WO2006096080A1 - Method and device microcalorimetrically measuring a tissue local metabolism speed, intracellular tissue water content, blood biochemical component concentration and a cardio-vascular system tension - Google Patents

Method and device microcalorimetrically measuring a tissue local metabolism speed, intracellular tissue water content, blood biochemical component concentration and a cardio-vascular system tension Download PDF

Info

Publication number
WO2006096080A1
WO2006096080A1 PCT/RU2005/000039 RU2005000039W WO2006096080A1 WO 2006096080 A1 WO2006096080 A1 WO 2006096080A1 RU 2005000039 W RU2005000039 W RU 2005000039W WO 2006096080 A1 WO2006096080 A1 WO 2006096080A1
Authority
WO
WIPO (PCT)
Prior art keywords
tissue
water
measuring
pressure
sensor
Prior art date
Application number
PCT/RU2005/000039
Other languages
English (en)
French (fr)
Inventor
Ramil Faritovich Musin
Original Assignee
Ramil Faritovich Musin
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Ramil Faritovich Musin filed Critical Ramil Faritovich Musin
Priority to US11/908,073 priority Critical patent/US20090209828A1/en
Priority to PCT/RU2005/000039 priority patent/WO2006096080A1/ru
Priority to CN2005800496148A priority patent/CN101188968B/zh
Publication of WO2006096080A1 publication Critical patent/WO2006096080A1/ru

Links

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/01—Measuring temperature of body parts ; Diagnostic temperature sensing, e.g. for malignant or inflamed tissue
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/05—Detecting, measuring or recording for diagnosis by means of electric currents or magnetic fields; Measuring using microwaves or radio waves 
    • A61B5/053—Measuring electrical impedance or conductance of a portion of the body
    • A61B5/0531—Measuring skin impedance
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/145—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue
    • A61B5/14532—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue for measuring glucose, e.g. by tissue impedance measurement

