Содержание к диссертации
Введение
1. Состояние вопроса 11
1.1. Сведения об анатомии и физиологии респираторной системы 11
1.2. Биомеханика форсированного выдоха 13
1.3. Дыхательные звуки 19
1.4. Шумы форсированного выдоха
1.4.1. Возможные механизмы шумообразования свистов форсированного выдоха в норме 26
1.4.2. Локализация источников свистов форсированного выдоха 35
1.4.3. Качественная акустико-биомеханическая модель форсированного выдоха 37
2. Методы исследованиЯ 40
2.1. Акустические методы 40
2.1.1. Запись шумов форсированного выдоха на трахее 40
2.1.2. Запись шумов форсированного выдоха на поверхности грудной клетки
2.2. Спирография 43
2.3. Оценка пиковых частот
2.4. Учет степени динамического обжатия просвета дыхательных путей 46
2.5. Методы статистического анализа 48
3. Исследование механизмов формирования свистов форсированного выдоха в норме при дыхании газовыми смесями и измерении на поверхности грудной клетки 50
3.1. Анализ коэфициентов спектрального сходства 50
3.2. Анализ пиковых частот свистов форсированного выдоха . 57
3.3. Акустическая интерпритация полученных данных 61
Выводы по главе 3 68
4. Статистический анализ механизмов и зон шумообразования сфв в бронхиальном дереве в норме. 69
4.1. Подход к расчету значений коэффициентов Струхаля и «Гавриели» 69
4.2. Результаты расчетов и их обсуждение 72
4.3. Учет зависимости от степени динамического обжатия 80
Выводы по главе 4 90
5. Влияние на свисты форсированного выдоха физических и медикаментозных воздействий 91
5.1. Исследование механизмов формирования СФВ человека при анализе реакции их пиковой частоты и объемной скорости потока на медикаментозную пробу с бронхорасширяющим препаратом 91
5.2. Исследование механизмов формирования СФВ водолазов при анализе реакции их пиковой частоты на одиночное погружение в дыхательных аппаратах замкнутого типа 98
Выводы по главе 5 100
Заключение 101
Благодарности 103
Список сокращений и условных обозначений 104
Список литературы
- Шумы форсированного выдоха
- Оценка пиковых частот
- Анализ пиковых частот свистов форсированного выдоха
- Учет зависимости от степени динамического обжатия
Введение к работе
Актуальность работы. Форсированный выдох (ФВ) – максимально резкий
и полный выдох после максимального вдоха – тест вентиляционной функции
легких, который приводит к сложному биомеханическому взаимодействию
структурных элементов легких человека. Исследование шумов ФВ позволяет
косвенно судить о состоянии вентиляционной функции легких (Почекутова И.А.,
2011). Особенностью шумов ФВ является наличие широкополосной и
узкополосных составляющих. Узкополосные – на слух воспринимаются как
музыкальные свистящие звуки, и называются свистами форсированного выдоха
(СФВ). По мнению многих исследователей, начиная с P. Forgacs, 1978, СФВ
потенциально применимы для диагностики бронхиальной обструкции,
являющийся признаком таких распространенных заболеваний как бронхиальная астма и хроническая обструктивная болезнь легких. Однако до сих пор так и не ясны механизмы формирования СФВ, а также локализация их источников по уровням бронхиального дерева человека.
Степень разработанности темы исследования. На сегодняшний день известно несколько моделей шумообразования свистящих звуков ФВ в норме. Это могут быть вызванные потоком осцилляции в сжимаемых трубах (Bertram C, 2008) и, в особенности, автоколебательный динамический флаттер (Gavriely N. et al.,1987). Однако большинство конкурирующих моделей подразумевает механизм вынуждаемого потоком срыва вихрей либо на ветвлениях бронхиального дерева с коэффициентами Струхаля 0,3 (Hardin J.C., Patterson J.L, 1979), 0,2 (Коренбаум В.И. и др., 1997; Коренбаум В.И., Почекутова И.А., 2006; Коренбаум В.И., Рассказова М.А., и др., 2009), либо на вызванном динамическим обжатием при ФВ резком пережатии внутригрудного просвета трахеи (Любимов Г.А. и др., 2013), в частности, с коэффициентом Струхаля 0,9 (Hardin J.C., Pope D.S., 1992), либо на голосовых складках (Вовк И.В., Вовк О.И., 1999), либо на ребрах жесткости, обусловленных хрящевым скелетом трахеи (Stoneman S.A.T. et al., 2008, Копьев В.Ф. и др., 2015).
У больных свисты могут быть образованы за счет возбуждения колебаний вязкой или жидкой мокроты в просвете воздухоносных путей (Редерман М.И., 1989). В статье (Коренбаум В.И. и др., 1997) в качестве механизма формирования СФВ в конце маневра у больных с бронхиальной обструкцией предложена модель автоколебательного возбуждения свистов на смыканиях стенок бронхов, возникающих вследствие их динамического обжатия.
