниченко А.Н., Соснин Э.А., Авдеев С.М., Калиниченко Н.П., Истомин К.А. Особенности приме-
нения эксиламп в люминесцентном методе капиллярного контроля // Дефектоскопия.
2017.
№ 1.
C. 51—56.
12. Кубарко А.И., Манрусов В.А., Светличный А.Д., Рагунович Л.Д. Распространение пульсовой волны
по малым сосудам: результаты измерения и подходы к моделированию // Неотложная кардиология и карди-
оваскулярные риски. 2020. Т. 4. № 2. C. 1037—1044.
13. Charlton P.H., Harana J.M., Vennin S., Chowienczyk P., Alastruey J. Modeling arterial pulse waves in
Дефектоскопия
№ 9
2022
Неразрушающий метод контроля эластичности стенок вен и артерий человека
67
V. 11. No. 8081839. P. 2—20.
International Journal of Pharmaceutical Research. 2020. V. 12. P. 1974—1978.
17. Ushakov N., Markvart A., Kulik D., Liokumovich L. Comparison of pulse wave signal monitoring
techniques with different fiber-optic interferometric sensing elements // Photonics. 2021. V. 8. No 5. P. 142.
18. Kulik D., Zubko D., Markvart A., Liokumovich L., Ushakov N. Non-invasive Blood Glucose Estimation
Using Two Multiplexed Fiber-Optic Fabry-Perot Interferometric Sensors and Pulse Wave Signal Features
Analysis // Springer Proceedings in Physics. 2022. V. 268. P. 449—456.
19. Davydov R.V., Yushkova V.V. A new method for monitoring the health condition based
Series. 2019. V. 1410. No 1. P. 012067.
21. Grevtseva A.S., Smirnov K.J. Development of methods for results reliability raise during the diagnosis
P. 012056.
Дефектоскопия
№ 9
2022
