CC BY
37
УДК 534.6
Щукин С. И,, д-р техн. наук, лектор Всероссийской молодежной научной школы «Биомединская инженерия — "БМИ-2009"»(СПб., 26-30 окт. 2009 г.), посвященной проф. В. М. Ахутину Московский государственный технический университет им. Н. Э. Баумана
Технологии информационной электромагнитной терапии заболеваний кровообращения
Ключевые слова: электромеханические эффекты в биологических тканях, параметры электромагнитной терапии, биологическая обратная связь
Рассмотрен подход к обоснованию параметров электромагнитного воздействия, основанный на анализе электромеханических процессов в костных и сосудистых биотканях, а также аспектов сенсорной чувствительности. Затрагиваются вопросы индивидуальной оптимизации лечебного воздействия.
Разработка и применение аппаратуры для лечебного воздействия с использованием электромагнитных (ЭМ) полей является одним из интенсивно развиваемых в последнее время направлений. Наряду с широким спектром выпускаемой в стране и мире аппаратуры [1-3] для электромагнитной терапии и обширным медико-биологическим материалом по исследованию реакций систем организма на электромагнитные воздействия нельзя не констатировать, что, как правило, отсутствуют биофизические обоснования выбора адекватных параметров ЭМ воздействия, умалчиваются вопросы метрологической аттестации полей и аппаратуры для воздействия, не достаточно обосновано решаются вопросы индивидуальной для пациента оптимизации лечебного воздействия в зависимости от типа и тяжести заболеваний.
Целью данной работы является изложение принципов создания аппаратуры и методик биоадекватной электромагнитной терапии с использованием элементов биологических обратных связей как для индивидуализации режимов лечебного воздействия, так и для возможностей активной диагностики на сенсорном уровне.
Электрофизические свойства биотканей и принципы адекватности воздействия
Биологические ткани обладают рядом электрофизических свойств, которые приводят к возникновению электрических токов в процессе функционирования тканей [4]. Подобные собственные токи (поля)
можно по характерным временам разделить на два основных типа: квазипостоянные поля, связанные со структурой тканей, интенсивностью обменных процессов в них и т. д.; динамические поля, возникающие во временной области нормального функционирования биотканей. Адекватность внешних и собственных электрических полей соответственно также может быть достигнута для двух различающихся по характерным временам воздействиям.
В данной работе представлены результаты реализации подобного подхода к адекватности применительно к задачам разработки аппаратуры и методик воздействия адекватных собственным внешних электромагнитных полей для лечения заболеваний, связанных с патологиями костной и сосудистой систем.
Применительно к этим тканям биоадекватность параметров ЭМ воздействия была сформулирована следующим образом: необходимо создавать такие токи в тканях, которые по форме и геометрии близки к токам, возникающим в здоровых, нормально функционирующих биотканях, а по амплитудам соответствуют уровню сенсорной чувствительности и состоянию больного пациента. В качестве процессов нормального функционирования костных тканей рассматривались токи, возникающие в костной ткани конечностей при выполнении ими «служебных движений», а именно опорного периода шага для нижних конечностей и движения типа сгибания-разгибания для верхних конечностей. Для тканей кровеносных сосудов определялись параметры токов, возникающих в их стенке во время пульсового кровенаполнения.
Собственные биоэлектрические поля и токи
Анализ показывает, что основными электромеханическими эффектами в костной и сосудистой тканей, приводящим к возникновению токов и при их деформировании, являются следующие [5, 6]: пьезоэлектрический; электретный, или, точнее, электретоподобный; электрокапиллярный. Иссле-
дования пьезоэлектрического эффекта в костной [5-8] и сосудистой тканях [9], проводимые на дегидратированных образцах, показали, что класс симметрии тензора матрицы пьезомодулей близок к ^: 2. Определено направление главных кристаллографических осей, установлены возрастные за-висимо-сти пьезоэлектрических модулей.
