WWW.DISSERS.RU

БЕСПЛАТНАЯ ЭЛЕКТРОННАЯ БИБЛИОТЕКА

   Добро пожаловать!

Pages:     | 1 || 3 |

«Министерство образования Российской Федерации КАЗАНСКИЙ ГОСУДАРСТВЕННЫЙ ТЕХНИЧЕСКИЙ УНИВЕРСИТЕТ им. А.Н. ТУПОЛЕВА А.В. БЕРДНИКОВ, М.В. СЕМКО, Ю.А. ШИРОКОВА МЕДИЦИНСКИЕ ПРИБОРЫ, АППАРАТЫ, СИСТЕМЫ И ...»

-- [ Страница 2 ] --

Кондуктометрический метод регистрации СОЭ основан на измерении сопротивления крови с постоянно оседающими эритроцитами. Электриче ский ток, проходящий через кровь, крайне мал – примерно 0,2 мА, напряже ние 0,25 В, частота 10 кГц. Эритроциты при данной частоте практически яв ляется диэлектиками. Вследствие этого электрическое сопротивление крови между электродами при оседании эритроцитов на дно ячейки увеличивается, причем степень этого увеличения зависит от количества осевших эритроци тов. Электрическое сопротивление крови регистрируется в динамике и опре деляется как разность между сопротивлениями в данной точке (через 5, 10, 30 и 60 мин) и начальным сопротивлением крови. Однако исследования по казали, что данный метод является менее чувствительным, чем ручной метод Панченкова. Кроме этого, кондуктометрический метод не позволяет оцени вать агрегацию эритроцитов.

Разновидностью кондуктометрического метода является определение гематокритного числа по электропроводности крови. Принцип этого метода основан на различии удельного электрического сопротивления эритроцитов и плазмы крови на низких частотах тестового воздействия (до 25 кГц). При этом рост концентрации форменных элементов крови приводит к повыше нию удельного электрического сопротивления крови.

В основу электрокинетического метода исследования скорости оседания эритроцитов положен эффект Дорна. Он состоит в том, что при движении за ряженных частиц в неподвижном столбе жидкости в ней возникает разность потенциалов. Известно, что одним из факторов, вызывающих агрегацию эритроцитов, является величина заряда мембраны. При ее увеличении воз растает способность эритроцита к агрегации. Измерение потенциала Дорна позволяет определить электрокинетическую характеристику оседания эрит роцитов. Функциональная схема такого прибора представлена на рис. 1.7.

Рис. 1.7. Функциональная схема.

К седиментационному сосуд 1, в котором находится исследуемая сус пензия эритроцитов 2, подведены отводящие электроды 3, подключенные ко входу электрометрического усилителя 4. Его входной сигнал поступает на согласующее устройство 5 и далее на регистратор 6. Седиментационный со суд термостатируется термостатом 7. Вся измерительная часть тщательно эк ранируется от возможных электрических и магнитных наводок.

В эксперименте используется нативная кровь, разведенная в физиоло гическом растворе в соотношении 1:50, антикоагулянты при этом не приме няются. Диаметр седиментационного сосуда 10 мм. Осаждение проводится в гравитационном поле Земли. Используются электроды второго класса: коль цевой, игольчатый и точечной формы. Плоскость их расположения в про странстве перпендикулярна вектору скорости осаждения эритроцитов. Рас стояние между электродами составляло 10 мм. Температура проведения экс перимента 20 – 230. Для регистрации возникающей разности потенциалов используется электрометрический усилитель с высокоомным входом.

Зарегистрированная электрокинетическая кривая оседания эритроци тов представлена на рис. 1.8. По оси абсцисс отложено время, по оси ординат – относительное значение измеряемого потенциала. Видно, что вся седимен тационная характеристика промодулирована синусообразным сигналом с частотным диапазоном 0,02 – 0,07 Гц. По мере оседания эритроцитов ампли туда сигнала уменьшается. Исследования показали, что частота и амплитуда модулирующего сигнала зависит от состояния крови в целом. Согласно со временным теоретическим и экспериментальным данным, потенциал Дорна определяется зарядом, концентрацией и скоростью оседания частиц, а также электропроводностью среды, поэтому кинетика электрокинетической кривой имеет сходство с кривой оседания эритроцитов.

Рис. 1.8. Электрокинетическая кривая оседания эритроцитов.

Таким образом, электрокинетические исследования эритроцитов при их седиментации являются косвенным методом оценки агрегационных свойств крови. Однако электрокинетический метод в настоящее время нахо дится лишь на стадии исследования и еще не получены его количественные характеристики. Кроме этого, метод позволяет оценивать лишь один из фак торов, влияющих на агрегационные свойства крови, – заряд мембраны эрит роцитов и не учитывает вязкость крови и величину гематокрита.

Фотометрический метод регистрации СОЭ в динамике основан на из мерении интенсивности светового потока, прошедшего через всю поверх ность исследуемой пробы крови. Функциональная схема прибора изображена на рис. 1.9.

Рис. 1.9. Функциональная схема прибора.

Излучение от источника света 1 поступает на стандартную пробирку для определения СОЭ 3. В первоначальный момент времени она перекрыва ется столбиком крови 4. По мере оседания эритроцитов интенсивность излу чения, прошедшего через исследуемую пробу, возрастает вследствие увели чения слоя плазмы, хорошо пропускающего излучение. Далее сигнал преоб разуется к удобному для обработки и регистрации виду блоком 8 и поступает на самописец 9, который регистрирует кривую оседания эритроцитов. Дан ный метод является лишь простым способом регистрации фотометрических свойств крови и не позволяет адекватно оценивать размеры образующихся агрегатов эритроцитов.

Для оценки степени агрегации крови предложено устройство для гра фической регистрации фракционного состава эритроцитов, основанное на фотометрическом методе. Функциональная схема такого устройства приве дена на рис. 1.10.

Рис. 1.10. Функциональная схема устройства для графической регист рации фракционного состава эритроцитов.

Пробирку с исследуемой пробой крови фиксируют неподвижно в вер тикальном положении в специальном держателе. При перемещении каретки 3 с помощью передаточного механизма 6 пучок света 4 проходит через стек лянную пробирку 1, заполненную исследуемой жидкостью 2, содержащей эритроциты, и попадает на фотоэлемент 5. Оптическая плотность пробирки меняется в зависимости от характера распределения эритроцитов на фрак ции. Сигнал от фотоэлемента подается на регистрирующее устройство, на котором записывается кривая, характеризующая распределение эритроцитов на фракции. Данный метод позволяет изучать фракционный состав эритро цитов. При использовании этого метода в динамике в ходе седиментации эритроцитов возможно изучение кинетики агрегатообразования и оценка размеров микроагрегатов эритроцитов.

2.6.2. Оценка агрегационных свойств крови при прямом микроскопическом наблюдении Биомикроскопия является прижизненным исследованием и позволяет оценивать агрегатное состояние эритроцитов непосредственно в кровенос ном русле. Основным преимуществом этого метода является его высокая чувствительность и информативность при нарушениях микроциркуляции.

Феномен внутрисосудистой агрегации эритроцитов имеет определенное ди агностическое и прогностическое значение, поскольку связан с изменениями соотношения белковых фракций плазмы, фибриногена, липидов, наруше ниями кровотока в микрососудах, электрического потенциала эритроцитов, появлениям в крови токсических веществ, метаболитов, непосредственно вы зывающих агрегацию эритроцитов. Установлено, что агрегация эритроцитов в различных участках кровотока и в органах, особенно при патологии, выра жена неодинаково и может иметь как местное, так и генерализованное рас пространение в организме. Одним из способов реализации таких исследова ний является применение микрофотографии и телевизионных систем анализа изображений. Наряду с несомненными достоинствами этот метод обладает рядом недостатков, к которым относятся незначительное число исследуемых структур, большая трудоемкость подсчета количества клеток и определения размеров эритроцитарных агрегатов, а также влияние неблагоприятных усло вий оперативного вмешательства. Этот метод больше относится к научно исследовательским методам и не может быть использован в амбулаторных условиях.

2.6.3. Фотометрические методы оценки агрегационных свойств крови Фотометрический метод является наиболее распространенным мето дом исследования агрегационных свойств эритроцитов. С помощью этого метода возможна количественная оценка агрегатного состояния крови – размеров и плотности микроагрегатов эритроцитов. Кроме этого, фотометри ческий анализ отличается от других методов (биомикроскопия, микрофото графия) простотой и доступностью, что объясняет его широкое применение в клинической практике.

Все фотометрические методы можно классифицировать по характери стике регистрируемого светового потока:

1. Исследование в проходящем световом потоке.

2. Исследование в отраженном световом потоке.

Интенсивность света, прошедшего через слой суспензии эритроцитов, из меняется в соответствии с их агрегатным состоянием, которое характеризу ется размерами и плотностью образующихся микроагрегатов.

Этот принцип используется в фотометре для количественной автоматиче ской регистрации агрегации эритроцитов. Функциональная схема этого уст ройства приведена на рис. 1.11.

Рис. 1.11. Функциональная схема фотометр для количественной автомати ческой регистрации агрегации эритроцитов.

В качестве основы для фотометра использован микроскоп МИН – 4, ус тановленный горизонтально. Капилляр с гепанизированной кровью помеща ют в термостатированную кювету 4. Изучаемый образец освещают лампой накаливания через поляризатор 2 и конденсорную линзу 3. Изображе ние клеток строится объективом микроскопа с 20-кратным увеличением 6 в плоскости регистрирующего устройства 7, размещенного в тубусе окуляра.

Для повышения контрастности изображения использованы поляризаторы 2, которые установлены так, что оси их практически перпендикулярны друг другу. Вращение второго поляризатора относительно первого позволяет так же легко регулировать интенсивность прошедшего через образец света. По скольку изменение сопротивления фоторезистора пропорционально интен сивности падающего света, показания самописца линейно связаны с интен сивностью прошедшего через образец света. Так как изображение капилляра (слоя с глубиной резкости 200 мкм) строится объективом в плоскости реги стрирующего устройства, изменение интенсивности прошедшего через обра зец света определяется средними размерами образующихся агрегатов эрит роцитов и скоростью их движения. В этом случае используют статическое исследование агрегации эритроцитов в определенной точке суспензии крови.

Возможности измерения прозрачности крови практически ограничены слоями толщиной 2..3 мм. Так как исследуемая проба крови представляет со бой суспензию взвешенных эритроцитов, то на интенсивность прошедшего светового потока будут оказывать большое влияние рассеивающие свойства агрегатов эритроцитов. Кроме этого, при измерении в суспензии взвешенных эритроцитов интенсивность прошедшего светового потока зависит не только от размеров и формы эритроцитов, но и от их объемной концентрации и функционального состояния гемоглобина. В связи с этим более широкое применение получили методы исследования суспензии эритроцитов в отра женном световом потоке.

Для изучения агрегации эритроцитов применяют метод «силлектро метрии», сущность которого состоит в уменьшении светорассеивания после прекращения перемешивания в процессе дезагрегации-агрегации клеток.

Этот принцип используется в устройстве «Агрегатометр». Функциональная схема этого устройства приведена на рис. 1.12.

Рис. 1.12. Функциональная схема устройства «Агрегатометр».

«Агрегатометр» является модификацией микроколориметра МКМФ-1. В заглушке 1, входящей в комплект микроколориметра, размещается лампа микронакаливания 2 таким образом, что свет от нее был направлен на стенку кюветы 3 и после отражения от содержимого кюветы попадал на фотоэле мент 5, пройдя предварительно через красный светофильтр 6. Дезагрегацию эритроцитов вызывали интенсивным перемешиванием мешалкой 7, насажан ной на вал электродвигателя. Агрегация эритроцитов регистрируется на гра фопостроителе.

Разновидностью конструкции агрегатометра является пьезодинамический агрегатометр. В поле микроскопа со встроенным фоторезистором располага ется предметное стекло с наклеенным на расстоянии 3 диаметров эритроцита покровным стеклом. На покровном стекле жестко закреплен пьезокристалл, питаемый от звукового генератора. В полость между стеклами вводится про ба гепаринизированной цельной крови. По мере увеличения напряжения зву кового генератора возрастает мощность колебания верхнего стекла, и агрега ты начинают разрушаться. Соответственно меняются экстинция и сигнал с фоторезистора. По достижении полной дезагрегации и выход кривой, регист рируемой самописцем, на плато, напряжение сбрасывается и регистрируется процесс спонтанной агрегации. Метод прост в техническом обеспечении, достаточно информативен, воспроизводим и очень чувствителен.

2.7. Методы измерения реологических свойств крови Исходя из исследования реологических характеристик крови и влияющих на них факторов можно заключить, что основное значение для оценки рео логических свойств крови имеет ее агрегационное состояние. В настоящее время многие исследователи большее внимание уделяют изучению микро реологических свойств крови, хотя использование вискозиметрии не утрати ло своей актуальности. Рассмотрим основные методы измерения реологиче ских свойств крови с помощью вискозиметрии.

Все существующие вискозиметры условно разделяются на 2 группы: с од нородным полем напряжений и деформаций — ротационные реометры с раз личной геометрией рабочих частей (цилиндрические, дисковые, конус плоскость и др.) и относительно неоднородным полем напряжений и дефор маций — капиллярные вискозиметры, приборы, работающие по методу Сто кса, по принципу регистрации механических, электрических, акустических колебаний.

В настоящее время наибольшее распространение получили 2 типа вис козиметров - капиллярные и ротационные. В основу капиллярных вискози метров положено плоское сдвиговое течение. В этих вискозиметрах жид кость протекает по трубке с точно известными размерами под действием за данной разницы давлений между концами трубки.