Столь же противоречивая ситуация и с возможной локализацией областей формирования СФВ по уровням бронхиального дерева. Это и крупные бронхи (Kraman S.S., 1983), и зона резкого сужения трахеи при экспираторном стенозе (Любимов Г.А. и др., 2013; Hardin J.C., Pope D.S., 1992), трахея в целом как
резонансная труба (Beck R., Rosenhouse G., 2005; Harper V.P., Pasterkamp H., 2003), голосовые складки (Вовк И.В., Вовк О.И, 1999), хрящевые кольца в трахее (Stoneman, 2008) и постепенное вовлечение дыхательных путей от трахеи до бронхов 7 генерации ветвления (Коренбаум В.И. и др., 2003; Коренбаум В.И., Рассказова М.А. и др., 2009) в процессе развития динамического обжатия дыхательных путей, сопровождающего ФВ.
Несмотря на разнообразие моделей, исчерпывающей ясности с механизмами формирования и локализацией источников СФВ даже у здоровых лиц так и не достигнуто.
Цель работы – исследование механизмов и локализаций источников СФВ путем статистического анализа экспериментальных данных и акустической интерпретации его результатов на представительных выборках записей шумов ФВ.
Для достижения этой цели поставлены и решены следующие задачи:
-
Формирование выборок экспериментальных записей шумов ФВ.
-
Обработка сигналов и оценка параметров СФВ.
-
Статистический анализ экспериментальных данных.
-
Акустическая интерпретация полученных результатов. Научная новизна:
1. Выявлена зависимость локализации источников среднечастотных СФВ по
уровням бронхиального дерева от плотности дыхательной газовой смеси.
-
Установлено, что локализации источников среднечастотных СФВ наибольшей мощности лежат ближе к трахее, тогда как менее мощных – в более удаленно расположенных уровнях бронхиального дерева.
-
Выявлена зависимость локализации источников СФВ от степени динамического обжатия при ФВ. В частности, показано, что для СФВ, образуемых за счет срыва вихрей с коэффициентами Струхаля 0,2-0,3, наблюдается тенденция к проксимальному смещению области их формирования с увеличением степени динамического обжатия дыхательных путей (ДП).
-
Установлено, что для наиболее надежных оценок динамического обжатия ДП среднечастотные и ранние высокочастотные СФВ наибольшей мощности при срыве вихрей с коэффициентами Струхаля 0,2-0,3, формируются не только в области трахеи, но и в более удаленных уровнях бронхиального дерева, включающих, по крайней мере, главные и долевые бронхи.
-
Показано, что основным механизмом формирования среднечастотных и ранних высокочастотных СФВ являются зависимые от потока вынужденные колебания и, в частности, срыв вихрей с коэффициентом Струхаля 0,2-0,3, тогда как формирование поздних высокочастотных СФВ, происходит за счет независимых или слабо зависимых от потока механизмов.
Новизна полученных результатов подтверждается их сравнением с опубликованными работами в этой области в России и за рубежом, опубликованием материалов диссертации в ведущих отечественных научных журналах, переводимых за рубежом, представлением результатов исследования на ведущих международных и российских научных форумах.
Теоретическая значимость работы состоит в получении новых знаний об акустике свистящих звуков форсированного выдоха.
Практическая значимость работы состоит в том, что полученные результаты обеспечивают уточнение медико-физиологических трактовок при акустической диагностике вентиляционной функции легких на основе анализа шумов ФВ.
Методология и методы исследования. Подходы к исследованию.
Для регистрации шумов ФВ использовался аппаратно-программный комплекс (Коренбаум В.И. и др., 2008), включавший в себя акустический датчик, подключенный к микрофонному входу выносной звуковой карты персонального компьютера. Запись шумов ФВ выполнялась на трахее и на поверхности грудной клетки. В качестве основного метода исследования был применен анализ спектрограмм шумов ФВ. Основным исследуемым параметром являлась пиковая частота СФВ на фиксированных временных участках, соответствующих t1 = 0,1Ta, t2 = 0,25Ta, t3 = 0,5Ta, t4 = 0,75Ta, где Ta – продолжительность шумов ФВ (Коренбаум В.И., Рассказова М.А. и др., 2009). Этим временным участкам соответствуют объемные скорости V(t1) = МОС25, V(t2) = МОС50, V(t3) = МОС75, V(t4) = 0,156 МОС75 (Кирьянова Е.В. и др., 2007), где МОС25, МОС50, МОС75 – максимальные объемные скорости на выдохе 25%, 50% и 75% форсированной жизненной емкости легких, определяемые при компьютерной спирометрии.
Применены следующие экспериментальные подходы к исследованию:
статистический анализ степени спектрального сходства СФВ над симметричными участками грудной клетки справа и слева, в том числе в зависимости от плотности дыхательной газовой смеси,
статистический анализ рассчитываемых коэффициентов Струхаля и «Гавриели» для механизмов срыва вихрей и динамического флаттера по уровням бронхиального дерева, в том числе в зависимости от степени обжатия дыхательных путей,
- статистический анализ отклика пиковой частоты СФВ на функциональные
пробы.