Definitions

  • the present invention relates to medicine, in particular, to methods for measuring the thermal effect and rate of local metabolism of living tissue, the water content in the extracellular tissue, as well as the concentration of biochemical blood components, in particular blood glucose, and pressure in the cardiovascular system.
  • Diabetes According to the American Diabetes Association, approximately 6% of the US population, i.e. approximately 16 million people suffer from diabetes. According to reports of the same Association, diabetes is in seventh place among the diseases that are fatal in the United States. The number of deaths caused by diabetes is approximately 200,000 cases per year. Diabetes is a chronic disease whose cure is still under development today. Diabetes often leads to the development of complications such as blindness, kidney damage, nervous diseases, and cardiovascular diseases. Diabetes is the leading disease leading to blindness between the ages of 20 and 74 years. Approximately 12,000 to 24,000 people a year lose their sight due to diabetes. Diabetes is the leading cause of kidney disease, in about 40% of new cases. with
  • Diabetes is a disease associated with insufficient production or ineffective use of insulin by the cells of the body. Although the causes of the disease are not fully understood, several factors, such as genetic, environmental, viral, have been identified.
  • Type 1 diabetes (known as insulin-dependent diabetes) is an autoimmune disease in which insulin production completely stops and most often develops in childhood and adolescence. Patients with type 1 diabetes need daily insulin injections.
  • Type 2 diabetes is a metabolic disease caused by the body is not able to produce enough insulin or is using it inefficiently. Patients with type 2 diabetes make up approximately 90-95% of the total number of diabetics. In the US, the incidence of type 2 diabetes is approaching the epidemiological threshold, mainly due to an increase in the number of older Americans and a significant predominance of a sedentary lifestyle and obesity.
  • Insulin contributes to the penetration of glucose into the cell and its subsequent splitting to obtain energy for all metabolic processes. In diabetics, glucose cannot enter the cell, accumulating in the blood, and the cells are experiencing energy hunger.
  • the method of direct calorimetry provides for the direct determination of the total amount of heat produced using a calorimetric chamber for living objects.
  • the method of indirect calorimetry allows you to determine the amount of heat released indirectly, based on the dynamics of respiratory gas exchange using respiratory chambers and various systems.
  • the closest in technical essence and the achieved result to the claimed object is a method of measuring the speed of the basal metabolism of the human body using a calorimeter of the whole body (direct calorimetry), described in [26].
  • a calorimeter of the whole body directly calorimetry
  • US Ritept # 4,386,604 By measuring the air temperature and the total amount of water evaporating from the surface of the whole body, determine the total heat transfer of the whole body and calculate the rate of basal metabolism.
  • the main disadvantages of these methods are that their implementation requires bulky, stationary and expensive calorimetric chambers of the whole body.
  • the method of direct calorimetry is characterized by low accuracy.
  • the aim of the present invention is to improve the measurement accuracy.
  • This goal is achieved by measuring the thermal effect of local tissue metabolism and determining the sugar content in the blood.
  • the magnitude of the thermal effect is determined by measuring the total amount of water evaporating from the skin surface during imperceptible perspiration, and measuring the ambient temperature.
  • Figure 2 The graph of the dependence of the stress of elastic deformation of the intercellular substance (elastic pressure) on the hydraulic pressure inside the capillary.
  • Figure 3 Graphs of the dependence of the osmotic pressure of the intercellular substance and the hydraulic pressure inside the capillary on the dimensionless parameter " ⁇ " for various values of glucose concentration in the blood.
  • Figure 5 Graph of the hydraulic pressure inside the capillary from the concentration of glucose in the blood. Hydraulic capillary pressure in millimeters of mercury relative to atmospheric pressure is plotted along the ordinate axis. The abscissa shows the amount of sugar in the blood in miles of moles per liter.
  • Figure 7. Photograph of the appearance of an experimental instrument for non-invasive measurement of blood sugar levels and the rate of local tissue metabolism.
  • Figure 8. The characteristic temporal dynamics of the transverse electrical conductivity of the stratum corneum of the epidermis (REC), caused by the process of swelling of the extracellular substance.
  • Figure 9 Graph of the correlation of the testimony of an experimental instrument with the testimony of a standard glucometer based on the results of 15 experiments conducted on one practically healthy subject.
  • a blood glucose meter "Assu Chek Aktiva" was used for control measurements.
  • the total number of control measurements for blood samples in 15 experiments is 38 measurements. All measurements are made with one calibration.
  • the readings of the test instrument, at the time points corresponding to the time points of the control measurement on blood samples from a finger coincide with the readings of a certified glucometer with an accuracy of 1-2%, determined by the error of the latter.
  • the characteristic results of such experiments, made at different times during the day, as well as on different days, are presented in Figures 10-14.
  • Figure 10 Typical results of comparative measurements: measurements of the dynamics of blood sugar levels, made with the help of an experienced instrument, in monitoring mode (red curve, measurement frequency 6 sec.) And a standard glucometer "Assu ⁇ k réellek Astive” manufactured by the company Roche DIAgopostits GmbH (rectangles gray color). Accuracy of the AssuChak Activa blood glucose meter, which measures the blood sugar level using the photometric method (using finger samples) is 1-2%.
  • the graphs show the results of two experiments to measure the blood sugar level in a practically healthy patient during the day: the first curve (from 12:00 to 13:30) - changes in the blood sugar level caused by the sugar load (the "sugar curve”); the second curve (from 15:10 to 16:15) is the dynamics of the blood sugar level approximately 30–40 minutes after meals during lunch.
  • the total number of measurements on blood samples in these experiments is 7 measurements (at time point 13:20, during the first experiment, 3 measurements were made from a single sample).
  • Figure 11 The results of the glucose tolerance test ("Sugar curve") in a healthy patient (the first graph in figure 10.).
  • the red curve is the temporal dynamics of blood sugar levels recorded in the monitoring mode using an experienced instrument;
  • the results of measurements made with the aid of the “AssuCh Changk Astiv slaughter” instrument are shown in gray squares.
  • the moment of taking sugar load is marked by an arrow.
  • FIG. 13 The graphs show the results of two experiments (before dinner and after) measuring the blood sugar level in a practically healthy patient: the first curve (from 20:30 to 21:00) - changes in the blood sugar level before dinner; second curve (with
  • Figure 15 Graph of the correlation of the testimony of an experimental instrument with the readings of the control glucometer based on the results of 4 experiments conducted on one patient Dl with type 1 diabetes (female, 55 years old).
  • a blood glucose meter "Assu Chek Aktiva" was used for control measurements.
  • the total number of control measurements for blood samples in 4 experiments is 21 measurements. All measurements are made with one calibration.
  • the characteristic results of these experiments, made on different days are presented in figures 16 - 17.
  • Figure 17. The temporal dynamics of blood sugar levels in a patient Dl before dinner.
  • Figure 18. Graph of the correlation of the testimony of an experimental instrument with the readings of the control glucometer based on the results of 4 experiments conducted on one patient with type 2 diabetes (male, 76 years old). For the control measurements used meter "Assu Chek Aktiva". The total number of control measurements for blood samples in 4 experiments is 21 measurements. All measurements are made with one calibration. The testimony of the test instrument, at the time points corresponding to the time points of the control measurement from finger samples, coincide with the testimony of a certified meter with an accuracy determined by the error of the latter (1-2%). The characteristic results of these experiments, made on different days, are presented in figures 19-20.
  • Figure 19 The temporal dynamics of blood sugar levels in patient D2 immediately after dinner.
  • Figure 20 The temporal dynamics of blood sugar levels in patient D2 after lunch.
  • Figure 21 The characteristic temporal dynamics of the amount of water in the intercellular substance during muscle load.
  • Figure 22 The dependence of the water content in the extracellular tissue from external pressure.
  • FIG. 23 The dependence of the water content in the extracellular tissue (and the density of water flow through the ECL) from the external heat flow.
  • Figure 24 The characteristic temporal dynamics of water content in the intercellular substance with a local impact on the surface heat fluxes.
  • the abscissa is the time in seconds
  • the ordinate is the water content in the stratum corneum of the epidermis in relative units.
  • the arrows mark the beginning and end of exposure (a - beginning, b - end of exposure). 1- local heating with heat flow
  • Figure 26 Typical examples of disorders of the cardiovascular system.
  • Figure 27 Photograph of the appearance of the apparatus for local decompression.
  • Figure 28 The temporal dynamics of the amount of water in the extracellular tissue in the process of local decompression on the body surface. Local decompression causes compression of the intercellular tissue in the volume of tissue under the applicator.
  • FIG. 29 The temporal dynamics of the rate of sugar absorption by the tissue and heat production during the glucose tolerance test.
  • Red and blue graphs are monitoring curves obtained using an experienced 2-channel microcalorimeter instrument.
  • the arrow indicates the time of oral administration of the sugar load.
  • the distance between the measuring sensors is 1.2 cm. Based on the analysis of the curves, it can be seen that the temporary changes in the heat production of two closely located sections of tissue are almost synchronous.
  • Figure 30 The figure explaining the method of registration of two-dimensional spatial-temporal distribution of the rate of local metabolism with using a multichannel sensor array (16 channels 4x 4).
  • FIG. 31 Two-dimensional space-time distribution of the rate of local metabolism, obtained using a multichannel sensor matrix (16 channels 4x4).
  • the presented results illustrate the method of dynamic mapping of the rate of local tissue metabolism.
  • Figure 32 Visualization of therapeutic effects using real-time multi-channel registration.
  • Figure 33 Visualization of therapeutic effects using dynamic mapping.
  • Figure 34 The spatial and temporal distribution of water content in the intercellular substance in gastric ulcer.
  • Heat transfer is a spontaneous and irreversible process of heat transfer, due to a temperature gradient. There are the following types of heat transfer: thermal conductivity, convection, radiant heat transfer, heat transfer during phase transformations. Heat transfer is a heat exchange between the surface of the body and the medium in contact with it - the coolant (liquid, gas).
  • Evaporative cooling is a heat exchange between the tissue and the environment, due to the evaporation of water entering the surface of the epidermis from the deep layers of tissue.
  • the density of the heat flow is determined by the product of the heat of evaporation (heat of vaporization) and the density of the flow of water evaporating from the surface.
  • Radiant heat transfer is the transfer of energy from one body to another, due to the processes of emission, propagation, scattering and absorption of electromagnetic radiation. Each of these processes is subject to certain laws.
  • Planck s radiation law establishes a relationship between radiation intensity, spectral distribution and black body temperature. With increasing temperature, the radiation energy increases. Radiation energy depends on the wavelength. The total energy emitted by a black body and measured by a non-contact infrared thermometer is the total energy emitted at all wavelengths. It is proportional to the Planck equation for wavelength integrals and is described in physics by the Stefan-Boltzmann law.
  • Convection is the transfer of heat in liquids and gases by flows of matter. Convection tends to equalize the temperature of the substance. When stationary supply of heat to the substance in it occur stationary convection currents. The intensity of convection depends on the temperature difference between the layers, thermal conductivity and viscosity of the medium.
  • Evaporative cooling is the heat exchange between the tissue and the environment, due to the evaporation of water entering the surface of the epidermis from the deep layers of tissue through the transport of water through the intercellular space.
  • the heat flux density is determined by the product of the heat of evaporation (heat of vaporization) and the density of the flow of water evaporating from the surface.
  • Atmospheric pressure 740-760 mm Hg.
  • Heat generated in the process of cellular metabolism is absorbed by the flow of water circulating in the intercellular space (due to its high heat capacity), is transferred from the deep layers to the body surface and is dissipated environment in the process of evaporation of water from the surface.
  • the constancy of the heat content of living tissue is ensured by the balance between the heat generated, the heat production, and the heat given off to the environment by heat transfer:
  • R is the heat transfer through radiation (radiant heat transfer)
  • Glucose is oxidized in the body, forming carbon dioxide and water; This is one of the most universal processes that underlies the processes of respiration and digestion.
  • ATP by attaching phosphate groups to ADP molecules. It turns out that not all 93 molecules are actually formed. At the same time, the whole process includes a large number of enzymatic reactions. Nutrients (carbohydrates, fatty acids and amino acids) enter into a series of reactions that form the Krebs cycle (or tricarboxylic acid cycle), during which the carbon backbone of the molecules decomposes to form CO 2 , but ATP is not formed here. At the next stages of the reaction, electron transfer takes place with the help of special enzymes (respiratory chain).
  • Nutrients carbohydrates, fatty acids and amino acids
  • ATP is synthesized, and the last step on the path of a long process of electron transfer is to attach it to molecular oxygen.
  • the amount of heat production, or heat capacity, of an organism can be quantified based on the following simple considerations.
  • the energy value of human nutrition is about 2400 kcal per day.
  • the thermal power of a person is approximately equal to the power of a light bulb having a power of 100 watts.
  • glucose is the main energy substrate.
  • the normal concentration of glucose in the human blood plasma depending on the nutritional conditions, is maintained in the range of 50-120 mg%. After eating, during the suction phase, the glucose concentration in the portal vein system can reach more than 270 mg%. An increase in blood glucose always causes an increase in insulin secretion.
  • the rate of glucose exchange averages 140 mg / h per 1 kg of body weight, with about 50% of glucose consumed by the brain, 20% by muscles, 20% by red blood cells and kidneys, 20% by muscles and only 10% of glucose remains on other tissues.
  • the utilization rate (metabolic rate) of glucose in a healthy person is a linear function of plasma glucose concentration.
  • the mathematical dependence of glucose utilization on its concentration in the blood of normal people is expressed by the equation:
  • R 11 0.004448C + 2.006, where R u is the glucose utilization rate, mg / min per lkg of body weight, and C is the plasma glucose concentration, mg%, [Reichagd G. ⁇ . et al., 1963; Fogbath N., Hetenui C, 1966; Moorhouse JA, 1973; Mohousse JA, et al., 1978; HaIl SEH et al., 1979., [2,8,9].
  • utilization of glucose in the physiological sense means the rate of transfer of glucose from the blood into the general pool of glucose in tissues and out of it in the process of metabolism. From a biochemical point of view, the rate of glucose utilization is determined by transport through the cytoplasmic membrane and by intracellular oxidative glucose phosphorylation.
  • turnover rate”, “assimilation” and “consumption” of glucose that are widely used in the literature are synonymous with the concept of “utilization” of glucose and are equivalent in any respect.
  • the transport of glucose from the extracellular environment into the cell is the primary limiting reaction in the utilization of glucose by cells, since in the absence of insulin the flow of transferred glucose is always less than the rate of glucose phosphorylation.
  • T sk j n body surface temperature
  • T is the ambient temperature.
  • Ep r essure - water flux density which transport driven by external pressure on the body surface.
  • the resulting trans capillary water flow through the intercellular space is transferred to the body surface and supports the process of evaporative cooling.
  • the magnitude of the resulting water flow is linearly proportional to the concentration of glucose in the blood and the ambient temperature.
  • Heat generated in the process of cellular metabolism is absorbed by the flow of intercellular water due to its high heat capacity, is transferred from the deeper layers to the body surface and maintains the balance of tissue heat exchange with the environment.
  • the amount of heat power (heat production) of cellular metabolism also linearly depends on the concentration of glucose in the blood.
  • the intensity of the evaporative cooling process including non-diffusive heat transfer from the depth to the surface (removal of heat generated in the cell to the surface) and the intensity of the cellular heat generation process (heat production) are determined by the concentration of glucose in the blood.
  • the speed of both processes linearly depends on the concentration of glucose in the blood and, as a consequence, the power of the evaporative cooling process is equal to the power of heat production minus the power of the external heat flow determined by the ambient temperature. It is a mechanism that maintains the temperature of living tissue and provides extremely high temperature stability.
  • the measurement of the heat capacity of the local metabolism is reduced to measuring the density of water flow through the horny layer of the epidermis and the temperature of the surrounding air.
  • This way of measuring allows you to uniquely determine the sugar content in the blood, since the rate of sugar absorption by the tissue and, as a consequence, heat production are unambiguous functions of the sugar content in the blood.
  • P is the average capillary pressure
  • C is the level of sugar in the blood
  • T is the air temperature
  • capillary pressure is a function of blood sugar concentration and air temperature.
  • tissue pressure osmotic pressure of the intercellular substance
  • stress of elastic deformation of the intercellular substance elastic pressure
  • Curve 1 (blue) is a plot of capillary pressure as a function of the parameter “ ⁇ ”.
  • Curve 2 (red) - plot of tissue pressure as a function of parameter “ ⁇ ”.
  • the graphs have two common points: “a” (the arterial end of the capillary) - the point of contact of two graphs; “in” (venous end of the capillary) - the point of intersection of the two graphs.
  • tissue pressure osmotic pressure of the intercellular substance.
  • tissue pressure takes positive values. In this pressure range, the main substance swells and the extracellular tissue stretches (volume increase). In the range of external pressures [1, 3], tissue pressure takes on negative values. In this range of external pressures, dehydration and contraction of the intercellular substance occurs (volume reduction).
  • tissue pressure takes positive values. In this pressure range, the main substance swells and the extracellular tissue stretches. The degree of swelling of the intercellular substance is determined by the amount of water in the volume of the intercellular substance. Special points at which the internal pressure in the capillary is equal to the tissue pressure of the intercellular substance determine the pressure range inside the capillary, between its inlet and outlet. Point “c” determines the value of the minimum (output) hydraulic pressure inside the capillary, and point "a” indicates the value of the maximum pressure or pressure at the inlet to the capillary.
  • capillary The difference between capillary and tissue pressure is balanced by elastic pressure (stress of elastic deformation of the intercellular substance).
  • the capillary is not a tube, the elastic shell of which balances inside the capillary pressure, but represents a tunnel in the intercellular tissue, the elastic deformation and tissue pressure of which balance the inside of the capillary pressure.
  • the nonlinear nature of the dependence of the elastic strain in the vicinity of the point "a" (the capillary entrance) leads to the formation of a narrowing of the "b neckl” type ("throat").
  • the capillary lumen increases towards its venous end, despite the decrease in hydraulic pressure in the capillary.
  • This narrowing provides the main hydraulic resistance to flow through the capillary, determines its throughput and leads to a significant drop in hydraulic pressure at the initial part of the capillary. 3.
  • the region of high (arterial) pressures is located to the left of the point "a", and the region of low (venous) pressures is located to the right of the point "c”.
  • the mechanical equilibrium of the capillary membrane is determined by the equilibrium between the hydraulic pressure in the capillary and the osmotic and elastic pressure of the intercellular substance.
  • Tissue pressure hydraulic pressure inside the capillary.
  • Elastic stress strain zero.
  • a change in the blood sugar level leads to an imbalance of mechanical equilibrium and the occurrence of a strain of elastic deformation unbalanced inside by capillary hydraulic pressure.
  • the peculiarity of the dependences obtained is that when the blood sugar level rises, the position of the points at which the stress of elastic deformation of the intercellular substance is zero (points a and b) on the x-axis remains unchanged.
  • the figure 4 presents the graphs of the equilibrium distribution of the elastic pressure of the intercellular substance from the hydraulic pressure at different values of sugar in the blood.
  • the graphs presented in figure 4 make it possible to understand the nature and mechanism of the dependence of hydraulic pressure in the cardiovascular system on blood sugar levels: an increase in blood sugar concentration leads to an increase in swelling in the range of values " ⁇ " [0.25, 1] and a decrease lumen of the capillary at the point "a”. Similarly, the lumen of the capillary at the point “c” is reduced.
  • Arterial and venous resistances that determine the hydraulic resistance of the circulatory system are linear functions of blood sugar levels (in the range of its regulation).
  • This mechanism also makes it possible to explain the constancy of the volume flow of tissue fluid circulating in the intercellular space (the micro circulation flow), and delivering Sugars to the tissue cells and withdrawing metabolic products.
  • the rate at which water enters the capillary vessel into the extracellular space is determined by the magnitude of the resulting trans capillary flow.
  • the flow of water from the depths to the surface ensures the transfer of heat generated during the process of cell metabolism, supports the process of evaporative cooling, and linearly depends on the level of sugar in the blood and air temperature.
  • the figure 5 presents a graph of the dependence of the average capillary pressure on the level of sugar in the blood.
  • the capillary pressure corresponding to the zero-flow pressure is numerically equal to the plasma oncotic pressure, therefore, with an increase in the blood sugar level and an increase in the average capillary pressure, the zero flow point shifts towards the venous end of the capillary. Such a shift in the zero flow point leads to an increase in filtration area, an increase in filtration flow and an increase in the resultant trans capillary flow, which also turns out to be a linear function of blood sugar levels.
  • the physical properties of the extracellular substance also allow us to explain the mechanism of transport of tissue fluid in the intercellular space.
  • the characteristic distance between the surfaces of neighboring cells is about one micron. It is obvious that the transport of tissue fluid from the capillary wall to the cell is carried out through the channels, the lumen of which is smaller than the characteristic intercellular distance.
  • the physical properties of the intercellular substance allow us to explain the mechanism of transport of tissue fluid in the intercellular space.
  • the uneven distribution of the osmotic pressure of the extracellular tissue along the capillary vessel leads to an uneven distribution of osmotic and elastic pressures in the tissue volume.
  • the peculiarity of uneven volumetric pressure distribution is the presence in the intercellular tissue pressure drops (hydraulic, osmotic and elastic) between the arterial and venous end of the capillary vessels.
  • Pressure gradients are formed, both between adjacent capillaries, and within one capillary. Such pressure gradients lead to the formation in the extracellular tissue of narrow channels oriented along the pressure gradient, originating in the arterial region of the capillary and ending in the venous region.
  • a characteristic feature of the considered properties of the intercellular substance is that the volume flow of tissue fluid circulating in the intercellular space remains unchanged with changes in the hydraulic pressure in the micro circulation system.
  • a consequence of this feature is the linear dependence of the rate of glucose absorption and heat production on the concentration of sugar in the blood, since the flux density of glucose from the capillary to the cell is determined by the product of the volume flow of intercellular tissue fluid by the concentration of sugar in the blood.
  • Biophysical fundamentals the mechanism of water transport through the epidermis in the process of imperceptible perspiration
  • tissue pressure of the intercellular substance Under natural conditions, the distribution of tissue (osmotic) pressure of the intercellular substance is heterogeneous.
  • the osmotic pressure of the intercellular tissue located in the immediate vicinity of the capillaries is determined by the sugar content in the blood.
  • the tissue pressure decreases to zero.
  • the decrease in the tissue pressure of the extracellular tissue of the surface layers to zero is a result of the fact that the external pressure on the surface of the corneal layer of the epidermis is equal to the atmospheric pressure.
  • the dependence of the osmotic pressure of the intercellular substance on the external pressure is presented in figure 1-4 and in the pressure range [0,1] is linearly proportional.
  • a linearly proportional increase in the osmotic pressure of the intercellular substance surrounding the capillary occurs.
  • the osmotic pressure gradient across the thickness of the epidermis which turns out to be equal to the difference between the average capillary pressure and zero flow pressure, leads to a hydraulic pressure gradient of the tissue fluid.
  • the gradient of hydraulic pressure is the driving force behind the volume flow of tissue fluid through the epidermis.
  • the magnitude of this flow is equal to the resultant trans capillary flow.
  • the density of the water flow through the epidermis intensity of the evaporative cooling process
  • the resulting trans capillary flow and the hydraulic pressure inside the capillary are related by: "excess -" average ⁇ "zero flow J result ⁇ JRSE
  • Biophysical fundamentals a non-diffusive mechanism of heat transfer from depth to surface.
  • the temperature of internal tissues (37 °), as a rule, is higher than the temperature of the surface tissues (30 °).
  • the temperature is a variable of the state of the intercellular substance, and therefore the temperature difference between two spatially separated points leads to the osmotic pressure gradient of the intercellular substance and the hydraulic pressure of the tissue fluid between these points.
  • the hydraulic pressure of the tissue fluid increases as the temperature of the tissue increases.
  • the temperature gradient directed from depth to surface, leads to a pressure gradient, which is the driving force of the volume flow of tissue fluid through the intercellular space from depth to surface. This process ensures the transfer of heat resulting from cellular metabolism from depth to surface and at the same time supports the process of evaporative cooling (imperceptible perspiration).
  • the heat generated in the process of cellular metabolism is absorbed by the tissue fluid due to the high heat capacity of water, is transferred through the intercellular space to the body surface and is dispersed into the environment through evaporative cooling.
  • the mechanism of the heat transfer process is not diffusive.
  • the driving force of the process is the difference in hydraulic pressures of the tissue fluid, and not the difference in temperature.
  • the transfer of heat resulting from cellular metabolism of the tissue is carried out by water (tissue fluid), circulating from depth to surface through the intercellular space.
  • Biophysical fundamentals the mechanism of self regulation of the heart and blood vessels
  • BP mean arterial pressure
  • the essential feature of this dependence is the constancy of the stroke and minute volumes of the heart.
  • the described dependence of cardiac contraction power on the average pressure in the aorta is observed in fairly wide, but limited limits of changes in blood pressure (approximately from 40-50 to 130-150 mm Hg). When these limits are exceeded, the effect of blood pressure on the contraction energy becomes diametrically opposite.
  • BP independently of venous regulates the power of the contraction of the ventricle.
  • the power developed by the heart changes under the influence of blood pressure to the extent necessary to ensure the constancy of cardiac output. Thanks to this, the heart is able to regulate the power of its contraction over a wide range, keeping the flow volume specified by the inflow.
  • a change in blood sugar levels leads to linearly proportional changes in pressure in the circulatory system — the average capillary pressure, pressure in the arterial and venous end of the capillary, arterial pressure, and venous pressure change.
  • the distribution of hydraulic pressure in the circulatory system is an unambiguous function of the biochemical composition of blood, in particular, the sugar content in the blood.
  • the method of determining the amount of water in the extracellular tissue and the density of water flow through the epidermis consists in measuring the temporal dynamics of the swelling of the intercellular tissue when applying (with dosed pressure) to the surface of the stratum corneum of the epidermis of a waterproof applicator, eliminating the evaporation of water from the local surface.
  • the water content in the extracellular tissue and the value of the resulting transcapillary water flow which determines the density of water flow through the epidermis, can be determined using a method whose essence is to continuously measure the temporal dynamics of the amount of water in the intercellular substance in the volume of tissue under the waterproof applicator.
  • One of the practical methods to determine the amount of water in the intercellular substance is the method that allows you to determine the amount of water in the intercellular substance by measuring the temporal dynamics of the amount of water in the surface horny layer of the epidermis (RSE).
  • RSE surface horny layer of the epidermis
  • the mentioned method allows, by the nature of the temporal dynamics of the amount of water (mass) in the ECL, determine the dynamics of the amount of water and its equilibrium content in the intercellular space of the deeper layers of the skin and subcutaneous tissues.
  • the waterproof applicator which is superimposed on the surface of the RSE with metered pressure, eliminates the possibility for the natural evaporation of water from the surface of the RSE in the process of imperceptible perspiration. This leads to disruption of the natural balance between the resulting transcapillary flow of water, the flow of water entering the surface of the epidermis from the layers of the dermis in which the network of capillary vessels is located, and the flow of water that evaporates from the surface of the ECL. Disruption of the natural flow equilibrium leads to the emergence of a process of local swelling of the intercellular substance in the volume of tissue under the applicator.
  • Osmotic pressure of the extracellular tissue located in the immediate vicinity of the blood capillary is determined by the sugar content in the blood.
  • tissue (osmotic) pressure decreases to zero.
  • the decrease in the tissue pressure of the intercellular substance of the surface layers to zero is a consequence of the fact that the external pressure on the surface of the corneal layer of the epidermis is equal to the atmospheric pressure.
  • Zero tissue pressure corresponds to atmospheric pressure.
  • the osmotic pressure of the extracellular substance along the epidermis is equalized.
  • the equalization of osmotic pressure leads to a gradual decrease with time of the density of water flow through the epidermis and trans capillary water flow to zero.
  • the figure 8 shows the characteristic dynamics of the swelling of the intercellular substance of the controlled tissue area, resulting from the imposition of a waterproof applicator on the surface of the RSE, precluding evaporation of water from the surface of the controlled body region.
  • J (t) F (m pce , dm pce / dt, d 2 m pce / dt 2 )
  • This method of determining the density of water flow through the ECL is based on the fact that the density of water flow through the epidermis is equal to the resulting trans capillary flow, which in turn is equal (to a constant factor) to the excess hydraulic pressure in the capillary (discussed in the previous section):
  • P and zyty o oh oe (t) F (P tk , d ⁇ Jd t, d 2 P te / dt 2 )
  • P tk . (T) is the tissue (osmotic) pressure as a function of time.
  • This differential equation establishes the relationship between the water content in the extracellular tissue of the capillary layer of the dermis (papillary layer) with the water content in the surface horny layer of the epidermis.
  • Method for measuring the rate of local tissue metabolism A method for determining the rate of local tissue metabolism by measuring the air temperature and the rate of evaporative cooling, determined by the rate of water transport through the RSE, is described in the section “Micro-calorimetry method of the thermal effect of local metabolism”.
  • Method for determining the amount of water in the extracellular tissue and the density of water flow through the epidermis describes a method for determining the resulting trans capillary flow and density of water flow through the RSE based on measuring the amount of water in the intercellular substance. This method makes it possible to measure the rate of local tissue metabolism, determined by the rate of sugar absorption by the tissue, by measuring the air temperature and the amount of water in the intercellular substance.
  • the method of measuring blood sugar is based on measuring the rate of local tissue metabolism using the method described above.
  • the method of measuring local metabolic rate (sugar absorption rate by tissue) opens up new possibilities for determining tissue sensitivity to insulin and for early diagnosis of type 2 diabetes.
  • the ratio that relates the amount of hydraulic pressure in the blood capillary with the amount of tissue pressure and the amount of water in the extracellular tissue is as follows:
  • Calibration is carried out depending on the ICB m from the outer P e e e F ext its shek - external, excess pressure on the body surface.
  • J ⁇ pca (t) F (m xpca , dm xpca / dt, d 2 m xpca / dt 2 ) m xpc e is the mass of the biochemical component in the controlled volume of the ERE at time t
  • the flux density of the biochemical component is a linear function of the content of this component in the blood.
  • Content biochemical components in the stratum corneum of the epidermis is determined using an electrochemical sensor or any other possible method.
  • m xmkt (t) F (m xpce, dm xpce / dt, d 2 xpce m / dt 2)
  • a special case of the method for measuring the biochemical blood component described above is the method of measuring the blood sugar level by its sugar content in the stratum corneum of the epidermis.
  • J g (t) F (m gpc , dm gpc / dt, d 2 m gpc / dt 2 )
  • m g is the mass of glucose in a controlled volume at time t
  • Glucose flux density is a linear function of blood sugar levels.
  • the glucose content in the stratum corneum of the epidermis is determined by a standard electrochemical sensor or by any other sensor or method that allows the determination of the glucose content in the stratum corneum.
  • m gmkt (t) F (m gpce , drn gpce / dt, d 2 m gpce / dt 2 ) Electrometric method of measuring the amount of water in the intercellular substance.
  • the transverse electrical conductivity of the RSE is a parameter depending on the water content in the stratum corneum, and the measurement of the transverse electrical conductivity of the RSE makes it possible to determine the amount of water in this layer with high accuracy; 2) the temporal dynamics of the transverse electrical conductivity of RSE, measured using a dry flat and waterproof electrode, is a consequence of the temporal dynamics of the amount of water in the stratum corneum, and the measurement of the temporal dynamics of the transverse electrical conductivity of the PCE allows determining the water content in the intercellular substance of the deep layers. Density of water flow through the epidermis and transverse conductivity the stratum corneum of the epidermis is connected by a differential equation that has the form:
  • J (t) F ( ⁇ (t), d ⁇ / dt, d 2 ⁇ / dt 2 ) ⁇ (t) is the transverse conductivity of the ECL.
  • J (t) is the density of water flow through the ECL.
  • the magnitudes of the hydraulic capillary pressure and the resulting trans capillary water flow are related to the transverse conductivity of the PCE using similar ratios.
  • continuous measurement of the dynamics of transverse electrical conductivity of RSE allows, in continuous measurement mode, the amount of water in the intercellular substance, the amount of hydraulic pressure in the capillary, as well as the resultant trans capillary water flow and the density of water flow through the epidermis.
  • the proposed method can be implemented using a device for measuring the electrical properties of the stratum corneum of the epidermis, described in [6, 7].
  • the method consists in measuring the transverse electrical resistance of the surface stratum corneum of the epidermis using a dry impermeable electrode applied to the surface of the skin of the body using metered pressure.
  • the device consists of a base electrode 1, applied to the surface of the skin 2 through a layer of electrically conductive material 3, allowing electrical contact with the skin (in fact, liquids, emulsions and pastes with high electrical conductivity), as well as the measuring electrode 4, applied directly to the skin 2 .
  • the measuring electrode has a flat surface and is made of electrically conductive waterproof material.
  • the base electrode 1 is connected to a common bus through a voltage source 5.
  • the measuring electrode is connected to a common bus through a measuring unit 6.
  • the device operates as follows. After applying voltage to the circuit base electrode - skin measuring electrode - measuring unit - voltage source in it a current flows depending on the transverse electrical conductivity of the surface stratum corneum of the epidermis, on which measuring electrode 4 is applied transverse conductivity of the stratum corneum of the epidermis.
  • the resistance Ri decreases to values of 100 lump / cm 2 and becomes of the same order as the resistance R 2 of the internal tissues.
  • the resistances Ri and R 2 can be neglected compared to the resistance R 3 and the electric current in the measuring circuit is determined only by the resistance Rg, which is usually about 1 G ⁇ / cm 2 .
  • Measured current is almost determined by the resistance of the stratum corneum of the skin area under the measuring electrode. Electrical impedance measured in this way is uniquely related to the water content in the stratum corneum, and its temporal dynamics are uniquely determined by the dynamics of the swelling of the intercellular tissue (the volume of the intercellular space determined by the water content of the intercellular tissue).
  • the figure 8 shows the characteristic temporal dynamics of the transverse electrical conductivity of the stratum corneum of the epidermis, measured in the manner described above.
  • a flat waterproof measuring electrode fixed on the surface of the stratum corneum eliminates the possibility of water evaporating from its surface during imperceptible perspiration and disrupts the natural balance between the flow of water evaporating from the surface of the RSE and the resultant trans capillary flow. Such a violation of local natural equilibrium leads to the process of swelling of the intercellular substance.
  • the temporal dynamics of the process of extracellular tissue swelling is recorded by the temporal dynamics of the transverse electrical resistance of the stratum corneum of the epidermis.
  • An increase in the amount of water in the intercellular space leads to an increase in its amount in the stratum corneum, which leads to an increase in the electrical conductivity of the surface layer of the epidermis.
  • measuring the temporal dynamics of swelling by measuring the temporal dynamics of transverse conductivity, allows determining the values of the following local tissue parameters: water content in the intercellular tissue, average capillary pressure, osmotic pressure of the intercellular tissue, resulting trans capillary flow, tissue heat production in the volume tissue under the electrode.
  • Method of measuring blood sugar The method of measuring blood sugar levels, based on micro calorimetric measurement of local heat production, is described in the section "Method of microcalorimetry of local metabolism”. The method is based on measuring the local heat production of tissue by measuring the external temperature and the rate of evaporative cooling, determined by the density of water flow through the epidermis. The method of measuring the rate of local metabolism is described in the section “Method for measuring the rate of local metabolism”.
  • the method for determining the density of water flow through the epidermis which is based on measuring the amount of water in the intercellular substance, is described in the sections "Method for measuring the amount of water in the intercellular substance” and "Electrometric method for measuring the amount of water in the intercellular substance”.
  • the method allows high-precision measurements of blood sugar levels and sugar absorption rate by tissue cells.
  • the developed device is actually a microcalorimeter, which allows to determine the level of sugar in the blood and the rate of its absorption by the tissue.
  • the measurement accuracy of the method described above is more than an order of magnitude higher than the measurement accuracy of other FDA-certified methods for monitoring blood sugar levels.
  • the water content in the extracellular tissue, capillary pressure, the density of water flow through the epidermis and the resulting trans capillary flow through the epidermis are related to blood sugar and ambient temperature through the following ratios:
  • Schmkt - Plomkt F (C, Co, T, T 0 )
  • T is the air temperature.
  • T 0 air temperature at which the tissue pressure is zero.
  • a more accurate expression for the water content in the intercellular substance contains an additional variable that takes into account changes in atmospheric pressure P atm , and has the form:
  • Schmkt - Plomkt F (C, Co, T, To, Ratm.)
  • the expressions for the density of water flow through the epidermis, the resulting trans capillary flow, tissue pressure and capillary pressure have a similar appearance.
  • the method of measuring blood sugar described in the section "Method for measuring the content of biochemical components in the blood according to their content in the stratum corneum of the epidermis" is characterized in that the sugar content in the blood is determined by measuring the temporal dynamics of the sugar content in the stratum corneum of the epidermis.
  • the method of measuring hydraulic pressure in the microcirculation system The method of measuring the amount of water in the tissue described in the section “Method for measuring the amount of water in the intercellular substance” allows determining in real time the values of parameters characterizing the state of the intercellular tissue and micro circulation of the local tissue. In particular, the method allows to determine the osmotic pressure of the intercellular substance and the hydraulic pressure in the micro circulation system.
  • the method allows to quantify the values of the following parameters: the maximum pressure in the microcirculation system (pressure in the arterial end of the capillary), the minimum pressure in the microcirculation system
  • the method is based on measuring a parameter characterizing the state of a local tissue site, at various external pressures on the surface of the test area.
  • parameters characterizing the state of the local tissue site are, for example: the density of water flow through the ECL, tissue pressure (osmotic pressure of the intercellular substance), the amount of water in the intercellular substance.
  • the method of measuring the above parameters of microcirculation and extracellular tissue, based on measuring the density of water flow through the ECL, involves the following stages:
  • the figure 22 presents a characteristic graph of the dependence of the amount of water in the extracellular tissue on the external pressure.
  • the external pressure values at which characteristic fractures are detected correspond to the minimum and maximum pressure in the micro circulation system.
  • the average value of pressure, determined by the maximum and minimum pressures, is equal to the average value of capillary pressure.
  • the slope of the linear dependence at the initial and final sections allows determining the intercellular tissue filtration coefficient for water.
  • the point of intersection of the final linear section with the axis of pressure corresponds to the difference between the osmotic pressure of the intercellular substance and the oncotic pressure of the blood plasma.
  • the ability to measure various parameters of micro circulation of the local tissue site in particular, the ability to measure the amount of water in the ECL and the intercellular space of the skin, as well as the ability to measure the intercellular tissue filtration coefficients for water, allow using the method in cosmetology to evaluate the effectiveness of cosmetic creams, as well as in dermatology for the diagnosis of pathological conditions of the skin (in particular, for the diagnosis and monitoring of psoriasis).
  • the figure 22 presents the dependence of the amount of water in the intercellular substance from external pressure.
  • the intersection point of the initial section of this relationship with the abscissa axis determines the excess hydraulic pressure (the driving force of the volume flow of water through the epidermis).
  • the dependence presented in figure 22, also allows you to determine the absolute value of osmotic pressure intercellular substance.
  • Figure 23 shows the dependence of the amount of water in the intercellular substance on the magnitude of the external heat flux falling on the surface of the local part of the body.
  • the intersection point of the initial part of this dependence with the abscissa axis determines the absolute value of the density of water flow through the RRE or evaporative cooling process power.
  • the dependence shown in figure 23 also allows you to determine the absolute value of the excess amount of water M - M 0 (where Mo is the amount of water in the intercellular substance at an osmotic pressure value of zero) or the amount of water that determines the swelling of the intercellular substance.
  • the described method of measurement allows not only to determine the absolute value of the amount of water in the intercellular substance, but also allows for the normalization of this parameter by air temperature and blood sugar level.
  • the possibility of such a normalization allows to determine the deviations of the measured parameter characterizing the state of the intercellular substance from the norm.
  • the method of measuring excess water involves the following stages: 1) measure the amount of water in the intercellular substance using previously described methods;
  • the described method allows to determine changes in the state of the intercellular substance by measuring the amount of water in the intercellular substance and comparing the obtained values with a norm value.
  • measuring the absolute value of the excess amount of water in the extracellular substance allows us to determine the physical state of the intercellular substance, which determines the physiological functioning of the local tissue site. Deviation of the physical state of the intercellular substance from the norm leads to deviations of the physiological state from the norm.
  • the physiological norm can be defined as follows.
  • the functional state of the local tissue site corresponds to the physiological norm if the physical state of the intercellular substance corresponds to a state that is characterized by the absence of volumetric effects or, in other words, if the osmotic pressure of the intercellular substance (tissue pressure) is zero.
  • tissue pressure tissue pressure
  • the zero value of tissue pressure is achieved at an air temperature of 20 ° C (approximately) and a blood sugar content of 5 mmol / l (approximately).
  • the magnitude of the driving force of the volume flow of water, the coefficient of swelling of the intercellular substance, the density of the flow of water through the epidermis, as well as the excess amount of water that determines the swelling of the intercellular substance are zero under these conditions.
  • the resulting transcapillary flow of water is zero, and the filtration flow is equal to the absorption flow.
  • Zero tissue pressure corresponds to atmospheric pressure.
  • Excessive amount of water, which determines the swelling of the intercellular tissue, and the magnitude of the driving force of the volume flow are an indicator that is sensitive to various external influences and diseases.
  • the described method makes it possible to quantify with high accuracy deviations from the norm of the physical state of the extracellular substance of the local tissue site, and as a direct consequence, determine deviations from the norm of the functional (physiological) state of the controlled local tissue site.
  • the method of measuring the driving force of the volume flow of tissue fluid, the osmotic pressure of the intercellular substance and the excess amount of water in the intercellular substance can be used to diagnose various diseases.
  • the method of diagnosing the functional state of the local tissue site, based on the method of measuring the amount of water in the intercellular substance is discussed in the section "Method for the functional diagnosis of the local tissue site”.
  • the hydraulic pressure in the circulatory system is linearly proportional to the level of sugar in the blood and air temperature.
  • the air temperature and blood sugar concentration it is possible to unambiguously determine the hydraulic pressure in different parts of the circulatory system by calculation.
  • the pressure distribution in the blood circulation system is characterized by the following values (in mm Hg): mean arterial pressure is 100, pressure at the arterial end of the capillary is 54, average capillary pressure is 25, pressure is venous end of the capillary - 7.
  • the method makes it possible to unambiguously determine, by measuring the air temperature and blood sugar level, the values of the following parameters of the cardiovascular system: characteristic hydraulic pressures in the circulatory system; arterial, venous and capillary hydraulic resistances; trans capillary flow rates (resultant, filtration and absorption); heart rate and power.
  • characteristic hydraulic pressures in the circulatory system arterial, venous and capillary hydraulic resistances
  • trans capillary flow rates resultant, filtration and absorption
  • heart rate and power Under normal conditions, at a fixed air temperature, changes in blood sugar levels lead to linearly proportional changes in pressure in the circulatory system.
  • Other parameters characterizing the state of the cardiovascular system are also functions of the sugar content in the blood.
  • a method for the diagnosis of cardiovascular disorders provides following stages:
  • the values of the controlled parameter characterizing the cardiovascular system are determined using the method described in the section "Biophysical fundamentals: the physics of the intercellular substance" by the values of air temperature and blood sugar content.
  • a parameter for example, can be selected hydraulic pressure in the circulatory system;
  • the technique allows, by known values of temperature and blood sugar levels, to determine the parameters of the cardiovascular system. These parameters include: average capillary pressure; pressure on the venous and arterial ends of the capillary; arterial, venous and capillary hydraulic resistances; resulting trans capillary flow.
  • the deviation of the values of the parameters obtained by direct measurement from the values of these parameters, determined by measuring the temperature and blood sugar level (“norm"), is a direct indication of pathological disorders in the cardiovascular system.
  • the described diagnostic method allows the diagnosis of pathological conditions of the cardiovascular system, which are characterized by high blood pressure (hypertension) and conditions that are characterized by low blood pressure (hypotension).
  • Figure 24 shows the graphs of the osmotic pressure of the intercellular substance and the hydraulic pressure in the capillary as a function of the dimensionless parameter " ⁇ " in the vicinity of the point corresponding to the input pre-capillary pressure.
  • a method for diagnosing cardiovascular disorders monitoring the state of the cardiovascular system in diabetic patients.
  • the diagnostic method described in the previous section “Method for diagnosing cardiovascular disorders” allows diagnostic monitoring of the state of the circulatory system in diabetic patients.
  • a diabetic condition is accompanied by disorders of the cardiovascular system.
  • pathological changes are made both to the peripheral circulation system and to the central circulation.
  • the cause of pathological changes in the circulatory system is an increased level of sugar in the blood. Elevated blood sugar levels lead to elevated pressures in the circulatory system.
  • the biophysical mechanism which determines the unambiguous relationship of pressure in the micro circulation system with the level of sugar in the blood, is discussed in detail in the section "Biophysical fundamentals: the physics of the intercellular substance". Prolonged maintenance of excess pressure in the circulatory system is accompanied by an increased load on the work of the heart and blood vessels and, as a result, leads to the development of pathological cardiovascular disorders.
  • a method for diagnosing the functional (physiological) state of the local area of living tissue blood capillaries are determined by the physical (phase) state of the intercellular substance.
  • the physical state of the intercellular substance is an unambiguous function of the biochemical composition of blood, air temperature and hydraulic pressure in the capillary.
  • the synchronization of volumetric flows of matter and heat (including blood circulation in the blood capillary system, tissue fluid circulation in the intercellular space and circulation of sugars and products of cellular metabolism) is due to the peculiar physical properties of the intercellular substance.
  • the intensity of the flow of matter and heat such as the flow of tissue fluid, glucose and other solutes and the flow of heat transfer to the surface of the body, are unambiguous functions of the phase state of the intercellular substance.
  • Method for measuring the osmotic pressure of the intercellular substance opens up fundamentally new possibilities for diagnosing the functional (physiological) state of the local area of living tissue.
  • the diagnostic method involves the following stages:
  • Another way to diagnose the functional state of a local tissue site is based on the real-time registration of the dynamic response of a parameter characterizing the state of the intercellular substance in response to a weak external influence.
  • dynamic response is understood as dynamics.
  • Impacts that lead to changes in the state of the intercellular substance include effects of a different nature (physical, physiological, or chemical).
  • External physical effects include, for example, external heat flux, external pressure, etc.
  • Typical examples of dynamic responses caused by changes in the amount of water in the intercellular space as a result of influences of different nature are presented in Figures 22, 23, 26, 32, 33.
  • the osmotic pressure of the intercellular substance changes, as a result of which an increase in the hydraulic pressure in the microcirculation system occurs and, as a result, an increase in the resulting trans capillary flow and water flow density through the local area of the ECL.
  • a characteristic feature of the response, corresponding to the physiological norm, in response to external thermal effects is that the change in the evaporative cooling power, determined by the change in the density of water flow through the RSE, is exactly equal to the power of the thermal effect.
  • the diagnostic method involves the following stages:
  • Measuring the amount of water in the extracellular tissue depending on external heat exposure allows you to determine the amount of water that determines the swelling of the extracellular substance.
  • the described method allows not only to determine the amount of water in the intercellular substance, but also to normalize this parameter by air temperature and blood sugar level. The possibility of such a normalization allows to determine the deviations of the measured parameter characterizing the state of the intercellular substance from the norm.
  • the diagnosis of the pathological state of the extracellular tissue is carried out using effects (physical and physiological) of a different nature.
  • Such physical effects also include external pressure, local decompression, direct electric current, constant magnetic field, etc.
  • Examples of physiological effects are: sugar sample, various drugs that affect the properties of extracellular tissue.
  • the method of measuring the amount of water in the extracellular substance, which determines the swelling of the intercellular substance involves the following stages:
  • the described method allows to determine changes in the state of the intercellular substance by measuring the amount of water in the intercellular substance and comparing the obtained value with the norm value.
  • the method of measuring the excess amount of water allows for a simple quantitative determination of the norm of the physiological state of a local tissue site through the concept of the physical state of the intercellular substance.
  • the definition of the physiological norm is discussed in the section "The definition of the physiological norm".
  • the functional state of the local tissue site corresponds to the physiological norm if the physical state of the intercellular substance corresponds to a state that is characterized by the absence of volumetric effects or, in other words, if the osmotic pressure of the intercellular substance (tissue pressure) is zero.
  • tissue pressure tissue pressure
  • the zero value of tissue pressure is achieved when the air temperature is 20 0 C and the sugar content in the blood is 5 mmol / l.
  • the magnitude of the driving force of the volume flow of water, the coefficient of swelling of the intercellular substance, as well as the excess amount of water that determines the swelling of the intercellular substance, are zero under these conditions.
  • Excessive amount of water, which determines the swelling of the intercellular tissue, and the magnitude of the driving force of the volume flow are an indicator that is sensitive to various external influences and diseases.
  • the described method allows to quantify with high accuracy the deviations from the norm of the state of the intercellular substance of the local tissue segment.
  • the diagnostic methods described above can be used for the early diagnosis of various diseases, the development of which is accompanied by a change in the properties of the intercellular substance.
  • diseases include: malignant tumors, the development of which is accompanied by characteristic changes in localized tissue areas; a disease known as "orange peel", and the development of which is accompanied by characteristic changes in the skin and subcutaneous tissue; various stages of obesity; type 1 and type 2 diabetes, accompanied by characteristic changes in the intercellular properties of the tissue (for example, insulin sensitivity of the tissue) and micro circulation; some cardiovascular diseases, the development of which is accompanied by characteristic changes in the intercellular tissue and many other diseases.
  • the described method for diagnosing pathological conditions of extracellular tissue can be used in cosmetology and aesthetic medicine to assess the functional state of the skin, as well as to visualize and evaluate the effectiveness of the action of various cosmetic creams and drugs on the skin.
  • Method for the diagnosis of the functional (physiological) state of the local tissue site a device is used to measure the amount of water in the extracellular tissue.
  • the method of measuring the water content in the extracellular tissue, the accuracy of which exceeds 1%, is described in the section "Method for measuring the amount of water in the extracellular tissue”.
  • This method has an independent practical application, for example, for measuring the local moisture content of skin tissues in order to evaluate the effects of cosmetic creams.
  • the method for determining the sensitivity of the tissue to insulin Diagnosis of pre-diabetic condition.
  • the method of recording the sugar curve based on the continuous measurement of the temporal dynamics of a local parameter characterizing the state of the intercellular tissue of the local area, opens up fundamentally new possibilities for diagnosing a prediabetic state and determining the sensitivity of local tissue to insulin.
  • IGT impaired glucose tolerance
  • Modern medicine guidelines identify impaired glucose tolerance (IGT) as the concentration of glucose in the blood during an oral glucose tolerance test, lying between normal and diabetic values (2 hours after taking 75 g of glucose from 7.8 to 11, 0 mmol / l).
  • IGT can be considered a pre-diabetic state, although not all people with IGT develop diabetes.
  • every tenth adult has IGT, and its frequency increases with age, reaching every fourth among people aged 65-74 years.
  • Epidemiological studies conducted in different countries indicate a close relationship between IGT and obesity. For example, in a study conducted in the United States, it was found that the average BMI (overweight) in individuals who subsequently developed IGT was significantly higher than in individuals with a normal BMI. In a study done in
  • the method for recording the sugar curve described above allows the determination of NTG in the continuous monitoring mode with higher accuracy.
  • the method is effective for determining a pre-diabetic condition of type 2.
  • the method for determining the sensitivity of the tissue to insulin The method of continuous recording of the temporal dynamics of the rate of local tissue metabolism (speed sugar absorption by a local tissue site), described in the section “Method for measuring the rate of local metabolism”, allows you to determine the insulin sensitivity of the tissue by the nature of the temporal dynamics of the sugar absorption rate by the tissue.
  • the method for determining tissue sensitivity to insulin is based on the continuous recording of the temporal dynamics of the sugar absorption rate by the tissue. The amount of water in the intercellular substance of a local tissue site is measured and changes in the temporal dynamics as a result of external influences leading to characteristic changes in the sensitivity of the tissue to insulin are recorded.
  • the method for determining tissue sensitivity to insulin involves the following stages:
  • Biophysical fundamentals physics of the intercellular substance
  • Biophysical fundamentals mechanisms of micro circulation of tissue fluids
  • the physical properties of the intercellular tissue and also the physical mechanism that circulates blood in the capillary vessels and transport of tissue fluid are considered. in the extracellular space.
  • these sections show that the osmotic pressure of the intercellular substance, the elastic pressure (stress of elastic deformation of the intercellular substance) and the hydraulic pressure in the micro circulation system are uniquely determined by parameters that are state variables of the intercellular substance.
  • the variables of the intercellular substance state are external pressure, temperature and plasma glucose concentration.
  • the method of controlling micro circulation of tissue fluid is based on the possibility of changing the volume flow of tissue fluid circulating in the intercellular space by affecting the extracellular tissue with weak effects of physical and chemical nature.
  • External physical effects that can be used to control tissue fluid transport and lymphatic drainage include: external pressure, heat flow, constant magnetic field, constant electric current, etc.
  • the results of experiments on the study of effects are presented in figures 22, 23, 24, 25. effects on the local tissue site of various physical factors. Experimental results that are presented in these figures prove the possibility of changing the local water content in the intercellular substance with the help of physical effects of weak intensity and, thus, prove the possibility of effectively controlling the transport of tissue fluid using external physical and chemical effects.
  • By changing the external pressure FOG.
  • the degree of swelling of the intercellular substance water content in the intercellular substance
  • the volume flow of tissue fluid in the intercellular space and in the capillary vessel system can be changed.
  • Excessive external pressure on the local surface of the body leads to swelling of the intercellular tissue, and local decompression (vacuum), on the contrary, leads to compression of the intercellular tissue.
  • This method of compression of the intercellular substance an increase in the lumen of capillary vessels and an increase in the lumen of the channels in the intercellular space, through which the tissue fluid circulates, occurs.
  • the result of this local effect is an increase in the rate of the volume flow through the capillary vessels and the volume flow of the tissue fluid circulating in the intercellular space.
  • the figure 28 presents the results of experiments on the study of the effect of local decompression on the state of the intercellular substance. It is seen that a local decrease in pressure, relatively atmospheric, leads to the effect of reducing the water content in the intercellular substance caused by the compression effect of the intercellular substance. Local decompression in these experiments was carried out using the Alodek - 4ak local decompression apparatus, the appearance of which is shown in Figure 27. The local effect on the body surface is carried out using a special vacuum applicator (a kind of "can") within which the mode of dosed decompression is created and maintained.
  • a special vacuum applicator a kind of "can
  • This method of local pulsating effects on tissue leads to periodic pulsations of the osmotic and elastic pressure of the intercellular substance, as well as hydraulic pressure in the system of capillary vessels in the volume of tissue under the vacuum applicator.
  • Such an impact leads to pulsations of the volume of the intercellular space, characterized by the occurrence of pulsating fluid flows circulating in the system: "blood circulation capillaries - intercellular space - lymphatic drainage system"
  • tissue fluid provides for the delivery of nutrients and oxygen to the tissue cells and removal of the products of cellular metabolism into the circulatory system and lymphatic system.
  • tissue begins to more efficiently be supplied with sugars, nutrients and oxygen.
  • the processes of cellular metabolism and metabolism are accelerated: the speed increases cell tissue metabolism, which is a stimulating factor in cell growth and tissue regeneration.
  • L 0 - thickness (depth) of the volume of tissue beneath the applicator quantity tissue pressure P 0 can be determined by measuring the amount of water in the intercellular tissue or blood in blood pressure.
  • the thickness (depth) of the tissue under the applicator can be determined by measuring the perimeter of the circumference, the controlled area of the body.
  • the mechanism of sensitivity to a constant magnetic field is based on the fact that the transfer of charged ions in the volume of tissue is carried out by intercellular fluid flows, and a constant magnetic field causes the redistribution of these flows and the disturbance of the mechanical equilibrium of the system.
  • the method of controlling the transport of tissue fluid and lymphatic drainage is based on exposure to tissue through various physical factors that cause reversible changes in the water content in the intercellular space.
  • the physical factors that can be used to control the transport of tissue fluid include: local surface cooling (heating) or thermal electromagnetic radiation; local decompression and overpressure; constant electric current and magnetic field, acoustic oscillations (low-frequency vibration, ultrasound, etc.) and other factors.
  • Typical powers and physical effects are as follows: electromagnetic radiation of 0-20 mW / cm 2 , local decompression values of 0-100 mm Hg. Art., the value of the constant electric current is 0-100 nA, the values of the strength of the constant magnetic field are 0-50 mT.
  • the method of managing the transport of tissue fluid which is described above, can be used in the treatment of various diseases. Different diseases can lead to different characteristic changes in the state of the intercellular substance. Treatment and prevention of diseases that are accompanied by, in excess of the norm, swelling of the intercellular substance (the state of "tissue edema"), can be done with the help of effects that cause local compression of the intercellular tissue (local decompression, cooling).
  • Treatment and prevention of diseases that are accompanied by reduced water content in the intercellular substance can be carried out using the effects discussed above, which cause a local increase in the degree of swelling of the intercellular tissue (local compression, heating).
  • the method of controlling the transport of tissue fluid involves the following stages: 1) measure the water content in the extracellular tissue of the local tissue site;
  • diseases that can be effectively treated with this method are: diseases of the spine, in particular, osteochondrosis; sexual disorders, in particular, erectile dysfunction; joint diseases; a disease known as orange peel disease and other diseases; diseases of the internal organs.
  • the method allows the stimulation of the growth of breast tissue cells, leads to an increase in the elasticity of the tissue of the face and other parts of the body.
  • the method of managing transport of tissue fluid is also applicable for the treatment and prevention of type 2 diabetes.
  • a method for diagnosing a pathological state of internal organs consists in recording in real time the spatial and temporal distribution of a parameter characterizing the state of the intercellular substance of a local surface area.
  • Parameters that characterize the state of the extracellular tissue of the local area are, for example, the osmotic pressure of the extracellular substance, the water content of the intercellular substance, the value of the resulting trans capillary water flow.
  • the registration of the space-time distribution is carried out with the help of a multichannel system, the sensors of which are installed on the surface of the controlled body region, or with the help of a scanning system.
  • the figure 28 presents the figure, which schematically explains the method of recording the spatial and temporal distribution of the parameter characterizing the state of the intercellular substance (dynamic mapping).
  • Typical examples of the space-time distribution of the local metabolism rate obtained using a multichannel system (4 x 4 sensor array) are shown in figures 28-32.
  • the temperature of the internal organ (37 °), as a rule, is higher than the temperature of the superficial tissues (30 °).
  • This temperature difference leads to a difference in the osmotic pressure of the intercellular substance and the hydraulic pressure in the “channels” of the intercellular substance through which tissue fluid is transported.
  • the transport of tissue fluid from the depth to the surface occurs as a result of the difference in hydraulic pressure.
  • This process ensures the transfer of heat resulting from cellular metabolism from depth to surface and at the same time supports the process of evaporative cooling (imperceptible perspiration).
  • the development of the pathological state of an internal organ is accompanied by a change in the state of the intercellular tissue of this organ.
  • the osmotic pressure of the intercellular substance and the pressure in the micro circulation system are also low. Accordingly, the rate of circulation of tissue fluid in the direction towards the surface is reduced. Ultimately, this process leads to the appearance of spatial heterogeneity of water content in the intercellular substance and the speed and density of water flow through the ECL.
  • the space-time mapping of the water content in the extracellular tissue allows the diagnosis of the pathological state of the internal organs and the determination of deviations of organ metabolism from the norm.
  • the diagnostic method involves the following stages:
  • diagnostics are carried out.
  • the diagnostic method can also be based on comparing the values of parameters obtained by direct measurements with their values obtained from measurements of blood sugar and air temperature.
  • diagnostics includes the following additional stages: 5) measure the air temperature and blood sugar level;
  • Physiological tests can be local and general. Local physiological samples include: thermal effects, external pressure, local decompression, electric current, local muscular load.
  • An example of a general physiological test is, for example, the standard sugar load applied when conducting a glucose tolerance test.
  • the characteristic response of the local metabolism of the superficial portion of the tissue will, as a rule, be heterogeneous with disorders of the organ metabolism.
  • Physiological stress allows visualization of the internal areas of the body, which are characterized by impaired tissue metabolism.
  • the figure 32 shows the results of practical application, the method of diagnosis of internal organs using space-time mapping of the water content in the extracellular tissue.
  • the diagnostic methods described above allow the diagnosis of the pathological state of the internal organs, as well as the diagnosis of diseases, the development of which is accompanied by the formation of local areas with altered tissue properties.
  • diseases include malignant tumors or cancers.
  • the method allows detecting breast cancer in the early stages of its development, at almost any depth.
  • the process of formation and growth of a malignant tumor of breast cancer is accompanied by characteristic physiological changes in the tissue in the area of tumor localization, as well as changes in the tissue in the surface region, determined by the projection of the tumor region to the surface.
  • the following characteristic changes can be attributed: an increased level of glucose metabolism, which is characterized by an increased rate of sugar absorption by cancer tissue detected by a positron — emission tomograph; not characteristic of normal tissue, the high rate of reproduction of cancer cells; characteristic tissue compaction detected by X-ray methods; characteristic changes in microcirculation recorded by optical methods;
  • Typical physiological changes occur in surface tissues, the localization of which is determined by the projection of the tumor area to the surface.
  • Such changes include: changes in micro circulation, which are characterized by changes in surface temperature recorded using thermal imaging techniques;
  • the surface tissues located above the tumor area gradually enter into the mammary gland.
  • Malignant tumors have an increased level of glucose metabolism and an increased consumption of sugar by the tissue and, as a result, an increased level of heat production.
  • the "gold standard" among the known methods for diagnosing breast cancer is an X-ray mammography, which makes it possible to detect and localize a cancer tumor with a high probability.
  • the X-ray method does not allow to identify a cancer, to distinguish a cancer from a benign tumor.
  • the method of biopsy which is expensive and painful.
  • the method that allows to detect and identify malignant tumors is a positron - emission tomograph.
  • PET tomograph positron-emission tomograph
  • a decrease in the osmotic pressure of the intercellular tissue in the tumor area leads to a decrease (or equalization) of the osmotic pressure gradient of the intercellular tissue in the direction from the tumor to the surface.
  • the consequence of this is a significant decrease in the rate of water transport through the epidermis and a decrease in the water content in the intercellular substance of the surface layers, in particular, of the skin and the RSE.
  • the measurement methods described above in the sections “Method for measuring the rate of local tissue metabolism”, “Method for measuring the amount of water in the intercellular tissue” and “Method for measuring the osmotic pressure of the intercellular tissue and pressure in the microcirculation system” open up fundamentally new opportunities for early detection of breast cancer. glands.
  • the method for early diagnosis of breast cancer is also based on the diagnostic methods described in the sections “Method for diagnosing the pathological state of the intercellular tissue” and “Method for diagnosing the pathological state of the internal organs”. These methods allow you to perform diagnostics in two possible practical modifications: 1) Additional diagnostics. In this embodiment, the method is used as a method additional to the standard X-ray method;
  • the value of the parameter characterizing the state of the intercellular substance for example, the amount of water in the intercellular substance, osmotic pressure or the resulting trans capillary flow.
  • the measurement is carried out at two points (areas, zones) of the body surface - directly coinciding with the area projections of the tumor to the surface and outside this area;
  • the diagnostic method can also be based on comparing the values of parameters obtained by measurements with their values obtained by calculation.
  • Such diagnostics includes the following additional stages:
  • the character and degree of the pathological state of the intercellular substance of the local area are determined by characteristic deviations of the parameter values.
  • the physiological changes that occur in the tissue during the development of a cancerous tumor also lead to a change in the nature of the dynamic responses of the intercellular substance, in response to various physiological effects.
  • the intercellular tissue response to the effects of weak heat fluxes and external pressures is modified.
  • the local tissue response in response to the sugar load is also modified.
  • Such diagnostics is based on recording the temporal dynamics of a parameter characterizing the state of the intercellular substance under different physiological influences and includes the following additional or independent stages: 5) measure the value of the parameter characterizing the state of the intercellular tissue in real time (for example, the amount of water in the intercellular tissue);
  • a method for early diagnosis of breast cancer according to the diagnosis ", in contrast to the option" Additional diagnosis ", instead of stage number 1) involves the following stage:
  • Registration in real time of a parameter characterizing the state of the intercellular substance allows (in the first stage) localization of a region with altered tissue characteristics. After the spatial localization of the problem area of the surface, with the help of the subsequent stages described above, breast cancer is diagnosed.
  • the graphs presented in figure 25, explain the principle of registration in real time of parameters that characterize the state of two, spatially separated, local tissue areas.
  • the registered parameter is the rate of local tissue metabolism (heat production).
  • the red and blue graphs are monitoring curves obtained using an experienced instrument made in the version of a 2-channel microcalorimeter.
  • the arrow indicates the time of oral sugar intake.
  • the distance between the measuring sensors is 1.2 cm. Based on the analysis of the curves, it can be seen that the temporal changes in the heat production of two closely located sections of tissue are almost synchronous. The time delay between the monitoring curves does not exceed 100 seconds.
  • the high sensitivity and spatial detection of the microcalorimeter allow it to be used for the detection of malignant tumors and the early medical diagnosis of breast cancer.
  • the methods for measuring the rate of local tissue metabolism and parameters of the micro circulation of a local tissue site offer fundamentally new opportunities for visualizing the effects of therapeutic effects, and also allow us to determine the effectiveness of therapeutic effects in real time.
  • the described method is applicable for the visualization of almost all types of therapeutic effects, including both medical effects and non-medical effects, such as physiotherapy effects, acupuncture, homeopathy, etc.
  • the method is applicable to visualize both systemic, general body effects, and local effects on different areas of body tissue.
  • this method allows to visualize the effects of traditional physiotherapy, which today includes such methods of physiotherapy as local decompression, a constant magnetic field, electric current, ultrasound, electromagnetic radiation of the optical and infrared range, etc.
  • the described method makes it possible not only to visualize the therapeutic effect, but also to optimize the modes and doses of the therapeutic effect in order to optimize the therapeutic effect in real-time feedback mode.
  • the developed technology allows to reduce the electronic components of the device to the size of a single integrated circuit and, thus, reduce the size of the intended for practical use to reduce to a size not exceeding the size of a wristwatch.
  • the measurements were carried out using an experimental instrument in the continuous monitoring mode (one measurement in 5-10 seconds) with a duration of experiments from 30 to 150 minutes.
  • the calibration of an experimental instrument is carried out individually for each patient in 4 measurements made from blood samples from the fingers.
  • the number of control measurements on blood samples from the fingers during each experiment ranged from 2 to 9 measurements.
  • Control measurements of blood samples from a finger were carried out using an Assu- ⁇ h Canalk Astiva glucometer (Rosh Diagopostimers GmbH, Roshe Gr Whyup).
  • a total of 26 experiments were conducted with a total number of control measurements 101.
  • the results of comparative experiments are presented in figures 9-14 ("Results of the study on a practically healthy patient") and figures 15-20 ("Results of studies on patients with diabetes").
  • the figure 9 presents a graph of the correlation of the testimony of an experimental device with the indications of an invasive glucometer according to the results of 15 experiments conducted on one practically healthy subject.
  • Control measurements were carried out using the meter "Assu ⁇ h Mandarink Astive".
  • the total number of control measurements for blood samples in 15 experiments is 38 measurements. All measurements are made with one calibration.
  • the characteristic results of such experiments made at different times during the day, as well as on different days are presented in Figures 10-14.
  • the figure 10 presents the characteristic results of comparative measurements: measurements of the dynamics of blood sugar levels, made with the help of an experienced instrument, in the monitoring mode (red curve, measurement frequency 5-10 sec.) And standard gauge "Assu Chek Activa” manufactured by the company Roshe Daggistics Gmb ⁇ (gray rectangles). Accuracy of the AssuChak Activa blood glucose meter, which measures the blood sugar level using the photometric method (using finger samples) is 1-2%.
  • the graphs show the results of two experiments to measure the blood sugar level in a practically healthy patient during the day: the first curve (from 12:00 to 13:30) - changes in blood sugar levels caused by the sugar load (sugar curve); the second curve (from 15:10 to 16:15) is the dynamics of the blood sugar level approximately 30–40 minutes after meals during lunch.
  • the total number of measurements on blood samples in these experiments is 7 measurements (at time point 13:20, during the first experiment, 3 measurements were made from a single sample).
  • Figure 11 shows the temporal dynamics of blood sugar levels caused by a standard sugar load (glucose tolerance test or "Sugar curve") (the first of the two graphs shown in figure 10).
  • the red curve is the dynamics of the blood sugar level recorded in the monitoring mode using an experienced instrument;
  • the results of control measurements carried out with the help of AssuChak Astiva are shown in squares of gray.
  • the moment of taking sugar load is marked by an arrow.
  • the figure 12 presents the results of the registration of the temporal dynamics of blood sugar levels, 30 minutes after lunch (the second, of the two graphs presented in figure 10).
  • the graphs of figure 13 show the results of two experiments (before dinner and after) measuring the blood sugar level in a practically healthy patient: the first curve (from 20:30 to 21:00) is the change in the blood sugar level before dinner; the second curve (from 10:00 pm to 10:30 pm) is the dynamics of the blood sugar level approximately 20-30 minutes after dinner.
  • the figure 14 presents the results of the registration of the temporal dynamics of blood sugar levels in the process of carrying out the procedure of the standard test glucose tolerance - "Sugar curve".
  • the arrow marks the moment of sugar loading. Examples of practical use.
  • the measurements were carried out using an experimental instrument in continuous monitoring mode with a duration of experiments from 30 to 60 minutes.
  • the number of control measurements for blood samples taken from the fingers during each experiment ranged from 4 to 9 measurements.
  • Control measurements of blood samples from the fingers were carried out with the help of the Assu- ⁇ h Foodk Astiva glucometer (Roche Diagrams Experts GmbH, Roche Gigor). A total of 11 experiments were conducted with a total number of control measurements 63. The characteristic results of these experiments are presented in figures 15-20. Examples of practical use. The results of pilot studies in patients with diabetes. Patient (Dl) with type 1 diabetes. The figure 15 presents a graph of the correlation of the testimony of an experimental device with the testimony of the control glucometer based on the results of 4 experiments conducted on one patient Dl with type 1 diabetes (female, 55 years old). The control measurements were carried out using the AssuCh Canalk Active. The total number of control measurements for blood samples in 4 experiments is 21 measurements.
  • the figure 18 presents a graph of the correlation of the testimony of an experimental device with the indications of an invasive glucometer based on the results of 4 experiments conducted on one patient with type 2 diabetes (male, 76 years old). Control measurements were carried out using the meter "Assu ⁇ h Mandarink Astive". The total number of control measurements for blood samples in 4 experiments is 21 measurements. All measurements are made with one calibration. The readings of the test instrument, at the time points corresponding to the time points of the control measurement on finger samples, coincide with the readings of the certified glucometer with an accuracy determined by the error of the latter (1-2%). The characteristic results of these experiments, made on different days, are presented in figures 19-20.
  • Musin RF RF PATENT JST-? 2087128 to the invention "Device for measuring the electrical properties of the stratum corneum of the epidermis".