В ротационных вискозиметрах, или реометрах, сдвиговое течение осуще ствляется вращательным движением и рассчитывается по формулам, взятым из гидродинамики. Исследуемую жидкость помещают в зазор между двумя соосными цилиндрами или конусами (могут быть применены и другие по верхности вращения, располагаемые соосно). Один из цилиндров (чаще всего внутренний) укрепляют к динамометру, а другой приводят во вращение с оп ределенной угловой скоростью. Вследствие вязкого сопротивления жидко сти, заключенной между цилиндрами или конусами, возникает момент вра щения. Вязкость оценивают по величине момента вращения. Применяют также вискозиметры, в которых внутренний цилиндр плавает в испытуемой жидкости. Вязкость в этом случае оценивают по угловой скорости свободно плавающего цилиндра, который может быть приведен во вращение магни том, взаимодействующим с железным сердечником, помещаемым внутри ци линдра или роторной насадкой, погруженной в передаточную жидкость, за ливаемую в полый цилиндр. В настоящее время предложены различные мо дификации ротационных реометров. Наиболее распространенные – промыш ленные вискозиметры фирмы Brookfield (США), Contraves (Швейцария). У нас широкое распространение получил вискозиметр со свободно плавающим цилиндром конструкции В.Н. Захарченко. Вязкость биологических жидко стей ньютоновского типа изучают с помощью вибрационных методов, осно ванных на возбуждении колебаний в жидкости и измерении скорости их за тихания (к приборам такого типа относятся ультразвуковые вискозиметры), путем определения времени падения шарика между двумя отметками в труб ке, заполненной исследуемой жидкостью (вискозиметр Гепплера) и др.

В заключении следует отметить, что несомненный прогресс в развитии реологической техники позволяет изучать биофизические и биохимические свойства крови для управления микрорегуляцией при гемодинамических и метаболических расстройствах. Вместе с этим, на сегодняшний день исполь зование различных методов определения гемореологических параметров не позволяет найти стандарты количественного контроля, что необходимо для клинической практики.

Таким образом, несмотря на успехи в исследовании реологических свойств крови, достижения в применении гемореологических методов иссле дования в клинике и в приложении этих данных к диагностике, прогнозиро ванию течения и исхода заболеваний, актуальной остается задача разработки методов анализа гемореологии, объективно отражающих агрегационные и реологические свойства крови.

2.8. Клинико-диагностическое значение теста СОЭ Изменения крови при заболеваниях крайне разнообразны и зависят от тяжести процесса, общей реактивности организма и сопутствующих ослож нений. При анализе гематологических изменений необходимо учитывать, что существенное влияние могут оказывать различные лечебные и диагностиче ские воздействия: медикоментозное лечение, оперативные вмешательства, физиотерапия, лучевая терапия, диагностические процедуры. При гематоло гической патологии исследования клеток крови приобретают первостепенное диагностическое значение.

Лабораторное обследование необходимо проводить с учетом клиниче ских данных и состояния больного. С помощью показателей клеток крови проводится дифференциальная диагностика, выбирается схема лечения, на блюдаются результаты терапии и т. д. В сложившейся к настоящему времени системе клинического мышления гематологические данные имеют очень важное значение, так как являются одним из существенных элементов харак теристики клинико-физиологического статуса больного и динамики развития болезни. Использование результатов исследования крови составляет неотъ емлемое звено процесса диагностики и последующего наблюдения за резуль татами развития патологического процесса на фоне проводимых лечебных мероприятий.

Исследование скорости оседания эритроцитов (СОЭ) в настоящее вре мя является одним из широко используемых неспецифических гематологиче ских тестов.

Скорость оседания эритроцитов в норме меняется в зависимости от возраста и пола. У новорожденных СОЭ редко выше 2 мм/ч, вероятно, из-за высокого гематокрита, малого содержания в крови белков вообще и глобу линов в частности, гипохолестеринемии, ацидоза;

дети имеют более низкую скорость оседания (1 - 8 мм/ч), чем взрослые, а лица среднего возраста меньше, чем старики (от 11 до 30 мм/ч). У мужчин СОЭ более низкая (в среднем 5 мм/ч, колебания от 1 до 10 мм/ч), чем у женщин (в среднем 9 мм/ч, колебания от 2 до 15 мм/ч), что зависит, как считают, от концентрации в кро ви андрогенных гормонов. Скорость оседания увеличивается у женщин во время беременности (после 3-го месяца) и остается повышенной около трех недель после родов (что зависит частично от увеличения объема плазмы, по вышения содержания в крови глобулинов, холестерина и падения кальция), во время менструации (умеренно). Ускорение оседания эритроцитов наблю дается при сухоедении, голодании (СОЭ увеличивается параллельно увели чению в крови фибриногена и глобулинов вследствие распада белков тка ней), введении некоторых лекарственных препаратов (контрацептивы, высо комолекулярные декстраны), вакцинации (например, против брюшного тифа) и т.д.

Изменения СОЭ, отмечаемые в патологии, нередко имеют диагности ческое, дифференциально-диагностическое, прогностическое значение и мо гут служить показателем эффективности терапии. Поскольку скорость оседа ния эритроцитов зависит в основном от белковых сдвигов в крови (увеличе ния содержания фибриногена, -глобулинов, особенно -макроглобулина и гаптоглобина, -глобулинов), то увеличение СОЭ наблюдается при всех со стояниях, сопровождающихся воспалением, деструкцией соединительной ткани, тканевым некрозом, иммунными нарушениями.

Связь степени увеличения СОЭ с отдельными клиническими формами внутренней патологии представлена в таблице 1.2.

Таблица 1.2.

Изменения СОЭ в патологии Изменения, причины Клинические формы 1.Значительное увеличение:

- Опухолевые заболевания Множественная миелома и макроглобулинемия Вальденстрема, лимфогранулематоз, лимфома, острый лейкоз, карцинома, саркома.

- Болезни соединительной Системная красная волчанка, узелковый ткани периартериит, склеродермия.

- Тяжелые инфекции Септицемия, подострый бактериальный эндокардит.

- Болезни почек Гломерулонефрит, амилоидоз, протекающие с нефротическим синдромом, уремия.

- Выраженные анемии Пернизиозная анемия.

2.Умеренное увеличение Острые и хронические заболевания, локализованные гнойные процессы, ревматоидный артрит, геморрагический васкулит, инфаркт миокарда, гипертиреоз, тяжелый сахарный диабет, гепатиты (острый и хронический активный), острый и хронический гломерулонефриты, амилоидоз почек, внутренние кровотечения, интоксиации ртутью и мышьяком.

3.Низкая или отсутствие Эритремия, анафиликтический шок, тяжелая сер оседания дечная декомпенсация, неврозы, эпилепсия, серпо видноклеточная анемия, гемоглобинопатия С.

При миеломной болезни и макроглобулинемии Вальденстрема ускоре ние оседания эритроцитов может быть очень резким (80 - 90 мм/ч), что объ ясняется свойственной этим гемопластозам гипер- и дисглобулинемией за счет моноклональной гипериммуноглобулинемии (выработка опухолевым клоном клеток - плазматическими при миеломной болезни и лимфоидными при макроглобулинемии Вальденстрема, иммуноглобулинов какого-либо од ного класса - IgG или реже IgA при множественной миеломе и IgM при макроглобулинемии Вальденстрема).

Моноклональная иммуноглобулинопатия, обычно IgG-типа, отмечает ся также при лимфосаркоме, некоторых других опухолях (карциноме прямой и сигмовидной кишки, карциноме молочной железы и простаты).

При острых инфекциях СОЭ начинает увеличиваться со 2 - 3 дня от начала заболевания, максимальные показатели отмечаются сравнительно поздно, иногда, например при крупозной пневмонии, уже после кризиса в начальной фазе клинического улучшения. Неувеличенная СОЭ характерна для ранних стадий неосложненных вирусных инфекций (болезни Боткина, коклюша и др.), брюшного тифа, первых суток острого аппендицита. Дли тельно повышенная СОЭ или новое ее увеличение при инфекциях является диагностическим признаком возникновения осложнений. При рано установ ленном туберкулезе легких СОЭ часто нормальная, она повышается с про грессированием процесса или присоединением осложнений (плевральный выпот и т. д.) и может быстро снизиться после начала противотуберкулезной терапии (нередко до рентгенологических признаков улучшения). Активный ревматизм сопровождается повышением скорости оседания эритроцитов, но при присоединении сердечной недостаточности кардит может протекать с низкой СОЭ вследствие влияния замедляющих оседание факторов - сгуще ния крови, ацидоза. Их устранение при восстановлении сердечной компенса ции ведет к повышению скорости оседания эритроцитов, что, однако, не оз начает ухудшения состояния больного.

Паренхиматозные поражения печени могут характеризоваться разной степенью увеличения СОЭ, что зависит от различных сочетаний в белковом спектре крови, влияния желчных кислот и других факторов. Так, СОЭ повы шается при хроническом активном гепатите (нередко значительно), но может быть низкой при циррозе печени вследствие гипофибриногенемии, гипохоле стеринемии, повышенного содержания желчных кислот и билирубина.

Заболевания почек обычно сопровождаются резким ускорением оседа ния эритроцитов, если протекают с нефротическим синдромом, для которого характерна массивная протеинурия и связанная с ней гипоальбуминемия, ги перфибриногенемия, не только относительная, но и абсолютная гиперглобу линемия. Увеличение СОЭ свойственно уремии (белковые сдвиги, наруше ния электролитного баланса, рН плазмы крови, анемия), раку паренхимы по чек, также как злокачественным опухолям другой локализации, особенно с метастазами.

Повышение СОЭ отмечается при инфаркте миокарда (в отличие от стенокардии), причем его нужно оценивать с динамикой лейкоцитоза: лейко цитоз возникает в первые сутки инфаркта и затем быстро убывает, а увели чение СОЭ начинается через 2 - 4 дня от начала заболевания и держится дольше (так называемые ножницы кривых лейкоцитоза и СОЭ).

Ускорение оседания эритроцитов, часто резкое, при системной красной волчанке является важным признаком в оценке активности заболевания (на ряду с другими лабораторными показателями - цитопенией крови, LE клетками, антинуклеарным фактором, уровнем иммуноглобулинов) и выборе адекватной дозы кортикостероидов, а снижение СОЭ - в контроле эффектив ности лечения и стойкости достигнутой ремиссии. Значительное увеличение СОЭ отражает в известной степени активность патологического процесса (иммунологические сдвиги, степень деструктивных процессов в соедини тельной ткани) и при других заболеваниях этой группы (узелковый периар териит, склеродермия, дерматомиозит) и ревматоидном артрите, причем при ревматоидном артрите оно может служить вспомогательным дифференци ально-диагностическим признаком от обменных артритов и остеоартрозов, протекающих обычно с нормальной СОЭ.

Болезни обмена веществ, например тяжелый сахарный диабет и тирео токсикоз, сопровождаются повышением СОЭ, нарастающей параллельно вы раженности интоксикации и распада тканей и нормализующейся после ус пешного лечения.

При анемиях степень увеличения СОЭ зависит от числа и свойств са мих эритроцитов, она выше при макроцитарных (мегалобластпой) и гемоли тических анемиях. Исключением является микросфероцитарная анемия, пари которой форма эритроцитов препятствует агломерации.

Таким образом, изменение СОЭ обусловлено разнообразными физико химическими изменениями плазмы крови и морфологическими особенно стями эритроцитов и имеет глубокий клинический смысл. Вместе с тем, для объективной оценки патологического процесса необходимо проводить ком плексный анализ СОЭ в совокупности с гемореологическими характеристи ками крови.

3. Фотоплетизмография 3.1. Введение в фотоплетизмографию Плетизмография — способ регистрации изменений объема тела или час ти его, связанных с динамикой кровенаполнения. Общая плетизмография или body plethys-mography используется для исследования функций внешнего дыхания и минутного объема кровообращения. С помощью плетизмографии можно оценить сосудистый тонус и при использовании различных проб со ставить представление об органической или функциональной природе сосу дистых изменений.

Регистрация плетизмограмм производится специальными приборами плетизмографами различной конструкции (водяные, электро-, фотоплетизмо графы). Каждый из них имеет плетизмографический рецептор и датчик изме рительного устройства. В зависимости от характера сигнала, получаемого при изменении кровенаполнения, различают механическую плетизмографию, при которой обследуемая часть тела заключается в герметически закрываю щийся сосуд с твердыми стенками, а колебания объема регистрируются бла годаря воздушной или водяной передаче, электроплетизмографию отражаю щую динамику электропроводимости в зависимости от степени кровенапол нения (она называется также импедансной плетизмографией, реографией, ее разновидности транстрахеальная, полисегментарная, электроплетизмография и др.), фотоэлектрическая плетизмография или денсография, в основе кото рой лежит оценка светопроницаемости органов или части тела в зависимости от степени кровенаполнения.

Рис. 1.13. Типичный фотоплетизмографический сигнал.

На рис. 1.13. представлена типичная фотоплетизмограмма. Значение ам плитуды объемного пульса, полного окклюзионного прироста кровенаполне ния и объемной скорости кровотока в некоторых частях тела здоровых лиц представлены в табл. 1.3.

Таблица 1.3.