Положения выносимые на защиту:
1. Согласно оценкам степени спектрального сходства СФВ, регистрируемых симметрично над правой и левой нижними областями легких, среднечастотные
СФВ наибольшей мощности образуются ближе к трахее, тогда как менее мощные – в более удаленных уровнях бронхиального дерева.
2. Согласно результатам оценки расчетных коэффициентов Струхаля
среднечастотные и ранние высокочастотные СФВ наибольшей мощности, с
учетом наиболее надежных из известных оценок динамического обжатия
дыхательных путей при форсированном выдохе, формируются не только в
области трахеи, но и в более удаленных уровнях бронхиального дерева,
включающих, по крайней мере, главные и долевые бронхи.
3. Согласно выявленной зависимости характеристик СФВ от плотности
дыхательной газовой смеси, результатам оценки расчетных коэффициентов
Струхаля по уровням бронхиального дерева и виду отклика пиковой частоты на
функциональную пробу с бронхорасширяющим препаратом, в рамках
использованных модельных допущений, основным механизмом формирования
среднечастотных и ранних высокочастотных СФВ являются зависимые от
скорости потока вынужденные колебания и, в частности, срыв вихрей с
коэффициентом Струхаля 0,2-0,3.
4. Согласно выявленной независимости характеристик СФВ от плотности
дыхательной газовой смеси, результатам оценки расчетных коэффициентов
«Гавриели» по уровням бронхиального дерева и виду отклика пиковой частоты
свистов на функциональную пробу с бронхорасширяющим препаратом, в рамках
использованных модельных допущений, основным механизмом формирования
поздних высокочастотных СФВ, являются независимые или слабо зависимые от
скорости потока автоколебания, в том числе: автоколебательный динамический
флаттер у здоровых лиц и колебания смыканий стенок бронхов у больных с
бронхиальной обструкцией.
Объект исследований: свистящие звуки (свисты) форсированного выдоха (СФВ) в системе дыхания человека.
Предмет исследований: анализ механизмов формирования СФВ и зон расположения их источников по уровням бронхиального дерева.
Степень достоверности. Достоверность научных положений и выводов
подтверждается проведением исследований на репрезентативных выборках
обследуемых, повторяемостью и воспроизводимостью результатов,
согласованием результатов, полученных при различных методических подходах,
использованием апробированных акустических моделей и проверкой
статистической значимости экспериментальных оценок.
Личный вклад автора. Автором лично выполнены обработка сигналов – записей шумов ФВ, снятых у 293 добровольцев, оценка параметров сигналов, статистическая обработка полученных акустических и биомеханических данных. В соавторстве с научным руководителем и научным консультантом произведены
статистический анализ полученных данных, а также их акустическая интерпретация. Автор принимала участие в экспериментальных исследованиях при записи акустических сигналов у части добровольцев.
Апробация. Основные результаты выполненных исследований доложены и обсуждены на 40-й конференции Международной ассоциации легочных звуков (ILSA), ЛЭТИ, Санкт-Петербург, 2015; 4-й открытой всероссийской конференции по аэроакустике, ЦАГИ, Звенигород, 2015; научном семинаре «Нелинейная динамика» в ТОИ ДВО РАН, Владивосток 2014; совещании по биомеханике, Москва, Институт механики МГУ, 2014; 38-й конференции международной ассоциации легочных звуков (ILSA), Kyoto, Japan 2013; конференции «Консонанс-2013», Киев 2013; рабочем совещании «Биомеханика-2011», С.-Петербург, Институт физиологии им. И.П. Павлова РАН 2011; 35-й конференции международной ассоциации легочных звуков (ILSA), University of Toledo Medical Center. Toledo, OH, USA., 2010; 6th World Congress of Biomechanics. Suntec Convention Centre, Singapore 2010.
Результаты исследования использованы в:
НИР «Исследование и разработка технических путей создания акустической аппаратуры для дистанционного оперативного контроля респираторных и кардиологических функций у военнослужащих при работе в изолирующем снаряжении», выполнявшейся по линии СПП РАН в 2006-2008 гг.;
проектах программы Президиума РАН «Фундаментальные науки – медицине»: 2009-2011 гг. и 2012-2014 гг.;
гранте РФФИ 14-04-00048-а, 2014-2016 гг.;
учебном процессе в Дальневосточном федеральном университете.
Публикации. Результаты диссертации изложены в 18 работах, в том числе 4 – в периодических изданиях, рекомендованных Высшей аттестационной комиссией (ВАК РФ) для публикации материалов диссертаций, 1 – в других рецензируемых изданиях (база цитирования Web of Science), 13 – в материалах и тезисах международных и российских конференций.
Объем и структура. Диссертация состоит из введения, 5 глав, включающих обзор литературы и результаты собственных исследований, заключение, а также списки сокращений и литературы. Работа изложена на 119 страницах, иллюстрирована 14 рисунками и 12 таблицами. Список литературы содержит 141 наименование.