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Optics & Photonics (AREA)
  • Emergency Medicine (AREA)
  • Dermatology (AREA)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • Radiology & Medical Imaging (AREA)
  • Measuring And Recording Apparatus For Diagnosis (AREA)
  • Measurement Of The Respiration, Hearing Ability, Form, And Blood Characteristics Of Living Organisms (AREA)

Description

СПОСОБ И УСТРОЙСТВО ДЛЯ МИКРОКАЛОРИМЕТРИЧЕСКОГО
ИЗМЕРЕНИЯ СКОРОСТИ ЛОКАЛЬНОГО МЕТАБОЛИЗМА ТКАНИ,
СОДЕРЖАНИЯ ВОДЫ В МЕЖКЛЕТОЧНОЙ ТКАНИ, КОНЦЕНТРАЦИИ
БИОХИМИЧЕСКИХ КОМПОНЕНТОВ КРОВИ И ДАВЛЕНИЯ В СЕРДЕЧНО- СОСУДИСТОЙ СИСТЕМЕ
Настоящее изобретение относится к медицине, в частности, к способам измерения теплового эффекта и скорости локального метаболизма живой ткани, содержания воды в межклеточной ткани, а также концентрации биохимических компонентов крови, в частности содержания глюкозы в крови, и давления в сердечно- сосудистой системе.
ПРЕДШЕСТВУЮЩИЙ УРОВЕНЬ ТЕХНИКИ
Согласно Американской Ассоциации Диабетиков примерно 6% населения США, т.е. примерно 16 миллионов человек, страдает сахарным диабетом. Согласно отчетам этой же Ассоциации диабет находится на седьмом месте среди заболеваний, приводящих к летальному исходу в США. Число летальных исходов, вызываемых диабетом, составляет примерно 200000 случаев в год. Диабет является хроническим заболеванием, способы излечения которого на сегодняшний день все еще находятся в стадии разработки. Диабет часто приводит к развитию осложнений, таких как слепота, почечные нарушения, нервные заболевания и сердечно-сосудистые заболевания. Диабет является ведущим заболеванием, приводящим к слепоте в возрасте от 20 до 74 лет. Примерно от 12000 до 24000 человек в год теряют зрение по причине диабета. Диабет является ведущей причиной заболеваний почек, примерно в 40% новых случаев. с
Примерно 40-60% больных диабетом имеют предрасположенность к различным формам нервных заболеваний, которые могут привести к ампутации конечностей. Больные диабетом примерно в 2-4 раза более предрасположены к сердечным заболеваниям, в частности, инфаркту миокарда.
Диабет представляет собой заболевание, связанное с недостаточной продукцией или неэффективным использованием инсулина клетками организма. Несмотря на то, что причины заболевания поняты не полностью, некоторые факторы, такие как генетические, окружающей среды, вирусные, идентифицированы.
Существует две основных разновидности диабета: 1 типа и 2 типа. Диабет 1 типа (известный как инсулин - зависимый диабет) является аутоиммунным заболеванием, при котором выработка инсулина полностью прекращается, и чаще всего развивается в детстве и юности. Больные диабетом 1 типа нуждаются в ежедневных инъекциях инсулина.
Диабет 2 типа является метаболическим заболеванием, вызванным тем, что организм не в состоянии производить достаточное количество инсулина или неэффективно использует его. Больные диабетом 2 типа составляют примерно 90-95% от общего числа диабетиков. В США заболеваемость диабетом 2 типа приближается к эпидемиологическому порогу, в основном благодаря увеличению числа американцев пожилого возраста и значительному преобладанию малоподвижного образа жизни и ожирению.
Инсулин способствует проникновению глюкозы в клетку с последующим ее расщеплением для получения энергии для всех метаболических процессов. У диабетиков глюкоза не может проникнуть в клетку, накапливаясь в крови, а клетки испытывают энергетический голод.
Больные диабетом 1 типа самостоятельно вводят инсулин с помощью специального шприца и картриджа. Также возможна непрерывная подкожная инъекция инсулина посредством имплантированной помпы. Инсулин обычно получают из поджелудочной железы свиньи или синтезируют химически. Врачи настоятельно рекомендуют пациентам, принимающим инсулин, осуществлять самостоятельный мониторинг содержания сахара в крови. Опираясь на знание уровня сахара в крови, пациенты могут регулировать дозу инсулина при очередной инъекции. Регулировка необходима, поскольку уровень сахара в крови меняется в течение дня и день ото дня в силу различных причин. Несмотря на важность такого мониторинга, несколько проведенных исследований показали, что доля пациентов, которые осуществляют такой мониторинг хотя бы раз в день, падает с возрастом. Это падение происходит в основном из-за того, что метод мониторинга, который сегодня используется, связан с инвазивным отбором пробы крови из пальца. Многие пациенты считают взятие пробы крови из пальца более болезненной процедурой, чем инъекция инсулина.
Известны способы и устройства для определения уровня сахара в крови: [19-24]. Предлагаемый способ и устройство для его осуществления позволяют определять содержание сахара в крови путем измерения с помощью калориметрического метода теплового эффекта (теплопродукции) и скорости локального метаболизма ткани. На существование функциональной зависимости между скоростью поглощения сахара клетками ткани и его содержанием в крови указывается в работах [2, 8, 9].
Известными методами физиологической калориметрии являются методы: прямой калориметрии и непрямой калориметрии [16].
Метод прямой калориметрии предусматривает непосредственное определение суммарного количества выделяемого тепла с помощью калориметрической камеры для живых объектов. Метод непрямой калориметрии позволяет определять количество выделяемого тепла косвенным путем, на основе учета динамики дыхательного газообмена с помощью респираторных камер и различных систем. Различают две возможные модификации метода непрямой калориметрии: метод полного газового анализа (учет поглощенного СЬ и выделенного СОг) и метод неполного газового анализа (учет поглощенного Ог).
Наиболее близким по технической сущности и достигаемому результату к заявляемому объекту является способ измерения скорости базального метаболизма человеческого организма с помощью калориметра всего тела (прямая калориметрия), описанный в [26]. (Dеtегmiпаtiоп оf thе bаsаl mеtаbоliс rаtе оf humапs with а whоlе bоdу саlоrimеtег. US Раtепt # 4,386,604). По измерению температуры воздуха и суммарного количества воды, испаряющейся с поверхности всего тела, определяют суммарную теплоотдачу всего тела и вычисляют скорость базального метаболизма.
Другим, наиболее близким по технической сущности и достигаемому результату к заявляемому объекту, является способ измерения, описанный в [25] (Whоlе bоdу саlоrimеtег., US Раtепt # 5,040,541).
Основными недостатками упомянутых способов является то, что для их реализации требуются громоздкие, стационарные и дорогостоящие калориметрические камеры всего тела. Кроме того, метод прямой калориметрии характеризуется низкой точностью. Целью настоящего изобретения является повышение точности измерения.
Поставленная цель достигается тем, что измеряется тепловой эффект локального метаболизма ткани и определяется содержание сахара в крови. Величина теплового эффекта определяется путем измерения суммарного количества воды, испаряющейся с поверхности кожи в процессе неощутимой перспирации, и измерения температуры окружающей среды.
СПИСОК ФИГУР:
Фигура 1. Графики зависимости осмотического давления межклеточной ткани и гидравлического капиллярного давления от безразмерного параметра α = Ро/Р.
Фигура 2. График зависимости напряжения упругой деформации межклеточного вещества (эластического давления) от гидравлического давления внутри капилляра.
Фигура 3. Графики зависимости осмотического давления межклеточного вещества и гидравлического давления внутри капилляра от безразмерного параметра "α" для различных значений концентрации глюкозы в крови.
Фигура 4. Зависимость напряжения упругой деформации межклеточного вещества (эластического давления) от безразмерного параметра "α" для различных значений концентрации глюкозы в крови.
Фигура 5. График зависимости гидравлического давления внутри капилляра от концентрации глюкозы в крови. По оси ординат отложено гидравлическое капиллярное давление в миллиметрах ртутного столба относительно атмосферного давления. По оси абсцисс отложена величина содержания сахара в крови в мили молях на литр.
Фигура 6. Эквивалентная электрическая схема устройства для измерения количества воды в межклеточной ткани с помощью электрометрического метода.
Фигура 7. Фотография внешнего вида опытного прибора для неинвазивного измерения уровня сахара в крови и скорости локального метаболизма ткани. Фигура 8. Характерная временная динамика поперечной электрической проводимости рогового слоя эпидермиса (РСЭ), вызванная процессом набухания межклеточного вещества.
Фигура 9. График корреляции показаний опытного прибора с показаниями стандартного глюкометра по результатам 15 экспериментов, проведенных на одном практически здоровом испытуемом. Для контрольных измерений использовался глюкометр "Ассu Сhеk Асtivе". Общее число контрольных измерений по пробам крови в 15 экспериментах составляет 38 измерений. Все измерения сделаны с одной калибровкой. Показания опытного прибора, в моменты времени, соответствующие моментам времени контрольного измерения по пробам крови из пальца, совпадают с показаниями сертифицированного глюкометра с точностью 1-2%, определяемой погрешностью последнего. Характерные результаты таких экспериментов, сделанных в разное время в течение дня, а также в разные дни, представлены на Фигурах 10-14.
Фигура 10. Характерные результаты сравнительных измерений: измерения динамики уровня сахара в крови, сделанные с помощью опытного прибора, в режиме мониторинга (кривая красного цвета, частота измерений 6 сек.) и стандартного глюкометра "Ассu Сhеk Асtivе" производства фирмы Rосhе Diаgпоstiсs GmbН (прямоугольники серого цвета). Точность глюкометра "Ассu Сhеk Асtivе", измеряющего уровень сахара в крови фотометрическим способом (по пробам крови, взятым из пальца) составляет 1-2%. На графиках представлены результаты двух экспериментов по измерению уровня сахара в крови у практически здорового пациента в течение дня: первая кривая ( с 12:00 до 13:30) - изменения уровня сахара в крови, вызванные сахарной нагрузкой ("сахарная кривая"); вторая кривая (с 15:10 до 16:15) - динамика уровня сахара в крови примерно через 30-40 минут после приема пищи во время обеда. Общее количество измерений по пробам крови в этих экспериментах составляет 7 измерений (в момент времени 13:20 во время первого эксперимента было сделано 3 измерения из одной пробы). Фигура 11. Результаты теста толерантности к глюкозе ("Сахарная кривая") на практически здоровом пациенте (первый график на фигуре 10.). Кривая красного цвета - временная динамика уровня сахара в крови, зарегистрированная в режиме мониторинга, с помощью опытного прибора; результаты измерений, сделанных с помощью прибора "Ассu Сhеk Асtivе", показаны квадратами серого цвета. Момент приема сахарной нагрузки отмечен стрелкой.
Фигура 12. Временная динамика уровня сахара в крови у практически здорового пациента, через 30 минут после обеда (второй график на фигуре 10.).
Фигура 13. На графиках представлены результаты двух экспериментов (до ужина и после) по измерению уровня сахара в крови у практически здорового пациента: первая кривая ( с 20:30 до 21:00) — изменения уровня сахара в крови до ужина; вторая кривая (с
22:00 до 22:30) - динамика уровня сахара в крови примерно через 20-30 минут после ужина.
Фигура 14. Результаты теста толерантности к глюкозе - "Сахарная кривая" на практически здоровом пациенте. Стрелкой отмечен момент приема сахарной нагрузки.
Фигура 15. График корреляции показаний опытного прибора с показаниями контрольного глюкометра по результатам 4 экспериментов, проведенных на одном пациенте Dl с диабетом 1-типa (женщина, 55лeт). Для контрольных измерений использовался глюкометр "Ассu Сhеk Асtivе". Общее число контрольных измерений по пробам крови в 4 экспериментах составляет 21 измерение. Все измерения сделаны с одной калибровкой. Показания опытного прибора, в моменты времени, соответствующие моментам времени контрольного измерения по пробам из пальца, совпадают с показаниями сертифицированного глюкометра с точностью, определяемой погрешностью последнего (1-2%). Характерные результаты этих экспериментов, сделанных в разные дни представлены на фигурах 16 - 17.
Фигура 16. Временная динамика уровня сахара в крови у пациента Dl через 1.5 часа после ужина.
Фигура 17. Временная динамика уровня сахара в крови у пациента Dl перед ужином. Фигура 18. График корреляции показаний опытного прибора с показаниями контрольного глюкометра по результатам 4 экспериментов, проведенных на одном пациенте с диабетом 2-типa (мужчина, 76 лет). Для проведения контрольных измерений использовался глюкометр "Ассu Сhеk Асtivе". Общее число контрольных измерений по пробам крови в 4 экспериментах составляет 21 измерение. Все измерения сделаны с одной калибровкой. Показания опытного прибора, в моменты времени, соответствующие моментам времени контрольного измерения по пробам из пальца, совпадают с показаниями сертифицированного глюкометра с точностью, определяемой погрешностью последнего (1-2%). Характерные результаты этих экспериментов, сделанных в разные дни представлены на фигурах 19-20.
Фигура 19. Временная динамика уровня сахара в крови у пациента D2 сразу после ужина.
Фигура 20. Временная динамика уровня сахара в крови у пациента D2 после обеда.
Фигура 21. Характерная временная динамика количества воды в межклеточной ткани в процессе мышечной нагрузки. Фигура 22. Зависимость содержания воды в межклеточной ткани от внешнего давления.
Фигура 23. Зависимость содержания воды в межклеточной ткани (и плотности потока воды через РСЭ) от внешнего теплового потока.
Фигура 24. Характерная временная динамика содержания воды в межклеточной ткани при локальном воздействии на поверхность тепловых потоков. По оси абсцисс - время в секундах, по оси ординат содержание воды в роговом слое эпидермиса в относительных единицах. Стрелками отмечены начало и окончание воздействия (а - начало, б - окончание воздействия). 1- локальный нагрев с помощью теплового потока
"+"10 мВт/см2; 2 и 3 -локальное охлаждение с помощью теплового потока "-"10мBт/cм2. Фигура 25. Зависимость содержания воды в межклеточной ткани от содержания сахара в крови.
Фигура 26. Характерные примеры нарушений сердечно-сосудистой системы.
Фигура 27. Фотография внешнего вида аппарата для локальной декомпрессии.
Фигура 28. Временная динамика количества воды в межклеточной ткани в процессе воздействия на поверхность тела локальной декомпрессии. Локальная декомпрессия вызывает сжатие межклеточной ткани в объеме ткани под аппликатором.
Фигура 29. Временная динамика скорости поглощения сахара тканью и теплопродукции в процессе проведения теста толерантности к глюкозе. Графики красного и синего цвета являются кривыми мониторинга, полученными с помощью опытного прибора 2-х канального микрокалориметра. Стрелкой отмечен момент времени перорального приема сахарной нагрузки. Расстояние между измерительными сенсорами составляет 1.2см. Исходя из анализа кривых, видно, что временные изменения теплопродукции двух близко расположенных участков ткани практически синхронны.
Временная задержка между кривыми мониторинга не превышает 100 секунд. Фигура 30. Рисунок, поясняющий метод регистрации двумерного пространственно-временного распределение скорости локального метаболизма с помощью многоканальной матрицы датчиков (16 каналов 4x 4) .
Фигура 31. Двумерное пространственно-временное распределение скорости локального метаболизма, полученное с помощью многоканальной матрицы датчиков (16 каналов 4x4). Представленные результаты поясняют метод динамического картирования скорости локального метаболизма ткани.
Фигура 32. Визуализация терапевтического воздействия с помощью многоканальной регистрации в реальном времени.
Фигура 33. Визуализация терапевтического воздействия с помощью метода динамического картирования. Фигура 34. Пространственно временное распределение содержания воды в межклеточной ткани при язвенной болезни желудка.
ПОДРОБНОЕ ОПИСАНИЕ ИЗОБРЕТЕНИЯ Физические основы теплообмена живой ткани с окружающей средой.
Теплообмен представляет собой самопроизвольный и необратимый процесс переноса теплоты, обусловленный градиентом температуры. Различают следующие виды теплообмена: теплопроводность, конвекция, лучистый теплообмен, теплообмен при фазовых превращениях. Теплоотдача представляет собой теплообмен между поверхностью тела и соприкасающейся с ней средой - теплоносителем (жидкостью, газом).
Испарительное охлаждение представляет собой теплообмен между тканью и окружающей средой, обусловленный испарением воды, поступающей к поверхности эпидермиса из глубинных слоев ткани. Плотность теплового потока, определяется произведением теплоты испарения (теплоты парообразования) на плотность потока воды, испаряющейся с поверхности.
Лучистый теплообмен (радиационный теплообмен, лучистый перенос) представляет собой перенос энергии от одного тела к другому, обусловленный процессами испускания, распространения, рассеяния и поглощения электромагнитного излучения. Каждый из этих процессов подчиняется определенным закономерностям.
Так, в условиях равновесного теплового излучения испускание и поглощение подчиняются закону излучения Планка, закону излучения Стефана-Больцмана, закону излучения Киргоффа.
Существенное отличие лучистого теплообмена от других видов теплообмена (конвекции, теплопроводности) заключается в том, что он может протекать при отсутствии материальной среды, разделяющей поверхности теплообмена, так как электромагнитное излучение распространяется и в вакууме.
Закон излучения Планка устанавливает связь между интенсивностью излучения, спектральным распределением и температурой черного тела. При увеличении температуры, энергия излучения возрастает. Энергия излучения зависит от длины волны. Суммарная энергия, излучаемая черным телом и измеряемая бесконтактным инфракрасным термометром, является суммарной энергией, излучаемой на всех длинах волн. Она пропорциональна интегралу уравнения Планка по длинам волн и описывается в физике законом Стефана-Больцмана.
Закон излучения Стефана-Больцмана, утверждает пропорциональность 4-й степени абсолютной температуры T полной объемной плотности р равновесного излучения: р = а* Т4, где а - постоянная, и, связанной с ней, полной испускательной способности W:
W = P+T4, где β - постоянная Стефана-Больцмана.
Лучистый теплообмен между поверхностью ткани и окружающей средой определяется соотношением:
ΔW = β*(Tтк 4 - TBOЗД 4) = W0*(4ΔTУT) = Wo*[4(Tтк-Tвoзд.)/Tтк]
ΔТ <( Tтк>
Tтк. - температура поверхности кожи,
Твозд. - температура окружающего воздуха. W0 = β*Tтк 4.
ΔW - тепловое излучение с поверхности ткани в окружающую среду.
Теплопроводность представляет собой один из видов переноса теплоты от более нагретых частей тела к менее нагретым. Теплопроводность приводит к выравниванию температуры. При теплопроводности перенос энергии осуществляется в результате непосредственной передачи энергии от частиц, обладающих большей энергией, частицам с меньшей энергией. Если относительное изменение температуры T на расстоянии средней длины свободного пробега частиц мало, то выполняется основной закон теплопроводности (закон Фурье): плотность теплового потока q пропорциональна градиенту температуры gгаd T: Q = -λ*gгad T, где λ - коэффициент теплопроводности или теплопроводность, не зависящий от gгаd T . Коэффициент λ зависит от агрегатного состояния вещества, его молекулярного строения, температуры, давления, состава и т.д.
Конвекция представляет собой перенос теплоты в жидкостях и газах потоками вещества. Конвекция приводит к выравниванию температуры вещества. При стационарном подводе теплоты к веществу в нем возникают стационарные конвекционные потоки. Интенсивность конвекции зависит от разности температур между слоями, теплопроводности и вязкости среды.
Испарительное охлаждение представляет собой теплообмен между тканью и окружающей средой, обусловленный испарением воды, поступающей к поверхности эпидермиса из глубинных слоев ткани посредством транспорта воды по межклеточному пространству. Плотность теплового потока определяется произведением теплоты испарения (теплоты парообразования) на плотность потока воды, испаряющейся с поверхности.
Как известно, в комфортной зоне температур в нормальных условиях транспорт воды посредством потоотделения практически отсутствует и основной вклад в процесс испарительного охлаждения определяется транспортом воды к поверхности тела. В физиологии и медицине этот процесс известен как процесс неощутимой перспирации
[16].
Неощутимая перспирация воды наблюдается в так называемых "комфортных условиях":
Температура окружающего воздуха: 18-25°C,
Атмосферное давление: 740-760 мм ртутного столба.
Известно, что интенсивность процесса испарительного охлаждения в комфортных условиях составляет 400-700 мл/сутки или 10"8-10'7 г/ceк*cм2. Это соответствует значениям тепловых потоков 1-10 м Вт/см2.
Физические механизмы процесса переноса воды к поверхности тела, обеспечивающего поддержание теплового баланса локального участка ткани, рассмотрены в разделах "Биофизические основы: механизм транспорта воды через эпидермис" и "Биофизические основы: механизм не диффузионного теплопереноса из глубины к поверхности".
Механизм теплопереноса из глубины к поверхности Результаты экспериментальных исследований, проведенных нами, прямо указывают на механизм не диффузионного переноса тепла, образующегося в процессе клеточного метаболизма, к поверхности тела. Этот механизм обладает следующими особенностями:
1. Результирующий транс - капиллярный поток воды, поступающий из капиллярного сосуда в межклеточную ткань, по межклеточному пространству переносится к поверхности тела и поддерживает процесс испарительного охлаждения.
2. Тепло, образующееся в процессе клеточного метаболизма, поглощается потоком воды, циркулирующим в межклеточном пространстве, (вследствие ее высокой теплоемкости), переносится из глубинных слоев к поверхности тела и рассеивается в окружающую среду в процессе испарения воды с поверхности.
Физические механизмы теплопереноса из глубинных слоев к поверхности подробно рассмотрены в разделе "Биофизические основы: механизм не диффузионного теплопереноса из глубины к поверхности". Механизм поддержания температуры живой ткани
Постоянство теплосодержания живой ткани обеспечивается балансом между вырабатываемым теплом, теплопродукцией, и теплом, отдаваемым в окружающую среду, теплоотдачей:
M + R + C + T + E = Q, M - теплопродукция,
R - теплоотдача посредством излучения (лучистый теплообмен),
С - теплоотдача посредством конвекции,
T - теплоотдача посредством теплопроводности,
E - теплоотдача посредством испарения (испарительное охлаждение), Q - теплосодержание.
В условиях стационарного равновесия теплосодержание равно нулю (Q=O), а температура ткани постоянна (T=const).
В результате проведенных экспериментальных исследований были изучены основные закономерности, определяющие связь между плотностью потока воды через роговой слой эпидермиса (РСЭ), температурой окружающей среды и теплопродукцией живой ткани:
При возрастании температуры окружающей среды (при неизменном уровне теплопродукции) происходит линейно пропорциональное уменьшение теплоотдачи, обусловленной разностью температур ( излучение, теплопроводность и конвекция). Одновременно, пропорционально росту температуры, происходит увеличение теплоотдачи за счет испарения, таким образом, что результирующий тепловой баланс и температура ткани остаются постоянными.
При возрастании теплопродукции (при неизменной температуре окружающей среды) происходит линейно пропорциональное увеличение интенсивности испарительного охлаждения, таким образом, что результирующий тепловой баланс и температура ткани остаются неизменными.
Физические механизмы, обеспечивающие поддержание теплового баланса локального участка ткани, рассмотрены в разделах "Биофизические основы: физика межклеточной ткани", "Биофизические основы: механизм транспорта воды через эпидермис". Физиологические и биохимические основы теплопродукции живой ткани Окисление глюкозы, одного из основных поставщиков энергии в организме, происходит в соответствии с уравнением, которое может быть представлено в следующем виде: Глюкоза + Кислород => CO2 + H2O.
Изменение стандартной свободной энергии в этой реакции при физиологических условиях равно:
ΔG = -686000 кал/моль.
Для сравнения, мужчина весом в семьдесят килограмм, поднимаясь по лестнице в течение часа, затрачивает примерно 1000000 кал. Отсюда ясно, что упомянутые выше
686 000 кал представляют собой огромное количество энергии. Разумеется, работа, производимая человеком, значительно меньше расходуемой при этом энергии, так как при необратимом процессе не все изменение свободной энергии преобразуется в работу.
Реальная эффективность этого преобразования, как будет пояснено ниже, не выше 40%. Более того, пища не "сгорает" сразу и непосредственно в кислороде, высвобождая энергию в форме тепла, а это высвобождение происходит поэтапно и включает ряд довольно сложных химических превращений, каждая из которых дает небольшую
"порцию" энергии.
Глюкоза окисляется в организме, образуя диоксид углерода и воду; это один из самых универсальных процессов, который лежит в основе процессов дыхания и пищеварения.
При разрушении каждой молекулы глюкозы, сопровождающемся понижением свободной энергии, высвобождается энергия, достаточная для образования 93 молекул
АТФ путем присоединения фосфатных групп к молекулам АДФ. Оказывается, что реально образуются не все 93 молекулы. При этом, весь процесс включает большое число ферментативных реакций. Питательные вещества (углеводы, жирные кислоты и аминокислоты) вступают в серию реакций, образующих цикл Кребса (или цикл трикарбоновых кислот), в процессе которого углеродный остов молекул распадается с образованием CO2, но АТФ здесь не образуется. На следующих этапах реакции происходит перенос электронов с помощью специальных ферментов (дыхательная цепь).
На этих этапах синтезируется АТФ, а последний шаг на пути длительного процесса переноса электрона заключается в присоединении его к молекулярному кислороду.
Процесс переноса электрона по дыхательной цепи в целом, приводящий к накоплению энергии в молекулах АТФ, называется окислительным фосфорилированием. В результате этого процесса образуется 38 молекул АТФ в расчете на каждую потребленную молекулу глюкозы. Эффективность такого преобразования равна 38/93=40%.
Величину теплопродукции, или тепловой мощности, организма можно количественно оценить исходя из следующих простых соображений. Энергетическая ценность питания человека составляет около 2400 ккал в сутки.
В первом приближении, 2400ккaл = 104 Дж, 1 сутки (24чaca) = 86400 секунд = 105 секунд.
Тогда энергия, потребляемая организмом человека в секунду, составит 104/105=0,l кДж*c'' или 100 Дж*c'', или 100 Вт; следовательно, тепловая мощность человека приблизительно равна мощности электрической лампочки, имеющей мощность 100 Вт.
При мышечном сокращении АТФ, донор энергии для процесса мышечного сокращения, в ходе реакции с миозином позволяет получать максимум 50 Дж*г"' энергии. Это означает, что идеальной мышечной системе (т.е. с коэффициентом полезного действия, равным 100%) для подъема груза массой lкг на высоту 5 м понадобилось бы израсходовать 2*10'3 моль АТФ. На самом деле, коэффициент полезного действия мышц составляет около 30-40%, остальная же часть высвобождается в виде тепла.
В нормальных условиях жизнедеятельности организма глюкоза является основным энергетическим субстратом. Нормальная концентрация глюкозы в плазме крови человека, в зависимости от условий питания, поддерживается в пределах 50-120 мг %. После еды, в течение фазы всасывания, концентрация глюкозы в системе воротной вены может достигать более 270 мг %. Повышение содержания глюкозы в крови всегда вызывает увеличение секреции инсулина.
В организме человека в состоянии покоя натощак скорость обмена глюкозы составляет в среднем 140 мг/ч на 1 кг массы тела, причем примерно 50% глюкозы потребляется головным мозгом, 20% - мышцами, 20% - эритроцитами и почками, 20% - мышцами и только 10% глюкозы остается на другие ткани.
Скорость утилизации (скорость обмена) глюкозы у здорового человека является линейной функцией концентрации глюкозы в плазме крови. Математическая зависимость утилизации глюкозы от ее концентрации в крови у нормальных людей выражается уравнением:
Ru = 0,02554C + 0,0785,
А у больных некетотическим диабетом:
R11 = 0.004448C + 2,006, где Ru - скорость утилизации глюкозы, мг/ мин на lкг массы тела, а С - концентрация глюкозы в плазме крови, мг %, [Rеiсhагd G.А. еt аl., 1963; Fогbаth N., Hetenui C, 1966; Мооrhоusе J.A., 1973; Моогhоusе J.A., еt аll., 1978; HaIl S. E. H. еt аll., 1979., [2,8,9].
Термин "утилизация" глюкозы в физиологическом смысле означает скорость переноса глюкозы из крови в общий фонд глюкозы тканей и выхода из него в процессе метаболизма. С биохимической точки зрения скорость утилизации глюкозы определяется транспортом через цитоплазматическую мембрану и внутриклеточным окислительным фосфорилированием глюкозы. Широко распространенные в литературе термины "скорость оборота", "ассимиляция" и "потребление" глюкозы являются синонимами понятия "утилизация" глюкозы и в любом отношении равнозначны. Практически во всех тканях в физиологических условиях транспорт глюкозы из межклеточной среды во внутрь клетки представляет собой первичную лимитирующую реакцию в утилизации глюкозы клетками, так как в отсутствие инсулина поток переносимой глюкозы всегда меньше скорости фосфорилирования глюкозы. Равновесие между скоростью транспорта и фосфорилированием глюкозы наступает только при больших концентрациях глюкозы (400-500 мг %). При дальнейшем увеличении концентрации глюкозы лимитирующей реакцией становится фосфорилирование [2]. Другими словами, скорость транспорта глюкозы из межклеточной среды через цитоплазматическую мембрану во внутриклеточную среду является процессом, лимитирующим скорость утилизации глюкозы живой тканью. Исходя из сделанного выше рассмотрения, представляется логичным и вполне аргументированным заключение о том, что теплопродукция, также как и скорость утилизации глюкозы, является линейной функцией концентрации глюкозы в крови и, измерение величины локальной теплопродукции позволяет определить уровень глюкозы в крови. Метод микрокалориметрии теплового эффекта локального метаболизма
Плотность потока воды, определяющая интенсивность испарительного охлаждения, равна разнице между теплопродукцией ткани и теплообменом, определяемой лучистым излучением, теплопроводностью и конвекцией: E = M - R - T - C Выражение для теплопродукции имеет вид:
M = E + a*(Tskln - T)
Последнее соотношение, связывающее скорость локального метаболизма, интенсивность испарительного охлаждения и теплообмен, обусловленный разностью температур поверхности тела и воздуха, позволяет определить величину теплопродукции путем измерения плотности потока воды через роговой слой эпидермиса и температуры окружающего воздуха. M = Epressure + Enat. + a*(Tskin - T0 ) + a*(T0 - T)
В патенте [19, 22] была установлена корреляция уровня сахара в крови и температуры поверхности кожи. b*M = a*(Tskin - T0 ) Выражение принимает вид:
M - a*(Tskin - T0) = (1- b )*M = Epressure + Ena, + a*(T0 - T).
Окончательно выражение имеет вид:
(1 - b)*M = E_e + Ena, + a*(T0 - T) = Eexp. + a*(T0 - T)
Здесь приняты следующие обозначения: Tskjn - температура поверхности тела.
То - температура воздуха, при которой интенсивность процесса испарительного охлаждения равна нулю.
T - температура окружающего воздуха.
Ерrеssurе - плотность потока воды, транспорт которой, обусловлен внешним давлением на поверхность тела.
Епаturе - плотность потока воды, транспорт которой, обусловлен естественным процессом неощутимой перспирации. а, b - константы.
В результате экспериментальных исследований, проведенных нами, была установлена линейная зависимость плотности потока воды через РСЭ от температуры окружающей среды, внешнего давления на поверхность ткани и концентрации сахара в крови.
Увеличение температуры окружающей среды приводит к линейно пропорциональному увеличению плотности потока воды через РСЭ. При этом, возрастание теплообмена за счет возрастания интенсивности испарительного охлаждения в точности равно уменьшению теплообмена, обусловленного разностью температур поверхности тела и окружающей среды.
Аналогично, увеличение уровня сахара в крови приводит к линейно пропорциональному увеличению плотности потока воды через РСЭ и, как следствие, к пропорциональному росту теплообмена, обусловленного испарительным охлаждением.
При неизменной температуре окружающей среды, возрастание теплообмена за счет испарительного охлаждения, обусловленное увеличением содержания сахара в крови, в точности равно возрастанию тепловой мощности клеточного метаболизма ткани
(теплопродукции ткани). Характерные результаты экспериментов представлены на фигурах 22, 23, 9, 32.
Полученные экспериментальные результаты прямо указывают на механизм не диффузионного переноса тепла, образующегося в процессе клеточного метаболизма глюкозы, к поверхности тела. Этот механизм обладает следующими характерными особенностями:
1. Результирующий транс капиллярный поток воды по межклеточному пространству переносится к поверхности тела и поддерживает процесс испарительного охлаждения. Величина результирующего потока воды линейно пропорционально зависит от концентрации глюкозы в крови и температуры окружающей среды.
2. Тепло, образующееся в процессе клеточного метаболизма, поглощается потоком межклеточной воды вследствие ее высокой теплоемкости, переносится из глубинных слоев к поверхности тела и поддерживает баланс теплообмена ткани с окружающей средой. Величина тепловой мощности (теплопродукции) клеточного метаболизма также линейно пропорционально зависит от концентрации глюкозы в крови.
3. Величины результирующего транс капиллярного потока воды, интенсивности испарительного охлаждения, а также скорости утилизации глюкозы и теплопродукции ткани являются линейными функциями концентрации глюкозы в крови.
Другими словами, интенсивность процесса испарительного охлаждения, включающего не диффузионный перенос тепла из глубины к поверхности (отвод тепла, образующегося в клетке, к поверхности) и интенсивность процесса клеточного теплообразования (теплопродукция) определяются концентрацией глюкозы в крови. Скорость обоих процессов линейно зависит от концентрации глюкозы в крови и как следствие мощность процесса испарительного охлаждения равна мощности теплопродукции за вычетом мощности внешнего теплового потока, определяемого температурой внешней среды. Это механизм, который поддерживает постоянство температуры живой ткани и обеспечивает чрезвычайно высокую стабильность температуры.
Результаты, полученные нами экспериментальным путем, прямо указывают на то, что межклеточная ткань фактически является своеобразным природным изотермическим микрокалориметром тепловой мощности, обеспечивающим локальный тепловой баланс ткани: мощность испарительного охлаждения равна тепловой мощности метаболизма, за вычетом мощности теплового потока теплообмена, обусловленного разностью температуры.
Таким образом, измерение величины тепловой мощности локального метаболизма (теплопродукции) сводится к измерению плотности потока воды через роговой слой эпидермиса и температуры окружающего воздуха. Такой способ измерения позволяет однозначно определять содержание сахара в крови, поскольку скорость поглощения сахара тканью и, как следствие, теплопродукция являются однозначными функциями содержания сахара в крови.
В нижеследующем разделе "Биофизические основы: физика межклеточной ткани" рассмотрены физические механизмы, определяющие линейно пропорциональную зависимость давления в системе микро циркуляции, результирующего транс капиллярного потока и плотности потока воды через эпидермис от концентрации сахара в крови.
Биофизические основы: Физика межклеточного вещества В разделе "Метод микрокалориметрии теплового эффекта локального метаболизма" рассмотрены экспериментальные результаты, прямо указывающие на то, что межклеточная ткань является своеобразным природным изотермическим микрокалориметром тепловой мощности, для которого выполняется соотношение: мощность испарительного охлаждения = тепловая мощность метаболизма - мощность теплового потока теплообмена, обусловленного разностью температуры.
Это соотношение, связывающее мощность процесса испарительного охлаждения, тепловую мощность метаболизма и мощность теплового потока теплообмена, обусловленного разностью температуры, фактически является условием, обеспечивающим постоянство температуры ткани. Учитывая, что плотность потока воды через поверхность ткани в процессе неощутимой перспирации является величиной определяемой результирующим транс капиллярным потоком воды, зависящим от величины среднего капиллярного давления, а интенсивность клеточного метаболизма является функцией от концентрации глюкозы в крови, последнее выражение, рассмотренное в предыдущем разделе, преобразуется к следующему виду: P = F(CT), где
P - средняя величина капиллярного давления, С - уровень сахара в крови, T - температура воздуха,
В соответствии с этим соотношением, капиллярное давление является функцией концентрации сахара в крови и температуры воздуха.
Экспериментальные исследования, проведенные нами, подтвердили справедливость последнего соотношения, фактически являющегося прямым следствием уравнения теплового баланса, обеспечивающего постоянство температуры тела.
С целью осмысления физических механизмов и объяснения, зависимости капиллярного давления от температуры и концентрации глюкозы в крови, полученной экспериментальным путем, было проведено теоретическое исследование физических свойств межклеточного вещества.
Теоретическое исследование проведено в рамках физической модельной системы, учитывающей особенности молекулярной структуры межклеточного вещества, как длинной полимерной молекулярной цепи, и рассматривающей межклеточное вещество как, систему, состоящую из большого числа взаимодействующих частиц.
Исследовалось поведение такой системы вблизи границы устойчивости, определяемой температурой упорядочения, которая в энергетических единицах равна по порядку величины характерной энергии взаимодействия между частицами системы.
В рамках такой модели удалось получить точное решение для энергии межмолекулярного взаимодействия и получить точные аналитические выражения для тканевого давления (осмотического давления межклеточного вещества) и напряжения упругой деформации межклеточной ткани (эластического давления) в зависимости от переменных состояния межклеточного вещества: концентрации глюкозы в крови, внешнего давления и температуры.