Часть тела Амплитуда Полный окклюзион- Объемная объемного ный прирост объема скорость пульса см3 кровенаполнения час- кровотока, ти тела в см3 см3/МИН Палец кисти (на 0,008 - 0,015 0,015 - 0,045 15 - см3 ткани) Голень (на 100 см 0,09 - 0,15 0,25 - 0,6 2,5 - 6, ткани) Орбита (глазница) 0,008 - 0,016 0,001 - 0,06 1,5 - 2, Покровы черепа в 0,004 - 0,01 0,001 - 0,05 1,1 - 1, височной области (диаметр воронки рецептора 2 см) Следует отметить, что электроплетизмография имеет множество недос татков. Прежде всего, воздействие даже слабого переменного тока на рецеп торы кожи может вызвать рефлекторные изменения кровенаполнения. Кроме того, электропроводность тканей меняется в зависимости от химического со става, температуры, вязкости и скорости кровотока, которые непостоянны в процессе исследования. Принципиально от электроплетизмографов отлича ются фотоплетизмографы. Под словом "фото" подразумевается принцип ра боты датчика. Этот принцип и название были заимствованы медиками из применяемых в физике приборов - фотометров.

Метод фотоплетизмографии основан на том, что исследуемая ткань че рез специальный световод и светофильтры просвечивается монохроматиче ским светом, который после рассеивания или отражения попадает на фото электропреобразователь, вызывая изменения фототока. Установлено, что ин тенсивность света, отраженного или рассеянного тканью, является функцией количества содержащейся в ней крови. Поскольку коэффициент поглощения инфракрасного света кровью значительно выше, чем тканью, фотоплетизмо графия регистрирует лишь изменения содержания крови. При этом рассеива ние света происходит в основном за счет отражения от поверхности эритро цитов.

Фотоплетизмография - динамический метод измерения, который может ответить на вопрос, на сколько изменился тот или иной параметр перифери ческого кровообращения, исходя из абсолютного нулевого уровня для того или иного человека. Фотоплетизмограф может быть применен для количест венного изучения различных параметров кровообращения в коже и слизи стых оболочках тела человека и для количественной регистрации сосудистых рефлексов как показателя состояния сосудодвигательных центров.

Фотоплетизмографы по сравнению с электроплетизмографами обладают следующими преимуществами: более высокая чувствительность, линейность измерения датчиком, портативность и быстрота записи, отсутствие помех, связанных с инерционностью преобразователя, возможность регистрации со судов в любой области кожи и слизистых оболочек человека. Кроме того, фотодатчик не вызывает сдавления исследуемого участка, т.е. не вносит на рушения кровообращения.

Основная причина малого распространения фотоплетизмографов - это отсутствие единых технических требований к отдельным узлам современных аппаратов и унифицированной методики количественного анализа кривых, а также нормальных для здорового человека показателей.

Области применения фотоплетизмографии трудно перечислить: физио логия, патофизиология, терапия, хирургия, дерматология, гинекология, нев ропатология, педиатрия, оториноларингология и др. Клиницисты могут ис пользовать ее как дополнительный метод для диагностики заболевания и на учно-исследовательской работе. Некоторую помощь она окажет гигиенистам, спортивным медикам, а также врачам, работающим в области космической медицины. При преждевременном старении на первый план выступают из менения сосудистой реактивности, обусловленные нарушениями вегетатив ной нервной системы и периферических сосудов, что важно для геронтоло гии.

Фотоплетизмогафия, как и другие объективные методы диагностики, уточняет прогноз и помогает выявить показания к воздействию на вегетатив ную нервную систему;

она может служить для оценки симпатической иннер вации кожи, применяться при дианостики болезни Рейно, ранних форм ате росклероза, тромбофлебита, облитерирующего эндартериита и др. Этот ме тод может быть контролем глубины спинномозговой анестезии (одновремен ная регистрация сосудистых реакций с пальца руки и ноги). Кроме того, фо топлетизмография имеет вспомогательное диагностическое и прогностиче ское значение при изучении многих сердечно-сосудистых и нервных заболе ваний, которые являются сейчас самой частой причиной смерти и инвалид ности в молодом возрасте.

Существует две разновидности фотоплетизмографических медотов - фотоплетизмография в отраженном свете и фотоплетизмография в проходя щем свете. Чаще всего выполняются исследования в проходящем свете, в си лу того, что в данном случае осуществляется прямая оценка кровенаполне ния в изучаемом участке биологического объекта. Но зачастую бывает до вольно сложно провести такие исследования, например, для оптически мало прозрачных биологических объектов или для труднодоступных участков объектов. Тогда используют метод фотоплетизмографии в отраженном свете, который не только позволяет оценить общий кровоток в изучаемом участке, но и дает интегральную оценку свойств поверхности исследования.

При исследованиях образцов крови и плазмы оказалось, что наимень шим коэффициентом пропускания обладает кровь, что определяется наличи ем в ней форменных элементов. Наибольший коэффициент отражения уста новлен у кожи, наименьший - у хлорвиниловой трубки, заполненной кровью.

Для сосудов различного диаметра максимальная величина сигнала для ис пользуемого датчика достигается на расстоянии 4 мм при исследовании в от раженном свете, причем этот показатель изменяется в 4 раза для тканей че люстно-лицевой области. Для имитаторов биологических объектов величина сигнала изменяется в 7 раз, а максимальным сигналам не соответствует одно и то же расстояние между имитатором и фотоплетизмографическим датчи ком (т.е. максимумы кривых не лежат на одной и той же вертикальной пря мой). Наибольшим коэффициентом пропускания обладает жировая ткань, а наименьшим - сосуд, заполненный кровью. Таким образом, эксперименталь но установлено, что биологические ткани невозможно иммитировать, по скольку полученные при этом результаты исследований неадекватны и зна чительно отличаются.

Максимальному сигналу при исследовании тканей в проходящем свете соответствует такое положение фотоплетизмографического датчика, при ко тором светодиод отстоит от ткани на 2 мм, а фотодиод находится в контакте с ней. Проведенные эксперименты позволяют констатировать, что запись фо топлетизмограммы при исследованиях биологических тканей в проходящем свете дает информацию о непосредственном изменении кровотока в них, так как все изученные ткани относительно "прозрачны" по сравнению с кровью, а запись фотоплетизмограммы в отраженном свете несет в себе информацию только об изменении положения ближайшей к фотоплетизмографическому датчику поверхности.

Таким образом, из вышесказанного можно сделать выводы:

1. Фотоплетизмография имеет вспомогательное диагностическое и прогно стическое значение при изучении многих сердечно-сосудистых и нервных заболеваний, которые являются сейчас самой частой причиной смерти и инвалидности в молодом возрасте;

2. Фотоплетизмографы по сравнению с электроплетизмографами обладают следующими преимуществами: более высокая чувствительность, линей ность измерения датчиком, портативность и быстрота записи, отсутствие помех, связанных с инерционностью преобразователя, возможность реги страции сосудов в любой области кожи и слизистых оболочек человека.

Кроме того, фотодатчик не вызывает сдавления исследуемого участка, т.е.

не вносит нарушения кровообращения.

3. При исследованиях в отраженном свете для регистрации максимального сигнала фотоплетизмографический датчик следует устанавливать так, чтобы он не контактировал с исследуемой тканью, находился на расстоя нии 3-4 мм от нее;

4. При изучении тканей в проходящем свете излучатель следует помещать на расстоянии 1-2 мм от ткани, а приемник лучистой энергии на нее;

5. Кровь сильно поглащает световую энергию;

6. Рассеивание световой энергии в основном определяется наличием в ней форменных элементов крови;

7. Возрастание величины сигнала меняется при изменении расстояния меж ду тканью и датчиком;

8. Изменение объема крови в тканях не вызывает значительного повышения величины электрического сигнала;

9. С достаточной степенью уверенности можно сказать, что запись фотопле тизмограммы в проходящем свете несет информацию о непосредственном изменении интенсивности кровотока в тканях, а для отраженного света фотоплетизмографический датчик улавливает только изменение положе ния ближайшей к нему поверхности, пульсация которой связана с измене нием интенсивности кровотока в тканях.

3.2. Расчет параметров оптической части фотоплетизмографа 3.2.1. Расчет геометрических размеров оптических схем В канале измерения кровотока в пищеводе для увелечения эффективно сти сбора информации необходимо между источником излучения и прием ником излучения поставить прямой круговой конус (в дальнейшем конус).

Диаметр основания конуса будет равняться диаметру измерительного зонда.

Необходимо определить оптимальный угол при вершине конуса.

Расчет оптимального угла при вершине конуса.

Исходные данные:

а=2 мм;

в=4 мм;

с=3 мм;

d=5 мм;

где а - расстояние от вершины конуса до приемной площадки фототран зистора, в - диаметр зонда канала измерения кровотока в пищеводе, с - расстояние от источника оптического излучения до конуса;

d - рассояние от источника излучения до стенки пищевода (рис. 1.14.).

Вначале рассчитаем угол - угол охвата облучаемой поверхности, ко гда вместо конуса стоит непрозрачная пластинка. Для простоты примем диа метр пластинки равный 0. Также сделаем допущение, что источник излуче ния точечный, см. рис.1.15.

ac B A O a- x x M N P a 2 a C D Рис. 1.14. Графическое пояснение символов математического аппарата, когда между источником и приемником излучения находится непрозрачная пластинка.

Из треугольника АОС:

a + c tg1 = ;

d Тогда:

a + c 2 + 1 = arctg = arctg = 26,56° ;

2d 2 • Из треугольника ОВN:

tg=b/2/c;

= arctg = 33,6°;

2 • max=90° - 33,6°=56,4°;

т.е. угол принадлежит диапазону: (0;

56,4];

Из треугольника PMD:

x tg2 = ;

(1.46) b d Также из треугольника АСО:

a - x + c tg2 = ;

(1.47) d Приравняем правые части уравнений (1.46) и (1.47) и найдем значение х:

x 2 - x + = ;

5 x 5 - x = ;

3 5x=15-3x;

8x=15;

x=1,875.

Подставим значение х в уравнение (1):

b d g a a Q a a 1,875 1, tg2 = = = 0,625;

5 2=32,005°;

=2-1=32,005° - 26,56° = 5,445°.

Таким образом, если отсутствует конус, то угол охвата облучаемой по верхности равен 5,445°.

Теперь расчитаем угол для случая показанного на рис. 1.15.

F х с а L O z A B P D E E E C у x- y R H K Рис. 1.15. Графическое пояснение символов математического аппарата, когда между источником и приемником излучения находится конус.

= 2 - 1 (1.48) Вначале проведем расчет 2:

Из треугольника PEM:

a + y tg2 = ;

(1.49) b d Из треугольника OMK:

x - y + c tg2 = ;

(1.50) d Из треугольника АLB:

b tg = ;

(1.51) 2 x Из уравнения (1.51):

b x = ;

(1.52) 2tg Приравняем правые части равнений (1.49) и (1.50):

b в d a Q w a a a a + y x - y + c = ;

b d d Подставим численные значения:

2 + y x - y + = ;

5 2 + y x - y + = ;

3 10 + 5y = 3x - 3y + 8y - 3x = -1;

3x - y = ;

(1.53) Подставим (1.52) в (1.53):

3 • 4 -1 - 2tg tg 3 2 y = = = - ;

(1.54) 8 4tg Подставим (1.54) в (1.49):

2 + y 2 y 2 3 1 15 tg2 = = + = + - = + = 3 3 3 3 8 • 3 4 • tg • 3 4 • tg 2 5 = + ;

4 • tg Отсюда:

5 2 = arctg + ;

(1.55) 4tg Теперь проведем расчет 1:

Примем другие обозначения (рис. 1.16.) F а L с w O z g f A y B P D E E C e gЕ R K Рис. 1.16. Графическое пояснение символов математического аппарата, когда между источником и приемником излучения находится конус (для рас чета угла 1).

Из треугольника АВС:

90° - + 90° + 1 + /2 = 180°;

откуда:

= 1 + /2. (1.56) Из треугольника ORK:

c - g tg1 = ;

(1.57) d 6tg sin2 + 5cos tg + 2cos 2 2 tg1 = ;

16tg sin2 + 8tg cos + 2tg sin + 2sin 2 2 2 6tg sin2 + 5cos tg + 2cos 2 2 1 = arctg ;

(1.58) sin2 cos sin 16tg + 8tg + 2tg + 2sin 2 2 2 b в d a w a a 5 = 2 -1 = arctg + 4tg (1.59) 6tg sin2 + 5cos tg + 2cos 2 2 - arctg ;

sin 16tg + 8tg cos + 2tg sin + 2sin 2 2 2 Для того, чтобы узнать как измениться угол охвата облучаемой поверх ности при удалении от нее, зададимся расстоянием d=10 мм, и проведем тот же расчет, не изменяя остальные исходные данные.

Исходные данные:

а=2 мм;

в=4 мм;

с=3 мм;

d=10 мм;

Вначале рассчитаем угол - угол охвата облучаемой поверхности, ко гда вместо конуса стоит непрозрачная пластинка. Для простоты, как и в пре дыдущем случае, примем диаметр пластинки равный 0. Также сделаем до пущение, что источник излучения точечный.

Из треугольника АОС:

a + c tg1 = ;

d Тогда:

a + c 2 + 1 = arctg = arctg = 14,03° ;

2 • 2d Из треугольника ОВN:

tg=b/2/c;

= arctg = 33,6°;

2 • max=90° - 33,6°=56,4°;

т.е. угол принадлежит диапазону: (0;

56,4];

Из треугольника PMD:

x tg2 = ;

(1.60) b d Также из треугольника АСО:

a - x + c tg2 = ;

(1.61) d Приравняем правые части уравнений (1.60) и (1.61) и найдем значение х:

x 2 - x + = ;

10 x 5 - x = ;

8 10x=40-8x;

18x=40;

x=2,23.

Подставим значение х в уравнение (1.60):

2,23 2, tg2 = = = 0,279;

10 2=15,5°;

=2-1=15,5° - 14,03° = 1,47°.