Шумы форсированного выдоха
Данный подраздел излагается в соответствии с [18; 38]. Главной биомеханической особенностью форсированного выдоха (ФВ) является динамическая компрессия дыхательных путей (ДП), или функциональный экспираторный стеноз. В статье [71] впервые был описан этот эффект. В [72] предложили для оценки ФВ диаграмму поток-объем и показали, что максимальная экспираторная потокообъемная кривая не зависит от усилия во второй половине маневра ФВ. Чтобы проанализировать механизм, обусловливающий независимость максимального потока от усилия они рассмотрели сопротивление потоку путем построения диаграмм давление-поток при фиксированном легочном объеме. Эти так называемые изообъемные кривые позволили выявить, что поток нарастает линейно с увеличением приводящего давления лишь до некоторого его значения. Дальнейшее увеличение давления не приводит к росту потока. Данный эффект ограничения потока оказался воспроизводимым. Авторы осознавали, что ограничение потока является результатом динамической компрессии дыхательных путей, однако механизм ограничения оставался неизвестным. Подход к пониманию этого механизма был разработан в [114]. Они указали, что при ограничении потока ДП у альвеол расширены, а у трахеи обжаты. Таким образом, должна существовать точка между трахеей и альвеолами, где ДП и не расширены, и не обжаты. Ее назвали точкой равного давления (ТРД).
Биомеханическое моделирование легких человека при форсированном выдохе представляет трудную задачу вследствие чрезвычайной сложности анатомического строения легких и самого процесса ФВ. При попытке расчета течения газа в системе воздухоносных путей легких с реальными геометрическими размерами возникают принципиальные трудности описания взаимодействия различных частей дыхательного тракта, т.к. изменение механических свойств дыхательных путей во времени и пространстве практически неизвестно. В связи с этим легкие пытаются моделировать в виде упругих «пузырей» (компоненты). Такой подход соответствует некоторому осреднению параметров по объему легких. В наиболее распространенной однокомпонентной модели дыхательной системы предполагается, что альвеолярное давление распределено по объему легких однородно. На основе этой модели и разработана биомеханическая концепция ТРД. В соответствии с концепцией ТРД [114] выдох осуществляется благодаря градиенту давления между легочными альвеолами и атмосферным воздухом. При спокойном выдохе давление внутри альвеол (Pa) определяется только эластической отдачей легочной паренхимы растянутой во время предшествующего вдоха (см. рисунок 1.3). Величина этого статического давления (Pel) зависит от степени растянутости альвеол (величины легочного объема) и в процессе экспираторного маневра постепенно понижается с падением легочного объема.
При форсированном выдохе этот механизм поддерживается сокращением экспираторных дыхательных мышц. Они увеличивают внутрибрюшное давление и перемещают диафрагму вверх. Одновременно они тянут ребра вниз, в результате приводя к изменению поперечника грудной клетки от почти круглой к эллиптической форме. Снижение грудного объема вызывает положительное трансторакальное давление, которое может быть измерено как плевральное Ppl (давление внутри плевральной полости). На практике внутрипищеводное давление используется как заменитель Ppl.
Таким образом, Pa является приводящим давлением при ФВ и складывается из объем зависимого Pel и зависимого от усилия Ppl (Pa = Pel + Ppl). Следовательно, форсированный экспираторный поток, который может быть зарегистрирован на выходе из дыхательных путей у рта, будет определяться давлением Pa и сопротивлением бронхов. При активном выдохе положительное давление Ppl (см. рисунок 1.3), вызванное сокращением дыхательной мускулатуры сжимает с равной силой не только альвеолы, но и внутригрудные дыхательные пути. Результирующая динамическая компрессия будет зависеть от сил сопротивления сжатию, складывающихся из сопротивления бронхиальной стенки, определяемого ее строением, толщиной и тонусом гладких мышц, и внутрибронхиального давления Pb. Внутрибронхиальное давление на выдохе максимально вблизи альвеол, где равно Pa. По ходу проводящих дыхательных путей это давление снижается, расходуясь на преодоление сопротивления бронхов и на выходе из системы дыхательных путей (у рта) равно атмосферному давлению (Patm). Стенка бронха или трахеи испытывает трансмуральное давление, обусловленное разностью внутрибронхиального Pb и внешнего Ppl давлений [126]. Снаружи на стенку действует Ppl, которое стремиться сжать бронхи, а изнутри этому противостоит внутрибронхиальное давление Pb. В результате, вблизи альвеол внутрибронхиальное давление больше Ppl, следовательно, здесь трансмуральное давление положительно и просвет периферических, близких к альвеолам бронхов, не сужается под воздействием сил сжатия. В центральных отделах трахеобронхиального дерева (ближе к ротовой полости) складывается иная ситуация. Здесь внутрибронхиальное давление близко к Patm (т.е. градиент приводящего давления близок к нулю), и трансмуральное давление становится отрицательным, т.е. давление на стенку бронха снаружи больше чем изнутри. Естественно, вдоль трахеобронхиального дерева существует зона, где трансмуральное давление равно нулю, т.е. давление на стенку бронха изнутри и снаружи уравновешено (см. рисунок 1.3). Это и есть точка равного давления (ТРД), которая разделяет дыхательные пути (ДП) на два сегмента – верхний S, выше по потоку (ближе к альвеолам) и нижний D, или центральный (ближе к ротовой полости). В верхнем сегменте бронхи расширены, а в нижнем испытывают компрессию. Чем больше внешняя компрессия, тем больше сужение бронхов в этой зоне.