Далее в тексте используются результаты, проведенного нами теоретического исследования, без объяснения методов, с помощью которых они были получены. В частности, здесь представлены и используются графики аналитических функций тканевого (осмотического) давления и напряжения эластической деформации межклеточной ткани в зависимости от переменных состояния, без рассмотрения аналитического выражения самих функций.
Исследование поведения системы проведено в зависимости от переменных состояния: температуры (T), давления (P), концентрации биохимических компонентов крови, в частности, концентрации глюкозы (С).
На фигуре 1 представлены графики зависимости тканевого и капиллярного давления от безразмерного параметра α = Ро/Р, где P- переменная (давление внутри капилляра), P0 - среднее капиллярное давление.
Кривая 1 (синего цвета) - график зависимости капиллярного давления от параметра "α". Кривая 2 (красного цвета) - график зависимости тканевого давления от параметра "α".
Графики имеют две общие точки: "а" (артериальный конец капилляра) - точка касания двух графиков; "в" (венозный конец капилляра) - точка пересечения двух графиков. В точках "а" и "в" давление внутри капилляра равно тканевому давлению (осмотическому давлению межклеточной ткани). В интервале внешних давлений [а, 1] (область высоких давлений) тканевое давление принимает положительные значения. В этом диапазоне давлений происходит набухание основного вещества и растяжение межклеточной ткани (увеличение объема). В интервале внешних давлений [1, 3] тканевое давление принимает отрицательные значения. В этом диапазоне внешних давлений происходит дегидратация и сжатие межклеточной ткани (уменьшение объема).
В интервале внешних давлений [3, в] (область низких давлений) тканевое давление принимает положительные значения. В этом диапазоне давлений происходит набухание основного вещества и растяжение межклеточной ткани. Степень набухания межклеточного вещества определяется количеством воды в объеме межклеточной ткани. Особые точки, в которых внутреннее давление в капилляре равно тканевому давлению межклеточной ткани, определяют диапазон давлений внутри капилляра, между его входом и выходом. Точка "в" определяет значение минимального (выходного) гидравлического давления внутри капилляра, а точка "а" значение максимального давления или давления на входе в капилляр. Такой характер зависимости тканевого давления межклеточного вещества от величины внешнего давления (при фиксированном значении концентрации глюкозы) приводит к возникновению неравномерного распределения напряжения упругой деформации (эластического давления) вдоль кровеносных сосудов и капилляров, в частности. На Фигуре 2 представлена зависимость эластического давления межклеточной ткани от гидравлического давления в кровеносном сосуде.
Зависимость осмотического и эластического давлений межклеточной ткани от величины гидравлического давления в капилляре имеет следующие характерные особенности:
1. Разница между капиллярным и тканевым давлениями уравновешивается эластическим давлением (напряжением упругой деформации межклеточной ткани). В этом смысле, капилляр не является трубкой, упругая оболочка которой уравновешивает внутри капиллярное давление, а представляет тоннель в межклеточной ткани, упругая деформация и тканевое давление которой уравновешивают внутри капиллярное давление. 2. Нелинейный характер зависимости напряжения упругой деформации в окрестности точки "а" (вход капилляра), приводит к образованию сужения по типу "bоttlе neck"("бyтылoчнoe горло"). Просвет капилляра увеличивается в направление к его венозному концу, несмотря на уменьшение гидравлического давления в капилляре. Такое сужение оказывает основное гидравлическое сопротивление потоку через капилляр, определяет его пропускную способность и приводит к существенному падению гидравлического давления на начальном участке капилляра. 3. Область высоких (артериальных) давлений расположена слева от точки "а", а область низких (венозных) давлений расположена справа от точки "в".
4. Механическое равновесие оболочки капилляра (стенка тоннеля) определяется равновесием между гидравлическим давлением в капилляре и осмотическим и эластическим давлением межклеточной ткани.
Условие механического равновесия в точке "а" имеет вид:
Тканевое давление (осмотическое давление) = гидравлическое давление внутри капилляра. Напряжение упругой деформации (эластическое давление) = нулю.
Изменение уровня сахара в крови приводит к нарушению механического равновесия и возникновению напряжения упругой деформации, неуравновешенной внутри капиллярным гидравлическим давлением.
При этом, происходит увеличение степени набухания межклеточного вещества, уменьшение просвета (сечения) капилляра в точке "а", увеличение сопротивления потоку и, как следствие, падение давления на начальном участке капилляра и увеличение давления на входе в капилляр (в точке "а"). Механическое равновесие устанавливается после выравнивания тканевого и капиллярного давления на входе. Этот процесс приводит к изменению равновесных распределений гидравлического давления в капилляре и эластического давления межклеточной ткани в направление к венозному концу капилляра. Установление механического равновесия в точке "а" приводит к установлению равновесия по всей длине капилляра. На Фигуре 3 представлены графики зависимостей равновесных распределений тканевого (кривые 1) и капиллярного (кpивыe2) давлений в зависимости от параметра "α" для различных значений уровня сахара в крови.
Особенностью полученных зависимостей является то, что при повышении уровня сахара в крови положение точек, в которых напряжение упругой деформации межклеточной ткани равно нулю, (точки "а" и "в") на оси абсцисс остается неизменным.
Это означает, что происходит пропорциональный рост давления внутри капилляра во всех точках, на протяжении от входа до выхода капилляра. Входное давление
(максимальное давление в системе) и выходное давление (минимальное давление в системе), также как и давление в любой другой точке внутри капилляра являются линейными функциями от уровня сахара в крови, а отношение Pmaχ/Pmin = Pa/Pв =
3,72/0,46 = 8,087 при этом сохраняется постоянным.
На фигуре 4 представлены графики равновесного распределения эластического давления межклеточной ткани от гидравлического давления при различных значениях сахара в крови. Графики, представленные на фигуре 4, позволяют понять природу и механизм зависимости гидравлического давления в сердечно-сосудистой системе от уровня сахара в крови: рост концентрации сахара в крови приводит к увеличению набухания в интервале значений "α" [0,25, 1] и уменьшению просвета капилляра в точке "а". Аналогично, уменьшается просвет капилляра в точке "в". Артериальное и венозное сопротивления, определяющие гидравлическое сопротивление системы кровообращения, являются линейными функциями уровня сахара в крови (в диапазоне его регулирования).
С ростом уровня сахара в крови происходит линейно пропорциональный рост артериального и венозного давлений, растет перепад давления на капилляре и растет артериальное давление. При этом объемный поток через капилляр остается постоянным.
Этот механизм также позволяет объяснить постоянство объемного потока тканевой жидкости, циркулирующей в межклеточном пространстве (потока микро циркуляции), и осуществляющего доставку Сахаров к клеткам ткани и отвод продуктов метаболизма.
В равной степени рассмотренный механизм позволяет объяснить перенос воды из глубинных слоев к поверхности тела. Скорость поступления воды из капиллярного сосуда в межклеточное пространство определяется величиной результирующего транс капиллярного потока. Поток воды, из глубины к поверхности, обеспечивает перенос тепла, образующегося в процессе метаболизма клетки, поддерживает процесс испарительного охлаждения и линейно пропорционально зависит от уровня сахара в крови и температуры воздуха.
Представленные зависимости имеют особенности в точках "α=l" и "α=0,25": эластическое давление в этих точках равно капиллярному давлению нулевого потока. Эластическое давление в интервале между этими точками меньше капиллярного давления нулевого потока и равно нулю в точке "α=0,46".
При значении концентрации глюкозы, равной 4,5 ммоль/литр, значения гидравлического давления соответственно равны: ι 25 мм рт. ст. - в точке "α=l" (капиллярное давление);
54,3 мм рт. ст. - в точке "α=0,46"(дaвлeниe на входе в капилляр);
100 мм рт. ст. - в точке "α=0,25" (среднее артериальное давление);
6,7 мм рт. ст. - в точке "α=fЗ,72"( давление на выходе из капилляра).
На фигуре 5 представлен график зависимости среднего капиллярного давления от уровня сахара в крови. Капиллярное давление, соответствующее давлению нулевого потока, численно равно величине онкотического давления плазмы, поэтому при увеличении уровня сахара в крови и росте среднего капиллярного давления происходит смещение точки нулевого потока в сторону венозного конца капилляра. Такое смещение точки нулевого потока приводит к увеличению площади фильтрации, росту фильтрационного потока и росту результирующего транс капиллярного потока, который также оказывается линейной функцией уровня сахара в крови.
В рамках выбранной физической модели удалось также, аналогичным путем, получить точные выражения для зависимости капиллярного давления и результирующего транс капиллярного потока от температуры воздуха.
Таким образом, в рамках простой, но строгой физической модели удалось получить точные выражения для зависимости основных параметров микро циркуляции и метаболизма от уровня сахара в крови и объяснить феномен само регуляции в системе микро циркуляции. Биофизические основы: механизм транспорта тканевой жидкости в межклеточном пространстве
Физические свойства межклеточного вещества, рассмотренные выше, также позволяют объяснить механизм транспорта тканевой жидкости в межклеточном пространстве. Как известно, характерное расстояние между поверхностями соседних клеток составляет величину порядка одного микрона. Очевидно, что транспорт тканевой жидкости от капиллярной стенки к клетке осуществляется по каналам, просвет которых меньше чем характерное межклеточное расстояние.
Физические свойства межклеточного вещества, рассмотренные выше, позволяют объяснить механизм транспорта тканевой жидкости в межклеточном пространстве. Неравномерное распределение осмотического давления межклеточной ткани вдоль капиллярного сосуда (фигура 4) приводит к неравномерному распределению осмотического и эластического давлений в объеме ткани. Особенностью неравномерного объемного распределения давлений является наличие в межклеточной ткани перепадов давления (гидравлического, осмотического и эластического) между артериальным и венозным концом капиллярных сосудов. Градиенты давления образуются, как между соседними капиллярами, так и в пределах одного капилляра. Такие градиенты давления приводят к формированию в межклеточной ткани узких каналов, ориентированных по градиенту давления, берущих начало в артериальной области капилляра и заканчивающихся в венозной области. Транспорт межклеточной жидкости осуществляется по этим каналам, представляющим своеобразные "микро капилляры". Движущей силой объемного потока тканевой жидкости через такой "микро капилляр" является разность гидравлических давлений. При этом распределение тканевого давления вдоль таких каналов, в зависимости от величины гидравлического давления в канале, подчиняется тем же закономерностям, которые описывают распределение давлений в капиллярном сосуде. Эти закономерности рассмотрены выше в разделе "Биофизические основы: физика межклеточной ткани" (фигура 4).
Характерной особенностью рассмотренных свойств межклеточного вещества является то, что объемный поток тканевой жидкости, циркулирующей в межклеточном пространстве, остается неизменным при изменениях гидравлического давления в системе микро циркуляции. Следствием упомянутой особенности является линейная зависимость скорости поглощения глюкозы и теплопродукции от концентрации сахара в крови, поскольку плотность потока глюкозы из капилляра к клетке определяется произведением объемного потока межклеточной тканевой жидкости на концентрацию сахара в крови.
Биофизические основы: механизм транспорта воды через эпидермис в процессе неощутимой перспирации
В естественных условиях распределение тканевого (осмотического) давления межклеточной ткани является неоднородным. Осмотическое давление межклеточной ткани, расположенной в непосредственной близости от капилляров, определяется содержанием сахара в крови. По мере продвижения из глубинных слоев (сосочковый слой дермы) к поверхностным слоям эпидермиса (роговой слой эпидермиса), происходит уменьшение величины тканевого давления до нуля. Уменьшение тканевого давления межклеточной ткани поверхностных слоев до нуля является результатом того, что внешнее давление на поверхность рогового слоя эпидермиса равно атмосферному давлению. Зависимость осмотического давления межклеточной ткани от внешнего давления представлена на фигуре 1-4 и в диапазоне давлений [0,1] является линейно пропорциональной. С ростом средней величины гидравлического давления в капилляре происходит линейно пропорциональный рост осмотического давления межклеточной ткани, окружающей капилляр. Градиент осмотического давления по толщине эпидермиса, который оказывается равным разности средней величины капиллярного давления и давления нулевого потока, приводит к градиенту гидравлического давления тканевой жидкости. Градиент гидравлического давления является движущей силой объемного потока тканевой жидкости через эпидермис. Причем величина этого потока оказывается равной величине результирующего транс капиллярного потока. Другими словами, плотность потока воды через эпидермис (интенсивность процесса испарительного охлаждения), результирующий транс капиллярный поток и гидравлическое давление внутри капилляра связаны соотношением: "избыточное — "среднее ~ "нулевого потока J результирующий ~ JРСЭ
Биофизические основы: не диффузионный механизм теплопереноса из глубины к поверхности.
В условиях физиологической нормы, температура внутренних тканей (37°), как правило, выше температуры поверхностных тканей (30°). Температура является переменной состояния межклеточного вещества, и поэтому разница температуры между двумя пространственно разделенными точками приводит к градиенту осмотического давления межклеточной ткани и гидравлического давления тканевой жидкости между этими точками. Гидравлическое давление тканевой жидкости повышается по мере роста температуры ткани. Градиент температуры, направленный из глубины к поверхности, приводит к градиенту давления, который является движущей силой объемного потока тканевой жидкости по межклеточному пространству из глубины к поверхности. Этот процесс обеспечивает перенос тепла, образующегося в результате клеточного метаболизма, из глубины к поверхности и одновременно поддерживает процесс испарительного охлаждения (неощутимая перспирация). Тепло, образующееся в процессе клеточного метаболизма, поглощается тканевой жидкостью по причине высокой теплоемкости воды, переносится по межклеточному пространству к поверхности тела и рассеивается в окружающую среду посредством испарительного охлаждения. Таким образом, механизм процесса переноса тепла является не диффузионным.
Движущей силой процесса является разность гидравлических давлений тканевой жидкости, а не разность температуры. Перенос тепла, образующегося в результате клеточного метаболизма ткани, осуществляется водой (тканевой жидкостью), циркулирующей из глубины к поверхности по межклеточному пространству. Биофизические основы: механизм само регуляции сердца и сосудов
Как известно [Н.М. Амосов и дp.,(1969)], мощность сокращения желудочка сердца меняется прямо пропорционально средней величине артериального давления (АД). Существенной особенностью этой зависимости является постоянство ударного и минутного объемов сердца. Описанная зависимость мощности сокращения сердца от среднего давления в аорте наблюдается в довольно широких, но ограниченных пределах изменения АД (приблизительно от 40-50 до 130-150 мм рт. ст.). При выходе за эти пределы влияние АД на энергию сокращения становится диаметрально противоположным. АД независимо от венозного регулирует мощность сокращения желудочка. Развиваемая сердцем мощность изменяется под влиянием АД ровно в той степени, какая необходима для обеспечения постоянства сердечного выброса. Благодаря этому сердце способно в широких пределах регулировать мощность своего сокращения, сохраняя заданный притоком ударный объем.
На прямую зависимость мощности сердечного сокращения от артериального сопротивления и венозного притока впервые указал в своих классических работах Stагliпg (1914, 1918). Описанный нами биофизический механизм само регуляции в системе микро циркуляции, устанавливающий прямую зависимость гидравлического сопротивления и давления в системе микро циркуляции от содержания сахара в крови, температуры и внешнего давления, позволяет объяснить природу феномена, известного как само регуляция сердца и сосудов. Действительно, изменение гидравлического сопротивления капиллярных сосудов, происходящее при изменении содержания сахара в крови (при неизменных окружающей температуре и атмосферном давлении) , приводит к изменению перепада давления между входом и выходом капиллярного сосуда и к изменению артериального давления. Изменения артериального давления, в свою очередь, приводят к изменению мощности сокращения сердца, таким образом, что ударный и минутный объемы сердца сохраняются постоянными.
Таким образом, изменение уровня сахара в крови приводит к линейно пропорциональным изменениям давления в системе кровообращения - изменяются среднее капиллярное давление, давление в артериальном и венозном конце капилляра, артериальное давление и венозное давление. Более того, распределение гидравлического давления в системе кровообращения является однозначной функцией биохимического состава крови, в частности, содержания сахара в крови.
Способ определения количества воды в межклеточной ткани и плотности потока воды через эпидермис Способ заключается в измерении временной динамики процесса набухания межклеточной ткани при наложении (с дозированным давлением) на поверхность рогового слоя эпидермиса водонепроницаемого аппликатора, исключающего испарение воды с локальной поверхности.
Содержание воды в межклеточной ткани и величину результирующего транскапиллярного потока воды, определяющего плотность потока воды через эпидермис, можно определить с помощью метода, суть которого заключается в непрерывном измерении временной динамики количества воды в межклеточном веществе, в объеме ткани под водонепроницаемым аппликатором. Одним из практических методов, позволяющих определить количество воды в межклеточном веществе, является метод, который позволяет определять количество воды в межклеточной ткани путем измерения временной динамики количества воды в поверхностном роговом слое эпидермиса (РСЭ). Упомянутый метод позволяет, по характеру временной динамики количества воды (массы) в РСЭ, определить динамику количества воды и ее равновесное содержание в межклеточном пространстве глубинных слоев кожи и подкожных тканей.
Водонепроницаемый аппликатор, который накладывается на поверхность РСЭ с дозированным давлением, исключает возможность для естественного испарения воды с поверхности РСЭ в процессе неощутимой перспирации. Это приводит к нарушению естественного равновесия между результирующим транскапиллярным потоком воды, потоком воды, поступающим к поверхности эпидермиса из слоев дермы, в которых располагается сеть капиллярных сосудов, и потоком воды, который испаряется с поверхности РСЭ. Нарушение естественного равновесия потоков приводит к возникновению процесса локального набухания межклеточного вещества в объеме ткани под аппликатором.
В естественных условиях распределение осмотического давления межклеточной ткани является неоднородным. Осмотическое давление межклеточной ткани, расположенной в непосредственной близости от кровеносного капилляра, определяется содержанием сахара в крови. По мере продвижения из глубинных слоев (сосочковый слой дермы) к поверхностным слоям эпидермиса (роговой слой эпидермиса), происходит уменьшение величины тканевого (осмотического) давления до нуля. Уменьшение тканевого давления межклеточной ткани поверхностных слоев до нуля является следствием того, что внешнее давление на поверхность рогового слоя эпидермиса равно атмосферному давлению. Нулевой уровень тканевого давления соответствует атмосферному давлению.
По мере набухания межклеточной ткани происходит выравнивание осмотического давления межклеточного вещества по толщине эпидермиса. Выравнивание осмотического давления приводит к постепенному уменьшению со временем величины плотности потока воды через эпидермис и транс капиллярного потока воды до нуля.
На фигуре 8 представлена характерная динамика набухания межклеточного вещества контролируемого участка ткани, возникающая в результате наложения на поверхность РСЭ водонепроницаемого аппликатора, исключающего испарение воды с поверхности контролируемого участка тела.
В условиях нестационарного процесса набухания межклеточной ткани, плотность потока воды через эпидермис J(t) и количество (масса) воды в поверхностном роговом слое эпидермиса mpcэ связаны дифференциальным уравнением, имеющим следующий вид: J(t) = F( mpcэ, dmpcэ/d t, d2mpcэ/ d t2)
Шрсэ - масса воды в контролируемом объеме РСЭ в момент времени t ,
Такой способ определения плотности потока воды через РСЭ базируется на том факте, что плотность потока воды через эпидермис равна результирующему транс капиллярному потоку, который в свою очередь равен (с точностью до постоянного коэффициента) избыточному гидравлическому давлению в капилляре (это рассмотрено в предыдущем разделе):
^ избыточное ~ "среднее ~~ "нулевого потока "" -"результирующий ~ JрСЭ
Избыточное гидравлическое давление в капилляре и тканевое давление связаны между собой с помощью аналогичного дифференциального уравнения второго порядка , которое имеет следующий вид:
Pизбытoчнoe(t) = F( Pтк, dР Jd t, d2Pте/ d t2) где Pтк.(t) - тканевое (осмотическое) давление как функция времени. Выражение для равновесного значения количества воды в межклеточной ткани дермального слоя кожи (слой кожи, в котором расположена сеть капиллярных сосудов кожи) имеет вид: mмкт(t) = F( mpcэ, dmpcэ/d t, d2mpcз/ d t2)
ЭТО дифференциальное уравнение устанавливает связь между содержанием воды в межклеточной ткани капиллярного слоя дермы (сосочковый слой) с содержанием воды в поверхностном роговом слое эпидермиса.
Физические механизмы, определяющие функциональную связь между гидравлическим давлением в капилляре, транс капиллярным потоком, осмотическим давлением, содержанием воды в межклеточной ткани и содержанием сахара в крови рассмотрены выше, в разделе "Биофизические основы: физика межклеточного вещества".
Способ измерения скорости локального метаболизма ткани Метод определения скорости локального метаболизма ткани путем измерения температуры воздуха и скорости процесса испарительного охлаждения, определяемой по скорости транспорта воды через РСЭ, описан в разделе "Метод микрокалориметрии теплового эффекта локального метаболизма".
В предыдущем разделе "Способ определения количества воды в межклеточной ткани и плотности потока воды через эпидермис " описан метод определения результирующего транс капиллярного потока и плотности потока воды через РСЭ, основанный на измерении количества воды в межклеточной ткани. Такой метод открывает возможность для измерения скорости локального метаболизма ткани, определяемой скоростью поглощения сахара тканью, путем измерения температуры воздуха и количества воды в межклеточной ткани.
Метод измерения содержания сахара в крови базируется на измерении скорости локального метаболизма ткани с помощью метода, описанного выше. Метод измерения скорости локального метаболизма (скорости поглощения сахара тканью) открывает новые возможности для определения чувствительности ткани к инсулину и для ранней диагностики диабета 2 типа.
Способ определения среднего капиллярного давления
Соотношение, которое связывает величину гидравлического давления в кровеносном капилляре с величиной тканевого давления и количеством воды в межклеточной ткани имеет следующий вид:
Pкanилляpнoe(t) = F( Pта, dР Jd t, d2Pтк/d t2) = F( mpcэ, dmpcэ/d t, d2mpcэ/d t2) Калибровка осуществляется по зависимости тканевого давления (количества воды в межклеточной ткани) от величины внешнего давления на поверхность контролируемого локального участка.
Способ определения среднего кровяного давления
Соотношение, которое связывает величину среднего артериального давления с величиной тканевого давления и количеством воды в межклеточной ткани имеет следующий вид: РартериальноеW = F( Pтк, d?Jd t, d2Pтк/d t2) = F( m,*,, dmpcэ/d t, d2mpcэ/d t2)
Калибровка осуществляется по зависимости m мкт от P внешнее , Рвнешнее - внешнее, избыточное давление на поверхность тела. Способ определения содержания биохимических компонентов крови по их содержанию в роговом слое эпидермиса Плотность потока биохимической компоненты определяется посредством непрерывной регистрации временной динамики массопереноса этой компоненты по ее содержанию в РСЭ, и определения производных временной динамики.
Выражение для плотности потока биохимической компоненты и масса этой компоненты в роговом слое эпидермиса связаны дифференциальным уравнением второго порядка и имеет вид:
Jχpcэ(t) = F(mxpcэ , dmxpcэ/d t, d2mxpcэ/d t2 ) mxpcэ - масса биохимической компоненты в контролируемом объеме РСЭ в момент времени t,
Плотность потока биохимической компоненты, определяемая таким способом, является линейной функцией содержания этой компоненты в крови. Содержание биохимической компоненты в роговом слое эпидермиса определяется с помощью электрохимического датчика или любым другим возможным способом.
Содержание биохимической компоненты в крови и содержание этой компоненты в роговом слое эпидермиса связаны соотношением: mxмкт(t) = F(mxpcэ ,dmxpcэ/d t, d2mxpcэ/d t2)
Частным случаем способа измерения биохимической компоненты крови, описанного выше, является метод измерения уровня сахара в крови по его содержанию сахара в роговом слое эпидермиса.
Выражение для плотности потока глюкозы и масса глюкозы в роговом слое эпидермиса связаны дифференциальным уравнением, имеющим вид:
Jg(t) = F(mgpcэ , dmgpcэ/d t, d2mgpcэ/d t2) mg - масса глюкозы в контролируемом объеме в момент времени t,
Плотность потока глюкозы является линейной функцией уровня сахара в крови. Содержание глюкозы в роговом слое эпидермиса определяется стандартным электрохимическим датчиком или любым другим датчиком или способом, позволяющим определить содержание глюкозы в роговом слое.
Содержание сахара в крови и содержание сахара в роговом слое эпидермиса связаны соотношением: mgмкт (t) = F(mgpcэ , drngpcэ/d t, d2mgpcэ/d t2) Электрометрический способ измерения количества воды в межклеточной ткани.
Метод определения количества воды в межклеточной ткани по ее содержанию в роговом слое эпидермиса рассмотрен в разделе "Способ измерения количества воды в межклеточной ткани". В настоящем разделе приведено описание электрометрического способа измерения содержания воды в межклеточной ткани. Метод базируется на результатах, которые были установлены нами экспериментальным путем:
1) поперечная электропроводность РСЭ является параметром, зависящим от содержания воды в роговом слое, и измерение поперечной электропроводности РСЭ позволяет определять с высокой точностью количество воды в этом слое; 2) временная динамика поперечной электропроводности РСЭ, измеряемой с использованием сухого плоского и водонепроницаемого электрода, является следствием временной динамики количества воды в роговом слое, а измерение временной динамики поперечной электропроводности РСЭ позволяет определять содержание воды в межклеточной ткани глубинных слоев. Плотность потока воды через эпидермис и поперечная электропроводность рогового слоя эпидермиса связаны дифференциальным уравнением, имеющим вид:
J(t) = F(σ(t), dσ/d t, d2σ/d t2) σ(t) - поперечная электропроводность РСЭ.
J(t) - плотность потока воды через РСЭ. Количество воды в межклеточной ткани m мтк(t) дермального слоя кожи и поперечная электропроводность рогового слоя эпидермиса связаны аналогичным соотношением: mмтк(t) = F(σ(t), dσ/d t, d2σ/d t2)
Величины гидравлического капиллярного давления и результирующего транс капиллярного потока воды связаны с поперечной электропроводностью РСЭ с помощью аналогичных соотношений.
Таким образом, непрерывное измерение динамики поперечной электропроводности РСЭ позволяет определять в режиме непрерывного измерения количество воды в межклеточной ткани, величину гидравлического давления в капилляре, а также величины результирующего транс капиллярного потока воды и плотности потока воды через эпидермис.
Предлагаемый способ может быть реализован при помощи устройства, для измерения электрических свойств рогового слоя эпидермиса, описанного в работах [6, 7].
Суть метода заключается в измерении поперечного электрического сопротивления поверхностного рогового слоя эпидермиса с помощью сухого непроницаемого для воды электрода, приложенного к поверхности кожного покрова тела с помощью дозированного давления.
Эквивалентная электрическая схема устройства, с помощью которого реализуется электрометрический способ измерения, описанный выше, изображена на фигуре 6.
Устройство состоит из базового электрода 1, накладываемого на поверхность кожи 2 через слой электропроводящего материала 3, позволяющего обеспечить с кожей электрический контакт (фактически применяют жидкости, эмульсии и пасты, обладающие высокой электропроводностью), а также измерительного электрода 4, накладываемого на поверхность кожи 2 непосредственно. Измерительный электрод имеет плоскую поверхность и выполнен из электропроводящего водонепроницаемого материала.
Базовый электрод 1 соединен с общей шиной через источник напряжения 5. Измерительный электрод соединен с общей шиной через измерительный блок 6. Устройство работает следующим образом. После приложения напряжения в цепи базовый электрод - кожа измерительный электрод - измерительный блок - источник напряжения в ней протекает ток, зависящий от величины поперечной электропроводности поверхностного рогового слоя эпидермиса, на которую наложен измерительный электрод 4. Измеряя с помощью измерительного блока 6 величину тока и ее динамику во времени, определяют величину поперечной электропроводности рогового слоя эпидермиса.
При данной схеме измерения, благодаря использованию электропроводящей пасты, сопротивление Ri снижается до значений 100 ком/см2 и становится того же порядка, как сопротивление R2 внутренних тканей. В результате сопротивлениями Ri и R2 можно пренебречь по сравнению с сопротивлением R3 и электрический ток в измерительной цепи определяется только сопротивлением Rз, которое, как правило, порядка 1 ГОм/см2. Измеряемый ток практически определяется сопротивлением рогового слоя участка кожи под измерительным электродом. Электрический импеданс, измеряемый таким способом, однозначно связан с содержанием воды в роговом слое, а его временная динамика однозначно определяется динамикой набухания межклеточной ткани (объем межклеточного пространства, определяемый содержанием воды в межклеточной ткани).
На фигуре 8 представлена характерная временная динамика поперечной электрической проводимости рогового слоя эпидермиса, измеряемой описанным выше способом.
Плоский водонепроницаемый измерительный электрод, фиксированный на поверхности рогового слоя, исключает возможность испарения воды с ее поверхности в процессе неощутимой перспирации и приводит к нарушению естественного равновесия между потоком воды, испаряющейся с поверхности РСЭ, и результирующим транс капиллярным потоком. Такое нарушение локального естественного равновесия приводит к процессу набухания межклеточной ткани. Временная динамика процесса набухания межклеточной ткани регистрируется по временной динамике поперечного электрического сопротивления рогового слоя эпидермиса. Увеличение количества воды в межклеточном пространстве приводит к увеличению ее количества в роговом слое, что приводит к увеличению электрической проводимости поверхностного слоя эпидермиса. Характерная динамика поперечного электрического сопротивления, измеряемая таким способом, представлена на фигуре 8. В естественных условиях при отсутствии на поверхности тела измерительного электрода эти потоки уравновешены и обеспечивают перенос тепла, образующегося в процессе клеточного метаболизма, из глубинных слоев ткани к поверхности тела. Физический механизм процессов переноса воды и тепла из глубины к поверхности рассмотрен в разделах "Биофизические основы: механизм транспорта тканевой жидкости через эпидермис" и "Биофизические основы: не диффузионный механизм теплопереноса из глубины к поверхности".
Таким образом, измерение временной динамики набухания, с помощью измерения временной динамики поперечной электропроводности, позволяет определять значения следующих параметров локальной ткани: содержание воды в межклеточной ткани, средняя величина капиллярного давления, осмотическое давление межклеточной ткани, результирующий транс капиллярный поток, величина теплопродукции ткани в объеме ткани под электродом.
Способ измерения содержания сахара в крови Метод измерения уровня сахара в крови, основанный на микро калориметрическом измерении локальной теплопродукции, описан в разделе "Метод микрокалориметрии локального метаболизма ". Метод базируется на измерении локальной теплопродукции ткани с помощью измерения внешней температуры и скорости процесса испарительного охлаждения, определяемой плотностью потока воды через эпидермис. Метод измерения скорости локального метаболизма описан в разделе "Способ измерения скорости локального метаболизма".
Метод определения плотности потока воды через эпидермис, который основан на измерении количества воды в межклеточной ткани, описан в разделах "Способ измерения количества воды в межклеточной ткани" и "Электрометрический способ измерения количества воды в межклеточной ткани".
В результате экспериментальных исследований, проведенных с использованием опытного прибора (фигура 7), принцип действия которого основан на методе, упомянутом выше, была установлена однозначная связь между содержанием сахара в крови и содержанием воды в межклеточной ткани. Было установлено также, что результирующий транс капиллярный поток, плотность потока воды через эпидермис и теплопродукция ткани являются однозначными функциями уровня сахара в крови. На фигурах 25 и 9 представлены экспериментальные результаты, доказывающие линейно пропорциональную зависимость содержания воды в межклеточной ткани от содержания сахара в крови. Физический механизм, обеспечивающий линейную зависимость содержания воды в межклеточной ткани от содержания сахара в крови, описан в разделе "Биофизические основы: физика межклеточного вещества". На фигуре 5 представлена линейно пропорциональная зависимость гидравлического давления от содержания сахара в крови, которая получена в рамках исследованной теоретической модели. Линейно пропорциональная зависимость содержания воды в межклеточной ткани является прямым следствием зависимости, представленной на фигуре 5.
Метод позволяет производить высокоточные измерения уровня сахара в крови и скорости поглощения сахара клетками ткани.
Таким образом, разработанное устройство фактически является микрокалориметром, позволяющим определять уровень сахара в крови и скорость ее поглощения тканью. Точность измерения, описанного выше способа более чем на порядок выше, чем точность измерения других, сертифицированных FDA, методов мониторинга уровня сахара в крови.
В разделе "Примеры практических применений" представлены экспериментальные результаты сравнительных измерений содержания сахара в крови, выполненных с помощью опытного прибора (фигура 7) и с использованием стандартизированного измерителя уровня сахара в крови для проведения контрольных измерений (фигуры 9-20).
Содержание воды в межклеточной ткани, капиллярное давление, плотность потока воды через эпидермис и результирующий транс капиллярный поток через эпидермис связаны с содержанием сахара в крови и температурой окружающего воздуха посредством следующих соотношений:
J
Figure imgf000033_0001
= M)) ' J I θ)
"капиллярное ~ "о капиллярное ~ t*(C, (-/()> 1 > l оj "тканевое ~ "осмотическое Г VЛ-'s M)> A 9 I o.)
Шмкт - Пlомкт = F(C, Со, T, T0)
Здесь,
С - содержание сахара в крови;
Со - содержание сахара в крови, при котором тканевое давление равно нулю.
T - температура воздуха. T0 - температура воздуха, при которой тканевое давление равно нулю.
Более точное выражение для содержания воды в межклеточной ткани содержит дополнительную переменную, учитывающую изменения атмосферного давления Paтм,, и имеет вид:
Шмкт - Пlомкт = F(C, Со, T, То, Ратм.) Выражения для плотности потока воды через эпидермис, результирующего транс капиллярного потока, тканевого давления и капиллярного давлений имеют аналогичный вид.
Функциональная связь между давлением в сердечно-сосудистой системе и биохимическим составом крови, физические механизмы которой описаны в разделе "Биофизические основы: физика межклеточного вещества", позволяет определять содержание сахара в крови с помощью измерения практически любого из параметров, характеризующих сердечно-сосудистую систему. К числу таких параметров относятся: артериальное и венозное давление, гидравлическое сопротивление сосудов кровообращения, частота сердечных сокращений и другие параметры.
Метод измерения содержания сахара в крови, описанный в разделе "Способ измерения содержания биохимических компонентов в крови по их содержанию в роговом слое эпидермиса", отличается тем, что содержание сахара в крови определяют путем измерения временной динамики содержания сахара в роговом слое эпидермиса. Способ измерения гидравлического давления в системе микроциркvляции Метод измерения количества воды в ткани, описанный в разделе "Способ измерения количества воды в межклеточной ткани", позволяет в режиме непрерывного измерения в реальном времени определять значения параметров, характеризующих состояние межклеточной ткани и микро циркуляции локального участка ткани. В частности, метод позволяет определять величины осмотического давления межклеточной ткани и гидравлического давления в системе микро циркуляции.