Подавляющее большинство экспериментов проводились на образцах тканей, подвергнутых термо- и механообработке, и в различные сроки после аутопсии. В работах [10, 11] установлено, что значение и знак наибольшего пьезомодуля d14 компактной кости зависит от сроков после смерти донора, условий хранения и тесно коррелируют с изменением транскостной разности потенциалов. Детальные исследования квазипостоянной транскостной разности потенциалов показали, что она определяется электретным состоянием костной ткани. Наличие в компактной кости собственных механических напряжений [12] и пьезоэлектрического эффекта также дает свой вклад в квазипостоянное электрическое поле кости. Электрокапиллярные поля, обусловловленные внутрикостным давлением и пористостью кости также влияют на параметры биоэлектрического поля кости, однако незначительно по сравнению с пьезоэффектом и
электретоподобным эффектом. Проведенные работы по определению наиболее выраженных электромеханических эффектов в тканях крупных кровеносных сосудов позволили расставить их по ранжиру. Результаты этих исследований выявили наиболее выраженные электрофизические эффекты, которые определяют макроскопические электрические поля как в отсутствие функциональных нагрузок и движений (квазипостоянные поля), так и при таковых (динамические поля) (рис. 1). Из этих данных следует, что электромеханическим эффектом, определяющим наибольшие электрические поля и токи, возникающие в костных и сосудистых тканях при функциональных нагрузках, являются пьезоэлектрический и электрокапиллярный эффекты соответственно.
Оценки амплитудных и временных параметров собственных полей и токов
Оценки для костных тканей проводились для средней части диафизов трубчатых костей нижних и верхних конечностей (большеберцовая, бедренная, лучевая, локтевая кости, фаланга пальца). При этих оценках использовались данные [13, 14] для
Костная ткань: Еэ^5-10-3 В/м; Еп^2-10-2 В/м; Ек = 10-2 В/м; Еж^2-10-3 В/м; Е > Е > Е > Е .
п к э ж
Стенка артерии: Еэ = 10-1 В/м; Еп = 10-1 В/м; Ек^ 5 В/м; Еж^2-10-3 В/м;
Источники квазипостоянных электрических полей в биотканях
Электретное состояние
Пьезоэлектричество и собственное напряженное состояние
Электрокапиллярные явления
Макрополя на границах раздела фаз
Костная ткань: Еэ^ 2 В/м; Еп^2'10-1 В/м; Ек^ 5' 10-3 В/м; Еф^ 2'10-2 В/м; Е > Е > Еф> Е .
эпфк
Стенка артерии: Еэ~ 1 В/м; Еп ~ 5'10-2 В/м; Ек~ 5 В/м;
Рис. 1
Основные источники квазипостоянных и динамических электромеханических полей в костных тканях и кровеносных сосудах. Для сравнения приведена напряженность электрического поля в биотканях, создаваемая желудочками сердца (ЭКГ)
изгибающих моментов и осевых сил, действующих в соответствующих суставах в опорный период шага (для костей нижних конечностей) и при выполнении движений типа сгибание-разгибание (для верхних конечностей). На рис. 2 представлены зависимости плотности тока в различных костях конечностей от текущего времени движения, зон и слоев сечения.
Оценка полей и токов, возникающих в стенках артериальных сосудов за счет электрокапиллярных явлений, включала анализ деформаций сосудов в период пульсового кровенаполнения и расчеты полей и токов. На рис. 3 приведены типичные зависимости изменения радиуса сосуда у здоровых добровольцев, полученные с помощью ультразвукового сканирующего доплера Мау1б-200 [15].