Степень сужения ДП зависит от их жесткости, которую им придает в первую очередь фиброзно-хрящевой каркас. В трахее и главных бронхах хрящевая ткань образует кольца, а вот в следующих генерациях бронхиального дерева хрящ постепенно фрагментируется, и уже на уровне сегментарных бронхов достаточно давления в несколько сантиметров водного столба, чтобы существенно сузить их просвет [13]. При значительных усилиях возможен даже коллапс бронхов. Однако при существенной скорости потока даже в зоне коллапса крупные бронхи в действительности полностью не смыкаются, вследствие механизма саморегуляции. Дело в том, что, как только трасмуральное давление достигает критической величины в коллапсируемом сегменте и происходит смыкание стенок бронха, поток прекращается, давление в выше лежащем по потоку сегменте быстро выравнивается, а это приводит к тому, что бронх вновь открывается для потока воздуха. Возникает так называемое «трепетание» [46] – колебательный процесс, при котором непрерывно сменяются процессы закрытия и открытия сегмента, что проявляется сужением эквивалентного поперечного сечения бронха в этом месте. Полному смыканию бронха противостоят так же эластическая тяга легочной ткани, в массе которой заложены бронхи, тонус гладких мышц и динамическое давление потока (напор) на стенку бронха изнутри. Аналогичный механизм рассматривается в [98; 118].
В качестве одного из возможных механизмов ограничения потока рассматривается волновой [62], в соответствии с которым жидкость или несжимаемый газ не могут течь в податливой трубе со скоростью большей, чем скорость распространения волн давления (волновая скорость) в этой трубе. В [62] было показано, что волновая скорость снижается при уменьшении внутреннего диаметра (просвета) дыхательных путей и при увеличении податливости трубки. Таким образом, в начальной стадии форсированного выдоха волновая скорость достаточно велика, но при развитии динамического экспираторного стеноза во внутригрудных бронхах за счет их обжатия волновая скорость снижается. По мере увеличения скорости воздушного потока достигается такое состояние, когда скорость потока сравнивается с волновой. Это и приводит к ограничению потока. Область бронхиального дерева, где происходит ограничение потока, получила название точки пережатия (choke point). Результаты экспериментов in vivo [124] прямо подтверждают возможность достижения волновой скорости в центральных дыхательных путях (от долевых бронхов до трахеи) при скоростях воздушного потока у рта близких к пиковой объемной скорости выдоха (ПОСвыд) для 13 из 15 обследованных здоровых добровольцев и 4 из 10 обследованных больных бронхиальной астмой.
Существуют также предположения о возможности ограничения потока за счет вязкости текущего газа [132].
В начале форсированного выдоха сразу после пикового значения скорости потока точка равного давления (ТРД) формируется в нижней части трахеи, а впоследствии перемещается вглубь бронхиального дерева. Правда, насколько глубоко, остается до конца не выясненным. Прямыми измерениями внутрибронхиального давления [110] показано, что в течение большей части форсированного выдоха у здорового человека ТРД находится в крупных дыхательных путях – между трахеей и сегментарными бронхами. Таким образом, и зона ограничения потока, лежащая ниже ТРД по потоку, должна, видимо, находиться центральнее сегментарных, а то и долевых бронхов. С другой стороны, имеются предположения (см., например, [141]) о более существенном смещении ТРД в сторону альвеол.
Оценка пиковых частот
Для регистрации сигналов в виде шумов форсированного выдоха (ФВ) использовался аппаратно-программный комплекс [19; 25], включавший в себя акустический датчик, подключенный к микрофонному входу выносной звуковой карты персонального компьютера (рисунок 2.1).
Акустический датчик представлял собой электретный микрофон со стетоскопической насадкой (разработан А.А. Тагильцевым), снабженной капиллярным каналом. Этот канал необходим для выравнивания избыточного давления, которое появляется в момент прижима микрофона к поверхности тела и поэтому степень прижима слабо влияет на величину регистрируемого сигнала. Звуковая карта калибровалась вместе с конкретным акустическим датчиком в лаборатории, после чего могла применяться с любым персональным компьютером. Шумовые сигналы, зарегистрированные датчиком, подавались на вход звуковой карты (Transit USB M-Audio) и далее оцифровывались с частотой дискретизации 8кГц. Для записи сигналов использовался пакет прикладных программ «ПФТ-99», «ПФТ-2007», разработанных С.Б. Шубиным [19; 25]. Запись трахеальных шумов ФВ на данной аппаратуре выполнялась в ларинго-трахеальной области.