Кроме того, метод позволяет количественно определять величины следующих параметров: максимального давления в системе микро циркуляции (давление в артериальном конце капилляра), минимального давления в системе микро циркуляции
(давление в венозном конце капилляра), осмотического давления межклеточного вещества (тканевого давления), онкотического давления плазмы крови, величины транс капиллярных потоков (результирующего, фильтрационного и абсорбционного), коэффициента фильтрации межклеточной ткани , содержание воды в межклеточной ткани, величину гидравлического сопротивления капиллярных сосудов.
Способ основан на измерении параметра, характеризующего состояние локального участка ткани, при различных значениях внешнего давления на поверхность контролируемого участка. Такими параметрами, характеризующими состояние локального участка ткани, являются, например: плотность потока воды через РСЭ, тканевое давление (осмотическое давление межклеточного вещества), количество воды в межклеточном веществе.
Способ измерения перечисленных выше параметров микро циркуляции и межклеточной ткани, основанный на измерении плотности потока воды через РСЭ, предполагает следующие стадии:
1) измеряют плотность потока воды через локальный участок РСЭ и температуры окружающего воздуха;
2) проводят измерение зависимости плотности потока воды через РСЭ от внешнего давления, оказываемого на локальный контролируемый участок ткани; 3) определяют параметры микро циркуляции локального участка ткани по характеру и изломам, получаемой по п.2) зависимости. Другой способ измерения основан на измерении количества воды в межклеточной ткани. Метод измерения количества воды в межклеточной ткани описан в разделе "Способ определения количества воды в межклеточной ткани". Способ измерения перечисленных выше параметров микро циркуляции и межклеточной ткани, с использованием указанного метода измерения количества воды в межклеточной ткани, предполагает следующие стадии:
1) измеряют количество воды в межклеточной ткани в режиме непрерывного мониторинга;
2) определяют зависимость количества воды в межклеточной ткани от внешнего давления, оказываемого на контролируемый локальный участок ткани;
3) определяют параметры микро циркуляции и межклеточной ткани по характеру и изломам, получаемой по п.2) зависимости.
На фигуре 22 представлен характерный график зависимости количества воды в межклеточной ткани от величины внешнего давления. Значения внешнего давления, при которых обнаруживаются характерные изломы, соответствуют минимальному и максимальному давлению в системе микро циркуляции. Среднее значение давления, определяемое максимальным и минимальным давлениями, равно средней величине капиллярного давления. Наклон линейной зависимости на начальном и конечном участках позволяет определить коэффициент фильтрации межклеточной ткани для воды. Точка пересечения конечного линейного участка с осью давлений соответствует разнице между осмотическим давлением межклеточной ткани и онкотическим давлением плазмы крови.
Возможности измерения различных параметров микро циркуляции локального участка ткани, в частности возможность измерения количества воды в РСЭ и межклеточном пространстве кожи, а также возможность измерения коэффициентов фильтрации межклеточной ткани для воды, позволяют использовать метод в косметологии для оценки эффективности воздействия косметических кремов, а также в дерматологии для диагностики патологических состояний кожи (в частности, для диагностики и мониторинга псориаза). Способ измерения осмотического давления межклеточного вещества
На фигуре 22 представлена зависимость количества воды в межклеточной ткани от внешнего давления. Точка пересечения начального участка этой зависимости с осью абсцисс (величина внешнего давления на поверхность ткани, в мм ртутного столба) определяет величину избыточного гидравлического давления (движущей силы объемного потока воды через эпидермис). Зависимость, представленная на фигуре 22, позволяет также определить абсолютную величину осмотического давления межклеточного вещества.
На фигуре 23 представлена зависимость количества воды в межклеточной ткани от величины внешнего теплового потока, падающего на поверхность локального участка тела. Точка пересечения начального участка этой зависимости с осью абсцисс (плотность внешнего теплового потока, направленного на поверхность тела, в единицах мощности в мВт/см2) определяет абсолютную величину плотности потока воды через РСЭ или мощность процесса испарительного охлаждения. Зависимость представленная на фигуре 23 также позволяет определить абсолютную величину избыточного количества воды M - M0 (где Mo - количество воды в межклеточном веществе при значении осмотического давления равном нулю) или количества воды, которое определяет набухание межклеточной ткани.
Абсолютная величина плотности потока воды через эпидермис, определяемая из графика, представленного на фигуре 23, и абсолютная величина движущей силы объемного потока воды, определяемая из графика, представленного на фигуре 22, позволяют определить величину коэффициента фильтрации межклеточной ткани для воды.
Описанный метод измерения позволяет не только определить абсолютную величину количества воды в межклеточной ткани, но также позволяет провести нормировку этого параметра по температуре воздуха и уровню сахара в крови. Возможность такой нормировки позволяет определить отклонения измеряемого параметра, характеризующего состояние межклеточной ткани, от нормы.
Способ измерения избыточного количества воды (количества воды в межклеточном веществе, определяющем набухание межклеточной ткани) предполагает следующие стадии: 1) измеряют количество воды в межклеточной ткани с помощью описанных ранее методов;
2) измеряют зависимость количества воды в межклеточной ткани от внешнего теплового потока (и/или внешнего давления) и определяют величину избыточного количества воды (количества воды, которое определяет набухание межклеточной ткани); 3) измеряют содержание сахара в крови и температуру воздуха;
4) нормируют полученное значение количества воды в межклеточной ткани к комнатной температуре (2O0C) и содержанию сахара в крови в норме (5 ммоль/л).
5) определяют отклонение величины количества воды в межклеточной ткани от ее количества в норме. Описанный метод позволяет определять изменения состояния межклеточной ткани путем измерения количества воды в межклеточной ткани и сравнения полученного значения со значением нормы.
Определение физиологической нормы
В разделе "Биофизические основы: физика межклеточного вещества" было показано, что синхронизация и взаимосогласованное функционирование микроциркуляции и клеточного метаболизма локального участка ткани осуществляется благодаря своеобразным физическим свойствам межклеточного вещества.
В разделе "Осмотическое давление межклеточного вещества" рассмотрен метод практического измерения параметров, характеризующих физическое состояние межклеточного вещества. Такими параметрами, которые характеризуют состояние межклеточного вещества, являются осмотическое давление и избыточное количество воды, определяющее набухание межклеточной ткани.
На практике измерение абсолютной величины избыточного количества воды в межклеточном веществе позволяет определить физическое состояние межклеточного вещества, которое определяет физиологическое функционирование локального участка ткани. Отклонение физического состояния межклеточного вещества от нормы приводит к отклонениям физиологического состояния от нормы.
Физиологическую норму можно определить следующим образом. Функциональное состояние локального участка ткани соответствует физиологической норме в том случае, если физическое состояние межклеточного вещества соответствует состоянию, которое характеризуется отсутствием объемных эффектов или, другими словами, если осмотическое давление межклеточного вещества (тканевое давление) равно нулю. Равенство нулю величины тканевого давления достигается при температуре воздуха равной 200C (примерно) и содержании сахара в крови равном 5 мМоль/л (примерно). Величина движущей силы объемного потока воды, коэффициент набухания межклеточной ткани, плотность потока воды через эпидермис, а также избыточное количество воды, которое определяет набухание межклеточного вещества, при этих условиях равны нулю. Результирующий транскапиллярный поток воды равен нулю, а фильтрационный поток равен абсорбционному потоку. Нулевое значение тканевого давления соответствует атмосферному давлению. Избыточное количество воды, определяющее набухание межклеточной ткани, и величина движущей силы объемного потока являются индикатором, чувствительным к различным внешним воздействиям и заболеваниям. Описанный метод позволяет количественно определять с высокой точностью отклонения от нормы физического состояния межклеточного вещества локального участка ткани, и как прямое следствие, определять отклонения от нормы функционального (физиологического) состояния контролируемого локального участка ткани. Способ измерения движущей силы объемного потока тканевой жидкости, осмотического давления межклеточного вещества и избыточного количества воды в межклеточном веществе (количество воды, которое определяет набухание межклеточной ткани) может быть использован для диагностики различных заболеваний. Метод диагностики функционального состояния локального участка ткани, основанный на методе измерения количества воды в межклеточной ткани рассмотрен в разделе "Способ функциональной диагностики локального участка ткани".
Способ диагностики сердечно-сосудистых нарушений.
В разделе "Биофизические основы: физика межклеточной ткани" подробно рассмотрены физические свойства межклеточной ткани и механизмы, определяющие однозначную связь между биохимическим составом крови, температурой воздуха и распределением гидравлического давления в системе кровообращения.
В частности, показано, что при фиксированных значениях внешней температуры, распределение гидравлического давления в кровеносных сосудах, в частности в сосудах системы микроциркуляции, однозначно определяется концентрацией сахара в крови.
В общем случае, гидравлическое давление в системе кровообращения линейно пропорционально зависит от уровня сахара в крови и температуры воздуха. В практическом плане, путем измерения температуры воздуха и концентрации сахара в крови, можно однозначно определить расчетным путем гидравлическое давление в различных отделах системы кровообращения.
Например, при концентрации сахара в крови равной 4.5 мМоль/литр , распределение давления в системе кровообращения характеризуется следующими значениями (в мм ртутного столба): среднее артериальное давление - 100, давление на артериальном конце капилляра - 54, среднее капиллярное давление - 25, давление на венозном конце капилляра - 7.
Метод позволяет однозначно определить, путем измерения температуры воздуха и уровня сахара в крови, величины следующих параметров сердечно-сосудистой системы: характерные гидравлические давления в системе кровообращения; артериальное, венозное и капиллярное гидравлические сопротивления; величины транс капиллярных потоков (результирующий, фильтрационный и абсорбционный); частоту и мощность сердечных сокращений. В условиях нормы, при фиксированной температуре воздуха, изменения уровня сахара в крови приводят к линейно пропорциональным изменениям давления в системе кровообращения. Другие параметры, характеризующие состояние сердечно - сосудистой системы, также являются функциями содержания сахара в крови.
Способ диагностики сердечно-сосудистых нарушений предусматривает следующие стадии:
1) измеряют температуру воздуха и уровень сахара в крови;
2) расчетным путем, по значениям температуры воздуха и содержания сахара в крови с помощью методики, описанной в разделе "Биофизические основы: физика межклеточного вещества", определяют величину, контролируемого параметра, характеризующего сердечно-сосудистую систему. В качестве такого параметра, например, может быть выбрано гидравлическое давление в системе кровообращения;
3) путем измерения определяют величину контролируемого параметра, характеризующего сердечно-сосудистую систему; 4) определяют отклонение величины контролируемого параметра, полученной путем измерения, от его значения, определенного расчетным путем по измерениям уровня сахара в крови и температуры воздуха и определяют характер и причину отклонения параметра от нормы.
Методика позволяет, по известным значениям температуры и уровня сахара в крови, определить параметры сердечно-сосудистой системы. К числу таких параметров относятся: среднее капиллярное давление; давление на венозном и артериальном концах капилляра; артериальное, венозное и капиллярное гидравлические сопротивления; результирующий транс капиллярный поток.
Отклонение значений параметров, полученных путем прямого измерения, от величины этих параметров, определенных путем измерения температуры и уровня сахара в крови ("норма"), является прямым указанием на патологические нарушения в сердечно-сосудистой системе. В частности, описанный способ диагностики позволяет осуществлять диагностику патологических состояний сердечно-сосудистой системы, которые характеризуются повышенным кровяным давлением (гипертония) и состояния, которые характеризуются пониженным кровяным давлением (гипотония). Графики, представленные на фигуре 24, а также на фигурах 1-5 поясняют метод диагностики, описанный выше.
На фигуре 24 показаны графики осмотического давления межклеточной ткани и гидравлического давления в капилляре в зависимости от безразмерного параметра "α " в окрестности точки, соответствующей значению входного пред капиллярного давления. Изменение свойств межклеточной ткани, в результате различных нарушений, приводит к характерным отклонениям равновесного распределения осмотического давления от вида, показанного на фигуре 1 и фигуре 24 (график - "норма"). В результате таких отклонений, механическое равновесие в системе "межклеточная ткань - капиллярный сосуд", достигается при более высоких (график "повышенное давление") или более низких (график "пониженное давление") значениях гидравлического давления в капиллярных сосудах. Таким образом, отклонения величины давления в сердечнососудистой системе от величины давления, которое определяется расчетным путем исходя из значений уровня сахара в крови и температуры, позволяет осуществлять диагностику сердечно-сосудистых нарушений, в частности, определять состояния с повышенным и пониженным давлением.
Способ диагностики сердечно-сосудистых нарушений: мониторинг состояния сердечнососудистой системы у больных диабетом Метод диагностики, описанный в предыдущем разделе "Способ диагностики сердечно-сосудистых нарушений", позволяет осуществлять диагностический мониторинг состояния системы кровообращения у больных диабетом. Как известно, диабетическое состояние сопровождается нарушениями сердечно-сосудистой системы. При заболевании диабетом патологическим изменениям подвергаются, как система периферического кровообращения, так и центрального кровообращения. Причиной возникновения патологических изменений в системе кровообращения является повышенный уровень сахара в крови. Повышенное значение уровня сахара в крови приводит к повышенным значениям давления в системе кровообращения. Биофизический механизм, определяющий однозначную связь давления в системе микро циркуляции с уровнем сахара в крови, подробно рассмотрен в разделе "Биофизические основы: физика межклеточного вещества". Продолжительное сохранение, превышающего норму, повышенного давления в системе кровообращения сопровождается повышенной нагрузкой на работу сердца и сосудов и, как следствие, приводит к развитию патологических сердечно-сосудистых нарушений.
По указанной причине мониторинг состояния системы кровообращения диабетических больных является на сегодняшний день актуальной и злободневной задачей. Такой мониторинг позволит пациентам с заболеванием диабетом своевременно корректировать терапию и избежать развития хронических сердечно-сосудистых заболеваний, которые в настоящее время являются основной причиной смертельных исходов у пациентов с заболеваниями диабета. В частности, описанный метод позволяет осуществлять раннюю диагностику и мониторинг заболевания известного как "диабетическая стопа".
Способ диагностики функционального (физиологического) состояния локального участка живой ткани В разделе "Биофизические основы: физика межклеточной ткани" показано, что распределение гидравлического давления в системе микроциркуляции, а также распределение осмотического давления межклеточного вещества в объеме ткани между кровеносными капиллярами определяются физическим (фазовым) состоянием межклеточного вещества. Физическое состояние межклеточного вещества, с другой стороны, является однозначной функцией биохимического состава крови, температуры воздуха и гидравлического давления в капилляре. Синхронизация объемных потоков вещества и тепла (включающая циркуляцию крови в системе кровеносных капилляров, циркуляцию тканевой жидкости в межклеточном пространстве и циркуляция Сахаров и продуктов клеточного метаболизма) осуществляется благодаря своеобразным физическим свойствам межклеточного вещества. Интенсивность потоков вещества и тепла, таких как, поток тканевой жидкости, глюкозы и других растворенных веществ и поток теплопереноса к поверхности тела, являются однозначными функциями фазового состояния межклеточного вещества.
Изменение физических свойств межклеточного вещества локального участка ткани, в результате развития патологических нарушений различной природы, приводит к нарушениям и отклонениям взаимосогласованного (синхронного) функционирования системы: кровеносный капилляр - межклеточная ткань - клетка ткани.
Метод измерения параметров, характеризующих физическое состояние межклеточного вещества, описанный в разделе "Способ измерения осмотического давления межклеточного вещества " открывает принципиально новые возможности для диагностики функционального (физиологического) состояния локального участка живой ткани.
Способ диагностики предусматривает следующие стадии:
1) измеряют величину параметра, характеризующего состояние межклеточной ткани, например, количество воды в межклеточной ткани, осмотическое давление или результирующий транс капиллярный поток; 2) измеряют температуру воздуха и уровень сахара в крови;
3) определяют, расчетную величину параметра, характеризующего состояние межклеточной ткани;
4) определяют отклонение величины параметра, полученной путем измерений, от величины этого параметра, полученной расчетным путем по значениям температуры воздуха и уровня сахара;
5) по величине отклонения (п.4) определяют характер отклонения и степень патологического состояния межклеточной ткани локального участка.
Другой способ диагностики функционального состояния локального участка ткани основан на регистрации в реальном времени динамического отклика параметра, характеризующего состояние межклеточной ткани, в ответ на слабое внешнее воздействие. Здесь и далее под динамическим откликом понимается динамика временного изменения параметра, характеризующего состояние ткани, в ответ на внешнее воздействие. К числу воздействий, которые приводят к изменению состояния межклеточной ткани, относятся воздействия различной природы ( физической, физиологической или химической). К числу внешних физических воздействий относятся, например, внешний тепловой поток, внешнее давление и т.д. Характерные примеры динамических откликов, вызванных изменением количества воды в межклеточном пространстве в результате воздействий, различной природы, представлены на фигурах 22, 23, 26, 32, 33.
Путем изменения внешней температуры или нагрева (охлаждения) поверхности тела можно изменять степень набухания межклеточной ткани или количество воды в межклеточном пространстве. Аналогичного эффекта можно добиться за счет изменения внешнего давления относительно атмосферного давления. Локальная декомпрессия (вакуум) вызывает сжатие межклеточной ткани, а избыточное давление наоборот, приводит к ее набуханию. На фигурах 22, 23, 26, 32 представлены результаты экспериментов по исследованию эффектов воздействия упомянутых выше факторов на локальный участок ткани.
Эффекты, описанные выше, являются следствием физических свойств межклеточного вещества. По этой причине, по величине и характеру динамического отклика параметра, характеризующего состояние межклеточной ткани, можно определить возможные отклонения свойств межклеточной ткани от нормы и осуществить диагностику физиологического состояния локального участка ткани от нормы. Например, локальное тепловое воздействие на поверхность тела электромагнитного излучения (инфракрасное или оптическое) приводит в реальном времени к характерному локальному отклику параметров, характеризующих состояние межклеточной ткани контролируемого локального участка. При таком воздействии изменяется осмотическое давление межклеточной ткани, в результате которого происходит увеличение гидравлического давления в системе микро циркуляции и, как следствие, происходит возрастание результирующего транс капиллярного потока и плотности потока воды через локальный участок РСЭ. Характерной особенностью отклика, соответствующего физиологической норме, в ответ на внешнее тепловое воздействие является то, что изменение мощности испарительного охлаждения, определяемого изменением плотности потока воды через РСЭ, оказывается в точности равным мощности теплового воздействия. Тепловое воздействие, мощностью 1 мВт /см2, приводит к увеличению величины результирующего транс капиллярного потока и плотности потока воды через РСЭ, (определяющих интенсивность процесса испарительного охлаждения), эквивалентного возрастанию интенсивности испарительного охлаждения на IMBT /см2 . Характерная постоянная времени формирования такого отклика составляет несколько секунд. Изменение свойств межклеточной ткани, которое возникает в результате нарушений и патологий различной природы, приводит к изменению характерного отклика в ответ на слабое воздействие физической природы. Характерные результаты экспериментов по исследованию эффекта воздействия тепловых потоков на состояние межклеточной ткани представлены на фигурах 22 и 32.
Способ диагностики предполагает следующие стадии:
1) в реальном времени измеряют величину параметра, характеризующего состояние межклеточной ткани (например, количество воды в межклеточной ткани);
2) осуществляют локальное дозированное воздействие на ткань с помощью физических факторов слабой интенсивности (примеры физических факторов: внешнее тепловое воздействие, внешнее давление, постоянный электрический ток и постоянное магнитное поле); 3) в реальном времени измеряют динамический отклик регистрируемого параметра в ответ на внешнее воздействие (например, тепловой поток) и определяют величину плотности потока воды через эпидермис;
4) по величине плотности потока воды через эпидермис и характеру динамического отклика (интенсивность отклика, временная задержка, характер временной динамики) определяют отклонение физиологического состояния локального участка ткани от нормы и осуществляют диагностику функционального состояния.
Другая возможность функциональной диагностики локального участка ткани описана в разделе "Способ измерения осмотического давления межклеточного вещества" и основана на измерении зависимости количества воды в межклеточной ткани от внешнего воздействия.
Измерение количества воды в межклеточной ткани в зависимости от внешнего теплового воздействия (фигура 23) позволяет определить количество воды, которое определяет набухание межклеточного вещества. Описанный метод позволяет не только определить количество воды в межклеточной ткани, но также провести нормировку этого параметра по температуре воздуха и уровню сахара в крови. Возможность такой нормировки позволяет определить отклонения измеряемого параметра, характеризующего состояние межклеточной ткани, от нормы.
Аналогичным образом осуществляется диагностика патологического состояния межклеточной ткани с применением воздействий (физических и физиологических) другой природы. К числу таких физических воздействий относятся также внешнее давление, локальная декомпрессия, постоянный электрический ток, постоянное магнитное поле и др. Примерами физиологических воздействий являются: сахарная проба, различные лекарственные препараты, оказывающие влияние на свойства межклеточной ткани.
Способ измерения количества воды в межклеточном веществе, определяющем набухание межклеточной ткани, предполагает следующие стадии:
6) измеряют количество воды в межклеточной ткани с помощью описанных ранее методов;
7) измеряют зависимость количества воды в межклеточной ткани от внешнего теплового потока (или внешнего давления) и определяют количество воды, которое определяет набухание межклеточной ткани;
8) измеряют содержание сахара в крови и температуру воздуха;
9) нормируют полученное значение количества воды в межклеточной ткани к комнатной температуре (200C) и содержанию сахара в крови в норме (5 ммоль/л).
10) определяют отклонение величины количества воды в межклеточной ткани от ее количества в норме.
Описанный метод позволяет определять изменения состояния межклеточной ткани путем измерения количества воды в межклеточной ткани и сравнения полученного значения со значением нормы.
Метод измерения избыточного количества воды (или количества воды, определяющей набухание межклеточной ткани) допускает простое количественное определение нормы физиологического состояния локального участка ткани через понятие физического состояния межклеточного вещества.
Определение физиологической нормы рассмотрено в разделе "Определение физиологической нормы". Функциональное состояние локального участка ткани соответствует физиологической норме в том случае, если физическое состояние межклеточного вещества соответствует состоянию, которое характеризуется отсутствием объемных эффектов или, другими словами, если осмотическое давление межклеточного вещества (тканевое давление) равно нулю. Равенство нулю величины тканевого давления достигается при температуре воздуха равной 200C и содержании сахара в крови равном 5 мМоль/л. Величина движущей силы объемного потока воды, коэффициент набухания межклеточной ткани, а также избыточное количество воды, которое определяет набухание межклеточного вещества, при этих условиях равны нулю.
Избыточное количество воды, определяющее набухание межклеточной ткани, и величина движущей силы объемного потока являются индикатором, чувствительным к различным внешним воздействиям и заболеваниям. Описанный метод позволяет определять количественно с высокой точностью отклонения от нормы состояния межклеточного вещества локального участка ткани.
Методы диагностики, описанные выше, могут быть использованы для ранней диагностики различных заболеваний, развитие которых сопровождается изменением свойств межклеточной ткани. К числу таких заболеваний относятся: злокачественные опухоли, развитие которых сопровождается характерными изменениями локализованных областей ткани; заболевание, известное как "апельсиновая корка", и развитие которого сопровождается характерными изменениями кожи и подкожной клетчатки; различные стадии ожирения; заболевания диабетом 1 и 2 типа, которые сопровождаются характерными изменениями свойств межклеточной ткани (например, чувствительность ткани к инсулину) и микро циркуляции; некоторые сердечно-сосудистые заболевания, развитие которых сопровождается характерными изменениями межклеточной ткани и многие другие заболевания.
Кроме того, описанный метод диагностики патологических состояний межклеточной ткани может использоваться в косметологии и эстетической медицине для оценки функционального состояния кожи, а также для визуализации и оценки эффективности действия различных косметологических кремов и лекарственных препаратов на кожу.
Для реализации описанного в настоящем разделе "Способ диагностики функционального (физиологического) состояния локального участка ткани" используется устройство для измерения количества воды в межклеточной ткани. Метод измерения содержания воды в межклеточной ткани, точность которого превышает 1%, описан в разделе "Способ измерения количества воды в межклеточной ткани". Этот метод имеет самостоятельное практическое применение, например, для измерения локального влагосодержания тканей кожи с целью оценки эффектов действия косметологических кремов.
Способ определения чувствительности ткани к инсулину. Диагностика пре диабетического состояния.
Метод измерения уровня сахара в крови, описанный в разделе "Способ измерения скорости локального метаболизма ткани", позволяет определять уровень сахара в крови путем измерения количества воды в межклеточной ткани локального участка ткани и температуры воздуха. Физические механизмы, определяющие зависимость свойств межклеточной ткани от концентрации сахара, описаны в разделе "Биофизические основы: физика межклеточной ткани". Данный метод позволяет проводить регистрацию уровня сахара в крови в режиме непрерывного мониторинга (одно измерение через каждые 5-10ceкyнд). На фигуре 14 показаны результаты непрерывного мониторинга уровня сахара в крови в условиях проведения стандартного теста толерантности к глюкозе ("непрерывная сахарная кривая"). Для сравнения, современные руководства определяют как "сахарную кривую" несколько измерений (как правило, 3-4) по пробам крови, взятым из пальцев руки, с интервалом между измерениями примерно 30 минут. Экспериментальные результаты, представленные на фигуре 14, получены с помощью опытного прибора, внешний вид которого представлен на фигуре 6. Принцип действия опытного прибора описан в разделе "Электрометрический способ измерения количества воды в межклеточной ткани".
Способ регистрации сахарной кривой, основанный на непрерывном измерении временной динамики локального параметра, характеризующего состояние межклеточной ткани локального участка, открывает принципиально новые возможности для диагностики пред диабетического состояния и определения чувствительности локальной ткани к инсулину.
Нарушение толерантности к глюкозе. Современные руководства по медицине определяют нарушение толерантности к глюкозе (НТГ) как концентрации глюкозы в крови в ходе перорального теста толерантности к глюкозе, лежащие в промежутке между нормальными и диабетическими значениями (через 2 часа после приема 75 г глюкозы — от 7,8 до 11,0 ммоль/л). По-видимому, НТГ можно считать пред диабетическим состоянием, хотя не у всех лиц с НТГ развивается диабет. В США НТГ имеется у каждого десятого взрослого, причем его частота увеличивается с возрастом, достигая каждого четвертого среди лиц в возрасте 65-74 лет. Эпидемиологические исследования, проведенные в разных странах, указывают на тесную связь между НТГ и ожирением. Например, в исследовании, проведенном в США, было обнаружено, что средний ИМТ (избыточная масса тела) у лиц, у которых впоследствии развилось НТГ, был достоверно выше, чем у лиц с нормальным ИМТ. В исследовании, проведенном в
Израиле, установили, что высокий ИМТ в анамнезе сопровождался повышенной частотой развития НТГ за период 10 лет.
Способ регистрации сахарной кривой, описанный выше, позволяют проводить определение НТГ в режиме непрерывного мониторинга с более высокой точностью. В частности, метод эффективен для определения пред диабетического состояния 2 типа.
Способ определения чувствительности ткани к инсулину. Метод непрерывной регистрации временной динамики скорости локального метаболизма ткани (скорости поглощения сахара локальным участком ткани), описанный в разделе "Способ измерения скорости локального метаболизма", позволяет определять чувствительность ткани к инсулину по характеру временной динамики скорости поглощения сахара тканью. Способ определения чувствительности ткани к инсулину основан на непрерывной регистрации временной динамики скорости поглощения сахара тканью. Измеряется количество воды в межклеточном веществе локального участка ткани и регистрируется изменения временной динамики в результате внешних воздействий, приводящих к характерным изменениям чувствительности ткани к инсулину. Как известно, воздействие некоторых внешних факторов, физиологических и физических, на ткань приводит к обратимым изменениям чувствительности ткани к инсулину. К числу таких факторов, относятся, в частности, мышечная нагрузка и температурные воздействия [2]. К внешним воздействиям, которые вызывают обратимые изменения чувствительности ткани к инсулину, относятся воздействия, которые приводят к обратимым изменениям фазового состояния межклеточного вещества. Внешние физические параметры, которые определяют фазовое состояние межклеточного вещества, рассмотрены в разделе "Биофизические основы: физика межклеточного вещества. "К числу таких внешних физических факторов относятся: внешнее давление; локальная декомпрессия; внешняя температура; электромагнитное излучение, вызывающее объемный нагрев ткани; слабый постоянный электрический ток; постоянное магнитное поле; локальная мышечная нагрузка на ткань и др.
Способ определения чувствительности ткани к инсулину предполагает следующие стадии:
1) в режиме непрерывного мониторинга, измеряют скорость локального метаболизма ткани (скорость поглощения сахара тканью) в процессе стандартной сахарной нагрузки (пероральный прием внутрь 75г. глюкозы), путем измерения количества воды в межклеточной ткани и температуры воздуха;
2) на контролируемый локальный участок ткани оказывают внешнее физическое воздействие, которое вызывает обратимое изменение чувствительности ткани к инсулину; 3) по характеру временной динамики скорости локального метаболизма определяют чувствительность ткани к инсулину.
Пример практической реализации способа представлен на фигуре 21.
В представленном эксперименте (фигура 21) в реальном времени регистрируется временная динамика содержания воды в межклеточной ткани, вызванная мышечной нагрузкой. Мышечная нагрузка приводит к характерным изменениям временной динамики: происходит уменьшение регистрируемого параметра и через характерное время, равное 1-2 минутам, начинается его рост. Такой характер изменений содержания воды в межклеточной ткани связан с характерными изменениями содержания сахара в крови в условиях мышечной нагрузки. Уменьшение содержания воды в межклеточной ткани после начала нагрузки вызвано уменьшением локального содержания сахара в крови и межклеточной жидкости. Падение уровня сахара в межклеточной жидкости, на начальном участке временной динамики, связано с увеличением локальной чувствительности ткани к инсулину в ответ на мышечную нагрузку. Последующее увеличение содержания воды в межклеточной ткани, приводящее к увеличению содержания воды в РСЭ, вызвано ростом содержания сахара в тканевой жидкости в результате расщепления гликогена, содержащегося в мышечных клетках.
Способ управления транспортом тканевой жидкости и лимфодренажом В разделах "Биофизические основы: физика межклеточного вещества" и "Биофизические основы: механизмы микро циркуляции тканевых жидкостей" рассмотрены физические свойства межклеточной ткани и также физический механизм, который обеспечивает циркуляцию крови в системе капиллярных сосудов и транспорт тканевой жидкости в межклеточном пространстве. В частности, в этих разделах показано, что осмотическое давление межклеточной ткани, эластическое давление (напряжение упругой деформации межклеточной ткани) и гидравлическое давление в системе микро циркуляции однозначно определяются параметрами, которые являются переменными состояния межклеточного вещества. Переменными состояния межклеточного вещества являются внешнее давление, температура и концентрация глюкозы в плазме крови.
Способ управления микро циркуляцией тканевой жидкости базируется на возможности изменения объемного потока тканевой жидкости, циркулирующей в межклеточном пространстве, путем воздействия на межклеточную ткань слабыми воздействиями физической и химической природы. К внешним физическим воздействиям, с помощью которых можно управлять транспортом тканевой жидкости и лимфатическим дренажом, относятся: внешнее давление, тепловой поток, постоянное магнитное поле, постоянный электрический ток и др. На фигурах 22, 23, 24, 25 представлены результаты экспериментов по исследованию эффектов воздействия на локальный участок ткани различных физических факторов. Экспериментальные результаты, которые представлены на этих фигурах, доказывают возможность изменения локального содержание воды в межклеточной ткани с помощью физических воздействий слабой интенсивности и, тем самым, доказывают возможность эффективного управления транспортом тканевой жидкости с помощью внешних физических и химических воздействий. Путем изменения внешнего давления (фигура 22), можно изменять степень набухания межклеточной ткани (содержание воды в межклеточной ткани) и, как следствие, объемный поток тканевой жидкости в межклеточном пространстве и в системе капиллярных сосудов. Избыточное внешнее давление на локальную поверхность тела приводит к набуханию межклеточной ткани, а локальная декомпрессия (вакуум), наоборот, приводит к сжатию межклеточной ткани. При таком способе сжатия межклеточной ткани происходит увеличение просвета капиллярных сосудов и увеличение просвета каналов в межклеточном пространстве, по которым осуществляется циркуляция тканевой жидкости. Результатом такого локального воздействия является увеличение скорости объемного потока через капиллярные сосуды и объемного потока тканевой жидкости, циркулирующего в межклеточном пространстве.
На фигуре 28 представлены результаты экспериментов по исследованию эффекта воздействия локальной декомпрессии на состояние межклеточной ткани. Видно, что локальное снижение давления, относительно атмосферного, приводит к эффекту уменьшения содержания воды в межклеточной ткани, вызываемого эффектом сжатия межклеточной ткани. Локальная декомпрессия в этих экспериментах осуществлялась с помощью аппарата локальной декомпрессии Алодек - 4aк, внешний вид которого показан на фигуре 27. Локальное воздействие на поверхность тела осуществляется с помощью специального вакуумного аппликатора (своеобразной "банки"), внутри которого создается и поддерживается режим дозированной декомпрессии.