Таким образом, если отсутствует конус, то угол охвата облучаемой по верхности равен 1,47°.

Теперь рассчитаем угол для случая показанного на рис. 1.15.

= 2 - 1 (1.62) Вначале проведем расчет 2:

Из треугольника PEM:

a + y tg2 = ;

(1.63) b d Из треугольника OMK:

x - y + c tg2 = ;

(1.64) d Из треугольника АLB:

b tg = ;

(1.65) 2 x В итоге получается:

5 2 = arctg + ;

(1.66) 9tg Теперь проведем расчет 1:

Примем другие обозначения (рис. 1.16.) Из треугольника АВС:

90° - + 90° + 1 + /2 = 180°;

откуда:

= 1 + /2. (1.67) Из треугольника ORK:

c - g tg1 = ;

(1.68) d Из треугольника CDR:

g° + g tg1 = ;

(1.69) b d 6tg sin2 + 5cos tg + 2cos 2 2 tg1 = ;

36tg sin2 +18tg cos + 2tg sin + 2sin 2 2 2 6tg sin2 + 5cos tg + 2cos 2 2 1 = arctg ;

(1.70) sin2 cos sin 36tg +18tg + 2tg + 2sin 2 2 2 Подставляя в формулу (1.62) полученные значения получаем:

5 = 2 -1 = arctg + 9tg (1.71) 6tg sin2 + 5cos tg + 2cos 2 2 - arctg ;

sin2 cos sin 36tg +18tg + 2tg + 2sin 2 2 2 Построим график зависимости угла охвата облучаемой поверхности от угла при вершине конуса для d=5 мм и d=10 мм (рис. 1.17.), по формулам (1.59) и (1.71).

Зависимость угла охвата облучаемой поверхности от угла при вершине конуса d=5 mm d=10mm Beta 10 50 90 130 Рис. 1.17. Зависимость угла охвата облучаемой поверхности от угла при вершине конуса.

a t e T Выводы: Из графика видно, что обе функции имеют максимум в одной области, следовательно, оптимальный угол не зависит от удаления зонда от исследуемой поверхности. Отсюда следует, что оптимальный угол при вер шине конуса = 133°. Также из графика можно сделать вывод, что чем дальше зонд находится от облучаемой поверхности, тем меньше угол охвата.

Применение конуса для d=5 мм при угле при вершине конуса =133° дает увеличение угла охвата облучаемой поверхности в 5.5 раза, а для d=10мм при угле при вершине конуса =133° дает увеличение угла охвата облучае мой поверхности в 10 раз. Таким образом, в данном разделе были выбраны оптические датчики для обоих каналов и определены оптимальные геомет рические размеры конуса для канала измерение кровотока в пищеводе.

3.2.2. Расчет коэффициента сбора энергии лучистого потока, отраженного от ткани пищевода Рассмотрим систему, состоящую из ткани биологического объекта (БО) и фотоплетизмографического измерительного преобразователя (ФИП), рабо тающего в отраженном свете. В данном случае ФИП представляет собой рас положенные в одной плоскости излучатель и фотоприемник.

По различным литературным источникам, рассматривающим оптиче ские характеристики тканей БО, известно, что коэффициенты отражения, по глощения, рассеивания, пропускания у различных тканей различны и вели чины их зависят как от свойств исследуемых тканей БО, так и от длины вол ны зондирующего излучения.

Существует также ряд теоретических работ, рассматривающих распро странение излучения в тканях БО, в которых падающее на БО излучение де лится на несколько составляющих, каждая из которых характеризует величи ну отраженного, поглощенного, рассеянного излучения и излучения, пропу щенного тканью исследуемого БО. В отраженный от поверхности БО поток может быть внесена часть потока излучения, которая переотразилась от внутренних слоев исследуемой ткани и вышла на исследуемую поверхность.

Вносимая за счет переотражения разница в коэффициентах отражения от поверхности ткани и при полном отражении в вышеприведенной литера туре рассматривается при использовании коллимированного и высокомощ ного лазерного излучения для определенных тканей БО. В данном же случае ФИП использует излучение (неколлимированное мощностью до 5 мВт) лам почки.

Также известно, что излучение низкой мощности проникает в БО на не большую глубину (например, мощностью 1,5 мВт, длина волны =0,89 мкм, глубина проникновения в кожу 200 мкм).

Следовательно, можно предположить, что для зондирующего излучения с такими характеристиками переотраженное излучение не будет вносить ощутимый вклад в лучистый поток (ЛП), отраженный от поверхности иссле дования.

Поэтому ограничимся в нашем случае рассмотрением ЛП, отраженного только от поверхности исследуемого БО.

Предположим, что исследуемая ткань БО обладает диффузным отраже нием, и примем каждую элементарную площадку освещенной поверхности БО за точечный источник. Предположим также, что за время измерения от раженного от исследуемой ткани ЛП ее коэффициент отражения остается по стоянным.

Тогда полный отраженный ЛП Ф0 определяется по формуле:

= 0 = 20 (1.72) sin cosd = где I0 - сила ЛП;

- угол между нормалью к светящейся поверхности и направлением распространения ЛП.

Поскольку реальный ФИП позволяет собрать только часть отраженного излучения, то эффективность сбора отраженного ЛП зависит от конструкции ФИП, следовательно, необходимо рассмотреть связь между оптическими и геометрическими факторами, влияющими на величину отраженного ЛП в виде:

Ффп=АФ0, (1.73) где А - коэффициент эффективности сбора энергии ЛП, отраженного от ткани БО.

Освещенность Е, создаваемая диффузно отражающей площадкой, опре деляется по формуле:

cosi1 cosi = dS (1.74) r SI где i1, i2 - углы между направлением и нормалями к исследуемым тка ням БО и ФИП;

В - яркость источника излучения.

Обозначим плоскость, в которой лежит поверхность исследуемой ткани БО S(x,у), а плоскость, в которой лежит фотоприемник и излучатель S (,), и предположим, что эти плоскости параллельны между собой. Из треуголь ника ААВ найдем расстояние между точкой БО и точкой В(,) в плоско сти ФИП:

r = L2 + (x - )2 + (у -)2, (1.75) где L - расстояние между плоскостью ФИП и плоскостью исследуемой ткани БО (рис. 1.18.).

Рис. 1.18. Графическое пояснение символов математического аппарата.

Поскольку плоскости S и S параллельны, очевидно, что:

L L cosi1 = cosi2 = =. (1.76) r L2 + (x - )2 + (у -) Тогда подставляя (1.76) и (1.75) в (1.74), получим:

dxdy = BL2. (1.77) (L + (x - )2 + (y -)2) Si Для того, чтобы вычислить этот интеграл, перейдем к полярным коор динатам:

x = hcos = cos (1.78) y = hsin = sin Тогда после соответствующих преобразований и использования таблич ного интеграла получим:

R 1 2hdh =. (1.79) 2 3 / L2 + h2 + 2h 1- L2 + h2 + Дальнейшие преобразования дают подинтегральные выражения в виде:

R d =, (1.80) 2 4 0 [ + 4 + 42(L2 + 2)] где =L2+h2+2, h - текущая координата в плоскости S.

Выполняя дальнейшее интегрирование, используя табличный интеграл, подставляя пределы интегрирования, окончательно получим:

L2 + h2 - R = 1-. (1.81) 2L2 h4 + 2h2(L2 R2) + (L2 + R2) Здесь R - радиус светящейся площадки на фотоприемнике, определяе мый выражением:

R = + Ltg, (1.82) где - текущая координата светящегося пятна на БО;

- плоский угол расширения ЛП, возрастающий с ростом L.

Подставляя (1.81) в (1.77), получим значение освещенности в виде:

B L2 + h2 - R = 1-. (1.83) 2L2 h4 + 2h2(L2 R2) + (L2 + R2) ЛП, падающий на фотоприемник, определяется выражением:

RФп Фп = 2 (1.84) (h)dh, где Rфп - радиус фотоприемника.

Подставляя в (1.84) выражение (1.83) и вычисляя интеграл, получим:

2 2 фп = [R2 + Rфп + L2 - L4 + (Rфп - R2)2 + 2L2(R2 + Rфп)]. (1.85) Полный ЛП с исследуемой поверхности (отражающей диффузно) можно записать следующим образом:

0 = R2. (1.86) Тогда, выражая из (1.73) A и подставляя выражения (1.85) и (1.86), по лучим:

2 2 A = фп / 0 = [R2 + Rфп + L2 - L4 + (Rфп - R2)2 + 2L2(R2 + Rфп)]. (1.87) 2R В данном случае расстояние между плоскостью ФИП и плоскостью ис следуемой ткани БО - 3 мм, радиус светящейся площадки на фотоприемнике - 1,8 мм, радиус фотоприемника - 2 мм. Подставляя эти значения в выраже ние (1.87), получим:

1 A = •[22 +1,82 + 32 - 34 + (1,82 - 22)2 + 2 • 32 • (22 +1,82)]= •[16,24 -14,5] = 0, 2 • 22 Вывод: коэффициент эффективности сбора полезного сигнала А=0,25.

II ЭЛЕКТРОКОНТАКТНЫЕ МЕТОДЫ 1. Реоэнцефалография 1.1. Теоретические основы реоэнцефалографии Развитию и техническому обоснованию реографии способствовали мно гочисленные работы, посвященные исследованию электропроводности, элек трического сопротивления различных органов и частей тела, а также влия нию на организм постоянного и переменного тока разной частоты.

Развитие метода реографии неразрывно связано с установлением зави симости между работой сердца и колебаниями сопротивления и ёмкости в тканях. Изменения электрической ёмкости, обусловленные колебаниями объема сердца, были обнаружены в 1907г.

Рядом ученых было установлено, что наблюдаемые изменения импедан са (электропроводности) являются результатом синхронных с пульсом коле баний объема исследуемых областей тела, отражающих артериовенозную разницу кровенаполнения.

Наиболее тщательные и систематические исследования по теоретиче скому обоснованию и практическому применению регистрации колебаний электрического сопротивления для объективной оценки состояния кровооб ращения в различных частях тела были проведены А. А. Кедровым (1948г), изучая влияние различных частот (1 – 300 кГц) переменного тока на электри ческое сопротивление тканей, автор установил, что наилучшие результаты (электроплетизмограммы, адекватно и полнее отражающие состояние гемо динамики) получаются при использовании переменного тока частотой около 100 кГц.

1.1.1. Особенности кровообращения в головном мозге Кровообращение головного мозга характеризуется специфическими особенностями, обусловленными его сложной структурной и функциональ ной организацией.

Объем крови, протекающей через головной мозг человека, составляет, как правило, значительную часть (у взрослых примерно 15%) общего объема крови. Из общего количества кислорода, поступающего в организм с вды хаемым воздухом, головной мозг потребляет 20 – 25%.

Кроме массы циркулирующей крови, очень важным фактором, опреде ляющим интенсивность кровоснабжения головного мозга, является скорость кровотока. Известно, что скорость артериального кровотока в мозгу значи тельно больше, чем в других органах. Такое интенсивное кровоснабжение обеспечивается большой и сложной сетью мозговых сосудов с разнообразной ангиоархитектоникой.

Кровоснабжение мозга осуществляется двумя парами магистральных артерий – внутренними сонными и позвоночными, образующими на основа нии мозга виллизиев круг. Виллизиев круг является мощным коллектором, обеспечивающим распределение крови в головном мозгу. Вследствие равен ства давления в правых и левых, а также в передних и задних половинах вил лизиева круга в определенных местах передней и задних соединительных ар терий образуются «мертвые пункты», в которых движения крови нет. Следо вательно, кровь из разных сосудов в пределах виллизиева круга в физиологи ческих условиях на смешивается, а попадает в зону васкуляризации каждой отдельной артерии.

Задняя мозговая циркуляция поддерживается кровотоком из позвоноч ных артерий, причем после их слияния в основную артерию кровь из правой позвоночной артерии течет строго по правой половине, а из левой позвоноч ной – по её левой половине. Возможно, равномерному распределению крови по гомолатеральным сторонам способствуют и сосудистые пучки, отходящие от дорсальных сторон позвоночных артерий у места их слияния.

Однако даже при незначительном уменьшении давления в каком-нибудь из магистральных сосудов (прижатие артерий на шее при резких движениях головы или при сдавлении шеи) сейчас же происходит переток крови в на правлении снизившегося давления. Из сказанного видно, что динамика кро воснабжения мозга даже в физиологических условиях зависит от состояния коллатерального кровообращения. Виллизиев круг является наиболее мощ ной и постоянно действующей системой анастомозов, обеспечивающей кол латеральное кровообращение в обоих полушариях. Кроме того, существуют еще две системы анастомотических связей, не функционирующие в нормаль ных условиях, но приобретающие важное значение в условиях сосудистой патологии. Это связи внутренней сонной и позвоночной артерий с наружной сонной артерией и анастомозы трех мозговых артерий между собой на по верхности мозга.

Общая масса внутричерепного содержимого (мозговое вещество, арте риальная кровь, венозная кровь и ликвор) относительно постоянна. Приток артериальной крови – важный фактор для поддержания внутричерепного давления. Изменение кровенаполнения мозга сказывается на давлении лик вора. Гемодинамика в головном мозгу поддерживается пульсовыми движе ниями крови. Ритмические колебания объема мозговых сосудов (пульсация мозга) связаны с активным сужением и расширением сосудов и перемещени ем ликвора, а также находится в зависимости от ряда влияний, в частности от сокращений сердца и дыхания (присасывающего действия грудной клетки, способствующего венозному оттоку от мозга).