Сидящему добровольцу на переднебоковую стенку гортани устанавливали акустический датчик, который удерживался рукой обследуемого или врача. Следили, чтобы микрофон не попадал на мышцы шеи и плотно прилегал к коже во избежание появления помех. Накладывался носовой зажим. После тщательного инструктирования, добровольца просили выполнить маневры форсированного выдоха, из которых выбирали 3 лучших попытки [27]. Для обработки сигналов выбиралась одна лучшая попытка, с самой большой продолжительностью шумов. Таким способом было обследовано всего 268 человек, из которых 199 были здоровыми (включая 43 водолаза), 69 больные бронхиальной астмой. Обследования добровольцев были проведены И.А. Почекутовой, Н.М. Горбик и В.В. Малаевой.
В случае записи шумовых сигналов на поверхности грудной клетки, экспериментальное оборудование состояло из 4 акустических датчиков (2 микрофона со стетоскопическими насадками и 2 акселерометра), подключенных к входу компьютерной лаборатории PowerLab (ADInstruments). Микрофонные датчики [19] устанавливались симметрично над задне-нижними отделами легких (рисунок 2.2) и удерживались руками ассистента. Акселерометрические датчики [21; 22; 25] крепились на 2-сторонней липкой ленте: первый – над трахеей в области яремной ямки, второй – под углом правой лопатки.
Добровольцы выполняли маневр форсированного выдоха (ФВ) при вдыхании комнатного воздуха (a), кислородно-гелиевой смеси (КГС - h) и кислородно-криптоновой смеси (ККрС - k). Перед измерительным маневром осуществлялась промывка дыхательной системы соответствующей дыхательной газовой смесью (ДГС), чтобы обеспечить режим насыщения ею легких. Выдохи осуществлялись в окружающую среду, тогда как вдохи – из мешка с соответствующей ДГС [9]. На нос накладывался носовой зажим. Каждым добровольцем было выполнено по 3 попытки ФВ. Для анализа использовалась попытка ФВ с наибольшей продолжительностью шумов в полосе частот 200 – 2000 Гц (Tа), определяемая по отклику акселерометрического датчика, над трахеей [9].
По данному протоколу было обследовано 25 здоровых добровольцев (операторы А.И. Дьяченко и В.И. Коренбаум) [24]. 2.2. Спирография
В работе для статистического анализа механизмов шумообразования свистов форсированного выдоха (СФВ) и уточнения областей их формирования, как у здоровых лиц, так и больных бронхиальной астмой, были нужны потоковые (скоростные) и объемные параметры, характеризующие биомеханику форсированного выдоха. Для этих целей применялись данные компьютерной спирографии (выполнена Почекутовой И.А., Горбик Н.М., Малаевой В.В.). Использовались стандартные спирографы: SpiroUSB (рисунок 2.3) и SuperSpiro (MicroMedical Ltd. UK), ЭТОН-1 (Россия). Оценивались следующие показатели: жизненная емкость легких (ЖЕЛ, л), форсированная жизненная емкость легких (ФЖЕЛ, л), объем форсированного выдоха за первую секунду (ОФВ1, л), индексы Тиффно (ОФВ1/ЖЕЛ) и Генслера (ОФВ1/ФЖЕЛ), пиковая объемная скорость выдоха (ПОСвыд., л/с), средняя объемная скорость на уровне 25 - 75% ФЖЕЛ (СОС25-75, л/с), максимальные объемные скорости на уровне 25%, 50%, 75% ФЖЕЛ (МОС25, МОС50, МОС75 - л/с), спирографическая продолжительность маневра форсированного выдоха (Tс, с).
Анализ пиковых частот свистов форсированного выдоха
В соответствии с [20; 26] и с точки зрения полуэмпирической модели шума в вентиляционных системах [44], используемой в [15], препятствие в виде сочленения дыхательных путей (ДП) [20] может при выдохе трактоваться как ступенчатое увеличение сечения. Выражение для частоты максимума шума срыва вихрей, наблюдаемого на выходе по потоку из ДП і-той генерации бронхиального дерева можно тогда представить в виде f=KUi/di5 (4.1) где di - средний диаметр ДП на і-том уровне бронхиального дерева, К -экспериментальный коэффициент, характеризирующий число Струхаля, Ui -линейная скорость потока на і-том уровне бронхиального дерева. Аналогично может быть описан и срыв вихрей ниже по потоку от пережатия ДП і-той генерации бронхиального дерева (ступенчатое увеличение сечения). Заметим, что для срыва вихрей, частота линейно зависит от скорости потока.