С помощью методов цифровой фильтрации выделялись медленная, соизмеримая с длительностью кардиоцикла, составляющая и быстрая, отвечающая за более высокочастотные осцилляции радиуса стенки. Анализ медленной компоненты, проведенный для бедренной, подколенной, боль-шеберцовой артерии показал, что она удовлетворительно описывается почти симметричной кубической параболой. Выделение высокочастотной составляющей и анализ ее Фурье-спектра позволили установить, что их максимумы зависят от типа артерии и составляют у 35-55-летних добровольцев: для бедренной артерии 10-12 Гц, подколен-
а)
±5
1,0 г, с
-105 б) J,A/м2
2'105г-
-2'105
в) J,A/м2 5'105Г
-5'10~5
1,0 г, с
Ри.г. 2
Плотность пьезоэлектрического тока в компактной костной ткани при функциональных движениях: а — фаланга пальца; б — пястная кость; в — локтевая. кость
Рис. 3
Зависимость изменения радиуса бедренной артерии здорового добровольца от времени пульсового кровенаполнения
ной 11-14 Гц, большеберцовой артерии 12-16 Гц [15] (рис. 4).
Необходимо отметить, что полученные результаты укладываются в представления о собственных колебательных процессах кровеносных сосудов, причем их основные частоты соответствуют случаю, когда от одной бифуркации до другой укладывается длина волны [17]. Данные о численных значениях деформаций сосудистой стенки с помощью методов, изложенных в работах [18, 19], позволили определить амплитудные и временные зависимости плотности транссосудистого тока, возникающего при пульсовом кровенаполнении. Установлено, что для медленной компоненты максимальная плотность тока составляет ~10"2 А/м2 (бедренная артерия), а амплитуда быстрой компоненты на частоте максимума спектра 11 ± 2 Гц составляет ~2«10"3 А/м2.
Оценка параметров адекватных воздействий
Оценка адекватных форм импульсов внешнего поля. Пусть плотность пьезоэлектрического тока в рассматриваемой области кости будет J1(t), тогда адекватность формы собственных и создаваемых
14 Г. Гц
Рис. 4
Частотные зависимости коэффициентов ряда Фурье быстрой компоненты (для бедренной артерии): 1 — норма: 2 — аортоартериит: 3 — атеросклероз
с помощью внешнего источника J2(t) токов будет достигнута, если выполнено условие:
J1(t) = SJ2(t),
(1)
где £ — параметр чувствительности сенсорных систем пациента, зависящий от типа и тяжести заболевания (степени активации имунной системы).
При реализации такого подхода возникают трудности, связанные со следующими основными проблемами: 1) необходимо учитывать неоднородность проводимости и геометрию биотканей; 2) в различных областях биоткани токи различны, причем почти на порядок, и понятно, что адекватности для всех областей кости достигнуть не удастся, конечной целью расчетов должно быть определение таких параметров, как индукция магнитного поля, создаваемого системой индукторов, которая, в свою очередь, определяется конструктивными особенностями индукторов и силой тока в них I(¿).
Учитывая различие проводимостей биотканей для мышечной, костной ткани, костного мозга, стенки кровеносных сосудов, для количественной оценки эффектов концентрации индуцированных токов была рассмотрена модель в виде ткани с цилиндрическим включением с различными проводимостя-ми внутренней области и стенок. Были оценены отношения максимальных плотностей тока во внешних тканях и в стенке включения. Показано, что коэффициенты концентрации тока для крупных артериальных сосудов (бедренная, большеберцовая, локтевая, плечевая артерии) находятся в диапазоне 6-9, а коэффициенты деконцентрации для костных тканей нижних и верхних конечностей составляют 30 для крупных костей и около 50 для мелких.
Анализ результатов определения пьезоэлектрических токов в различных областях сечения кости показывает, что временные зависимости J1(t) в разных зонах практически одинаковы, однако амплитуды различаются существенно. Для оценки амплитудных и временных параметров тока в системе индукторов в качестве эталона использовались зависимости пьезоэлектрического (кости) и электрокапиллярного (сосуды) токов для наиболее электрически активных зон и областей сечения биотканей.
Кроме того, условие (1) заменялось менее жестким
I = J [[ (t) - SJ2 (t)] dt => min,
(2)
о
где Т — период выполняемого движения (опорный период шага для костей нижних конечностей или длительность кардиоцикла для артерий).
Методика оценки адекватных временных параметров воздействия состояла в следующем.