Отток крови из полости черепа осуществляется по развитой венозной системе (вены, синусы, венозные выпускники), открыто сообщающейся с внечерепными венами. Анатомическое и функциональное единство мозговых вен в внечерепными венами и отсутствие в них клапанов обеспечивают воз можность кровотока в разных направлениях – в зависимости от местных ус ловий и потребностей тканей в притоке и оттоке крови. Используя эти осо бенности венозного кровообращения головы, А.А. Кедров и А.И. Науменко (1954г.) при изучении церебральной гемодинамики собак получили экспери ментальные данные, подтверждающие пульсовый характер движения крови в сосудах мозга в закрытом черепе. Постоянные пульсовые и дыхательные ко лебания внутричерепного давления в закрытом черепе согласно их данным возможны благодаря наличию своеобразных приспособительных механиз мов: с одной стороны, существованию пульсового венозного оттока из по лости черепа и, с другой, - благодаря перемещению ликвора из полости чере па в спинномозговую полость в связи с разными фазами дыхания. Это позже подтвердилось в исследованиях Ю.Е. Москаленко и А.И. Науменко (1957г.).

Они определили не только характер этих колебаний (пульсовых волн, дыха тельных и волн третьего порядка), но и их абсолютные величины. В замкну той полости черепа объем мозга колеблется незначительно благодаря тому, что он окружен со всех сторон несжимаемым ликвором и при пульсовых ко лебаниях давление крови встречает со всех сторон противодавление.

Церебральная гемодинамика, таким образом, отличается от кровоснаб жения других органов не только большей интенсивностью и постоянством, но особенностями коллатерального кровообращения, а также тесной взаимо связью с ликворообращением. Последняя проявляется в большой взаимоза висимости между венозным и ликворным давлением. При венозном застое мозга развивается ликворная гипертензия.

Наряду с существованием взаимосвязи между циркуляцией крови и лик вора имеется тесная взаимозависимость между состоянием регионарного кровотока и функциональной активностью различных образований мозга.

Усиление кровообращения в одних структурных образованиях мозга при их усиленной деятельности сопровождается уменьшением кровоснабжения дру гих, находящихся в это время в состоянии относительного покоя.

Благодаря богатому интракраниальному коллатеральному кровотоку – как артериальному, так и венозному – в обоих полушариях нет области, ко торая обеспечивалась бы исключительно одной магистральной артерией или одной магистральной веной. Это, наряду с перераспределением крови в моз гу в зависимости от функциональной активности различных его образований, предопределяет целесообразность изучения регионарной гемодинамики моз га одновременно в нескольких его областях.

1.2. Механизмы формирования реоэнцефалограммы Изменения импеданса между электродами, накладываемыми на кожные покровы головы, определяются сложным комплексом факторов, которые представлены на рис. 2.1.

Ведущими факторами или возмущающими воздействиями являются ко лебания системного венозного и артериального давления, а остальные игра ют модулирующую роль. Последние следует разделить на три группы. Пер вая – это факторы внутричерепной гемодинамики определяющие информа тивность реоэнцефалограммы (РЭГ). Вторая группа – факторы не связанные Рис. 2.1. Схема формирования РЭГ – волны.

с внутричерепной гемодинамикой то есть факторы, являющиеся источником помех и снижающие информационную ценность РЭГ. Поэтому следует вы яснить условия, при которых влияние внутричерепных факторов будет наи более выражено, а влияние помехонесущих факторов – минимальным.

Исходя из схемы на рис. 2.1. очевидно, что внутричерепные гемодина мические и ликвородинамические факторы могут иметь выраженное моду лирующее влияние на РЭГ. Действительно, пульсовые изменения пассивных электрических свойств внутричерепного содержимого определяются прирос том кровенаполнения полости черепа за счет пульсовых колебаний в артери альной и венозной системах головного мозга. В связи с особенностью биофи зической структуры системы внутричерепной гемодинамики способность со судов мозга вместить дополнительный объем крови по сравнению с другими органами весьма ограничена. В механизмах компенсации систолического объема крови особое значение приобретают такие факторы, как колебания внутричерепного давления, ускорение тока крови, передача артериальной пульсаций на вены непосредственно через ликвор, перераспределение внут ричерепного объема между артериальной, венозной кровью и ликвором.

Электропроводность ликвора отличается от электропроводности крови, а по следняя неодинакова в различных участках сосудистой системы мозга. Таким образом, пульсовая волна РЭГ представляет собой комплексный биофизиче ский сигнал сложной природы, основная информационная ценность которого заключается в возможности судить о пульсовых изменениях кровенаполне ния мозговой ткани, что в свою очередь зависит от растяжимости стенок це ребральных сосудов. Следовательно, РЭГ может отражать как структурные изменения стенок мозговых сосудов, например, при атеросклерозе, так и ди намические изменения их тонуса в ответ на функциональные нагрузки. По следнее может представить интерес как неинвазивный методический подход для оценки адаптационных способностей сосудистой системы головного мозга при тех или иных внешних воздействиях на организм или патологиче ских состояниях.

Влияние внечерепных гемодинамических факторов. Вопрос о соотно шении вне- и внутричерепных факторов является наиболее спорным в фи зиологическом и биофизическом обосновании метода РЭГ. Как следует из рис. 1, внечерепные сосуды находятся под влиянием тех же гемодинамиче ских факторов, что и внутричерепные. При этом их реакции на такие воздей ствия как изменение парциального давления углекислого газа артериальной крови, колебания артериального давления, симпатическую стимуляцию и не которые другие воздействия, могут быть неодинаковыми и даже разнона правленными. Изучение относительной роли вне- и внутричерепных сосудов в генезе РЭГ проводятся путем биофизического анализа и путем эксперимен тального физиологического исследования.

Биофизический анализ токораспределения по вне- и внутричерепным тканям при наложении электродов на кожные покровы головы показал, что полностью избежать шунтирования тока по экстракраниальным тканям не удается. Вследствие высокого сопротивления костей черепа наилучшие ус ловия для прохождения тока в мозг создаются при наложении электродов вблизи больших естественных отверстий черепа (глазниц и затылочного от верстия).

Точная величина экстракраниального компонента РЭГ сигнала в на стоящее время неизвестна, но все же значительна. Поэтому для РЭГ метода, как и для всех других методов исследования мозгового кровообращения, проблема уменьшения этого компонента остается весьма актуальной. Стан дартизация техники регистрации РЭГ позволит фиксировать рассматривае мые погрешности и сделать результаты исследований сопоставимыми. К специальным способам снижения влияния внечерепных факторов при реги страции РЭГ относится одновременное снятие РЭГ и реограммы мягких тка ней головы с последующим электронным сопоставлением их и получением результирующей кривой, а также применение защитных кольцевых или эк ранирующих электродов.

Таким образом, несмотря на существенное модулирующее влияние ко лебаний кровенаполнения внечерепных тканей, РЭГ может сохранить свою информационную ценность, если данный фактор будет должным образом учитываться.

Влияние изменений электрических свойств тканей на показание РЭГ.

Согласно рис. 1, пульсовые волны РЭГ, особенно их амплитуды должны за висеть от изменения соотношения между пассивными электрическими ха рактеристиками сред и тканей, заполняющих полость черепа. Известно, что электрическое сопротивление крови зависит от самых разных факторов. За полняющая полость черепа кровь, ликвор, межклеточная жидкость являются основными путями проведения электрического тока, поэтому как базовое со противление между электродами, так и его относительные изменения будут в первую очередь определяться соотношением жидкостной и клеточной фаз в исследуемой области об этом говорит значительное возрастание амплитуды пульсовых колебаний сопротивления между электродами.

Определенное значение РЭГ имеет изменения электропроводности кро ви при ее движении. Биофизический анализ этого феномена в системе жест ких трубок показал, что изменение электропроводности крови определяется зарядом на поверхности эритроцитов и степенью их агрегации. Поскольку величина изменения электропроводности крови при движении зависит от частоты измерительного тока, то диапазон частот, рекомендованный для ре гистрации РЭГ, выбран с учетом данного феномена и погрешность за счет скоростных изменений кровотока составляет не более 8-10%. Исследования показали, что объемный компонент реографического сигнала во много раз превосходит скоростной компонент. Поэтому можно сказать, что пульсовая волна РЭГ отражает объемные изменения кровенаполнения исследуемого участка мозга.

Все вышеизложенное указывает на то, что динамика показателей РЭГ определяется не только процессами в системе внутричерепной гемоциркуля ции, но и изменениями электрических характеристик крови и ткани мозга, поэтому не следует использовать данный метод при таких воздействиях на организм, которые оказывают существенное влияние на электрические ха рактеристики крови и ткани мозга. Учет изложенных выше фактов позволит повысить информационную ценность данной методики.

1.3. Аспекты применения реоэнцефалографии для оценки мозгового кровообращения Реография является неинвазивным методом исследования системного и регионарного кровообращения, который основан на регистрации изменений сопротивления (импеданса) биологического объекта при его сканировании переменным током высокой частоты. Термин реоэнцефалография (РЭГ), предложен Дженкнером в 1957 г. В последнее время наблюдается тенденция к вытеснению РЭГ ультразвуковой допплерографией (УЗДГ). Но игнориро вание реографического метода является преждевременным и необоснован ным. Прежде всего, учеными подвергается сомнению генез реографической кривой, получаемой при проведении РЭГ - исследования. В качестве доказа тельства несостоятельности реографического метода его противники тради ционно пытаются обосновать экстракраниальный генез РЭГ - кривой. По их мнению, изменения импеданса обусловлены влиянием внемозгового крово тока. Основной аргумент при этом сводится к большому сопротивлению кос тей черепа, препятствующему прохождению зондирующего тока. А.А. Кед ров, обсуждая возможность применения импедансного метода в оценке моз гового кровообращения пишет: "… с наружно расположенных электродов внутричерепной кровоток не регистрируется, и реограммы отражают только кровообращение в околочерепных сосудах". Однако, еще в 1961 г. Кунерт пришел к выводу, что кость не является существенным препятствием для прохождения зондирующего тока, поскольку обладает в основном емкост ным сопротивлением. Импеданс обескровленной и неживой кости достигает 4000 Ом·см, но величина импеданса в живом черепе намного меньше - около 200 Ом·см, так как сопротивление костей варьирует в зависимости от коли чества крови и форменных элементов. Следовательно, кости черепа не пре пятствуют прохождению зондирующего тока в полость черепа и отражению на РЭГ колебаний интракраниального импеданса.

Для проведения реографического исследования необходимо использо вать реограф - прибор, работающий по принципу генератора тока высокой частоты. Оптимальной частотой зондирующего тока при проведении РЭГ - исследования является 50-100 кГц - именно при таких значениях сводится к минимуму эффект поляризации, возникающий на границе электрод-ткань, что дает возможность просканировать биологический объект более глубинно.

При проведении РЭГ-исследования производится сканирование двух основ ных бассейнов: внутренней сонной артерии (FM-отведение) и вертебро базиллярного бассейна (ОМ-отведение). Это основные отведения. Кроме ос новных существуют и дополнительные отведения, которые позволяют изби рательно судить о состоянии бассейнов передней мозговой артерии (ПМА), средней мозговой артерии (СМА) и задней мозговой артерии (ЗМА), а также о состоянии экстракраниального кровотока в общей сонной артерии (ОСА) и позвоночных артериях (ПА).

В чем заключается преимущество РЭГ перед активно развивающимся методом УЗДГ? При проведении УЗДГ не возникает никаких трудностей во время исследования экстракраниального кровотока. Ультразвук беспрепятст венно проникает через мягкие ткани, что дает возможность четкой визуали зации сосуда на протяжении. Особенно ценную информацию можно полу чить при исследовании комплекса интима-медиа, когда удается достаточно четко визуализировать атеросклеротические бляшки. При наличии соответ ствующей программы удается установить степень редукции просвета сосуда.

Что же касается исследования внутричерепной гемодинамики, то тут возни кает ряд методических проблем. Прежде всего, по своей физической природе ультразвук обладает способностью отражаться от поверхности с большой плотностью. Учитывая этот факт и анатомические особенности черепа, были выбраны так называемые "окна визуализации": височные (для изучения кро вотока в ПМА, СМА и ЗМА) и подзатылочная ямка (для исследования вер тебро-базиллярного бассейна). Кроме того, при проведении транскраниаль ной УЗДГ (ТКУЗДГ) может возникнуть еще одна методическая трудность, связанная с утолщением кости в области "окон визуализации", в результате чего возникают существенные трудности при оценке кровотока в исследуе мом сосуде.

Таким образом, у импедансного и ультразвукового методов есть один общий барьер - кости черепа. Однако, что касается РЭГ, то как уже было по казано, в живом организме кость не является значимым препятствием зонди рующему току. Немаловажен и тот факт, что РЭГ является абсолютно безо пасным для пациента, так как не возникает механического сотрясения на кле точном и субклеточном уровнях, что может наблюдаться при ТКУЗДГ. Су ществует еще один факт, выгодно отличающий РЭГ от ТКУЗДГ, который отмечает Л.Б. Иванов: "Допплерография характеризует кровоток на уровне конкретного участка магистрали исследуемой артерии и ему неведомо, что творится на уровне концевых разветвлений этого сосуда". РЭГ позволяет ис следовать весь бассейн того или иного сосуда, включая магистральные арте рии и микроциркуляторное русло, а также косвенно судить о состоянии ве нозной гемодинамики.