При выполнении спирографических измерений можно получить зависимость объемной скорости потока (расхода) выдыхаемого газа от времени V(t). Тогда в предположении несжимаемости газа и правильного дихотомического ветвления бронхиального дерева, линейная скорость потока на і-том уровне бронхиального дерева в выражении (4.1) может быть записана как Ui=V(t)/(NiSi ), (4.2) где Ni = 21 - количество ДП і-того порядка ветвления бронхиального дерева в предположении правильного дихотомического ветвления, Si di2 - площадь просвета ДП i-того порядка ветвления, – остающаяся в результате динамического обжатия, сопровождающего форсированный выдох (ФВ), доля площади просвета ДП относительно ее максимального значения.
Определяя пиковую частоту свиста форсированного выдоха (СФВ) f(t) в определенный момент времени и задаваясь вейбелевскими среднестатистическими диаметрами ДП [125], мы можем оценить значения коэффициентов Струхаля для различных уровней бронхиального дерева. В предположении о равномерном обжатии, как зон ветвления дыхательных путей, так и их участков, лежащих между зонами ветвлений бронхиального дерева [20], расчетное значение коэффициента Струхаля может быть записано в виде K=fi/Ui/di=f(t)/V(t)/(Ni3/2di3). (4.3) В соответствии с моделью поперечного срыва двух вихрей на ветвлениях бронхиального дерева [20] ожидаемое значение K = 0,2. Аналогичное значение коэффициента Струхаля ожидается при срыве вихрей на ступенчатом увеличении сечения ДП, например, на выходе из обжатого при ФВ внутригрудного участка трахеи в ее недеформированную наружную часть. В то же время в соответствии с моделью [87] при срыве на ветвлении бронхиального дерева четырех вихрей ожидаемое значение K 0,3. Отличие между этими вариантами коэффициентов Струхаля настолько мало, что вряд ли может быть выявлено при анализе [101]. Поэтому будем далее искать единый вариант K 0,2-0,3. С другой стороны, вариант срыва вихрей на резком пережатии просвета ДП [88] может ожидаться при K 0,9.
Итак, для тех уровней бронхиального дерева и текущих значений времени маневра форсированного выдоха, где расчетное значение K будет близко к указанным ожидаемым значениям, уместен механизм срыва вихрей соответствующего типа. Что касается динамического флаттера в статье [76] экспериментально была получена регрессионная модель по оценке зависимости частоты флаттера f от соотношения линейной скорости потока U и диаметра латексных трубок d, которыми авторы [76] считают возможным моделировать дыхательные пути человека: f = 228 + G U/ d (4.4) где G – назван нами коэффициентом «Гавриели». Заметим, что согласно (4.4), частота флаттера слабо зависит от скорости потока. Пользуясь выражением (4.2), аналогично (4.3) получаем следующее уравнение: G = (fi - 228)/Ui/di = (fi (t) - 228)/V(t)/(Ni 3/2di3). (4.5) Механизм динамического флаттера возможен при значении G=0,042. Для тех уровней бронхиального дерева и текущих значений времени маневра форсированного выдоха (ФВ), где расчетное значение K и G будет близко к указанным ожидаемым значениям, уместен механизм срыва вихрей соответствующего типа (K), либо динамического флаттера (G). Таким образом, определяя пиковую частоту свистов ФВ f(t) в определенный момент времени и задаваясь вейбелевскими среднестатистическими диаметрами дыхательных путей (мм), мы можем оценить значения коэффициентов Струхаля и «Гавриели» для различных уровней бронхиального дерева и сравнить их с предсказанными. Необходимо только учесть величину [56; 104]. Эти оценки, обозначенные как 1 (см. п.п. 2.4), а соответствующие им расчетные числа Струхаля K1, и «Гавриели» G1. Так же анализируется и вариант полного отсутствия таких деформаций 0, K0, G0.
Т.е. для тех уровней бронхиального дерева и текущих значений времени маневра ФВ, где будет выполняться условие K 0,2-0,3, уместен механизм срыва вихрей. А для тех уровней бронхиального дерева и текущих значений времени маневра ФВ, где будет выполняться условие G 0,042, уместен механизм динамического флаттера.
При учете вейбелевской морфометрии бронхиального дерева были рассчитаны значения коэффициентов числа Струхаля K0, K1 и «Гавриэли» G0, G1 для временных участков t1 = 0,1Ta, t2 = 0,25Ta, t3 = 0,5Ta, t4 = 0,75Ta и для уровней бронхиального дерева в диапазоне от трахеи (i=0) и до 7-го порядка ветвления включительно.
Учет зависимости от степени динамического обжатия
Наблюдаемая реакция пиковой частоты свистов ФВ на бронходилятационную пробу контрастирует с результатами [65; 66; 68], свидетельствующими об отсутствии изменений частот СФВ после бронходилятационной пробы и у здоровых, и у больных бронхиальной астмой. Следует заметить, что в этих работах, в отличие от данной диссертации, акустические характеристики форсированного выдоха определялись одновременно со спирометрическими, и датчик потока спирографа мог оказать влияние на полученные результаты [119]. Хотя для выделения свистов ФВ и определения их пиковых частот был использован автоматизированный алгоритм, СФВ не разделялись на среднечастотные и высокочастотные. Кроме того, количество обследуемых в группах не превышало 20 чел., что ограничивало возможности статистического анализа значимости различий пиковой частоты СФВ. Все это позволяет считать полученные нами результаты более надежными.