Если в качестве системы индукторов используется такая, что индукция однородна в пределах сегмента конечности, то плотность индуцируемого тока в мягких тканях J2(t) определяется следующим образом:
J (t) = -
rdB 2pdt
= К
rdl(t) 2pdt '
(3)
где г — расстояние от оси конечности; р — удельное сопротивление мягких тканей; — сила тока в системе индукторов; К — размерный коэффициент, зависящий от конструктивных параметров индуктора.
Максимальные плотности тока, создаваемые в костной ткани и сосудистой стенке, зависят от их геометрических параметров и удельных сопротивлений кости, костного мозга, стенки артерии, крови, мягких тканей и в соответствии с оцененными значениями коэффициентов концентрации (деконцентрации) отличаются от J2(t), т. е.
J (t)=K
к, cJ2(t)'
(4)
где Кк с — коэффициенты концентрации для костной и сосудистой ткани, находящиеся в диапазонах [0,02; 0,03] и [6; 9] соответственно. В результате выражение для минимизируемого функционала (2) приобретает вид:
'к.с =J
^ с(0 - Ц
'к'с dt
dt = > min,
(5)
где Ьк с — коэффициенты пересчета, получаемые на основе соотношений (1), (3) и (4).
Решая уравнение (5) относительно получаем [20]:
I (t) = ■
J Jt (x)dx-1J Jt (T)dT
(6)
На рис.5 показаны зависимости I/I = B /В ,
^ ' max ' max'
полученные таким образом для костной и сосудистой ткани, причем максимальные индукции для кости составляют ~[1; 10~2] Тл, а для сосудистой ткани — ~[10 1 ; 1] Тл.
Оценка адекватных амплитуд импульсов поля. Эти значения амплитуд индукции поля следует оценивать как верхние, сопоставимые с уровнем основного электрогенеза, границы адекватного информационным взаимодействиям внешнего поля и рецепторных полей систем организма пациента [20, 21]. Согласно этим работам в адекватной частотной области ширина динамического диапазона энергетических параметров воздействия оценивается 120-140 дБ, а по амплитудным — 60-70 дБ, причем области максимальной сенсорной чувствительности соответствуют середине динамического диапазона. Отсюда можно ожидать, что амплитуды индукций для эффективного воздействия на костные ткани находятся в диапазоне [10~4;10~2 ] Тл, а для кровеносных сосудов — [10_3;10_1] Тл.
Более точные оценки адекватных диапазонов параметров воздействия требуют проведения специальных экспериментальных исследований на пациентах с различными состояниями костной и сосудистой систем. Для этих исследований были созданы специальные аппараты с регулируемой фор-
Рис. 5
Формы импульсов магнитного поля, адекватные: а — костной ткани фаланги (1) и пястной кости (2); ткани локтевой (1), плечевой (2), большеберцовой (3) костей; в — бедренной артерии
— костной
мой импульса и амплитудой индукции до 50 мТл [22], а также синхронизированный по сигналу пульсового кровенаполнения аппарат с регулируемой формой и задержкой начала импульса поля относительно пульса [23]. В ходе экспериментов контролировались параметры воздействия, состояние центральной и регионарной гемодинамики, использовались рентгенографические, ульразвуко-вые и биомеханические исследования костных тканей, регистрировались изменения реологических и биохимических параметров крови. Ниже приводятся основные результаты исследований отдельно по воздействию с параметрами, адекватными костной и сосудистой тканям.
Результаты исследований влияния адекватных костным тканям параметров ЭМП
На начальном этапе проводилась оценка амплитудных значений индукции магнитного поля в диапазоне следования импульсов 0,1-20 Гц и формой импульса, соответствующей рис. 5. Диапазон варьирования амплитуд индукции составлял 0,150 мТл. На рис. 6 приведена типичная зависимость изменения ударного объема крови в сегменте конечности от времени воздействия и амплитуды индукции. Установлено, что наиболее выраженные изменения ударного кровенаполнения имеют место
в диапазоне 1-3 мТл. Специальные исследования гемодинамических причин первого и второго максимумов кровотока показали, что в интервале 815 мин происходит дилатация преимущественно артериальных сосудов. Второй же максимум связан с улучшением венозного оттока. Определен диапазон частот следования импульсов поля, в котором происходит наиболее выраженная реакция системы кровообращения. Установлена существенная чувствительность параметров реакций кровообращения в зависимости от формы импульса поля. Эта зависимость позволила определить параметры воздействия, необходимые для дифференциального стимулирования (или угнетения) артериального притока и венозного оттока. На рис. 7 и рис. 8 представлены обработанные результаты исследований, в которых избыточный объем перфузирующей сегмент конечности крови определялся как площадь под соответствующими частями графиков рис. 6.