Такой метод локального пульсирующего воздействия на ткань приводит к периодическим пульсациям осмотического и эластического давления межклеточной ткани, а также гидравлического давления в системе капиллярных сосудов в объеме ткани под вакуумным аппликатором. Такое воздействие приводит к пульсациям объема межклеточного пространства, характеризующимся возникновением пульсирующих потоков жидкости, циркулирующих в системе: "капилляры системы кровообращения - межклеточное пространство - лимфатическая дренажная система". Таким способом, с помощью внешнего воздействия, обеспечивается управление транспортом тканевой жидкости и лимфатическим дренажом локального участка ткани. Физиотерапевтический эффект такого воздействия становится понятным если учесть, что объемный поток тканевой жидкости обеспечивает доставку питательных веществ и кислорода к клеткам ткани и отвод продуктов клеточного метаболизма в систему кровообращения и лимфатическую систему. В результате этого процесса, инициируемого внешним воздействием, ткань начинает эффективней снабжаться сахарами, питательными веществами и кислородом. Как естественное следствие, ускоряются процессы клеточного метаболизма и обмена веществ: растет скорость метаболизма клеток ткани, что является стимулирующим фактором роста клеток и регенерации тканей.
Плавная регулировка глубины вакуума в аппликаторе позволяет регулировать и устанавливать глубину слоя ткани, в которой вызывается, стимулированный внешним воздействием, дренажный эффект. Глубина дренажного эффекта "X" связана с величиной отрицательного давления "P" следующим соотношением:
P=F(P0, X, L0) где Po - тканевое давление
L0 - толщина (глубина) объема ткани под аппликатором Величину тканевого давления P0 можно определить путем измерения количества воды в межклеточной ткани или кровяного артериального давления. Толщину (глубину) объема ткани под аппликатором можно определить путем измерения периметра окружности, контролируемого участка тела.
Плавная регулировка частоты и скважности пневмо импульсов позволяет регулировать и устанавливать величину объемного потока тканевой жидкости и лимфодренажа.
Аналогичного эффекта можно достигнуть путем изменения внешней температуры или охлаждения (нагрева). Локальное охлаждение поверхности ткани вызывает сжатие межклеточной ткани, а нагрев ткани приводит к ее набуханию. На фигурах 23 и 24 представлены результаты экспериментов по исследованию, эффекта воздействия внешних тепловых потоков на состояние межклеточной ткани. Видно, что локальное воздействие теплового потока на поверхность тела приводит к увеличению содержания воды в межклеточной ткани локального участка, вызванному набуханием межклеточной ткани. Локальное охлаждение поверхности тела, наоборот, приводит к уменьшению содержания воды в межклеточной ткани в результате сжатия межклеточной ткани.
Эффекты сжатия и набухания ткани можно стимулировать, также, с помощью слабого постоянного электрического тока и постоянного магнитного поля. Оказалось, что механическое равновесие системы "межклеточная ткань - капилляр", которое определяет содержание воды в межклеточной ткани, также чувствительно также к слабым постоянным электрическим и магнитным полям. Механизм такой чувствительности становится понятным, если учесть, что постоянный электрический ток приводит к изменению равновесного распределения электрических ионов тканевой жидкости в объеме ткани, что в свою очередь приводит к нарушению механического равновесия системы и к изменению содержания воды в межклеточном пространстве. Электрический ток, направленный изнутри к поверхности кожи, приводит к эффекту набухания межклеточной ткани. Изменение направления электрического тока, наоборот, приводит к эффекту сжатия межклеточной ткани. Механизм чувствительности к постоянному магнитному полю основан на том, что перенос заряженных ионов в объеме ткани осуществляется потоками межклеточной жидкости, а постоянное магнитное поле приводит перераспределению этих потоков и нарушению механического равновесия системы.
Таким образом, способ управления транспортом тканевой жидкости и лимфатическим дренажом основан на воздействии на ткань с помощью различных физических факторов, которые вызывают обратимые изменения содержания воды в межклеточном пространстве. К числу физических факторов, с помощью которых можно управлять транспортом тканевой жидкости, относятся: локальное поверхностное охлаждение (нагрев) или тепловое электромагнитное излучение; локальная декомпрессия и избыточное давление; постоянный электрический ток и магнитное поле, акустические колебания (низкочастотная вибрация, ультразвук и т.д.) и другие факторы.
К эффектам, описанным выше, приводят, как правило, локальные воздействия низкой интенсивности. Характерные мощности и величины физических воздействий составляют: электромагнитные излучения 0-20 мВт/см2 , значения локальной декомпрессии 0-100 мм рт. ст., величины постоянного электрического тока 0-100 нА, значения напряженности постоянного магнитного поля 0-50 мТл.
Метод управления транспортом тканевой жидкости, который описан выше, может быть использован при лечении различных заболеваний. Разные заболевания могут приводить к разным характерным изменениям состояния межклеточной ткани. Лечение и профилактику заболеваний, которые сопровождаются, превышающим норму, набуханием межклеточной ткани (состояние "отека ткани"), можно осуществлять с помощью воздействий, которые вызывают локальное сжатие межклеточной ткани (локальная декомпрессия, охлаждение).
Лечение и профилактику заболеваний, которые сопровождаются пониженным содержанием воды в межклеточной ткани, можно осуществлять с помощью воздействий, рассмотренных выше, которые вызывают локальное увеличение степени набухания межклеточной ткани (локальная компрессия, нагрев).
Способ управления транспортом тканевой жидкости предполагает следующие стадии: 1) измеряют содержание воды в межклеточной ткани локального участка ткани;
2) по содержанию воды в межклеточной ткани определяют состояние межклеточной ткани;
3) по состоянию межклеточной ткани определяют способ внешнего воздействия и режим воздействия;
4) осуществляют внешнее воздействие; 5) контроль эффективности воздействия осуществляют путем измерения содержания воды в межклеточной ткани.
К числу таких заболеваний, которые эффективно удается лечить с помощью данного способа, относятся: заболевания позвоночника, в частности, остеохондроз; сексуальные расстройства, в частности, эректильная дисфункция; заболевания суставов; заболевание, известное как заболевание "апельсиновая корка" и другие заболевания; заболевания внутренних органов. Способ позволяет осуществлять стимуляцию роста клеток ткани молочной железы, приводит к увеличению эластичности ткани лица и других частей тела.
Способ управления транспортом тканевой жидкости, рассмотренный выше, применим, также, для лечения и профилактики диабета 2 типа.
Способ диагностики патологического состояния внутренних органов Способ диагностики заключается в регистрации в реальном времени пространственно - временного распределения параметра, характеризующего состояние межклеточной ткани локального поверхностного участка. Параметрами, которые характеризуют состояние межклеточной ткани локального участка, являются, например, осмотическое давление межклеточного вещества, содержание воды в межклеточном веществе, величина результирующего транс капиллярного потока воды.
Регистрация пространственно-временного распределения осуществляется с помощью многоканальной системы, датчики которого устанавливаются на поверхности контролируемого участка тела, или с помощью системы сканирования. На фигуре 28 представлен рисунок, который схематично поясняет метод регистрации пространственно временного распределения параметра, характеризующего состояние межклеточной ткани (динамическое картирование). Характерные примеры пространственно-временного распределения скорости локального метаболизма, полученные с помощью многоканальной системы (матрица датчиков 4 х 4), представлены на фигурах 28-32.
Возможность диагностики состояния внутренних органов путем измерения содержания воды в межклеточной ткани поверхностного слоя тела, базируется на свойствах межклеточной ткани и особенностях не диффузионного механизма теплопереноса из глубины к поверхности. Свойства межклеточной ткани и механизм теплопереноса рассмотрены в разделах "Биофизические основы: физика межклеточного вещества", "Биофизические основы: механизм транспорта тканевой жидкости" "Биофизические основы: не диффузионный механизм теплопереноса из глубины к поверхности".
В условиях физиологической нормы, температура внутреннего органа (37°), как правило, выше температуры поверхностных тканей (30°). Такая разница температуры приводит к разнице в величинах осмотического давления межклеточной ткани и гидравлического давления в "каналах" межклеточной ткани, по которым осуществляется транспорт тканевой жидкости. Транспорт тканевой жидкости из глубины к поверхности осуществляется в результате разницы гидравлического давления. Этот процесс обеспечивает перенос тепла, образующегося в результате клеточного метаболизма, из глубины к поверхности и одновременно поддерживает процесс испарительного охлаждения (неощутимая перспирация). Развитие патологического состояния внутреннего органа сопровождается изменением состояния межклеточной ткани этого органа. Например, в том случае, когда хроническое заболевание внутреннего органа характеризуется пониженным уровнем органного метаболизма, осмотическое давление межклеточной ткани и давление в системе микро циркуляции также являются пониженными. Соответственно является пониженным скорость циркуляции тканевой жидкости в направлении к поверхности. В конечном счете, этот процесс приводит к появлению пространственной неоднородности содержания воды в межклеточной ткани и скорости и плотности потока воды через РСЭ.
Таким образом, пространственно - временное картирование содержания воды в межклеточной ткани позволяет осуществлять диагностику патологического состояния внутренних органов и определять отклонения органного метаболизма от нормы. Способ диагностики предусматривает следующие стадии:
1) регистрируют пространственно-временное распределение содержания воды в межклеточной ткани;
2) по характеру неоднородности пространственно-временного распределения проводят локализацию проблемного участка;
3) по измерениям содержания воды в межклеточной ткани в двух точках (участках, зонах) поверхности тела - непосредственно совпадающей с областью пространственной неоднородности и вне этой области, определяют величину дифференциальной разницы; 4) по дифференциальной разнице величины контролируемого параметра в двух точках поверхности осуществляют диагностику. Метод диагностики может быть основан также на сравнении значений параметров, полученных путем прямых измерений, с их значениями, полученными исходя из измерений содержания сахара в крови и температуры воздуха. Такая диагностика предусматривает следующие дополнительные стадии: 5) измеряют температуру воздуха и уровень сахара в крови;
6) определяют, расчетную величину параметра, характеризующего состояние межклеточной ткани;
7) определяют отклонение величины параметра, полученной путем измерений, от величины этого параметра, полученной расчетным путем (по значениям температуры воздуха и уровня сахара в крови);
8) по величине отклонения (п.7) контролируемого параметра, определяют характер и степень патологического состояния внутреннего органа.
Метод измерения, описанный в разделе "Способ определения осмотического давления межклеточной ткани и давления в системе микро циркуляции", позволяет осуществить практическую реализацию "Способа диагностики патологического состояния внутренних органов", описанного выше, отличающимся способом. Такой способ предусматривает следующие стадии:
1) в реальном времени регистрируют пространственно-временное распределение содержания воды в межклеточной ткани. 2) по характеру пространственного распределения и особенностям временной динамики содержания воды в межклеточной ткани проводят локализацию проблемного участка;
3) измеряют температуру воздуха и уровень сахара в крови;
4) расчетным путем, по измеренным значениям температуры и уровня сахара в крови, определяют значение параметров микро циркуляции и межклеточной ткани;
5) измеряют параметры, характеризующие состояние локального участка ткани с помощью метода, описанного в разделе "Способ измерения осмотического давления межклеточной ткани и давления в системе микро циркуляции".
6) по отклонениям величин параметров, полученных путем измерений, от величин этих параметров, полученных расчетным путем, осуществляют диагностику состояния внутреннего органа.
Разновидностью методов диагностики, рассмотренных выше, является диагностика с применением физиологических проб и внешних воздействий. Метод диагностики с применением внешних воздействий и физиологических нагрузок по существу не отличается от метода, описанного в разделе "Способ диагностики патологического состояния межклеточной ткани". Физиологические пробы могут быть локальными и общими. К числу локальных физиологических проб относятся: тепловое воздействие, внешнее давление, локальная декомпрессия, электрический ток, локальная мышечная нагрузка. Примером общей физиологической пробы является, например, стандартная сахарная нагрузка, применяемая при проведении теста толерантности к глюкозе.
В условиях упомянутых физиологических воздействий характерный отклик локального метаболизма поверхностного участка ткани, как правило, будет неоднородным при нарушениях органного метаболизма. Физиологическая нагрузка позволяет визуализировать внутренние области тела, которые характеризуются нарушенным метаболизмом ткани.
На фигуре 32 показаны результаты практического применения, метода диагностики внутренних органов с помощью пространственно-временного картирования содержания воды в межклеточной ткани.
Способы диагностики, описанные выше, позволяют проводить диагностику патологического состояния внутренних органов, а также диагностику заболеваний, развитие которых сопровождаются образованием, локальных областей с измененными свойствами ткани. К числу таких заболеваний относятся злокачественные образования или раковые опухоли. В частности, метод позволяет обнаруживать рак молочной железы на ранних стадиях его развития, практически на любой глубине. Способ диагностики рака молочной железы
Как известно, процесс образования и роста злокачественной опухоли рака молочной железы сопровождается характерными физиологическими изменениями ткани в области локализации опухоли, а также изменениями ткани в поверхностной области, определяемой проекцией области опухоли на поверхность. К числу физиологических изменений, которые происходят в области локализации раковой опухоли, можно отнести следующие характерные изменения: повышенный уровень метаболизма глюкозы, который характеризуется повышенной скоростью поглощения сахара раковой тканью, регистрируемой с помощью позитрон - эмиссионного томографа; не характерная для нормальной ткани, высокая скорость размножения раковых клеток; характерное уплотнение ткани , регистрируемое рентгеновскими методами; характерные изменения микро циркуляции, регистрируемые оптическими методами; Характерные физиологические изменения происходят и в поверхностных тканях, локализация которых определяется проекцией области опухоли на поверхность. К числу таких изменений относятся: изменения микро циркуляции, которые характеризуются изменением поверхностной температуры, регистрируемой с помощью методов тепловидения;
По мере роста раковой опухоли происходит постепенное втягивание поверхностных тканей, расположенных над областью опухоли, внутрь молочной железы.
Злокачественные опухоли обладают повышенным уровнем метаболизма глюкозы и повышенным потреблением сахара тканью и, как следствие, повышенным уровнем теплопродукции .
"Золотым стандартом" среди известных методов диагностики рака молочной железы является рентгеновский маммограф, который позволяет с высокой вероятностью обнаруживать и локализовать раковую опухоль. Однако рентгеновский метод не позволяет идентифицировать раковую опухоль, отличить раковую опухоль от доброкачественной опухоли. В клинической практике для этих целей применяют метод биопсии, который является дорогостоящим и болезненным. Методом, который позволяет обнаруживать и идентифицировать злокачественные образования является позитрон - эмиссионной томограф.
Области раковой ткани, которые отличаются повышенной скоростью поглощения сахара, обнаруживаются, с высоким пространственным разрешением, с помощью позитрон - эмиссионного томографа (ПЭТ томограф). Однако практическое применение ПЭТ томографа для ранней диагностики и скрининга рака молочной железы ограничено, поскольку оборудование является дорогостоящим.
Анализ и осмысление характерных физиологических изменений, происходящих в процессе развития раковой опухоли, которые были проведены на основе понимания физических свойств межклеточной ткани, рассмотренных в разделе "Биофизические основы: физика межклеточной ткани", позволяют объяснить механизм основных изменений, происходящих в ткани молочной железы, пораженной раком.
В ткани молочной железы, пораженной раковой опухолью, происходит локальное уменьшение тканевого давления и сжатие межклеточной ткани в области опухоли. Этот процесс приводит к постепенному уплотнению ткани в области опухоли. Сжатие межклеточной ткани приводит к увеличению просвета капиллярных сосудов и каналов в межклеточном пространстве, по которым осуществляется циркуляция тканевой жидкости в межклеточном пространстве, и увеличению объемного потока тканевой жидкости. В результате происходит увеличение скорости поступления Сахаров к раковой клетке. Увеличивается скорость поглощения сахара клеткой и скорость метаболизма в локальной области ткани. Такие изменения, очевидно, поддерживают процесс размножения раковых клеток. В объеме ткани, расположенном между областью опухоли и ее проекцией на поверхность, также происходят характерные изменения ткани. Уменьшение осмотического давления межклеточной ткани в области опухоли приводит к уменьшению (или выравниванию) градиента осмотического давления межклеточной ткани в направлении от опухоли к поверхности. Следствием этого является существенное уменьшение скорости транспорта воды через эпидермис и уменьшение содержания воды в межклеточной ткани поверхностных слоев, в частности кожи и РСЭ. Уменьшение интенсивности испарительного охлаждения, при одновременном увеличении скорости метаболизма глюкозы и теплопродукции, приводит к повышению температуры ткани в области опухоли, а также температуры области поверхности, определяемой проекцией области опухоли на поверхность тела. Развитие и рост опухоли сопровождается постепенным сжатием межклеточной ткани в области между опухолью и ее проекцией на поверхность. Этот процесс приводит к появлению напряжения упругой деформации, в направлении от поверхности тела к области опухоли, в результате которого поверхность постепенно по мере роста опухоли затягивается внутрь.
Методы измерения, описанные выше в разделах "Способ измерения скорости локального метаболизма ткани", "Способ измерения количества воды в межклеточной ткани" и "Способ измерения осмотического давления межклеточной ткани и давления в системе микро циркуляции", открывают принципиально новые возможности для ранней диагностики рака молочной железы. Способ ранней диагностики рака молочной железы также базируется на методах диагностики, описанных в разделах "Способ диагностики патологического состояния межклеточной ткани" и "Способ диагностики патологического состояния внутренних органов". Данные методы позволяют осуществлять диагностику в двух возможных практических модификациях: 1) Дополнительная диагностика. В этом варианте метод используется, как метод дополнительный к стандартному рентгеновскому методу;
2) Основная диагностика. В этом варианте метод используется, как независимый от других методов, самостоятельный метод диагностики.
Способ ранней диагностики рака молочной железы по варианту "Дополнительная диагностика" предполагает следующие стадии:
1) С помощью рентгеновского метода осуществляют обнаружение и локализацию опухоли;
2) измеряют величину параметра, характеризующего состояние межклеточной ткани, например, количество воды в межклеточной ткани, осмотическое давление или результирующий транс капиллярный поток. Измерение осуществляют в двух точках (участках, зонах) поверхности тела - непосредственно совпадающей с областью проекции опухоли на поверхность и вне этой области;
3) по величине дифференциальной разнице величины параметра в двух точках поверхности осуществляют диагностику.
Метод диагностики может быть основан также на сравнении значений параметров, полученных путем измерений, с их значениями, полученными расчетным путем. Такая диагностика предусматривает следующие дополнительные стадии:
4) измеряют температуру воздуха и уровень сахара в крови;
5) определяют, расчетную величину параметра, характеризующего состояние межклеточной ткани; 6) определяют отклонение величин параметров, полученных путем измерений, от величин этих параметров, полученных расчетным путем по значениям температуры воздуха и уровня сахара в крови;
7) по характерным отклонениям величин параметров определяют характер и степень патологического состояния межклеточной ткани локального участка. Физиологические изменения, происходящие в ткани в процессе развития раковой опухоли, приводят также к изменению характера динамических откликов межклеточной ткани, в ответ на различные физиологические воздействия. В частности, видоизменяется отклик межклеточной ткани на воздействие слабых тепловых потоков и внешних давлений. Также видоизменяется локальный отклик ткани в ответ на сахарную нагрузку. Эти особенности открывают дополнительные возможности для диагностики рака молочной железы. Такая диагностика основана на регистрации временной динамики параметра, характеризующего состояние межклеточной ткани, в условиях различных физиологических воздействий и предусматривает следующие дополнительные или независимые стадии: 5) в реальном времени измеряют величину параметра, характеризующего состояние межклеточной ткани (например, количество воды в межклеточной ткани);
6) осуществляют локальное дозированное воздействие на ткань с помощью физических факторов слабой интенсивности (примеры физических факторов: тепловое воздействие, внешнее давление, постоянный электрический ток и постоянное магнитное поле, сахарная нагрузка);
7) в реальном времени измеряют динамический отклик регистрируемого параметра в ответ на внешнее воздействие (например, на воздействие теплового потока);
8) по характеру динамического отклика (интенсивность отклика, временная
« задержка, характер временной динамики) осуществляют диагностику патологического состояния.
Способ ранней диагностики рака молочной железы по варианту "Основная диагностика", в отличие от варианта "Дополнительная диагностика", вместо стадии за номером 1) предполагает следующую стадию:
1) в реальном времени осуществляют регистрацию пространственно - временного распределения параметра, характеризующего состояние межклеточной ткани. Методы динамического картирования описаны в разделе "Способ диагностики патологического состояния внутренних органов".
Регистрация в реальном времени параметра, характеризующего состояние межклеточной ткани, позволяет осуществить (на первой стадии) локализацию области с измененными характеристиками ткани. После пространственной локализации проблемной области поверхности, с помощью последующих стадий, описанных выше, осуществляют диагностику рака молочной железы.
Примеры практической реализации способа представлены на фигурах 27-29.
Графики, представленные на фигуре 25, поясняют принцип регистрации в реальном времени параметров, характеризующих состояние двух, пространственно разделенных, локальных участков ткани. В данном случае, регистрируемым параметром является скорость локального метаболизма ткани (теплопродукция).
Временные изменения уровня сахара в крови и, как следствие, скорости потребления сахара тканью и теплопродукции были вызваны путем проведения теста толерантности к глюкозе. Графики красного и синего цвета являются кривыми мониторинга, полученными с помощью опытного прибора, выполненного в варианте 2-х канального микрокалориметра. Стрелкой отмечен момент времени орального приема сахарной нагрузки.
Расстояние между измерительными сенсорами составляет 1,2 см. Исходя из анализа кривых, видно, что временные изменения теплопродукции двух близко расположенных участков ткани практически синхронны. Временная задержка между кривыми мониторинга не превышает 100 секунд.
Данный эксперимент убедительно демонстрирует, что отношение сигнал/шум и точность микрокалориметра позволяют обнаруживать малые дифференциальные отличия в скорости метаболизма двух различных, но близко расположенных участков ткани.
Измерения проводились с помощью опытного двухканального микро калориметра, принцип действия которого описан в разделе "Способ измерения скорости локального метаболизма ткани". Разработанный микрокалориметр позволяет проводить измерения теплопродукции ткани с высокой точностью. Микрокалориметр позволяет регистрировать слабые изменения теплопродукции с чувствительностью 0,002 мкал./сек. см2. На фигурах 28-29 представлены результаты экспериментов, поясняющих принцип динамического картирования параметра, характеризующего состояние межклеточной ткани.
Высокая чувствительность и пространственное обнаружение микрокалориметра позволяют использовать его для обнаружения злокачественных опухолей и ранней медицинской диагностике рака молочной железы.
Способ визуализации терапевтического воздействия
Способы измерения скорости локального метаболизма ткани и параметров микро циркуляции локального участка ткани, описанные выше, открывает принципиально новые возможности для визуализации эффектов терапевтического воздействия, а также позволяют определять эффективность терапевтических воздействий в реальном времени.
Способ визуализации терапевтического воздействия предусматривает следующие стадии:
В режиме непрерывного мониторинга параметра, характеризующего состояние локального участка ткани (микро циркуляция и скорость метаболизма), осуществляют терапевтическое воздействие и регистрируют в реальном времени отклик контролируемого параметра. По характерным особенностям временной динамики регистрируемого параметра (отклику или реакции на воздействие) определяют эффективность терапевтического воздействия. Описанный способ применим для визуализации практически всех видов терапевтических воздействий, включающих как медикаментозные воздействия, так и не медикаментозные воздействия, такие как физиотерапевтические воздействия, воздействия методами акупунктуры, гомеопатии и др. Способ применим для визуализации как системных, обще организменных воздействий, так и локальных воздействий на различные области тканей тела.
В частности, данный способ позволяет визуализировать эффекты традиционной физиотерапии, которая на сегодняшний день включает такие способы физиотерапевтического воздействия как локальная декомпрессия, постоянное магнитное поле, электрический ток, ультразвук, электромагнитное излучение оптического и инфракрасного диапазона и др.
Описанный способ дает возможность не только визуализировать терапевтическое воздействие, но также оптимизировать режимы и дозы терапевтического воздействия с целью оптимизации терапевтического эффекта в режиме обратной связи в реальном времени.
На фигурах 30-31 представлены результаты экспериментов, поясняющих способ визуализации терапевтического воздействия, описанный выше. Примеры практического использования
Внешний вид опытного прибора, принцип действия которого описан в разделе "Способ измерения количества воды в межклеточной ткани электрометрическим методом", показан на фигуре 7. Эквивалентная электрическая схема, поясняющая принцип измерения, показана на фигуре 6.
Разработанная технология позволяет уменьшить электронные компоненты прибора до размеров одной интегральной микросхемы и, тем самым, уменьшить размеры предполагаемого для практического использования уменьшить до размеров, не превышающих размеры наручных часов.
Примеры практического использования. Результаты клинических испытаний. Сравнительные измерения проведены на четырех пациентах: одном практически здоровом пациенте и трех пациентах с диабетом (два пациента с диабетом 1-типa и один пациент с диабетом второго типа).
Измерения проводились с помощью опытного прибора в режиме непрерывного мониторинга (одно измерение через 5-10 секунд) с продолжительностью экспериментов от 30 до 150 минут. Калибровка опытного прибора осуществляется индивидуально для каждого пациента по 4 измерениям, сделанным по пробам крови из пальцев рук. Количество контрольных замеров по пробам крови из пальцев в течение каждого эксперимента составляло от 2 до 9 измерений. Контрольные измерения по пробам крови из пальца проводились с помощью глюкометра Ассu-Сhеk Асtivе (Rосhе Diаgпоstiсs GmbН , Rосhе Grоuр). Всего было проведено 26 экспериментов с общим количеством контрольных измерений 101. Результаты сравнительных экспериментов представлены на фигурах 9- 14 ("Результаты исследования на практически здоровом пациенте") и фигурах 15-20 ("Результаты исследования на пациентах с диабетом").
Примеры практического использования. Результаты исследований на практически здоровом пациенте.
На фигуре 9 представлен график корреляции показаний опытного прибора с показаниями инвазивного глюкометра по результатам 15 экспериментов, проведенных на одном практически здоровом испытуемом. Контрольные измерения проводились с помощью глюкометра "Ассu Сhеk Асtivе". Общее число контрольных измерений по пробам крови в 15 экспериментах составляет 38 измерений. Все измерения сделаны с одной калибровкой. Показания опытного прибора, в моменты времени, соответствующие моментам времени инвазивного измерения по пробам из пальца, совпадают с показаниями сертифицированного глюкометра с точностью 1-2%, определяемой погрешностью последнего. Характерные результаты таких экспериментов, сделанных в разное время в течение дня, а также в разные дни представлены на фигурах 10-14. На фигуре 10 представлены характерные результаты сравнительных измерений: измерения динамики уровня сахара в крови, сделанные с помощью опытного прибора, в режиме мониторинга (кривая красного цвета, частота измерений 5-10 сек.) и стандартного глюкометра "Ассu Сhеk Асtivе" производства фирмы Rосhе Diаgпоstiсs GmbН (прямоугольники серого цвета). Точность глюкометра "Ассu Сhеk Асtivе", измеряющего уровень сахара в крови фотометрическим способом (по пробам крови, взятым из пальца) составляет 1-2%. На графиках представлены результаты двух экспериментов по измерению уровня сахара в крови у практически здорового пациента в течение дня: первая кривая (с 12:00 до 13:30) - изменения уровня сахара в крови, вызванные сахарной нагрузкой (сахарная кривая); вторая кривая (с 15:10 до 16:15) - динамика уровня сахара в крови примерно через 30-40 минут после приема пищи во время обеда. Общее количество измерений по пробам крови в этих экспериментах составляет 7 измерений (в момент времени 13:20 во время первого эксперимента было сделано 3 измерения из одной пробы). На фигуре 11 представлена временная динамика уровня сахара в крови, вызванная стандартной сахарной нагрузкой (тест толерантности к глюкозе или "Сахарная кривая") (первый, из двух графиков, представленных на фигуре 10). Кривая красного цвета - динамика уровня сахара в крови, зарегистрированная в режиме мониторинга с помощью опытного прибора; результаты контрольных измерений, выполненных с помощью "Ассu Сhеk Асtivе" показаны квадратами серого цвета. Момент приема сахарной нагрузки отмечен стрелкой.
На фигуре 12 представлены результаты регистрации временной динамики уровня сахара в крови, через 30 минут после обеда (второй, из двух графиков, представленных на фигуре 10). На графиках фигуре 13 представлены результаты двух экспериментов (до ужина и после) по измерению уровня сахара в крови у практически здорового пациента: первая кривая (с 20:30 до 21 :00) - изменения уровня сахара в крови до ужина; вторая кривая (с 22:00 до 22:30) - динамика уровня сахара в крови примерно через 20-30 минут после ужина. На фигуре 14 представлены результаты регистрации временной динамики уровня сахара в крови в процессе проведения процедуры стандартного теста толерантности к глюкозе - "Сахарная кривая". Стрелкой отмечен момент приема сахарной нагрузки. Примеры практического использования. Результаты исследований на пациентах с диабетом. Исследования проведены в условиях клиники на трех пациентах с диабетом
(мужского и женского пола): два пациента с диабетом 1- типа и один пациент с диабетом второго типа.
Измерения проводились с помощью опытного прибора в режиме непрерывного мониторинга с продолжительностью экспериментов от 30 до 60 минут. Количество контрольных измерений по пробам крови, взятым из пальцев рук, в течение каждого эксперимента составляло от 4 до 9 измерений.
Контрольные измерения по пробам крови из пальцев рук проводились с помощью глюкометра Ассu-Сhеk Асtivе (Rосhе Diаgпоstiсs GmbН , Rосhе Gгоuр). Всего было проведено 11 экспериментов с общим количеством контрольных замеров 63. Характерные результаты этих экспериментов представлены на фигурах 15-20. Примеры практического использования. Результаты пилотных исследований на пациентах с диабетом. Пациент (Dl) с диабетом первого типа. На фигуре 15 представлен график корреляции показаний опытного прибора с показаниями контрольного глюкометра по результатам 4 экспериментов, проведенных на одном пациенте Dl с диабетом 1-типa (женщина, 55лeт). Контрольные измерения проводились с помощью "Ассu Сhеk Асtivе". Общее число контрольных измерений по пробам крови в 4 экспериментах составляет 21 измерение. Все измерения сделаны с одной калибровкой. Показания опытного прибора, в моменты времени, соответствующие моментам времени контрольного измерения по пробам из пальца, совпадают с показаниями сертифицированного глюкометра с точностью, определяемой погрешностью последнего (1-2%). Характерные результаты этих экспериментов, сделанных в разные дни представлены на фигурах 16-17.
Пациент с диабетом второго типа. На фигуре 18 представлен график корреляции показаний опытного прибора с показаниями инвазивного глюкометра по результатам 4 экспериментов, проведенных на одном пациенте с диабетом 2-типa (мужчина, 76 лет). Контрольные измерения проводились с помощью глюкометра "Ассu Сhеk Асtivе" . Общее число контрольных измерений по пробам крови в 4 экспериментах составляет 21 измерение. Все измерения сделаны с одной калибровкой. Показания опытного прибора, в моменты времени, соответствующие моментам времени контрольного измерения по пробам из пальца, совпадают с показаниями сертифицированного глюкометра с точностью, определяемой погрешностью последнего (1-2%). Характерные результаты этих экспериментов, сделанных в разные дни представлены на фигурах 19-20. СПИСОК ЛИТЕРАТУРЫ
1. Еdsаll J.T., Gutfreund H. ВЮТНЕRМОDINАМIСS. Тhе Studу оf Вiосhеmiсаl Рrосеssеs аt Еquilibrium. JOHN WILLEY & SONS, 1983.
2. Кендыш И.Н. Регуляция углеводного обмена. Издательство "Медицина", Москва.
3. Реusпеr Lеопаrdо. Сопсерts iп Вiоепегgеtiсs. Реusпег Вiоmеdiсаl Аssосiаtеs, Рrепtiсе - HaIl, Iпс, Епglеwооd Сliffs, Nеw Jегsеу, 1974. ч
4. Lеhпiпgеr А.L. ВЮСНЕМISТRY. Тhе Jоhпs Норkiпs Uпivеrsitу, Sсhооl оf Меdiсiпе. Wоrth Рublishегs, Iпс, Nеw Yоrk, 1972. 5. Аtkiпs Р.W. Тhе sесопd lаw. Sсiепtifiс Аmеriсап Libгаrу, Nеw Yоrk, 1984.
6. Мусин Р.Ф. ПАТЕНТ РФ JST-? 2087128 на изобретение "Устройство для измерения электрических свойств рогового слоя эпидермиса".
7. Мусин P.Ф., Морозов B.A., Годик Э.Э., Гуляев Ю.В. (1986). Электрические свойства рогового слоя эпидермиса человека и транспорт воды в нем. - Биофизика, т. 31, вып. 3, c.478-480.
8. Fоrbаth N., Hetenyi C. Gluсоsе dупаmiсs iп поrmаl subjесts апd diаbеtiс раtiепts bеfоrе апd аftег а gluсоsе lоаd. - Diаbеtеs, 1966, vоl. 15, # 11, р. 778-789.
9. HaIl S. E. H., Sаuпdеrs J., Sопksеп Р.Н. Gluсоsе апd frее fаttу асid tuгаоvеr iп поrmаl subjесts апd diаbеtiс раtiепts bеfоrе апd аftег iпsuliп trеаtmепt. - Diаbеtоlоgiа, 1979, vol.lб, # 5, p. 297-306.
10. Мusiп R.F., Gоdik E.E., Gulуаеv Y. V., Моrоzоv V.А. Nаturаl wаtеr diffusiоп thrоugh thе strаtum соrпеum оf thе humап bоdу ерidеrmis апd its еlесtriсаl рrореrtiеs/ - 3 Iпtеrпаtiопаl сопfеrепсе оп wаtеr апd iопs iп biоlоgiсаl sуstеms. Вuсhаrеst, Rоmапiа, 1984, p.34. 1 1. Мусин P.Ф., Иванова H.Ю., Мартынов B.A., Морозов B.A., Годик Э.Э.,
Гуляев Ю.В. (1986). О чувствительности кожи человека к инфракрасным тепловым потокам. — Доклады академии наук СССР, том 289, N°3, с. 718-720.
12. Гуляев Ю.B., Годик Э.Э., Мусин P.Ф., Морозов B.A., Мартынов B.A., Валиев И.В. (1989).Пopoги тепловой чувствительности кожи к электромагнитным излучениям. - Сенсорные системы, том 3, N°2, c.209-212.
13. Годик Э.Э., Морозов B.A., Мусин Р.Ф. (1985). О динамике релаксации трибозаряда на поверхности рогового слоя эпидермиса кожи. - Биофизика, том 30, вып.2, c.309-312.
14. Мusiп R.F., Gоdik E.E., Gulуаеv Y.V., Моrоzоv V.A., Sudаrеv А.М. Меmbrапе mесhапisms оf wаtеr trапsроrt iп ерidеrmis. 4 Iпtеrпаtiопаl сопfеrепсе оп wаtеr апd iопs iп biоlоgiсаl sуstеms. Вuсhаrеst, Rоmапiа, 1988, р.167- 172. 15. Мусин P.Ф., Морозов B.A., Сударев А.М. (1990). О механизмах транспорта воды в эпидермисе. - Биофизика, том 35, вып.4, c.653-656.
16. Yаs Кuпо. (1959). Нumап Реrsрiгаtiоп. Сhаrlеs & Тhоmаs Рubl., Sрriпgfiеld, Шiпоis, USA. 17. А.В. Коробков, CA. Чеснокова. (1986). Атлас по нормальной физиологии. M.:
Высшая школа, 351с.
18. Гомеостаз. Под ред. П.Д. Горизонтова. M., "Медицина", 1976, 464 с, ил.
19. USP # 5,795,305, Аugust 18,1998, Сhо еt аl. Рrосеss апd dеviсе fоr поп-iпvаsivе determination of glucose concentration iп раrts оf humап bоdу. 20. USP #5,823,966, Осtоbеr 20, 1998, Вuсhеt. Nоп - iпvаsivе continuous blood gluсоsе mопitоriпg.
21. USP # 5,890,489, Арril 6, 1999, Еldеп. Меthоd fоr поп - iпvаsivе determination оf gluсоsе iп bоdу fluids.
22. USP # 5,924,996, JuIy 20, 1999, Сhо еt аl. Рrосеss апd dеviсе fоr dеtесtiпg thе ехсhапgе оf hеаt bеtwееп thе humап bоdу апd thе iпvепtеd dеviсе апd its соrrеlаtiоп tо thе gluсоsе concentration iп humап bоdу.
23. USP # 6,522,903, Fеbruаrу 18, 2003, Вегmап еt аl. Gluсоsе mеаsurеmепt аssеssmепt utiliziпg поп-iпvаsivе аssеssmепt mеthоds.
24. USP # 6,517,482, Fеbruаrу 11, 2003, Еldеп еt аl. Меthоd апd арраrаtus fоr поп- iпvаsivе determination оf gluсоsе iп bоdу fluids.
25. USP # 5,040,541, Аugust 20, 1991, Роррепdiеk. Whоlе bоdу саlоrimеtеr.
26. USP # 4,386,604, Juпе 7, 1993, Неrshеу. Determination оf thе bаsаl mеtаbоliс rаtе оf humапs with а whоlе bоdу саlоrimеtеr.