Следовательно, по данным реографического метода можно косвенно су дить и о состоянии венозного оттока из исследуемой области. Наиболе дос товерную и полную информацию о состоянии кровоснабжения мозга можно получить используя только расчетный метод обработки реограмм, например, отношение амплитуды РЭГ к общему сопротивлению под электродами этого отведения отражает объем пульсовой волны (показатель относительного объ емного пульса), отношение длительности восходящей части к длительности всей волны является показателем сосудистого тонуса. Вычисляются также и другие характеристики РЭГ, связанные с процессом кровообращения. При этом нивелируется субъективизм, присущий визуальному анализу.

1.4. Информационная направленность реоэнцефалографии Пульсовые изменения импеданса между электродами, наложенными на кожные покровы головы человека, при соблюдении необходимых условий отражают с определенной погрешностью колебания кровенаполнения полос ти черепа, а их динамика в короткие промежутки времени – функциональные сдвиги в системе внутричерепной гемоциркуляции. Поэтому для выяснения информативной направленности реоэнцефалографии (РЭГ) следует рассмот реть взаимосвязь между пульсовыми измерениями кровенаполнения области черепа и другими показателями деятельности системы внутричерепной гемо динамики.

Эта система обладает сложной биофизической структурой функцио нальные связи, с которой представлены на рис. 2.2.

Как следует из этой схемы, кровенаполнение полости черепа является производной величиной, зависящей при стабильности показателей системной гемодинамики от тонуса артерий и вен головного мозга и от состояния лик вородинамики.

Рост или падение мозгового кровотока может в зависимости от вызы вающих их причин сопровождаться как однонаправленными, так и разнона правленными изменениями кровенаполнения полости черепа. Качественная направленность изменений данного показателя и мозгового не всегда совпа дает. Так изменения локального мозгового кровотока и импеданса ткани моз га при ряде тестов и поведенческих реакций могут быть разнонаправленны ми. Вместе с тем нельзя отрицать, что при определенных условиях исследо вания можно наблюдать положительную корреляцию между некоторыми по казателями РЭГ – волны и изменениями мозгового кровотока. Найдена хо рошая корреляция между установившимися значениями локального кровото ка и импеданса в этой же зоне мозга при внутричерепной артериальной ги пермии. Но такая корреляция может наблюдаться лишь при строго опреде ленных сочетаниях показателей, входящих в схему (рис. 2.2).

Рис. 2.2. Схема функциональных взаимосвязей между элементами системы внутри черепной гемоликвородинамики (+) – положительная связь, (-) – отрицательная связь.

Таким образом, информационная направленность РЭГ ограничивается в основном возможностью комплексного отражения особенностей растяжимо сти сосудов артериального и венозного отделов сосудистой системы голов ного мозга и состояния системы ликвородинамики. Имеются многочислен ные данные, показывающие четкую зависимость показателей РЭГ от возрас тных изменений свойств мозговых сосудов, степени их склерозирования, со стояния их тонуса при гипертонической болезни и т.п. В последнее время ус пешно развивается идея о двухкомпонентности генеза РЭГ – влиянии отно сительного кровенаполнения как церебральных артерий, так и вен, и на осно вании этого предлагается способ автоматической обработки РЭГ. Однако до сих пор мало уделяется внимания роли третьего компонента – ликвородина мике, который согласно рис. 2.2 тесно связан с кровенаполнением полости черепа.

Для уточнения информативной целенаправленности РЭГ следует найти пути для трех видов возможных влияний на показатели РЭГ, а именно изме нений тонуса церебральных сосудов, их кровенаполнения и изменений в сис теме ликвородинамики.

Один из возможных путей дифференцирования влияния каждого из упомянутых трех видов влияний на показатели РЭГ заключается в использо вании направленных функциональных нагрузок с тем, чтобы, сопоставляя ответы на них при разных состояниях организма, судить об изменении того или иного из интересующих показателей. Кроме функциональных нагрузок физической природы, информативным является использование фармаколо гических препаратов. Особенно часто применяются нитроглицериновая про ба, а также проба с вдыханием СО 1.5. Объективные показатели реоэнцефалограммы Пульсовые волны РЭГ представляют собой периодические, синхронные с пульсом колебания сложной формы, в которых заключена информация о системе внутричерепного кровообращения. По внешнему виду нормальная РЭГ - волна напоминает сфигмограмму и ей свойственно наличие некоторых характерных точек (рис. 2.3.): О – начало подъема;

А – вершина волны;

В – вторая (диастолическая) вершина;

С – инцизура. На базовой линии им соот ветствуют временные точки. Исходя из этих характерных точек, в РЭГ – вол не выделяют следующие показатели.

Рис. 2.3. Характерные точки РЭГ-волны и связанные с ними амплитуд ные, временные и планиметрические показатели.

Амплитудные показатели. К ним относятся величины амплитуд реовол ны в характерных точках, выраженные в омах или в относительных едини цах. Все амплитудные показатели принято относить к максимальной ампли туде в точке А в процентах. Целесообразно определить амплитуду реоволны ещё в точке А1 – на середине дикротической части волны, между точкой А и концом волны.

Временные показатели РЭГ. Они представляют собой промежутки вре мени между зубцом R на ЭКГ, а также между началом РЭГ – волны и други ми характерными точками на РЭГ – волне. Существует мнение, что времен ные показатели РЭГ менее подвержены влиянию помех по сравнению с ам плитудными показателями и более приемлемы для автоматического анализа РЭГ. Для более точного определения характерных точек на пульсовой РЭГ - волне используется способ её электрического дифференцирования – регист рации первой производной, что позволяет выявить и относительные измене ния скоростей нарастания и спадов РЭГ – волны. Принципиально новой ин формации первая производная РЭГ по сравнению с самой волной РЭГ не со держит, но позволяет сделать более наглядными отдельные характерные элементы РЭГ – волны. Следует стандартизировать постоянную времени дифференцирования, от которой зависят показатели первой производной кривой РЭГ. Приборы с постоянной времени дифференцирования менее 0,001 дают минимальную погрешность.

Планиметрические показатели: площадь всей реоволны и отдельных ее участков, отнесенных ко всей площади, в процентах. Они определяются как участки, ограниченные базисной линией и амплитудными отрезками в харак терных точках на кривой реоволны.

Спектральные показатели. Вышеуказанные амплитудные, временные и планиметрические показатели за частую не могут объективно и полно опи сать характерные изменения формы волны РЭГ, наблюдающиеся в различ ных в различных экспериментальных ситуациях. В связи с этим в литературе бытуют описательные характеристики РЭГ – волны типа «добавочные вол ны», «куполообразная форма» и т.п. С помощью Фурье – анализа можно полно, объективно и единообразно описать волну любой формы.

Комбинированные показатели. К ним относятся различные сочетания амплитудных и временных показателей, угловые показатели. Например, угол восхождения анакроты (угол ) может быть выражен через тангенс этого уг ла А/а (рис. 3). К этой группе показателей можно отнести различные слож ные формулы для расчета объемного мозгового кровотока, суммарного це реброваскулярного сопротивления, тонуса сосудов и т. д., в которые помимо амплитудных и временных показателей входят такие показатели, как частота пульса, среднее артериальное давление, параметры первой производной и т.п.

Наиболее распространенные показатели РЭГ и приписываемое им ин формационное значение представлены в таблице 2.1.

Показатели реоэнцефалограммы Таблица 2.1.

Показатель Информативность 1 Амплитуда реоволны, реографический индекс Е - калибро вочный сигнал. Показатель максимального пульсового коле А, А/Е бания кровенаполнения и степени раскрытия сосудистого русла Амплитуда диастолической волны, диастолический индекс.

Показатель периферического сопротивления оттоку из арте В, В/А рий в область мелких вен. Увеличение показателя говорит о росте этого сопротивления Дикротическая волна, дикротический индекс. Показатель пе С, С/А риферического сопротивления в области мелких артерий.

Увеличение показателя говорит о росте этого сопротивления Поздняя диастолическая волна на середине расстояния меж ду вершиной А и концом реоволны и её отношение к ампли А1, А1/А туде реоволны. Показатель периферического сопротивления оттоку из мелких вен в средние. Увеличение показателя го ворит о росте этого сопротивления Длительность восходящей части кривой – анакрота. Отража ет способность крупных артерий мозга к растяжению во вре А, а/Т мя систолического притока крови. Показатель увеличивается при увеличении эластичности (снижения тонуса) сосудов Расположение диастолической волны по отношению к ос новной волне. Отражает тонус мелких сосудов изучаемой об Аb, аb/Т ласти. Увеличение показателя говорит о повышении упруго сти (снижении тонуса) мелких артерий и вен При оценке РЭГ учитывают форму и время распространения волны ка ждого отведения, межполушарную асимметрию, а также изменения РЭГ при функциональных пробах. Интерпретация выделенных характеристик реоэн цефалографической волны сводится к следующему: сглаженность формы оценивается как уменьшение эластичности стенок сосудов, укорочение вре мени распространения волны говорит о повышении тонуса, амплитуда волны отражает интенсивность пульсовых колебаний.

У здоровых людей моложе 30 лет волна РЭГ напоминает треугольник.

Восходящая часть крутая и почти не меняет наклона до самой вершины. В первой половине нисходящей части имеется от 1 до 3 дополнительных коле баний. Продолжительность восходящей части составляет 0,1 с ±10%. В воз расте 30 — 40 лет продолжительность восходя щей части до 0,15 с ±10%.

Иногда бывает горбовидная форма волны, абсолютной вершиной которой является поздняя систолическая волна. Количество дополнительных колеба ний уменьшено до 1. В 40 — 50 лет продолжительность восходящей части до 1,7 с ±10%. Горбовидная форма волны преобладает. В 50 — 60 лет восходя щая фаза достигает 0,19 с ±10%, вершина становится более закругленной, но инцизура на нисходящей части еще заметна. У лиц старше 60 лет продолжи тельность восходящей части больше 0,21 с. Форма волны аркообразная, до полнительные волны могут отсутствовать. Межполушарная асимметрия ам плитуды до 10% считается нормальной во всех возрастных группах.

РЭГ считается патологической тогда, когда регистрируется форма вол ны, характерная для человека более старшего возраста, чем пациент;

отмеча ется существенная межполушарная асимметрия по форме волны;

межполу шарная асимметрия амплитуды больше 10%;

элементы восходящей части одного полушария запаздывают больше, чем на 0,015 с по сравнению с за паздыванием в другом полушарии;

отмечается углубление инцизуры со сдви гом ее вниз по нисходящей части кривой;

выявляется значительное снижение или повышение волн;

уменьшается время распространения реографической волны.

Частная семиотика РЭГ. Церебральный атеросклероз. В начальных стадиях появляется некоторая сглаженность кривой и плато на вершине вол ны. При значительной выраженности этих изменений форма волны становит ся куполообразной или аркообразной, уменьшаются время распространения и амплитуда волны. Все это указывает на потерю эластичности и уменьше ние кровенаполнения сосудов.

Гипертоническая болезнь. В транзиторной стадии отмечается смещение дикротического зубца ближе к вершине с тенденцией к образованию плато.

Дальнейшее развитие процесса приводит к уменьшению амплитуды волны и закруглению вершины;

часто абсолютной вершиной является поздняя систо лическая волна, а дикротический зубец располагается выше изгиба. В скле ротической фазе волна принимает аркообразную форму.

Головная боль сосудистого генеза. При мигренозных болях, локализо ванных преимущественно в одном полушарии, на РЭГ отмечается межполу шарная ассиметрия с повышением амплитуды на пораженной стороне. При вегетососудистой дистонии в зависимости от патогенетического механизма регистрируются: а) плато на вершине волны, хорошо выраженные дополни тельные колебания, повышенная амплитуда, что свидетельствует о пониже нии сосудистого тонуса с увеличением кровенаполнения и растяжением сте нок сосудов;

б) закругленная вершина, плохо выраженные дополнительные колебания, уменьшенная амплитуда, что свидетельствует о повышении тону са сосудов. Закрытая черепно-мозговая травма. Гематома на стороне пораже ния приводит к уменьшению амплитуды и сглаженности дополнительных колебаний, что указывает на затруднение кровотока в связи со сдавлением мозга. При ушибе на стороне контузии регистрируются увеличение амплиту ды и угла наклона восходящей фазы волны, углубление инцизуры. Сотрясе ние мозга не вызывает асимметрии. В зависимости от тяжести травмы отме чаются изменения, характерные для повышенного или пониженного тонуса сосудов.

Геморрагический инсульт. Изменения РЭГ более выражены, чем при ишемическом инсульте, распространяются на оба полушария с некоторым акцентом на пораженном полушарии. Амплитуда РЭГ уменьшена и волна уплощена. Нередко наблюдаются явления атонии с резким укорочением нис ходящей части кривой и перемещением инцизуры вниз к основанию волны.

1.6. Выбор способа снятия реоэнцефалограммы и применяемых при этом отведений В реографии для регистрации пульсовых изменений пассивных электри ческих характеристик тканей и органов человека используются две схемы исследования: двухэлектродная (биполярная) и четырехэлектродная (тетра полярная). При биполярном способе на исследуемый участок накладывается два электрода, каждый из которых является и зондирующим и измеритель ным, т.е. как двухполюсник подключаются в одно из плеч измерительной мостовой схемы. Напротив, в тетраполярной схеме предусмотрено наложе ние на кожные покровы двух или более электродов, и таким образом, разде ление подачи зондирующего тока и измерения сопротивления исследуемой области. В данной работе для исследования сосудистой системы головного мозга будет использоваться тетраполярный способ регистрации реоэнцефа лограммы.

Основным преимуществом тетраполярного режима исследования явля ется почти полное исключение влияния сопротивления поверхностных тка ней под воспринимаемым электродом на точность измерения, что дает воз можность регистрировать РЭГ даже при физической нагрузке.