Измерения параметров газового состава крови показывают, что в диапазоне параметров, вызывающих дилататорные реакции, имеет место увеличение РО2 при некотором снижении РСО2. Отмечаются благоприятные изменения реологических и биохимических показателей крови. Следует подчеркнуть, что в одной и той же группе пациентов амплитудные и временные параметры реакций, а также пороговые (превышение которых вызывает спазматические реакции сосудов) значения параметров воздействия различаются существенно (до 50-70 %) и зависят от типа и тяжести заболевания.
ЛУОК, % 100
75
50
25
вт ах = 3м1 л / = 1 Гц
\\
Втах \ J 2 мТл
вт ах = 1мТ л \ \
ЛУОК, % 100
-25
Рис. 6 Зависимость изменения ударного объема в конечности при изменении амплитуды и частоты следования импульсов адекватного костным тканям электромагнитного поля
а)
60
н и
>м 40 2,
+1 20
%
-20
3 2
Г 1
| 4
в тах 2 "*****"*"*•—"-__тах 6 мТл " 1 —/- = 0,5 мТл
б)
60
40
2,
+1
Л
20
Г, Гц
-20
3 2
А 1
Г 4
ВтОХ^6^ 2-А-: Втах = 0,5 мТл
Рис. 7
Зависимость избыточного объема крови, перфузирующей конечность: а — при артериальной дилатации; б — при стимуляции венозного оттока:
1-4 — амплитуды индукции импульса магнитного поля, составляющим 1, 2, 3 и 4 мТл соответственно
Рис. 8
Параметры воздействия, приводящие к увеличению объема перфузирующей конечность крови более чем на 30 %% за счет артериальной дилатации. Пространство параметров: амплитуда индукции поля в микротеслах, частота импульсов следования поля в герцах
Системы мониторинга и диагностики здоровья
Результаты исследований влияния адекватных тканям кровеносных сосудов ЭМП
На рис. 9 приведены зависимости ударного объема крови в голени пациента при воздействии с формой импульса, как на рис. 5 (бедренной артерии), от амплитуды индукции, времени экспозиции и времени задержки импульса поля относительно сигнала пульсового кровенаполнения.
Эти данные указывают на наличие временных зон выраженной дилатации, констрикции и зон относительного безразличия к ЭМ-воздействию. На
XI
60
40
20
-20
в ль = 0 ] 1ах = 5мТл \
/
Без синхр онизации
ЛЬ = 0,2 Т
5 1 01 ЛЬ = 0,6 Т 5
возд'
мин
Рис. 9
Зависимости изменения ударного объема крови в сегменте голени пациента от времени воздействия при различном времени задержки импульса поля относительно сигнала пульса подколенной артерии. Задержка ЛЬ устанавливается в долях длительности кардиоцикла Т. Отдельно приведена зависимость для случая без синхронизации
Л
ьь
/\1\
в
Д
Лл
Импульсы поля
Рис. 10
Реовазограмма голени пациента при изменении задержки синхронного с пульсом адекватного большеберцовой артерии электромагнитного воздействия. Сверху сигнал РВГ, снизу форма сигнала импульса магнитного поля
рис. 10 приведены типичная реовазограмма, полученная при резком изменении длительности задержки, и соответствующий переходной процесс. Специальные исследования показали, что наличие в импульсе поля двух компонент (медленной и быстрой) приводит к различающимся временным и амплитудным реакциям системы кровообращения.