Claims

ФОРМУЛА ИЗОБРЕТЕНИЯ
I. Способ калориметрического измерения интенсивности метаболизма ткани, отличающийся тем, что локально измеряют интенсивность теплоотдачи через поверхность ограниченного участка кожи путем измерения плотности теплового потока теплообмена, обусловленного градиентом температуры, и теплообмена, обусловленного испарительным охлаждением в процессе неощутимой перспирации, и определяют таким образом величину теплопродукции (теплового эффекта) и скорость локального метаболизма в объеме ткани, расположенном под контролируемым участком поверхности кожи.
2. Способ по п.l, отличающийся тем, что дополнительно измеряют атмосферное давление.
3. Способ по п.l, отличающийся тем, что участок кожи расположен на кисти руки.
4. Способ по п.l, отличающийся тем, что он предусматривает измерение влажности воздуха.
5. Способ по п.l, отличающийся тем, что он предусматривает измерение температуры поверхности кожи.
6. Способ по п.l, отличающийся тем, что он предусматривает процедуру калибровки.
7. Способ по п.l, отличающийся тем, что определяют уровень глюкозы в крови.
8. Способ по п.7, отличающийся тем, что определяют уровень глюкозы в крови, а калибровочные параметры определяют по инвазивным измерениям уровня глюкозы в крови.
9. Способ по п.7 или 8, отличающийся тем, что в непрерывном режиме измеряют содержание глюкозы в крови в условиях проведения теста толерантности к глюкозе и определяют чувствительность ткани к инсулину.
10. Способ по п.l, отличающийся тем, что определяют давление в системе микроциркуляции.
I I. Способ по п.10, отличающийся тем, что измеряют зависимость плотности потока воды через РСЭ от внешнего давления и определяют среднее капиллярное давление, минимальное давление в системе микроциркуляции, максимальное давление в системе микроциркуляции, осмотическое давление межклеточной ткани, проницаемость межклеточной ткани для воды и биохимических компонентов крови.
12. Способ по п.l, отличающийся тем, что определяют тканевое (осмотическое) давление межклеточного вещества.
13. Способ по п.l, отличающийся тем, что определяют количество воды в межклеточном веществе.
14. Способ по п.l, отличающийся тем, что определяют эластическое давление межклеточного вещества.
15. Способ по п.l, отличающийся тем, что определяют результирующий транскапиллярный поток воды.
16. Способ по п.l, отличающийся тем, что определяют осмотическое давление плазмы крови.
17. Способ калориметрического измерения интенсивности метаболизма ткани, отличающийся тем, что локальную теплопродукцию ткани определяют путем измерения плотности потока воды (скорости транспорта воды) через поверхность ограниченного участка кожи в процессе неощутимой перспирации и температуры окружающего воздуха, и определяют таким образом тепловой эффект и скорость метаболизма в объеме ткани, расположенном под указанным участком кожи.
18. Способ по п.17, отличающийся тем, что теплоотдачу через поверхность ограниченного участка кожи определяют путем измерения температуры воздуха и количества воды, испаряющейся через поверхность указанного участка в процессе неощутимой перспирации.
19. Способ по п.17 или 18, отличающийся тем, что измеряют суммарное количество воды, испаряющейся с поверхности ограниченного участка кожи в замкнутую полость.
20. Способ по п.19, отличающийся тем, что суммарное количество воды и скорость ее изменения определяют путем измерения количества воды в замкнутой полости, расположенной над контролируемой поверхностью кожи без механического контакта и имеющей с ней диффузионный и тепловой контакт.
21. Способ по п.19, отличающийся тем, что суммарное количество воды и скорость ее изменения определяют путем измерения количества воды в замкнутой полости, расположенной на поверхности кожи с дозированным давлением.
22. Способ по п.19 или 20, отличающийся тем, что суммарное количество воды в замкнутой полости определяют с помощью методов спектроскопии.
23. Способ по п.22, отличающийся тем, что суммарное количество воды в замкнутой полости определяют с помощью методов оптико-акустической спектроскопии.
24. Способ по п.19 или 20, отличающийся тем, что суммарное количество воды в замкнутой полости определяют с помощью электрометрических методов.
25. Способ по п.19 или 20, отличающийся тем, что суммарное количество воды в замкнутой полости определяют с помощью методов термометрии.
26. Способ по п.19 или 20, отличающийся тем, что суммарное количество воды в замкнутой полости определяют с помощью электрохимических методов.
27. Способ по п.19, отличающийся тем, что суммарное количество воды и скорость ее изменения определяют путем измерения количества воды в объеме ткани под контролируемым участком поверхности, ограниченном водонепроницаемым аппликатором, приложенным к поверхности с дозированным давлением.
28. Способ по п.27, отличающийся тем, что суммарное количество воды и скорость ее изменения определяют путем измерения количества воды в межклеточном веществе.
29. Способ по п.27, отличающийся тем, что суммарное количество воды и скорость ее изменения определяют путем измерения количества воды в роговом слое эпидермиса.
30. Способ по п.29, отличающийся тем, что количество воды и скорость ее изменения определяют путем измерения электрических характеристик рогового слоя эпидермиса.
31. Способ по п.ЗО, отличающийся тем, что количество воды и скорость ее изменения определяют путем измерения электропроводности рогового слоя эпидермиса.
32. Способ по п.ЗО, отличающийся тем, что количество воды и скорость ее изменения определяют путем измерения диэлектрической проницаемости рогового слоя эпидермиса.
33. Способ по п.Зl или 32, отличающийся тем, что измерения проводят с помощью непроницаемых для воды электродов, накладываемых к поверхности кожи с дозированным давлением, по меньшей мере, один из которых сухой.
34. Способ по п.29, отличающийся тем, что количество воды в роговом слое эпидермиса определяют по измерению спектральных характеристик рогового слоя эпидермиса.
35. Способ по п.34, отличающийся тем, что количество воды в роговом слое эпидермиса определяют путем измерения коэффициента отражения электромагнитного излучения от поверхности рогового слоя эпидермиса.
36. Способ по п.34, отличающийся тем, что количество воды в роговом слое эпидермиса определяют по измерению коэффициента поглощения электромагнитного излучения рогового слоя эпидермиса.
37. Способ по п.29, отличающийся тем, что количество воды в роговом слое эпидермиса определяют по измерению теплофизических характеристик рогового слоя эпидермиса.
38. Способ по п.37, отличающийся тем, что количество воды в роговом слое эпидермиса определяют по измерению коэффициента температуропроводности.
39. Способ по п.27, отличающийся тем, что определяют локальную теплопродукцию тела путем измерения температуры ткани и температуры окружающего воздуха.
40. Способ по п.39, отличающийся тем, что после наложения на поверхность ограниченного участка кожи водонепроницаемого аппликатора измеряют температуру поверхности кожи.
41. Способ по п.17, отличающийся тем, что дополнительно измеряют атмосферное давление.
42. Способ по п.17, отличающийся тем, что участок кожи расположен на кисти руки.
43. Способ по п.17, отличающийся тем, что он предусматривает измерение влажности воздуха.
44. Способ по п.17, отличающийся тем, что он предусматривает измерение температуры поверхности кожи.
45. Способ по п.17, отличающийся тем, что он предусматривает процедуру калибровки.
46. Способ по п.17, отличающийся тем, что определяют уровень глюкозы в крови.
47. Способ по п.46, отличающийся тем, что определяют уровень глюкозы в крови, а калибровочные параметры определяют по инвазивным измерениям уровня глюкозы в крови.
48. Способ по п.46 или 47, отличающийся тем, что в непрерывном режиме измеряют содержание глюкозы в крови в условиях проведения теста толерантности к глюкозе и определяют чувствительность ткани к инсулину.
49. Способ по п.17, отличающийся тем, что определяют давление в системе микроциркуляции.
50. Способ по п.49, отличающийся тем, что измеряют зависимость плотности потока воды через РСЭ от внешнего давления и определяют среднее капиллярное давление, минимальное давление в системе микроциркуляции, максимальное давление в системе микроциркуляции, осмотическое давление межклеточного вещества, проницаемость межклеточного вещества для воды и биохимических компонентов крови.
51. Способ по п.17, отличающийся тем, что определяют тканевое (осмотическое) давление межклеточного вещества.
52. Способ по п.17, отличающийся тем, что определяют количество воды в межклеточном веществе.
53. Способ по п.52, отличающийся тем, что измеряют зависимость количества воды в межклеточной ткани от внешнего физического фактора и определяют количество воды, которое обеспечивает набухание межклеточного вещества.
54. Способ по п.53, отличающийся тем, что внешний физический фактор выбирается из группы, включающей в себя внешнее давление, локальную декомпрессию, нагрев, охлаждение, электрический ток и магнитное поле.
55. Способ по п.53, отличающийся тем, что измеряют дополнительные параметры, определяющие состояние межклеточного вещества.
56. Способ по п.55, отличающийся тем, что дополнительный параметр выбирают из группы, включающей в себя содержание сахара в крови, температуру воздуха и атмосферное давление.
57. Способ по п.53, отличающийся тем, что измеряют зависимость количества воды в межклеточной ткани от внешнего давления и определяют среднее капиллярное давление, минимальное и максимальное давление в системе микроциркуляции, осмотическое давление межклеточной ткани, коэффициент фильтрации для воды и биохимических компонентов крови.
58. Способ по любому из пп.52-57, отличающийся тем, что применим для диагностики патологического состояния межклеточной ткани.
59. Способ по любому из пп.52-57, отличающийся тем, что применим для визуализации и измерения величины эффекта воздействия фармакологических и косметологических препаратов на участок ткани.
60. Способ по п.17, отличающийся тем, что определяют эластическое давление межклеточного вещества.
61. Способ по п.17, отличающийся тем, что определяют результирующий транскапиллярный поток воды.
62. Способ по п.17, отличающийся тем, что определяют осмотическое давление плазмы крови.
63. Устройство для измерения интенсивности метаболизма ткани, отличающееся тем, что измерение проводят локально и устройство снабжено датчиком для измерения плотности потока паров воды, испаряющейся с поверхности ограниченного участка кожи в процессе неощутимой перспирации, и датчиком теплового потока.
64. Устройство по п.63, отличающееся тем, что датчик теплового потока выполнен в виде датчика температуры воздуха.
65. Устройство по п.63, отличающееся тем, что датчик плотности потока воды выполнен в виде датчика дифференциальной концентрации паров воды.
66. Устройство по п.63, отличающееся тем, что датчик плотности потока воды основан на методах спектроскопии рогового слоя.
67. Устройство по п.63, отличающееся тем, что содержит датчик плотности потока воды, основанный на измерении электрофизических характеристик рогового слоя.
68. Устройство по п.63, отличающееся тем, что оно снабжено измерительной капсулой с датчиком для измерения суммарного количества воды, испаряющейся с поверхности кожи в процессе неощутимой перспирации и датчиком температуры.
69. Устройство по п.68, отличающееся тем, что содержит устройство для создания дозированного давления на поверхность кожи, а измерительная капсула содержит герметичную полость, рабочая поверхность которой, контактирующая с кожей, выполнена в виде жесткой мембраны, полупроницаемой для воды.
70. Устройство по п.68, отличающееся тем, что измерительная капсула содержит полость, имеющую диффузионный контакт с поверхностью кожи и не имеющую механического контакта с поверхностью кожи.
71. Устройство по любому из пп.68-70, отличающееся тем, что полость измерительной капсулы содержит материал, абсорбирующий воду, и служит чувствительным элементом датчика количества воды.
72. Устройство по п.71, отличающееся тем, что датчик количества воды выполнен в виде датчика электропроводности.
73. Устройство по п.71, отличающееся тем, что датчик количества воды выполнен в виде датчика, измеряющего механические характеристики.
74. Устройство по п.69 или 70, отличающееся тем, что датчик количества воды выполнен в виде датчика давления паров воды.
75. Устройство по п.69 или 70, отличающееся тем, что датчик количества воды выполнен в виде датчика концентрации паров воды.
76. Устройство по любому из пп.69-71, отличающееся тем, что датчик количества воды выполнен в виде датчика диэлектрической проницаемости.
77. Устройство по любому из пп.69-71, отличающееся тем, что датчик количества воды выполнен в виде датчика теплофизических характеристик паров воды.
78. Устройство по п.70 или 74, отличающееся тем, что датчик количества воды выполнен в виде датчика теплоемкости паров воды.
79. Устройство по п.70 или 74, отличающееся тем, что датчик количества воды выполнен в виде датчика теплопроводности паров воды.
80. Устройство по любому из пп.69-71, отличающееся тем, что датчик концентрации паров воды выполнен в виде датчика, основанного на методах спектроскопии.
81. Устройство по п.80, отличающееся тем, что датчик концентрации паров воды, выполнен в виде датчика, основанного на методе оптико-акустической спектроскопии.
82. Устройство по п.68, отличающееся тем, что оно снабжено водонепроницаемым аппликатором, прикладываемым к поверхности рогового слоя кожи с помощью приспособления для создания дозированного давления, и датчиком для измерения количества воды в объеме ткани, расположенном под аппликатором.
83. Устройство по п.82, отличающееся тем, что суммарное количество воды в объеме ткани, расположенном под аппликатором, определяют путем измерения количества воды в роговом слое эпидермиса кожи (РСЭ).
84. Устройство по п.83, отличающееся тем, что оно содержит датчик количества воды в роговом слое, основанный на измерении спектральных характеристик рогового слоя.
85. Устройство по п.84, отличающееся тем, что оно содержит датчик количества воды в роговом слое, основанный на измерении коэффициента отражения рогового слоя на спектральных линиях поглощения воды.
86. Устройство по п.84, отличающееся тем, что оно содержит датчик количества воды в роговом слое, основанный на измерении коэффициента поглощения рогового слоя на линиях поглощения воды.
87. Устройство по п.83, отличающееся тем, что датчик количества воды в роговом слое основан на измерении теплофизических характеристик рогового слоя.
88. Устройство по п.87, отличающееся тем, что датчик количества воды в роговом слое основан на измерении температуры рогового слоя под аппликатором.
89. Устройство по п.83, отличающееся тем, что датчик количества воды в роговом слое выполнен в виде электрометрического датчика, измеряющего электрические характеристики рогового слоя.
90. Устройство по п.89, отличающееся тем, что содержит базовый и измерительный электроды, приспособление для создания дозированного давления электродов на поверхность кожи, источник питания и измерительный блок, и, по меньшей мере, один из электродов выполнен в виде сухого водонепроницаемого электрода.
91. Устройство по п.90, отличающееся тем, что площадь базового электрода превышает площадь измерительного электрода.
92. Устройство по п.91, отличающееся тем, что площадь одного из электродов, измерительного, удовлетворяет условию: S (мм2) > 2P (мм) х 0,4 (мм).
93. Устройство по п.90, отличающееся тем, что рабочая поверхность базового электрода снабжена средством для увеличения проводимости кожи в месте контакта.
94. Устройство по п.93, отличающееся тем, что средством для увеличения проводимости кожи в месте контакта служит электропроводящая паста.
95. Устройство по п.90, отличающееся тем, что электроды выполнены в виде совмещенных дисков с суммарной площадью, определяемой большим диаметром.
96. Устройство по п.95, отличающееся тем, что электроды выполнены в виде совмещенных соосных (коаксиальных) дисков.
97. Устройство по п.88-96, отличающееся тем, что измерительный блок выполнен в виде устройства для измерения поперечной электропроводности рогового слоя эпидермиса на постоянном токе.
98. Устройство по п.88-96, отличающееся тем, что измерительный блок выполнен в виде устройства для измерения диэлектрической проницаемости рогового слоя эпидермиса на низких частотах.
99. Устройство по п.82, отличающееся тем, что датчик количества воды в объеме ткани под аппликатором основан на измерении тканевого давления.
100. Устройство по п.82, отличающееся тем, что датчик количества воды в объеме ткани под аппликатором основан на измерении гидравлического давления в системе микроциркуляции.
101. Устройство по п.82, отличающееся тем, что датчик количества воды в объеме ткани под аппликатором основан на измерении эластического давления.
102. Устройство по п.82, отличающееся тем, что датчик количества воды в объеме ткани под аппликатором основан на измерении температуры ткани.
103. Устройство по п.82, отличающееся тем, что датчик количества воды в объеме ткани под аппликатором основан на измерении спектральных характеристик ткани.
104. Устройство по п.90, отличающееся тем, что содержит измерительный блок, выполненный в виде микропроцессора.
105. Устройство по п.63, отличающееся тем, что содержит датчик атмосферного давления.
106. Устройство по п.63, отличающееся тем, что содержит индикатор.
107. Устройство по п.69, 80 или 90, отличающееся тем, что приспособление для создания дозированного давления выполнено с использованием пневматического, механического, пьезоэлектрического, электромагнитного, вакуумного или гидравлического принципа.
108. Устройство по п.63, отличающееся тем, что оно содержит источник калиброванной тепловой мощности.
109. Устройство по п.108, отличающееся тем, что источник калиброванной тепловой мощности выполнен в виде электрического сопротивления.
ПО. Устройство по п.108, отличающееся тем, что источник калиброванной тепловой мощности исполнен в виде элемента, действующего на эффекте Пельтье.
111. Устройство по п.63, отличающееся тем, что содержит два или несколько датчиков количества воды.
1 12. Устройство по п.63, отличающееся тем, что содержит матрицу датчиков для картирования параметра.
113. Устройство по п.63, отличающееся тем, что содержит сканирующее устройство для картирования параметра.
114. Устройство по п.63, отличающееся тем, что содержит измеритель влажности воздуха.
115. Устройство по п.63, отличающееся тем, что содержит датчик температуры поверхности кожи.
116. Устройство по п.63, отличающееся тем, что применимо для измерения уровня глюкозы в крови.
117. Устройство по п.63, отличающееся тем, что применимо для измерения эластического давления межклеточного вещества.
118. Устройство по п.63, отличающееся тем, что применимо для измерения количества воды в межклеточном веществе
119. Устройство по п.l 18, отличающееся тем, что содержит приспособление для дозированного воздействия на участок ткани с помощью физических факторов.
120. Устройство по п.l 19, отличающееся тем, что дозированное воздействие выбрано из группы, включающей в себя внешнее давление, локальную декомпрессию, нагрев, охлаждение, электрический ток и магнитное поле.
121. Устройство по п.120, отличающееся тем, что приспособлением для дозированного воздействия является устройство для создания дозированного давления.
122. Устройство по п.121, отличающееся тем, что применимо для определения средней величины капиллярного давления, величин минимального и максимального давления в системе микроциркуляции, осмотического давления межклеточной ткани, коэффициента фильтрации для воды и биохимических компонентов крови.
123. Устройство по любому из пп.l 19-122, отличающееся тем, что содержит датчики для измерения дополнительных параметров.
124. Устройство по п.123, отличающееся тем, что дополнительные параметры выбраны из группы, включающей в себя содержание глюкозы в крови, температуру воздуха и атмосферное давление.
125. Устройство по п.119, отличающееся тем, что применимо для определения количества воды, которое обеспечивает набухание межклеточного вещества.
126. Устройство по п.125, отличающееся тем, что применимо для диагностики патологических состояний межклеточной ткани.
127. Устройство по п.63, отличающееся тем, что применимо для измерения капиллярного давления.
128. Устройство по п.63, отличающееся тем, что применимо для измерения тканевого (осмотического) давления межклеточного вещества.
129. Устройство по п.63, отличающееся тем, что применимо для измерения результирующего транскапиллярного потока.
130. Устройство по п.63, отличающееся тем, что применимо для измерения кровяного давления.
131. Устройство по п.83, отличающееся тем, что содержит датчик для измерения концентрации глюкозы в роговом слое эпидермиса.
132. Устройство по п.131, отличающееся тем, что датчик для измерения концентрации глюкозы в роговом слое основан на электрохимическом принципе.
133. Устройство по п.131, отличающееся тем, что датчик для измерения концентрации глюкозы в роговом слое основан на методах спектроскопии.
134. Устройство по п.131, отличающееся тем, что датчик для измерения концентрации глюкозы в роговом слое основан на методах оптико-акустической спектроскопии.
135. Устройство по п.131, отличающееся тем, что датчик для измерения концентрации глюкозы в роговом слое основан на электрометрическом методе.
136. Устройство по п.131, отличающееся тем, что оно применимо для измерения содержания глюкозы в крови.
137. Устройство для измерения содержания биохимического компонента в крови, отличающееся тем, что измерение проводят локально и устройство снабжено водонепроницаемым аппликатором, прикладываемым к поверхности рогового слоя кожи с помощью приспособления для создания дозированного давления, датчиком температуры и датчиком для измерения концентрации биохимического компонента плазмы крови в роговом слое эпидермиса.
138. Устройство по п.137, отличающееся тем, что датчик для измерения биохимического компонента плазмы крови в роговом слое основан на электрохимическом принципе.
139. Устройство по п.137, отличающееся тем, что датчик для измерения концентрации биохимического компонента в роговом слое основан на методах оптико- акустической спектроскопии.
140. Устройство по п.137, отличающееся тем, что датчик для измерения концентрации биохимического компонента крови в роговом слое основан на электрометрическом методе.
141. Устройство по п.137, отличающееся тем, что биохимическим компонентом крови является глюкоза.
142. Устройство по п.137, отличающееся тем, что биохимическим компонентом крови является вода.
143. Устройство по п.142, отличающееся тем, что датчик для измерения количества воды основан на измерении физико-механических характеристик ткани.
144. Устройство по п.143, отличающееся тем, что датчик для измерения количества воды основан на измерении коэффициента упругости ткани.
145. Устройство по п.143, отличающееся тем, что датчик для измерения количества воды основан на измерении электрофизических характеристик ткани.
146. Устройство по п.137, отличающееся тем, что водонепроницаемый аппликатор выполнен из материала, прозрачного в диапазоне частот спектра электромагнитного излучения, используемого для измерений.
147. Устройство по п.146, отличающееся тем, что датчик количества воды основан на методе оптико-акустической спектроскопии.
148. Устройство по п.137, отличающееся тем, что оно применимо для определения чувствительности ткани к инсулину.
149. Устройство по п.148, отличающееся тем, что дополнительно содержит датчик для измерения содержания инсулина в роговом слое эпидермиса.
150. Устройство по п.149, отличающийся тем, что дополнительно измеряют содержание инсулина в межклеточном веществе и определяют чувствительность ткани к инсулину.
151. Устройство по п.150, отличающийся тем, что содержание инсулина в межклеточном веществе определяют по ее содержанию в роговом слое.
152. Устройство по п.151, отличающееся тем, что содержит устройство для создания калиброванного дозированного внешнего давления на поверхность контролируемого участка.
153. Применение устройства по п.l l l для диагностики злокачественных опухолей.
154. Применение по п.153 для диагностики и скрининга рака молочной железы.
155. Применение устройства по п.63 для визуализации эффектов терапевтического воздействия.
156. Применение по п.155, отличающееся тем, что применимо для визуализации эффектов лекарственных терапевтических воздействий.
157. Применение по п.155, отличающееся тем, что применимо для визуализации эффектов физиотерапевтических воздействий.
158. Способ измерения содержания биохимического компонента крови, отличающийся тем, что указанный способ предусматривает следующие стадии: на поверхность локального участка РСЭ накладывают с дозированным давлением водонепроницаемый аппликатор;
- измеряют в непрерывном режиме количество биохимического компонента в РСЭ и скорость его изменения; по характеру временной динамики количества биохимического компонента в РСЭ определяют содержание этого компонента в крови.
159. Способ по п.158, отличающийся тем, что биохимическим компонентом является глюкоза.
160. Способ по п.159, отличающийся тем, что определяют содержание глюкозы в крови, а калибровочные параметры определяют по инвазивным измерениям уровня глюкозы в крови.
161. Способ по п.158 или 159, отличающийся тем, что в непрерывном режиме измеряют содержание глюкозы в крови в условиях проведения теста толерантности к глюкозе и определяют чувствительность ткани к инсулину.
162. Способ по п.158, отличающийся тем, что концентрацию биохимического компонента в роговом слое определяют методом, выбранным из группы, включающей в себя электрохимические, электрометрические или спектроскопические методы.
163. Способ по п.162, отличающийся тем, что концентрацию биохимического компонента в роговом слое определяют методом оптико-акустической спектроскопии.
164. Способ диагностики преддиабетического или диабетического состояния, отличающийся тем, что указанный способ предусматривает следующие стадии: измеряют в непрерывном режиме содержание глюкозы в крови в соответствии со способом по любому из пп.l, 17 и 159 в процессе проведения стандартного теста толерантности к глюкозе (построения сахарной кривой); в течение процедуры измерения оказывают физическое воздействие на участок ткани, по характеристикам которой производится измерение содержания глюкозы в крови; по особенностям сахарной кривой и ее изменениям при физической нагрузке, осуществляют диагностику преддиабетического или диабетического состояния и определяют чувствительность ткани к инсулину.
165. Способ по п.164, отличающийся тем, что указанное физическое воздействие выбрано из группы, включающей в себя механическое, электромагнитное и физиологическое воздействие.
166. Способ диагностики нарушений сердечно-сосудистой системы, отличающийся тем, что указанный способ предусматривает следующие стадии: измеряют температуру воздуха и содержание глюкозы в крови; измеряют, по меньшей мере, один количественный параметр, характеризующий сердечно-сосудистую систему; определяют расчетное значение количественного параметра сердечно-сосудистой системы по измеренным значениям содержания глюкозы в крови и температуры воздуха; ставят диагноз путем определения отклонений измеренного количественного параметра сердечно-сосудистой системы от расчетной нормы.
167. Способ по п.166, отличающийся тем, что параметром, характеризующим сердечно-сосудистую систему, является параметр, выбранный из группы, включающей в себя частоту сердечных сокращений, величину минутного выброса сердца, кровяное давление, давление в системе микроциркуляции, результирующий транскапиллярный поток, количество воды в межклеточном веществе или осмотическое давление межклеточного вещества.
168. Способ по п.167, отличающийся тем, что измеряют капиллярное давление и определяют отклонения кровяного давления в системе кровообращения от нормы.
169. Способ по любому из пп.166- 168, отличающийся тем, что применим для диагностики сердечно-сосудистых заболеваний.
170. Способ по п.169, отличающийся тем, что применим для диагностики гипертонической болезни.
171. Способ по п.169, отличающийся тем, что применим для диагностики гипотонии.
172. Способ по п.167, отличающийся тем, что величину результирующего транскапиллярного потока определяют по измерению плотности потока воды через РСЭ или количества воды в РСЭ.
173. Способ по п.167, отличающийся тем, что количество воды в мкт определяют по измерению плотности потока воды через РСЭ или количества воды в РСЭ.
174. Способ по п.166, отличающийся тем, что применим для определения отклонений от нормы параметров локального метаболизма.
175. Способ по п.174, отличающийся тем, что применим для диагностики функционального состояния участка ткани.
176. Способ по п.175, отличающийся тем, что применим для диагностики и мониторинга функционального состояния сердечно-сосудистой системы у больных диабетом.
177. Способ по п.175, отличающийся тем, что применим для диагностики и мониторинга ожирения и нарушения транспорта тканевой жидкости и лимфодренажа.
178. Способ по п.175, отличающийся тем, что применим для диагностики и мониторинга возрастных изменений ткани.
179. Способ по п.175, отличающийся тем, что применим для диагностики и мониторинга функционального состояния кожи.
180. Способ по п.175, отличающийся тем, что применим для диагностики и мониторинга лечения злокачественных опухолей.
181. Способ по п.180, отличающийся тем, что применим для диагностики и мониторинга лечения рака молочной железы.
182. Способ по п.180 или 181, отличающийся тем, что проводится картирование параметра, характеризующего микроциркуляцию путем многоканальных измерений или сканирования.
183. Устройство для диагностики нарушений сердечно-сосудистой системы, отличающееся тем, что содержит датчик температуры воздуха, датчик содержания глюкозы в крови и датчик для измерения, по меньшей мере, одного из параметров, характеризующих сердечно-сосудистую систему.
184. Устройство по п.183, отличающееся тем, что содержит датчик выбран из группы, включающей в себя датчик для измерения частоты сердечных сокращений, минутного выброса сердца, кровяного давления, давления в системе микроциркуляции, результирующего транскапиллярного потока, количества воды в межклеточном веществе или осмотического давления межклеточного вещества.
185. Устройство по п.184, отличающееся тем, что содержит датчик для измерения давления в системе микроциркуляции участка ткани.
186. Устройство по п.185, отличающееся тем, что содержит датчик количества воды в межклеточном веществе.
187. Устройство по п.185, отличающееся тем, что датчик для измерения результирующего транскапиллярного потока основан на измерении плотности потока воды через РСЭ или количества воды в РСЭ.
188. Устройство по любому из пп.183- 187, отличающееся тем, что применимо для диагностики злокачественных опухолей и, в частности, рака молочной железы.
189. Устройство по любому из пп.183- 187, отличающееся тем, что датчик давления в системе микроциркуляции выполнен в виде многоканальной системы или содержит приспособление для картирования параметра методом сканирования.
190-. Способ диагностики функционального состояния участка ткани, отличающийся тем, что указанный способ предусматривает следующие стадии: измеряют параметр, характеризующий состояние участка ткани; измеряют зависимость параметра, характеризующего состояние ткани, от воздействия внешнего физического фактора; и определяют отклонение состояния участка ткани от нормы и степень нарушения.
191. Способ по п.190, отличающийся тем, что параметром, характеризующим состояние ткани, является количество воды в межклеточном веществе.
192. Способ по п.191, отличающийся тем, что по зависимости количества воды в межклеточном веществе от внешнего воздействия определяют количество воды, которое определяет набухание межклеточной ткани.
193. Способ по п.190, отличающийся тем, что измерение параметра, характеризующего состояние ткани, проводят с помощью устройства по любому из пп.63-152.
194. Способ по п.190, отличающийся тем, что воздействие физического фактора выбирают из группы, включающей в себя тепловое воздействие (нагрев и охлаждение), внешнее давление, локальную декомпрессию, электрический ток и магнитное поле.
195. Способ по п.190, отличающееся тем, что измеряют дополнительные параметры, которые определяют состояние локальной ткани.
196. Способ по п.195, отличающийся тем, что дополнительный параметр выбирают из группы, включающей в себя температуру воздуха, содержание сахара в крови и атмосферное давление.
197. Способ по п.190, отличающийся тем, что дополнительно определяют пространственную неоднородность измеряемого параметра и по особенностям неоднородности локализуют область ткани с измененным состоянием межклеточного вещества и определяют степень нарушения.
198. Способ по п.197, отличающийся тем, что пространственную неоднородность определяют с помощью двух и более датчиков.
199. Способ по п.197, отличающийся тем, что применяют метод картирования регистрируемого параметра.
200. Способ по п.199, отличающийся тем, что картирование осуществляется с помощью многоканальной системы датчиков или методом сканирования.
201. Способ по п.197, отличающийся тем, что локализацию участка с измененными характеристиками проводят предварительно с помощью дополнительных методов диагностики.
202. Способ по п.201, отличающийся тем, что дополнительный метод диагностики выбирают из группы методов, включающих в себя рентгеновские, ультразвуковые, механические, электрометрические, оптические и химические методы.
203. Способ по любому из пп.190-202, отличающийся тем, что применим для диагностики заболеваний, характеризующихся изменением состояния межклеточной ткани.
204. Способ по п.203, отличающийся тем, что применим для диагностики патологического состояния, характеризующегося отеком ткани.
205. Способ по п.203, отличающийся тем, что применим для диагностики эффекта "апельсиновой корки".
206. Способ по п.203, отличающийся тем, что применим для диагностики патологического состояния внутренних органов и тканей.
207. Способ по п.203, отличающийся тем, что применим для диагностики злокачественных опухолей.
208. Способ по п.207, отличающийся тем, что применим для диагностики злокачественных опухолей внутренних органов и молочной железы.
209. Способ по п.203, отличающийся тем, что применим для диагностики функционального состояния участка кожи.
210. Способ управления транспортом тканевой жидкости и лимфодренажом, отличающийся тем, что указанный способ предусматривает следующие стадии: измеряют параметр, характеризующий состояние участка ткани; по значениям параметра определяют и устанавливают режим и дозу (интенсивность) физического воздействия; на локальный участок ткани оказывают дозированное воздействие с помощью физических факторов.
211. Способ по п.210, отличающийся тем, что указанный параметр представляет собой количество воды в межклеточном веществе.
212. Способ по п.210, отличающийся тем, что указанные параметры представляют собой температуру воздуха и содержание глюкозы.
213. Способ по п.210, отличающийся тем, что указанное физическое воздействие выбрано из группы, включающей в себя механическое и электромагнитное воздействие.
214. Способ по п.213, отличающийся тем, что указанное физическое воздействие выбрано из группы, включающей в себя локальную декомпрессию, внешнее давление, нагрев, охлаждение, электрический ток и магнитное поле.
215. Способ по п.210, отличающийся тем, что режим которого определяют путем измерения параметров, характеризующих локальное состояние ткани с помощью устройства по любому из пп.56-137.
216. Способ по п.215, отличающийся тем, что в процессе воздействия с целью контроля эффективности воздействия осуществляют непрерывный мониторинг параметров, характеризующих состояние участка ткани.
217. Способ по п.216, отличающийся тем, что режим и интенсивность воздействия корректируют в процессе воздействия с целью оптимизации эффекта дренажа.
218. Способ по п.210, отличающийся тем, что режим и интенсивность воздействия определяют и устанавливают заранее по заданной программе и воздействие в дальнейшем осуществляют без измерений параметра, характеризующего состояние участка ткани.
219. Способ по п.210, отличающийся тем, что он применим для активации локального метаболизма ткани.
220. Способ по п.219, отличающийся тем, что он применим для стимулирования роста клеток ткани.
221. Способ по п.220, отличающийся тем, что он применим для стимулирования роста клеток ткани молочной железы.
222. Способ по п.210, отличающийся тем, что он применим для устранения эффекта «aпeльcинoвoй кopки» на коже.
223. Способ по п.210, отличающийся тем, что он применим для лечения ожирения.
224. Способ по п.210, отличающийся тем, что он применим для профилактики диабета 2 типа.
225. Способ по п.210, отличающийся тем, что он применим для лечения эректильной дисфункции.
226. Способ по п.210, отличающийся тем, что он применим для лечения остеохондроза.
227. Способ по п.210, отличающийся тем, что в процессе воздействия дополнительно контролируют интенсивность локального метаболизма и/или микроциркуляции участка ткани, на который оказывают воздействие.
228. Способ по п.210, отличающийся тем, что физическим воздействием является локальная декомпрессия (компрессия).
229. Способ по п.228, отличающийся тем, что глубину дренажного воздействия на ткань и величину объемного потока тканевой жидкости и лимфодренажа устанавливают и регулируют путем регулировки режима воздействия.
230. Способ по п.229, отличающийся тем, что глубину дренажного воздействия устанавливают и регулируют путем регулировки величины декомпрессии (компрессии), а объемный поток тканевой жидкости и лимфодренажа регулируют путем регулировки частоты и скважности пневмоимпульсов.
231. Способ по любому из пп.228-230, отличающийся тем, что дополнительно измеряют артериальное давление и устанавливают величину декомпрессии в зависимости от величины давления и толщины ткани.
232. Устройство для управления транспортом тканевой жидкости и лимфодренажом, отличающееся тем, что оно содержит приспособление для создания локального дозированного физического воздействия на участок ткани и датчик параметра, характеризующего состояние участка ткани.
233. Устройство по п.232, отличающееся тем, что оно применимо для лечения заболеваний внутренних органов.
234. Устройство по п.232, отличающееся тем, что применимо для измерения количества воды, которое определяет набухание межклеточного вещества, и диагностики нарушений состояния участка ткани.
235. Устройство по п.232, отличающееся тем, что указанный параметр представляет собой количество воды в межклеточном веществе.
236. Устройство по п.232, отличающееся тем, что указанные параметры представляют собой температуру воздуха и содержание глюкозы.
237. Устройство по п.232, отличающееся тем, что указанное физическое воздействие выбрано из группы, включающей в себя механическое и электромагнитное воздействие.
238. Устройство по п.237, отличающееся тем, что указанное физическое воздействие выбрано из группы, включающей в себя локальную декомпрессию, внешнее давление, нагрев, охлаждение, электрический ток и магнитное поле.
239. Устройство по п.232, отличающееся тем, что оно применимо для стимуляции роста клеток и активации локального метаболизма ткани.
240. Устройство по п.237, отличающееся тем, что оно применимо для стимуляции роста клеток молочной железы.
241. Устройство по п.232, отличающееся тем, что оно применимо для устранения эффекта «aпeльcинoвoй кopки» на коже.
242. Устройство по п.232, отличающееся тем, что оно применимо для лечения ожирения.
243. Устройство по п.232, отличающееся тем, что оно применимо для профилактики диабета 2 типа.
244. Устройство по п.232, отличающееся тем, что оно применимо для лечения эректильной дисфункции.
245. Устройство по п.232, отличающееся тем, что оно применимо для лечения остеохондроза.
246. Устройство по п.232, отличающееся тем, что содержит приспособление для создания двух или нескольких различных физических факторов воздействия.
247. Устройство по п.232, 237 или 246, отличающееся тем, что содержит датчик обратной связи для контроля состояния подвергаемого воздействию участка ткани.
248. Устройство по п.247, отличающееся тем, что состояние подвергаемого воздействию участка ткани контролируют по измерению скорости локального метаболизма.
249. Устройство по п.247, отличающееся тем, что состояние подвергаемого воздействию участка ткани контролируют по измерению параметров микроциркуляции.
250. Устройство по п.247, отличающееся тем, что состояние подвергаемого воздействию участка ткани контролируют по измерению количества воды в межклеточном веществе.
251. Устройство по п.232, 237 или 246, отличающееся тем, что дозированное воздействие является пульсирующим.
252. Устройство по п.232 или 237, отличающееся тем, что содержит приспособление для создания локальной декомпрессии (компрессии).
253. Устройство по п.252, отличающееся тем, что содержит приспособление для плавной регулировки параметров, определяющих режим воздействия (величина декомпрессии (компрессии) и частота и скважность пневмо импульсов).
254. Устройство по п.253, отличающееся тем, что содержит датчик кровяного давления.
255. Устройство по п.243, отличающееся тем, что содержит датчик для определения инсулинорезистентности подвергаемой воздействию ткани.
256. Устройство по п.255, отличающееся тем, что оно применимо для профилактики диабета 2 типа.
257. Устройство по п.256, отличающееся тем, что оно применимо для профилактики диабета 2 типа у пациентов с избыточным весом.
258. Способ измерения содержания глюкозы в крови, отличающийся тем, что измеряют параметр, характеризующий сердечно-сосудистую систему и определяемый содержанием глюкозы в крови, и температуру воздуха и по калибровочной кривой данного параметра определяют содержание глюкозы в крови.
259. Способ по п.258, отличающийся тем, что параметр, характеризующий сердечно-сосудистую систему, выбирают из группы, включающей в себя частоту сердечных сокращений, минутный выброс сердца, скорость кровотока в контролируемом участке ткани, кровяное давление, давление в системе микроциркуляции, капиллярное давление, величина результирующего транскапиллярного потока, тканевое (осмотическое) давление межклеточной ткани, эластическое давление межклеточной ткани (напряжение упругой деформации), гидравлическое сопротивление капиллярных сосудов или количество воды в межклеточной ткани.
260. Способ по п.259, отличающийся тем, что эластическое давление определяется по измерению модулей упругости ткани.
261. Способ по п.259, отличающийся тем, что измерение величины транскапиллярного потока основано на измерении плотности потока воды через РСЭ или количества воды в РСЭ
262. Способ по п.258, отличающийся тем, что применим для непрерывного мониторинга содержания глюкозы в крови.
263. Способ по п.262, отличающийся тем, что непрерывный мониторинг содержания глюкозы в крови осуществляют в условиях физиологической нагрузки на контролируемый участок ткани.
264. Способ по п.263, отличающийся тем, что физиологической нагрузкой является локальная мышечная нагрузка.
265. Способ по п.263, отличающийся тем, что физиологической нагрузкой является венозная или артериальная окклюзия.
266. Способ по п.262, отличающийся тем, что применим для регистрации результатов теста толерантности к глюкозе (сахарной кривой).
267. Способ по п.258, отличающийся тем, что применим для диагностики преддиабетического состояния.
268. Способ по п.258, отличающийся тем, что применим для определения инсулинорезистентности участка ткани.
269. Способ по п.9, 48, 161, 164, 258 или 263, отличающийся тем, что сахарную кривую регистрируют в условиях физического воздействия на контролируемый участок ткани, причем физическое воздействие выбрано из группы, включающей в себя нагрев, охлаждение, внешнее давление, локальная декомпрессия, электрический ток или магнитное поле.
270. Устройство для измерения содержания глюкозы в крови, отличающееся тeм,чтo содержит датчик температуры воздуха и датчик параметра, характеризующего сердечно-сосудистую систему.
271. Устройство по п.270, отличающееся тем, что содержит датчик частоты сердечных сокращений, минутного выброса сердца, скорости кровотока в подвергаемом воздействию участке ткани, кровяного давления, давления в системе микроциркуляции, капиллярного давления, результирующего транскапиллярного потока, тканевого
(осмотического) давления межклеточной ткани, эластического давления межклеточной ткани (напряжения упругой деформации), гидравлическое сопротивление капиллярных сосудов или количества воды в межклеточной ткани.
272. Устройство по п.271, отличающееся тем, что датчик величины транскапиллярного потока основан на измерении плотности потока воды через РСЭ или количества воды в РСЭ.
273. Устройство по п.270, отличающееся тем, что оно применимо для непрерывного мониторинга содержания глюкозы в крови.
274. Устройство по п.273, отличающееся тем, что оно применимо для непрерывного мониторинга содержания глюкозы в крови в процессе проведения теста толерантности к глюкозе (регистрации непрерывной сахарной кривой).
275. Устройство по п.116 или 270, отличающееся тем, что оно применимо для диагностики преддиабетическоrо состояния.
276. Устройство по п.116 или 270, отличающееся тем, что оно применимо для определения инсулинорезистентности.
277. Устройство по п.116 или 270, отличающееся тем, что оно содержит приспособление для оказания физического воздействия на участок ткани.
278. Устройство по п.277, отличающееся тем, что содержит приспособление для оказания дозированного теплового воздействия, внешнего давления, локальной декомпрессии, электрического тока или магнитного поля.
279. Устройство по п.116 или 270, отличающееся тем, что оно содержит два или несколько датчиков
280. Устройство по п.l 16 или 270, отличающееся тем, что оно содержит два или несколько приспособлений для оказания дозированного физического воздействия.
281. Устройство по п.l 16 или 270, отличающееся тем, что содержит приспособление для создания локальной физиологической нагрузки.
282. Устройство по п.281, отличающееся тем, что содержит приспособление для создания локальной мышечной нагрузки.
283. Устройство по п.281, отличающееся тем, что содержит приспособление для создания венозной или артериальной окклюзии.
PCT/RU2005/000039 2005-03-09 2005-03-09 Method and device microcalorimetrically measuring a tissue local metabolism speed, intracellular tissue water content, blood biochemical component concentration and a cardio-vascular system tension WO2006096080A1 (en)