При регистрации реоэнцефалограммы на кожные покровы головы на кладываются металлические электроды, площадь которых варьирует от 2 до 10 см2. Поскольку при накожном расположении электродов основное сопро тивление падает на верхний роговой слой кожи, контактирующий с электро дом, то кожа обезжиривается, между электродом и кожей прокладывается слой марли, смоченной физиологическим раствором. Иногда применяются электродные пасты, используемые при регистрации электроэнцефалограммы.

Установлено, что для живых тканей характерны поляризационные явле ния при прохождении через них постоянного электрического тока. При пе ременном токе электрическая проводимость живых тканей зависит от часто ты. Строгий количественный анализ этого явления позволил определить оп тимальные частотные диапазоны для регистрации реограммы: 50 - 100 кГц.

Сила измерительного тока определяется двумя соображениями. С точки зре ния точности измерений она должна быть достаточно высокой, но при этом в несколько раз меньше порогового раздражающего значения. Наилучшим об разом этим условиям соответствует величина 1,5 - 3 мА.

В настоящее время используются несколько вариантов наложения элек тродов на кожные покровы головы человека. В последние годы наряду с обычным глобальным фронто–мастоидальным (F – M) отведением, приме няют бифронтальное (F2 – F3), битемпоральное (T – T1), бимастоидальное (M – M1) и биокципитальное (O - O) расположения электродов (рис. 2.4, а) с це лью выявления зависимости суммарного кровенаполнения исследуемых об ластей от состояния внутренней сонной и позвоночной артерий. Однако при такой поперечной реоэнцефалографии дефицит кровенаполнения на одной стороне может маскироваться, сглаживаться хорошим кровоснабжением на противоположной стороне.

В этом отношении более перспективна и ценна продольная реоэнцефа лография с симметричных участков различных областей головы, так как она дает и представление о гемодинамике в симметричных областях мозга. Ряд ученых применяли фронтальное, роландо-темпоральное и окципито париетальное отведения для оценки кровенаполнения в бассейнах передней, средней и задней мозговых артерий.

При использовании переменного тока высокой частоты (100 кГц) кожа и кость не являются препятствием для прохождения тока;

поэтому можно за писать РЭГ практически с любой области конвекситальных отделов больших полушарий головного мозга.

Для исследования суммарного кровенаполнения больших полушарий применялось фронто–мастоидальное (F – M) расположение электродов. Для оценки состояния кровоснабжения преимущественно в бассейне передней мозговой артерии – лобное (F – F1), лобно-центральное (F – С) и лобно височное (F – Т) отведения, для оценки состояния гемодинамики в бассейне средней мозговой артерии – теменно-височное (Р – Т), роландо-височное (Р – Т), теменно-центральное (Р – С) и височно-височные (T1 – T2). Кроме того, применялись окципито-мастоидальное (О – М) и окципито-париетальное (О - Р) отведения, отражающие состояние гемодинамики преимущественно в сис теме позвоночной артерии (рис. 2.4, б, в).

Приблизительная схема распределения высокочастотного тока между глобальными (F – M), а также регионарными (F1 – F2, C – F2, R – T, P – C, O – M, O - P) электродами представлена на рис. 2.4, г.

Рис. 2.4. Схема расположения электродов.

а – при поперечной реоэнцефалографии;

б, в – при продольной реоэн цефалографии симметричных участков головного мозга;

г – схема распределения высокочастотного тока между глобальными и регионарными элекродами.ример экрана монитора с графиками рео энцефалографии программно-технического комплекса SFERA V 4.7.

Рис. 2.5. Экран монитора с графиками реоэнефалограммы.

Пример заключения по интегральной реографии Реографическое исследование Пациент: Иванов Ю.И. М 29 Обследование 28.10.93 11. Рост(см): 177 Вес тела(кг): 71 Артериальное давление: 120/ Определение центр. гемодинамики методом интегральной реографии Тищенко - Базисное сопротивление (Ом) - Амплитуда систолической волны (мОм) - Продолжительность сердечного цикла (сек) 0. - Продолжительность катакроты (сек) 0. - Площадь тела (м2) 1. - Ударный объем кровообращения (мл) 84. - Ударный индекс (мл/м2) 44.79 (33.6-55.8) - Сердечный индекс (л/мин/м2) 2.88 (2.48-3.12) - Индекс минутной работы сердца (кг*м/мин/м2) 3.86 (3.36-5.22) - Индекс ударной работы сердца (кг*м/м2) 59.98 (47.8-75.2) - Удельное периферическое сопротивление 2592 (2000-3200) - Объемная скорость изгнания (мл/с) 357.3 ( 220-400 ) - Мощность левого желудочка (Вт) 4.44 ( 3.0-4.5 ) Тип циркуляции / Эукинетический Ударный индекс / В пределах нормы Уд. периферич. сопротивление / В пределах нормы Среднее артериальное давление / В пределах нормы Минутная работа сердца / В пределах нормы Ударная работа сердца / В пределах нормы Врач функциональной диагностики : Пилюгин А.И.

Рис. 2.6. Пример распечатки на принтере интегральной реографии.

Рис. 2.7. Пример распечатки на принтере реоэнцефалографии.

2. Векторкардиография 2.1. Теоретические основы электро- и векторкардиографии Особенностью современных систем мониторинга является применение технических средств, позволяющих получать результаты измерений физио логических показателей в готовом для диагностики состояния пациента виде.

Создание таких средств требует от разработчика аппаратуры глубокого по нимания медицинских проблем клинического мониторинга, позволяющего получить требуемую диагностическую информацию и представить ее на языке медицины.

2.1.1. Биоэлектрические явления в сердечной мышце Возникновение электрических потенциалов в сердечной мышце связано с движением ионов через клеточную мембрану. Основную роль при этом иг рают катионы натрия и калия.

В покое наружная поверхность клетки миокарда заряжена положительно вследствие преобладания там катионов натрия, внутренняя поверхность кле точной мембраны имеет отрицательный заряд вследствие преобладания внутри клетки анионов (Cl -, HCO3 - и др.). Такое состояние мембраны не возбужденной клетки называется ее статической поляризацией. В этих усло виях клетка поляризована, при регистрации электрических процессов с по мощью наружных электродов разности потенциалов не будет. Однако если в этот период ввести микроэлектрод внутрь клетки, то зарегистрируется так называемый потенциал покоя, достигающий 90 мВ.

Под воздействием внешнего электрического импульса клеточная мем брана становится проницаемой для катионов натрия, которые устремляются внутрь клетки (вследствие разности внутри- и внеклеточной концентрации) и переносят туда свой положительный заряд. Наружная поверхность данного участка приобретает отрицательный заряд вследствие преобладания там анионов. При этом появляется разность потенциалов между положительным и отрицательным участками поверхности клетки, и регистрирующий прибор зафиксирует отклонение от изоэлектрической линии. Этот процесс носит на звание деполяризации и связан с потенциалом действия.

Вскоре вся наружная поверхность клетки приобретает отрицательный заряд, а внутренняя — положительный, т. е. произойдет обратная поляриза ция. Регистрируемая кривая при этом вернется к изоэлектрической линии. В конце периода возбуждения клеточная мембрана становится менее прони цаемой для катионов натрия, но более проницаемой для катионов калия;

по следние устремляются из клетки (вследствие разности вне- и внутриклеточ ной концентрации). Выход калия из клетки преобладает над поступлением натрия в клетку, поэтому наружная поверхность мембраны снова постепенно приобретает положительный заряд, а внутренняя — отрицательный. Этот процесс носит название реполяризации. Регистрирующий прибор вновь за фиксирует отклонение кривой, но в другую сторону (так как положительный и отрицательный полюсы клетки поменялись местами) и меньшей амплиту ды (так как поток ионов калия движется медленнее). Описанные процессы происходят во время систолы. Когда вся наружная поверхность вновь приоб ретает положительный заряд, а внутренняя — отрицательный, снова будет зафиксирована изоэлектрическая линия, что соответствует диастоле. Во вре мя диастолы происходит медленное обратное движение ионов калия и на трия, которое мало влияет на заряд клетки, поскольку ионы натрия выходят из клетки, а ионы калия входят в нее одновременно и эти процессы уравно вешивают друг друга. Описанные процессы относятся к возбуждению еди ничного волокна миокарда. Возникающий при деполяризации импульс вы зывает возбуждение соседних участков миокарда, оно постепенно охватыва ет весь миокард, развиваясь по типу цепной реакции.

2.1.2. Дипольная концепция электрической активности сердца Генез нормальной ЭКГ, происхождение и характер ее патологических изменений наиболее наглядно объясняет векторная теория сердечного дипо ля. Электрические явления, связанные с деятельностью всего сердца, приня то рассматривать на примере отдельного мышечного волокна (рис. 2.8).

Рис. 2.8. Направление вектора сердечного диполя при деполяризации (а) и реполяризации (б) одиночного мышечного волокна Это допустимо, поскольку электрические процессы, происходящие в миокардиальной клетке и в сердце в целом имеют общие закономерности. В состоянии покоя наружная поверхность клеточной мембраны мышечного во локна заряжена положительно (+). При возбуждении наружная поверхность деполяризованного участка изменяет заряд на отрицательный (-). Реполяри зация мышечной клетки сопровождается восстановлением (+) зарядов на ее поверхности.

Процесс распространения по мышечному волокну волны деполяриза ции, как и волны реполяризации, схематически можно представить в виде перемещения двойного слоя зарядов, расположенных на границе возбужден ных, заряженных (-) и невозбужденных, заряженных (+) участков волокна.

Эти заряды равны по абсолютной величине, противоположны по знаку и на ходятся на бесконечно малом расстоянии друг от друга. Такая система, со стоящая из двух равных по величине, но противоположных по знаку зарядов, называется диполем. Положительный полюс диполя всегда обращен в сторо ну невозбужденного, а отрицательный полюс - в сторону возбужденного уча стка мышечного волокна. Диполь может послужить моделью электрической активности отдельного мышечного волокна, которое обозначают как элемен тарный диполь.

Элементарный диполь характеризуется разностью потенциалов и явля ется источником элементарной электродвижущей силы (ЭДС). ЭДС как век торную величину характеризуют абсолютное значение и направление. В электрокардиографии принята положительная полярность вектора, т.е. на правление от (-) к (+). На поверхности невозбужденного мышечного волокна разность потенциалов отсутствует - регистрирующий прибор фиксирует изо линию. При появлении возбуждения на границе возбужденных и невозбуж денных участков появляется диполь, который вместе с волной возбуждения перемещается по мышечному волокну. Между возбужденными и оставши мися на данный момент в состоянии покоя участками поверхности миокар диального волокна возникает разность потенциалов.

Если электрод, соединенный с положительным полюсом регистрирую щего прибора (активный), обращен к (+) полюсу диполя, т.е. вектор ЭДС на правлен к этому электроду, то регистрируется отклонение кривой вверх или положительный зубец. В случае, когда активный электрод обращен к отрица тельному заряду диполя, т.е. вектор ЭДС направлен от этого электрода, воз никает отклонение кривой вниз или отрицательный зубец.

В каждый момент сердечного цикла в состоянии возбуждения оказыва ется множество мышечных волокон, которые представляют собой элемен тарные диполи. При одновременном существовании нескольких диполей их ЭДС взаимодействует по закону сложения векторов, образуя суммарную ЭДС. Таким образом, при определенных допущениях сердце можно рассмат ривать как один точечный источник тока - суммарный единый сердечный диполь, продуцирующий суммарную ЭДС. Следовательно основные законо мерности формирования электрограммы, присущие одиночному мышечному волокну, остаются справедливыми и для и для формирования ЭКГ сердца как единого сердечного диполя.

При строго последовательном распространении возбуждения по мио карду, когда на разных этапах этого процесса вовлеченными в состояние воз буждения оказываются различные, но определенные по локализации участки сердца и разные по величине мышечные массы, суммарная ЭДС последова тельно и закономерно изменяется по величине и направлению. Каждому от дельному моменту сердечного цикла соответствует своя суммарная момент ная ЭДС.

2.1.3. Проводящая система сердца Основную массу сердца составляет миокард. Его образуют отдельные мышечные волокна, соединённые последовательно с помощью вставочных дисков - нексусов, обладающих незначительным электрическим сопротивле нием, и тем самым обеспечивающие функциональное единство миокарда.

Кроме сократительных волокон в миокарде имеется особая система мышеч ных единиц, способных к генерации спонтанной ритмической активности, распространению возбуждения по всем мышечным слоям и координации по следовательности сокращения камер сердца. Эти специализированные мы шечные волокна образуют проводящую систему сердца.

Проводящая система сердца включает в себя:

1. Синоатриальный (синусно-предсердный, синусовый, Ашоффа Товара) узел – центр автоматизма (пейсмекер) первого порядка, расположен ный в месте впадения полых вен в правое предсердие. Он генерирует 60 – импульсов в минуту;

2. Межузловые проводящие тракты Брахмана, Векенбаха и Тореля;

3. Атриовентрикулярный (предсердно-желудочковый) узел, распо ложенный справа от межпредсердной перегородки рядом с устьем коронар ного синуса (вдаваясь в перегородку между предсердиями и желудочками), и атриовентрикулярное соединение (место перехода АВ узла в пучок Гиса).

Они являются пейсмекерами второго порядка и генерируют 40 - 50 импуль сов в минуту;

4. Пучок Гиса, берущий начало от АВ узла и образующий две нож ки, и волокна Пуркинье – пейсмекеры третьего порядка. Они вырабатывают около 20 импульсов в минуту.

Сокращение сердечной мышцы называется систолой, а её расслабление – диастолой. Систола и диастола четко согласованы во времени и вместе они составляют сердечный цикл, общая продолжительность которого составляет 0,6 – 0,8 с. Сердечный цикл имеет три фазы: систола предсердий, систола желудочков и диастола.