Обсуждение результатов исследований
Изменения параметров гемодинамики при вариации параметров воздействия позволяют ограничить набор биологически значимых физических факторов воздействия. Рассматривались три альтернативы, в которых в качестве факторов воздействия фигурировали: электрическая компонента ЭМП; магнитная индукция и тепловое излучение индукторов. Наибольшее понимание результатов факторного анализа по трем альтернативам получено при принятии «токовой» [~ -инд(0] гипотезы действующего фактора ЭМП. Результаты исследований позволяют обсудить возможные механизмы изменения кровотока при адекватном ЭМВ.
С этой целью рассматриалась следующая иерархия механизмов регуляции сосудистого тонуса: центральные и местные механизмы; местные гуморальные, нейрогуморальные, барометрические, миогенные [24]. Эксперименты, проведенные на денервированных конечностях, показали, что характер реакции кровотока имеет качественно подобный вид реакциям иннервированных конечностей. Однако характерные времена и амплитудные показатели реакций изменены. Изменение газового состава крови говорит о вкладе гуморальных механизмов регуляции сосудистого тонуса. Исследования реакции кровотока на синхронные с пульсом ЭМВ, в ходе которых варьировалась задержка, указывают на наличие местного миогенного механизма регуляции и рецепции. Полученные результаты о зависимости параметров кровенаполнения от режимов ЭМВ и типа и тяжести заболевания позволяют разрабатывать критерии и системы для индивидуально-оптимальной ЭМ-тера-пии и активной диагностики.
Аспекты индивидуальной оптимизации параметров воздействия
В случае постановки задачи индивидульной оптимизации параметров лечебного воздействия традиционная схема решения выглядит следующим образом. Необходимо иметь критерии оптимальности воздействия и модель изменения параметров состояния пациента, в которой явно либо не явно присутствуют оптимизируемые параметры управления воздействием. В нашей работе в каче-
стве критериев оптимальности воздействия рассматривались две группы критериев: максимальное приращение объема перфузирующей сегмент конечности крови за заданное время процедуры Т и минимальное время достижения максимальной степени дилатации артериальных или венозных сосудов [25]:
т
I = J Q(t)dt ^ max; I2 = t(max Q) ^ min, (7)
о
где Q(t) — приращение кровотока в сегменте конечности.
Первый из критериев применялся для пациентов амбулаторий и терапевтических стационаров, а второй — для быстрого снятия спазматических явлений при экстренных состояниях пациентов хирургических стационаров.
Используемая для задач оптимизации модель отклика параметров гемодинамики пациента носила феноменологический характер и отражала основные экспериментальные результаты. В модели присутствуют два конкурирующих между собой механизма: дилататорный с характерным временем ~1/аВ и констрикторный с временем =1/аг Кроме того, явно введен пороговый механизм перехода от дилатации к констрикции с показателем «степени гладкости перехода» п. В результате апробации и вычислительных экспериментов со многими типами моделей принятая модель имела вид
Q(t) = AB (В0 - В) (exp (-at) - ехр (-а2Bt)}. (8)
Пять индивидуальных параметров пациентаА, В0, п, а-р а2 должны быть либо определены в результате тестового воздействия, либо известны до процедуры воздействия. Процедура определения индивидуальных параметров пациента состояла в проведении сеанса тестового воздействия, в ходе которого амплитуда индукции меняется по заданному во времени закону (при неизменной форме импульса поля) с одновременной регистрирацией кровотока в области воздействия. После этого с помощью специального програмного обеспечения решалась пятипараметрическая задача оптимизации и оценивались параметры пациента. В зависимости от выбранного критерия эффективности программное обеспечение дает возможность определить закон изменения амплитуды индукции, позволяющий получить желаемый клинический результат от однократного сеанса воздействия. Применение данной методики оптимизации режима воздействия позволяет получить приращение объема перфузирующей конечность крови от 30 до 150 %. Численные значения пяти параметров, в свою очередь, могут выступать в качестве диагностических параметров [26] степени сохранности сенсорегуля-торных систем.