Priority Applications (3)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US11/908,073 US20090209828A1 (en) 2005-03-09 2005-03-09 Method and device microcalorimetrically measuring a tissue local metabolism speed, intracellular tissue water content, blood biochemical component concentration and a cardio-vascular system tension
PCT/RU2005/000039 WO2006096080A1 (en) 2005-03-09 2005-03-09 Method and device microcalorimetrically measuring a tissue local metabolism speed, intracellular tissue water content, blood biochemical component concentration and a cardio-vascular system tension
CN2005800496148A CN101188968B (zh) 2005-03-09 2005-03-09 微量热学测定组织局部代谢率、细胞间质水含量、血液生化成分的浓度和心血管系统张力的方法和装置

Applications Claiming Priority (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
PCT/RU2005/000039 WO2006096080A1 (en) 2005-03-09 2005-03-09 Method and device microcalorimetrically measuring a tissue local metabolism speed, intracellular tissue water content, blood biochemical component concentration and a cardio-vascular system tension

Publications (1)

Publication Number Publication Date
WO2006096080A1 true WO2006096080A1 (en) 2006-09-14

Family

ID=36953615

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
PCT/RU2005/000039 WO2006096080A1 (en) 2005-03-09 2005-03-09 Method and device microcalorimetrically measuring a tissue local metabolism speed, intracellular tissue water content, blood biochemical component concentration and a cardio-vascular system tension

Country Status (3)

Country Link
US (1) US20090209828A1 (ru)
CN (1) CN101188968B (ru)
WO (1) WO2006096080A1 (ru)

Cited By (13)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US8235897B2 (en) 2010-04-27 2012-08-07 A.D. Integrity Applications Ltd. Device for non-invasively measuring glucose
US8335992B2 (en) 2009-12-04 2012-12-18 Nellcor Puritan Bennett Llc Visual indication of settings changes on a ventilator graphical user interface
US8443294B2 (en) 2009-12-18 2013-05-14 Covidien Lp Visual indication of alarms on a ventilator graphical user interface
US8453645B2 (en) 2006-09-26 2013-06-04 Covidien Lp Three-dimensional waveform display for a breathing assistance system
US8555882B2 (en) 1997-03-14 2013-10-15 Covidien Lp Ventilator breath display and graphic user interface
US8924878B2 (en) 2009-12-04 2014-12-30 Covidien Lp Display and access to settings on a ventilator graphical user interface
US9119925B2 (en) 2009-12-04 2015-09-01 Covidien Lp Quick initiation of respiratory support via a ventilator user interface
US9262588B2 (en) 2009-12-18 2016-02-16 Covidien Lp Display of respiratory data graphs on a ventilator graphical user interface
US9950129B2 (en) 2014-10-27 2018-04-24 Covidien Lp Ventilation triggering using change-point detection
US10362967B2 (en) 2012-07-09 2019-07-30 Covidien Lp Systems and methods for missed breath detection and indication
US10582880B2 (en) 2006-04-21 2020-03-10 Covidien Lp Work of breathing display for a ventilation system
RU2765856C1 (ru) * 2021-02-25 2022-02-03 Федеральное государственное бюджетное образовательное учреждение высшего образования "Уральский государственный медицинский университет" Министерства здравоохранения Российской Федерации (ФГБОУ ВО УГМУ Минздрава России) Способ определения минутного обмена человека
US11672934B2 (en) 2020-05-12 2023-06-13 Covidien Lp Remote ventilator adjustment

Families Citing this family (16)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2005122888A1 (en) 2004-06-18 2005-12-29 The University Of Queensland Oedema detection
AU2006265761B2 (en) 2005-07-01 2011-08-11 Impedimed Limited Monitoring system
CA2609111C (en) 2005-07-01 2016-10-18 Scott Chetham A method and apparatus for performing impedance measurements in accordance with determining an electrode arrangement using a displayed representation
JP4559995B2 (ja) * 2006-03-30 2010-10-13 株式会社東芝 腫瘍検査装置
WO2008064426A1 (en) * 2006-11-30 2008-06-05 Impedimed Limited Measurement apparatus
ES2473278T3 (es) 2007-04-20 2014-07-04 Impedimed Limited Sonda y sistema de monitorización
AU2008207672B2 (en) 2008-02-15 2013-10-31 Impedimed Limited Impedance Analysis
JP5643829B2 (ja) 2009-10-26 2014-12-17 インぺディメッド リミテッドＩｍｐｅｄｉｍｅｄ Ｌｉｍｉｔｅｄ インピーダンス測定の分析において用いるための方法及び装置
CA2778770A1 (en) 2009-11-18 2011-05-26 Chung Shing Fan Signal distribution for patient-electrode measurements
CN102258363B (zh) * 2011-04-19 2013-03-06 何宗彦 代谢热参数测量设备和方法
CN104027097A (zh) * 2014-06-06 2014-09-10 首都医科大学 血管功能无创检测方法及装置
JP6759526B2 (ja) * 2015-02-27 2020-09-23 セイコーエプソン株式会社 熱流計および電子機器
RU2629796C1 (ru) * 2016-05-23 2017-09-04 Общество с ограниченной ответственностью "Лаборатория межклеточных технологий "Интерсел Рэнд" (ООО "Интерсел Рэнд") Способ и мультисенсорное устройство для неинвазивного мониторинга уровня глюкозы в крови
CN110367999B (zh) * 2019-07-17 2021-07-09 李宏杰 一种乳腺血氧功能成像辅以热疗早期乳腺癌检测系统
CN110375883B (zh) * 2019-07-26 2020-10-13 陕西工业职业技术学院 基于主动热流控制的体温计及其测温方法
US11324406B1 (en) 2021-06-30 2022-05-10 King Abdulaziz University Contactless photoplethysmography for physiological parameter measurement

Citations (8)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5040541A (en) * 1985-04-01 1991-08-20 Thermonetics Corporation Whole body calorimeter
RU2048803C1 (ru) * 1993-08-05 1995-11-27 Производственно-коммерческая фирма "Линда" Гидратантный крем
RU2088927C1 (ru) * 1993-04-01 1997-08-27 Ламбров Владимир Васильевич Способ контроля количества сахара в крови человека, страдающего сахарным диабетом и устройство для его осуществления
RU2094037C1 (ru) * 1993-02-04 1997-10-27 Валентина Федоровна Сизова Способ экспресс-диагностики патологии внутренних органов
RU2157170C1 (ru) * 1999-04-22 2000-10-10 Общество с ограниченной ответственностью "Фирма АКЦ" Медицинская банка
EA002288B1 (ru) * 1997-05-20 2002-02-28 Януш М. Бухерт Неинвазивный непрерывный контроль за уровнем глюкозы в крови
RU2190514C2 (ru) * 1999-06-28 2002-10-10 ОАО "Пермский моторный завод" Способ восстановления длины пера лопатки из жаропрочного сплава
JP2004290226A (ja) * 2003-03-25 2004-10-21 Olympus Corp グルコース濃度測定装置

Family Cites Families (15)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5441048A (en) * 1988-09-08 1995-08-15 Sudor Partners Method and apparatus for determination of chemical species in perspiration
DE4342105A1 (de) * 1993-12-12 1995-06-14 Cho Ok Kyung Verfahren und Vorrichtung zur noninvasiven Bestimmung der Konzentration der Glucose in Teilen des menschlichen Körpers, inbesondere im menschlichen Blut, unter Durchführung höchstgenauer Temperaturmessungen des menschlichen Körpers
DE4423663A1 (de) * 1994-07-06 1996-01-11 Med Science Gmbh Verfahren und Vorrichtung zur Erfassung von Wärmewechselwirkungen zwischen dem menschlichen Körper und der erfindungsgemäßen Vorrichtung und deren Korrelation mit der Glucosekonzentration im menschlichen Blut
NO180024C (no) * 1994-10-11 1997-01-29 Oerjan G Martinsen Måling av fuktighet i hud
US5769784A (en) * 1995-11-27 1998-06-23 Hill-Rom, Inc. Skin perfusion evaluation apparatus and method
US6517482B1 (en) * 1996-04-23 2003-02-11 Dermal Therapy (Barbados) Inc. Method and apparatus for non-invasive determination of glucose in body fluids
ATE343963T1 (de) * 1999-04-20 2006-11-15 Nova Technology Corp Verfahren und vorrichtung zur messung des wasseranteils in einem substrat
US6287255B1 (en) * 1999-10-15 2001-09-11 Kao Corporation Apparatus for measuring transpiration amount
FI113702B (fi) * 1999-11-16 2004-05-31 Delfin Technologies Ltd Laite ihon höyrystymisen mittaamiseksi
US6522903B1 (en) * 2000-10-19 2003-02-18 Medoptix, Inc. Glucose measurement utilizing non-invasive assessment methods
US6533731B2 (en) * 2001-05-15 2003-03-18 Lifecheck, Llc Method and apparatus for measuring heat flow
FR2831416B1 (fr) * 2001-10-29 2004-06-18 Licorne Lab Appareil d'analyse des proprietes physico-chimiques d'une surface cutane
GB0223274D0 (en) * 2002-10-08 2002-11-13 South Bank Univ Entpr Ltd Method and equipment for measuring vapour flux from surfaces
JP3590049B1 (ja) * 2003-12-03 2004-11-17 株式会社日立製作所 血糖値測定装置
FR2874807B1 (fr) * 2004-09-03 2006-11-10 Memscap Sa Dispositif d'analyse des proprietes physico-chimiques de la peau

Patent Citations (8)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5040541A (en) * 1985-04-01 1991-08-20 Thermonetics Corporation Whole body calorimeter
RU2094037C1 (ru) * 1993-02-04 1997-10-27 Валентина Федоровна Сизова Способ экспресс-диагностики патологии внутренних органов
RU2088927C1 (ru) * 1993-04-01 1997-08-27 Ламбров Владимир Васильевич Способ контроля количества сахара в крови человека, страдающего сахарным диабетом и устройство для его осуществления
RU2048803C1 (ru) * 1993-08-05 1995-11-27 Производственно-коммерческая фирма "Линда" Гидратантный крем
EA002288B1 (ru) * 1997-05-20 2002-02-28 Януш М. Бухерт Неинвазивный непрерывный контроль за уровнем глюкозы в крови
RU2157170C1 (ru) * 1999-04-22 2000-10-10 Общество с ограниченной ответственностью "Фирма АКЦ" Медицинская банка
RU2190514C2 (ru) * 1999-06-28 2002-10-10 ОАО "Пермский моторный завод" Способ восстановления длины пера лопатки из жаропрочного сплава
JP2004290226A (ja) * 2003-03-25 2004-10-21 Olympus Corp グルコース濃度測定装置

Non-Patent Citations (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Title
LUKYANOV I.Y.: "Fiziologiya termoregulatsii", METODICHESKIE REKOMENDATSII DLYA STUDENTOV BIOLOGISCHESKOGO OTDELENIYA BIOLOGO-KHIMICHESKOGO FAKULTETA, IVANOVO, 2004, pages 1 - 14, AND 17 - 19, AND 23 - 26 *

Cited By (18)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US8555882B2 (en) 1997-03-14 2013-10-15 Covidien Lp Ventilator breath display and graphic user interface
US8555881B2 (en) 1997-03-14 2013-10-15 Covidien Lp Ventilator breath display and graphic interface
US10582880B2 (en) 2006-04-21 2020-03-10 Covidien Lp Work of breathing display for a ventilation system
US8453645B2 (en) 2006-09-26 2013-06-04 Covidien Lp Three-dimensional waveform display for a breathing assistance system
US9119925B2 (en) 2009-12-04 2015-09-01 Covidien Lp Quick initiation of respiratory support via a ventilator user interface
US8924878B2 (en) 2009-12-04 2014-12-30 Covidien Lp Display and access to settings on a ventilator graphical user interface
US8335992B2 (en) 2009-12-04 2012-12-18 Nellcor Puritan Bennett Llc Visual indication of settings changes on a ventilator graphical user interface
US8499252B2 (en) 2009-12-18 2013-07-30 Covidien Lp Display of respiratory data graphs on a ventilator graphical user interface
US8443294B2 (en) 2009-12-18 2013-05-14 Covidien Lp Visual indication of alarms on a ventilator graphical user interface
US9262588B2 (en) 2009-12-18 2016-02-16 Covidien Lp Display of respiratory data graphs on a ventilator graphical user interface
US8235897B2 (en) 2010-04-27 2012-08-07 A.D. Integrity Applications Ltd. Device for non-invasively measuring glucose
US10362967B2 (en) 2012-07-09 2019-07-30 Covidien Lp Systems and methods for missed breath detection and indication
US11642042B2 (en) 2012-07-09 2023-05-09 Covidien Lp Systems and methods for missed breath detection and indication
US9950129B2 (en) 2014-10-27 2018-04-24 Covidien Lp Ventilation triggering using change-point detection
US10940281B2 (en) 2014-10-27 2021-03-09 Covidien Lp Ventilation triggering
US11712174B2 (en) 2014-10-27 2023-08-01 Covidien Lp Ventilation triggering
US11672934B2 (en) 2020-05-12 2023-06-13 Covidien Lp Remote ventilator adjustment
RU2765856C1 (ru) * 2021-02-25 2022-02-03 Федеральное государственное бюджетное образовательное учреждение высшего образования "Уральский государственный медицинский университет" Министерства здравоохранения Российской Федерации (ФГБОУ ВО УГМУ Минздрава России) Способ определения минутного обмена человека

Also Published As

Publication number Publication date
CN101188968B (zh) 2010-09-29
CN101188968A (zh) 2008-05-28
US20090209828A1 (en) 2009-08-20

Similar Documents

Publication Publication Date Title
WO2006096080A1 (en) Method and device microcalorimetrically measuring a tissue local metabolism speed, intracellular tissue water content, blood biochemical component concentration and a cardio-vascular system tension
US20240156374A1 (en) Method and multisensory device for non-invasive blood glucose level monitoring
Lucero et al. Reliability of muscle blood flow and oxygen consumption response from exercise using near‐infrared spectroscopy
Achamrah et al. Indirect calorimetry: The 6 main issues
Sakudo Near-infrared spectroscopy for medical applications: Current status and future perspectives
Wright et al. Non-invasive methods and stimuli for evaluating the skin's microcirculation
Klonoff Noninvasive blood glucose monitoring
US6161028A (en) Method for determining analyte concentration using periodic temperature modulation and phase detection
JP6535030B2 (ja) 組織流体含有量をモニタリングするために磁気誘導分光法を使う装置および方法
JP6063487B2 (ja) ヒト血液中におけるグルコース濃度を決定するための方法
La Count et al. Modeling glucose transport from systemic circulation to sweat
Valentinuzzi et al. Bioelectrical impedance techniques in medicine part II: monitoring of physiological events by impedance
US20060149142A1 (en) Monitoring one or more solutes in a biological system using optical techniques
JP2009528121A (ja) 電気化学的プロセスに関連したパラメータを計測する装置及び方法
RU2396897C2 (ru) Способ и устройство для микрокалориметрического измерения скорости локального метаболизма ткани, содержания воды в межклеточной ткани, концентрации биохимических компонентов крови и давления в сердечно-сосудистой системе
Bertini et al. Transepidermal water loss and cerebral hemodynamics in preterm infants: conventional versus LED phototherapy
McLellan et al. The effects of skin moisture and subcutaneous fat thickness on the ability of the skin to dissipate heat in young and old subjects, with and without diabetes, at three environmental room temperatures
Lu et al. The passive leg raise test to predict fluid responsiveness in children-preliminary observations
Alam et al. Multifunctional wearable system for mapping body temperature and analyzing sweat
Petrofsky et al. Reduced endothelial function in the skin in Southeast Asians compared to Caucasians
Akazawa et al. Muscular echo-intensity of the quadriceps by ultrasound is more related to improvement of gait independence than muscle thickness in older inpatients
Annuzzi et al. A customized bioimpedance meter for monitoring insulin bioavailability
Farr et al. Objectively measured aerobic fitness is not related to vascular health outcomes and cardiovascular disease risk in 9-10 year old children
Abdalsalam et al. Non-invasive glucose monitoring using scattering spectroscopy
RU2752711C2 (ru) Способ и устройство для спектроскопии живой ткани

Legal Events

Date Code Title Description
WWE Wipo information: entry into national phase

Ref document number: 200580049614.8

Country of ref document: CN

121 Ep: the epo has been informed by wipo that ep was designated in this application
DPE2 Request for preliminary examination filed before expiration of 19th month from priority date (pct application filed from 20040101)
NENP Non-entry into the national phase

Ref country code: DE

WWE Wipo information: entry into national phase

Ref document number: 2007137558

Country of ref document: RU

122 Ep: pct application non-entry in european phase

Ref document number: 05789859

Country of ref document: EP

Kind code of ref document: A1

WWE Wipo information: entry into national phase

Ref document number: 11908073

Country of ref document: US

DPE2 Request for preliminary examination filed before expiration of 19th month from priority date (pct application filed from 20040101)