Что касается изменения максимальных объемных скоростей, то здесь, напротив, чаще встречаются значимые изменения у больных бронхиальной астмой (6/7 всех вариантов МОС), чем у здоровых (3/7 всех вариантов МОС). Все изменения происходят в сторону увеличения МОС. Реакция максимальных объемных скоростей выглядит вполне ожидаемой для обратимой бронхиальной обструкции. При этом важно отметить, что прирост МОС после бронходилятационной пробы у больных бронхиальной астмой примерно вдвое превышает увеличение этого параметра у здоровых в соответствующие моменты времени маневра форсированного выдоха (см. таблицы 5.1, 5.2).
При сравнении данных таблиц 5.1 и 5.2 можно также заметить, что небольшое, хотя и значимое, падение пиковых частот среднечастотных (СЧ) СФВ (3%) и ранних высокочастотных (ВЧ) СФВ (7,6%) в момент времени t2 у здоровых, сопровождается значимым ростом МОС на 10-11%, тогда как у больных значимая динамика пиковых частот этих свистов ФВ исчезает при увеличении МОС на 29-33%. Мало того, у здоровых рост МОС с 10,2% (t2) до 24% (t3), похоже, парирует значимое уменьшение пиковой частоты СЧ СФВ.
Таким образом, в отношении СЧ СФВ и ВЧ СФВ в средней части маневра форсированного выдоха (t23), как у здоровых, так и у больных, просматривается тенденция (выпадают только ранние ВЧ СФВ в момент времени t3 у здоровых) зависимости реакции пиковой частоты от изменения объемной скорости потока. Такое поведение, в принципе, характерно для потокозависимых механизмов шумообразования СФВ, наиболее вероятным из которых является срыв вихрей [20; 24].
Для срыва вихрей на ветвлениях бронхиального дерева в (п.п. 4.1 [20, 26]) получено приближенное выражение пиковой частоты свистов ФВ (4.3), которое может быть обобщено и на остальные разновидности этого механизма формирования СФВ в виде: f KV(t)/(N 3/2d3), (5.1) где K – экспериментальный коэффициент, характеризующий число Струхаля (0,2-0,3 [20; 87] или 0,9 [88] для различных моделей срыва вихрей), V(t) – объемная скорость в момент времени t, d – диаметр бронха в равновесном состоянии, – доля остающегося просвета дыхательного пути при динамическом обжатии бронхов, сопровождающем маневр ФВ, N – количество дыхательных путей в генерации ветвления бронхиального дерева.
Согласно соотношению (5.1) снижение пиковой частоты может быть обусловлено либо уменьшением числителя стоящей в правой части дроби (объемной скорости), либо увеличением ее знаменателя. Последнее возможно за счет расширения диаметра бронхов в равновесном состоянии, уменьшения деформации просвета бронхов под действием динамического обжатия и смещением зоны формирования свистов ФВ в нижележащие области ветвления бронхиального дерева. Из-за кубической степени наибольшее влияние должно, судя по всему, оказывать изменение диаметра бронха в равновесном состоянии. Таким образом, именно бронхорасширяющий эффект сальбутамола будет определять рост знаменателя правой части выражения (5.1) после бронходилятационной пробы и падение пиковой частоты. Чтобы пиковая частота свистов форсированного выдоха (СФВ) не изменялась, необходимо выравнивание относительных приращений числителя и знаменателя в правой части (5.1). Из приведенных в таблицах 5.1, 5.2 данных видно, что в средней части маневра ФВ динамика пиковой частоты СФВ, как правило, исчезает при росте МОС свыше 20% и у больных бронхиальной астмой, и у здоровых лиц. Следовательно, и относительный прирост знаменателя правой части (5.1) в этом случае должен иметь тот же порядок. Из медико-физиологических данных [109] известно, что реакция расширения просвета бронхов под действием бронходилятационной пробы выражена, как правило, сильнее у больных бронхиальной астмой, чем у здоровых. Поэтому, именно динамическое выравнивание приращений числителя и знаменателя в (5.1) может объяснить полное отсутствие реакции пиковой частоты среднечастотных СФВ и ранних высокочастотных СФВ в первой половине маневра на бронходилятационную пробу у больных бронхиальной астмой (БА) при значимой реакции объемных скоростей потока.
Что касается окончания маневра форсированного выдоха (t4), то измерение фактических объемных скоростей потока здесь не производилось. Поэтому возможность суждений о механизмах шумообразования в этом случае остается ограниченной. После бронходилятационной пробы наблюдается значимое падение пиковой частоты СЧ СФВ у больных, но и у здоровых это снижение (6%) находится на грани статистической значимости (см. таблицу 5.1). Нет значимой реакции пиковой частоты поздних ВЧ СФВ в последней четверти маневра (t4) ни у здоровых, ни у больных БА.