Заключение и перспективы
Предложенный подход к формированию адекватных пациенту ЭВМ состоит в том, что форма индуцированного в биоткани тока близка к форме собственных электромеханических токов, характерных для здоровой функционирующей ткани, а амплитуда токов определяется степенью чувствительности (типом и тяжестью заболевания) пациента. Важно отметить, что в недавних работах [28, 29] было экспериментально показано, что только в случае активации иммунной системы у эритроцитов наблюдалась активация ионного транспорта в ответ на внешнее магнитное поле малой интенсивности, что отсутствовало у здоровых клеток. Этот факт еще раз подчеркивает важность тщательного отбора биообъектов для исследований реакции систем организма на внешнее воздействие. По нашему мнению, при оценке эффективности внешнего воздействия критерием адекватности параметров полей может (сегодня, возможно, и должна) выступать реакция сосудистой системы, как наиболее лабильной в цепи адаптационных процессов организма. Более того, если выраженной реакции сосудистой системы не наблюдается, то весьма спорно утверждение об адекватности параметров внешнего поля и систем организма пациента.
Преимущество предлагаемого подхода к созданию адекватных электромагнитных полей, по нашему мнению, состоит не только в высокой эффективности и наличии обратной связи с вытекающими отсюда научными и практическими перспективами, но и в том, что он позволяет врачу использовать огромный опыт, накопленный в нормальной и патологической физиологии как для интерпретации возможных механизмов наблюдаемых процессов, так и в целях формирования новых критериев для распознавания компьютерных образов заболеваний на уровне сенсорных реакций. Такой подход требует колоссальной работы по созданию банков данных образов-предвестников заболеваний [27], формирования моделей отклика на воздействия, критериев оптимальности. Однако реализация данной программы для конкретных типов воздействий (электромагнитное, лазерное, тепловое и др.) позволит подойти к решению задач сочетанной терапии. Отметим также, что первые биоадекватные аппараты типа «Каскад» и «Каскад-Синхро» с соответствующим методическим обеспечением, основанным на вышеотмеченных результатах исследований ответных реакций, и обширным клиническим материалом уже пользуются спросом в клиниках реабилитационного профиля.
Л и т е р а т у р а
1. Клявиньш И. Э. Миниатюризация средств электромагнитной терапии//В кн.: Электромагнитотерапия
травм и заболеваний опорно-двигательного аппара- 16. та. Рига: РМИ, 1987. С. 34-44.
2. Райгородский Ю. М., Курдин Ю. А., Филиппов Ю. В., 17. Блохина Ю. А. Применение искусственных электромагнитных полей в экспериментальной и клинической медицине. Ч. II// Обзоры по электронной технике. Сер. 1. Электроника СВЧ. М.: ЦНИИ 18. «Электроника», 1987. 65 с.
3. Райгородский Ю. М., Семенов К. В. Применение искусственных электромагнитных полей в экспериментальной и клинической медицине. Ч. Ш//Обзо- 19. ры по электронной технике. Сер. 1. СВЧ. М.: ЦНИИ «Электроника», 1989. 61 с.
4. Elektcnrically mediated growth mechanisms in living 20. systems//Ann. N. Y. Acad. of sci. 1974. V. 238. 593 p.
5. Fukada E. Piezoelectric effect in blood vessel walls// J. Phys. Soc. Japan, 1968. Vol. 26., N 3. P. 777-780.
6. Fukada E.,Yasuda J. On the piezoelectric effect of 21. bone//J. Jap. Phys. Soc. 1957. Vol. 12, N 10. P. 11581162.
7. Fukada E. Piezoelectric properties of organic polymers// 22. Ann. N. Y. Acad. of sci., 1974. Vol. 238. P. 7-25.
8. Авдеев Ю. А., Регирер С. А. Электромеханические свойства костной ткани//Современные проблемы 23. биомеханики. Вып. 2. Механика биологических тканей. Рига: Зинатне. С. 103-131.
9. Воробьев А. Г., Щукин С. И., Прогонный Ю. А. Исследование пьезо- и биоэлектрической активности артериальной стенки//Актуальн. проблемы фунда- 24. ментальных наук. Тез. докл. межреспубликан. конф.
М., 1989. С. 71.
10. Лощилов В. И., Щукин С. И., Краснов С. В. Пьезо- 25. электретное состояние костной ткани//ДАН СССР. 1988. Т. 303. № 2. С. 503-507.
11. Лощилов В. И., Волков М. В., Щукин С. И. Электрическое поле костной ткани. //ДАН СССР. 1984. 26. Т. 275.№ 5. С. 1221-1225.
12. Николаев Г. А., Лощилов В. И., Щукин С. И. К вопросу о связи собственных напряжений с электрическими полями в трубчатых костях // Механика композитных материалов. 1982. № 3. С. 518-522. 27.
13. Янсон X. А. Биомеханика нижней конечности человека. Рига: Зинатне, 1975. 324 с. 28.
14. Коренев Г. В. Введение в механику человека. М.: Наука, 1977. 328 с.
15. Воробьев А. Г., Щукин С. И., Прогонный Ю. А. Ис- 29. следование колебательных процессов в сосудистой стенке //Актуальные проблемы современного приборостроения. Тез. докл. 11 Всерос. конф. М., 1988.
С. 146.
Педли Т. Гидродинамика крупных кровеносных сосудов. М.: Мир. 1983. 400 с.
Lee R., Frank E. H., Grodzinskyand Raylance D. К.
Oscillatory compressional behavior of articular cartilage and associated electromecanical properties // J. Biomech. Eng. 1981. Vol. 103. P. 280-292. Salztein R. A., Pollack S. R., Mak A. F., Petrov N. Electromechanical potentials in cortical bone. 1 A continuum aproach //J. Biomech. Eng. 1987. Vol. 20. N 3. P. 261-270.
Щукин С. И. Теоретические основы биотехнических систем // Методические указания по проведению курсовой работы. М.: МГТУ им. Н. Э. Баумана, 1991. 20 с. Плеханов Г. Ф. Электричество, магнетизм, информация и живые системы. В сб. Живые системы в электромагнитных полях. Томск: Томск. унив., 1978. С. 3-8.
Плеханов Г. Ф. Восприятие человеком неощуща-емых сигналов //Автореф. дис... канд. мед. наук. Томск, 1967. 19 с.
Александров А. А., Воробьев А. Г., Прогонный Ю. А., Щукин С. И. Аппарат электромагнитный: свидетельство на промышленный образец № 28406. Щукин С. И., Воробьев А. Г. Биосинхронизирован-ный электромагнитный стимулятор // Актуальные проблемы информатики, управления, радиоэлектроники и лазерной техники. Тез. докл. Межвуз. конф. НТТМ. М., 1989. С. 181-182. Физиология кровообращения. Физиология сосудистой системы//Под ред. В. И. Ткаченко. Л.: Наука, 1984. 652 с.
Щукин С. И. Аппараты и системы для электромагнитной индивидуальной терапии и активной диагностики // Вестн. МГТУ им. Н. Э. Баумана. 1993. № 4. С. 9-25.
Щукин С. И. Индивидуальная диагностика и оптимизация электромагнитной стимуляции в клинике микрохирургии //Ультразвук и другие виды энергии в хирургии. Тр. МВТУ им. Н. Э. Баумана. 1989. № 517. С. 49-62.
Годик Э. Э., Гуляев Ю. В. Человек «глазами радиофизики» //Радиотехника. 1991. № 8. С. 51-62. Liburdy R. P. Calcium signaling in lymphocytes and ELF fields //J. Federation of European Biochemical Societies. 1992. Vol. 301, N 1. Р. 53-59. Youst M. G., Liburdy R. P. Time-varying and static magnetuc fields act in combination to alter calcium signal transduction in the lymphocite //J. Federation of European Biochemical Societies. 1992. Vol. 296, N 2. P. 117-122.