Началом каждого цикла считается систола предсердий, длящаяся 0,1 с.

При этом волна возбуждения, генерируемая синоатриальным узлом, распро страняется по сократительному миокарду предсердий (сначала правого, за тем обоих и на заключительном этапе - левого), по межпредсердному пучку Бахмана и межузловым специализированным трактам (Бахмана, Венкебаха, Тореля) к атриовентрикулярному узлу. Основное направление движения волны деполяризации предсердий (суммарного вектора) - вниз и влево. Ско рость распространения возбуждения составляет 1 м/с. Далее поток возбужде ния достигает атриовентрикулярного (АВ) узла. Возбуждение через него мо жет проходить только в одном направлении, ретроградное проведение им пульса невозможно. Так достигается направленность движения процесса воз буждения, и как следствие, координированность работы желудочков и пред сердий. При прохождении через АВ узел импульсы задерживаются на 0,02 – 0,04 с, скорость распространения возбуждения при этом составляет не более 2-5 см/с. Функциональное значение этого явления состоит в том, что за время задержки успевает завершиться систола предсердий и их волокна будут на ходиться в фазе рефрактерности.

По окончании систолы предсердий начинается систола желудочков, длительность которой 0,3 с. Волна возбуждения пройдя АВ-узел быстро рас пространяется по внутрижелудочковой проводящей системе. Она состоит из пучка Гиса (предсердно-желудочкового пучка), ножек (ветвей) пучка Гиса и волокон Пуркинье. Пучок Гиса делится на правую и левую ножки. Левая ножка вблизи от основного ствола пучка Гиса разделяется на два разветвле ния: передне-верхнее и задне-нижнее. В ряде случаев имеется третья, сре динная ветвь. Конечные разветвления внутрижелудочковой проводящей сис темы представлены волокнами Пуркинье. Они располагаются преимущест венно субэндокардиально и непосредственно связаны с сократительным миокардом. Скорость распространения возбуждения по пучку Гиса составля ет 1 м/с, по его ветвям – 2-3 м/с, а по волокнам Пуркинье – до 3-4 м/с. Боль шая скорость способствует почти одновременному охвату желудочков вол ной возбуждения. Возбуждение идет от эндокарда к эпикарду. Суммарный вектор деполяризации правого желудочка направлен вправо и вперед. После вступления в процесс возбуждения левого желудочка суммарный вектор сердца начинает отклоняться вниз и влево, а затем по мере охвата все боль шей массы миокарда левого желудочка он отклоняется все больше влево.

После систолы желудочков миокард желудочков начинает расслаблять ся и наступает диастола (реполяризация) всего сердца, которая продолжается до следующей систолы предсердий. Суммарный вектор реполяризации имеет то же направление, что и вектор деполяризации желудочков.

Из вышесказанного следует, что в процессе сердечного цикла суммар ный вектор, постоянно изменяясь по величине и ориентации, большую часть времени направляет сверху и справа вниз и влево.

Проводящая система сердца обладает функциями автоматизма, возбу димости, и проводимости.

1. Автоматизм – способность сердца вырабатывать электрические им пульсы, вызывающие возбуждение. В норме наибольшим автоматизмом об ладает синусовый узел.

2. Проводимость – способность проводить импульсы от места их воз никновения до миокарда. В норме импульсы проводятся от синусового узла к мышце предсердий и желудочков.

3. Возбудимость – способность сердца возбуждаться под влиянием им пульсов. Функцией возбудимости обладают клетки проводящей системы и сократительного миокарда.

Важными электрофизиологическими процессами являются рефрактер ность и аберрантность.

Рефрактерность – это невозможность клеток миокарда снова активизи роваться при возникновении дополнительного импульса. Различают абсо лютную и относительную рефрактерность. Во время относительного рефрак терного периода сердце сохраняет способность к возбуждению, если сила по ступающего импульса сильнее, чем обычно. Абсолютный рефрактерный пе риод соответствует комплексу QRS и сегменту RS-T, относительный – зубцу Т. Во время диастолы рефрактерность отсутствует.

Аберрантность – это патологическое проведение импульса по предсер диям и желудочкам. Аберрантное проведение возникает в тех случаях, когда импульс, чаще поступающий в желудочки, застает проводящую систему в состоянии рефрактерности.

Таким образом, электрокардиография позволяет изучать функции авто матизма, возбудимости, проводимости, рефрактерности и аберрантности. О сократительной функции по электрокардиограмме можно получить лишь косвенное представление.

2.1.4. Понятие об электрической оси сердца Сердце имеет так называемую электрическую ось, представляющую со бой направление распространения процесса деполяризации в сердце. Элек трическая ось сердца определяется состоянием пучка Гиса и мышцы желу дочка и до некоторой степени анатомической позицией сердца. Последнее особенно важно для определения электрической оси здорового сердца.

Электрическая ось в норме направлена от основания к верхушке почти параллельно анатомической оси сердца. Ее направление зависит в основном от следующих факторов: положения сердца в грудной клетке, соотношения массы миокарда желудочков, нарушения проведения импульса к желудочкам и очаговых поражений миокарда. В настоящее время большинство авторов выделяет пять вариантов положения электрической оси сердца, определяе мых во фронтальной плоскости: нормальное, вертикальное, отклонение вправо, горизонтальное и отклонение влево. Все эти варианты могут быть выражены количественно в градусах угла (рис. 2.9).

При нормальном положении электрической оси сердца угол находится в пределах от +30о до +70о. При вертикальном положении электрической оси, обусловленном небольшим поворотом его вправо, угол находится в преде лах от +70о до +90о. Более значительный поворот электрической оси вправо с углом от +90о до +180о называется отклонением оси сердца вправо. Значи тельное отклонение оси сердца вправо, обычно встречается при патологии.

Оно может наблюдаться при вертикальном положении сердца, блокаде пра вой ножки пучка Гиса, гипертрофии правого желудочка, инфаркте передней стенки, декстрокардии, смещении вниз диафрагмы (при эмфиземе легких, инспирации).

Рис. 2.9. Варианты положения электрической оси сердца, выраженные в градусах угла При горизонтальном положении электрической оси сердца угол ко леблется в пределах от +30о до 0о. Отклонением электрической оси влево считается такое ее положение, когда угол становится отрицательным (когда средний вектор находится между 0о и –90о). Заметное отклонение оси влево обычно встречается при патологии. Оно может быть результатом горизон тального положения сердца, блокады левой ножки пучка Гиса, синдрома преждевременного возбуждения желудочков, гипертрофии левого желудоч ка, верхушечного инфаркта миокарда, кардиомиопатии, некоторых врожден ных заболеваний сердца, смещения вверх диафрагмы (при беременности, ас цитах, внутрибрюшных опухолях).

2.2. Основные принципы метода векторкардиографии Векторкардиография представляет собой метод пространственного ди намического исследования электрического поля сердца в процессе кардио цикла. В основе метода лежит принцип получения пространственной фигу ры, являющейся графическим изображением изменений величины и направ ления электродвижущей силы в течение всего сердечного цикла. Известно, что при возбуждении мышцы сердца во все моменты сердечного цикла обра зуется значительное количество разнонаправленных моментных векторов, оценка каждого из которых невозможна. Это дало основание интегрировать их и при анализе оперировать понятием результирующего вектора сердца, являющегося суммой элементарных векторов каждого момента электриче ской активности миокарда. В процессе периодов возбуждения и восстанов ления сердечного цикла измеряют величину и направление результирующего вектора сердца, описывающего в пространстве из предполагаемого центра сердца кривую, названную векторкардиограммой (ВКГ).

В веторкардиографии принята своя система координат, для перехода к которой от обычной Декартовой системы координат следует учитывать, что Х = -х, Y = -z, Z = -y (рис. 2.10).

Рис. 2.10. Декартова система координат xyz и XYZ, используемая в век торном и топографическом анализе ВКГ Три плоскости XZ, XY, и YZ, образованные этими осями координат, представляются как горизонтальная, фронтальная и сагиттальная плоскости соответственно.

Существует два способа представления векторкардиограммы: скаляр ное и векторное.

2.2.1. Скалярное представление векторкардиограммы Скалярное представление ВКГ вполне соответствует общепринятому представлению стандартной электрокардиограммы (ЭКГ) в двенадцати отве дениях – измеренные сигналы изображаются в виде кривых изменения по тенциала во времени для каждого отведения. Основные элементы каждой кривой ВКГ также аналогичны элементам стандартной ЭКГ. На рисунке 2. представлено упрощенное изображение скалярной ВКГ в одном отведении, содержащее все типичные элементы.

Рис. 2.11. Типичный кардиоцикл скалярной ортогональной электрокардио граммы в отведении Х Наибольшее по амплитуде, относительно быстрое отклонение, отра жающее процесс деполяризации желудочков сердца называют комплексом QRS. Комплекс QRS, или желудочковый комплекс, отражает деполяризацию желудочков. Продолжительность его от начала зубца Q до начала зубца S не превышает 0,1 сек., и чаще всего он равен 0,06 или 0,08 сек. Измерение его производится в том отведении, где ширина его наибольшая.

За комплексом QRS следует пологий или почти горизонтальный участок - сегмент S-T, соответствующий началу реполяризации желудочков, который переходит в отклонение, соответствующее конечной, быстрой реполяризации желудочков – зубец Т.

После зубца Т в некоторых случаях удается зарегистрировать зубец U.

Происхождение его до сих пор не совсем выяснено. Есть основание считать, что он связан с реполяризацией волокон проводящей системы. Он возникает через 0,04 сек после зубца Т.

Перед комплексом QRS обычно имеется отклонение, которое имеет ровную округлую форму, характеризующее процесс деполяризации предсер дий и называемое зубцом Р.

Горизонтальный участок кардиограммы между зубцом Т (или U) одного из кардиоциклов и зубцом Р последующего кардиоцикла обычно использует ся в качестве истинной изолинии, относительно которой можно измерять значения всех представляющих интерес отклонений. Основные измеряемые параметры скалярной ВКГ - это амплитуда и длительность каждого зубца, а также длительность некоторых характерных комплексов и участков, которые могут включать несколько зубцов и промежутков между ними.

Интервал PQ отражает время, необходимое для деполяризации пред сердий и проведения импульса по атриовентрикулярному (АВ) соединению, его называют предсердно-желудочковый интервал. Его измеряют от начала зубца Р до начала желудочкового комплекса – зубца Q или зубца R при его отсутствии. В норме продолжительность интервала Р-Q колеблется от 0,12 до 0,20 сек и зависит от частоты сердечных сокращений, пола и возраста иссле дуемого. Увеличение интервала P-Q характеризуется как нарушение AВ проводимости.

2.2.2. Векторное представление векторкардиограммы Векторкардиограмма, как в норме, так и при патологии состоит из сле дующих элементов (рис. 2.12):

1. Изоэлектрическая (нулевая) точка.

2. Петля Р, являющаяся отражением процессов возбуждения миокарда предсердий, на скалярной ЭКГ ей соответствует зубец Р.

3. Петля QRS, являющаяся отражением возбуждения миокарда желудоч ков, на скалярной ЭКГ ей соответствует комплекс QRS.

• начальное отклонение, соответствующее по времени появлению зубца Q на скалярной ЭКГ.

• тело петли, в котором принято различать нисходящую (центробежную) и восходящую (центростремительную) части.

• конечное отклонение, соответствующее по времени появлению зубца S на скалярной ЭКГ.

4. Петля Т, являющаяся отражением процесса восстановления (реполяри зации) миокарда желудочков. На ЭКГ ей соответствует зубец Т.

Рис. 2.12. Векторная петля на плоскости и ее основные параметры.

Интервалы Р-Q, S-Т, Т-Р на ВКГ не видны, так как в моменты, соответ ствующие отсутствию разности потенциалов, конец вектора сердца возвра щается в нулевую точку.

При анализе ВКГ определяют плоскостные и пространственные показа тели динамики электрического поля сердца человека.

При анализе плоскостных показателей векторной петли рассматривают проекции петель на координатные плоскости. При анализе векторной петли в каждой плоскости определяют:

- длину и ширину петли QRS и их соотношение;

- отклонение вперед, назад, влево и вправо и их отношения в верти кальной, горизонтальной и сагиттальной плоскостях;

- величину и направление максимального вектора петель QRS и T;

- величину и направление моментных векторов (обычно моментные векторы определяются через каждые 0,01 с);

- угол расхождения между направлением максимальных векторов QRS и T (QRS-T);

- площади петель QRS и T;

- вектор полуплощади (вектор, который делит ВКГ-петлю на две части, равные по площади);

- время переднего и заднего отклонения петли QRS в горизонтальной и сагиттальной плоскостях, верхнего и нижнего отклонения во фронталь ной плоскости;

- направление вращения петель QRS и T при формировании петель;

При анализе пространственных показателей ВКГ определяют:

- максимальный модуль вектора в каждом из восьми октантов вектор кардиографической системы координат;

- интервалы времени пребывания вектора в определенных октантах;

- степень отклонения формы ВКГ-петли от плоской, или ее изогнутости;

- пространственную скорость конца вектора сердца и угловую скорость вектора;

- скорость изменения площади поверхности, ометаемой вектором;

- истинную площадь пространственной ВКГ-петли.

Векторкардиографическое исследование проводятся по следующим показаниям:

• ранняя диагностика гипертрофии миокарда желудочков и предсердий.

• диагностика гипертрофии желудочка на фоне блокады правой ножки пуч ка Гиса.

• диагностика комбинированной гипертрофии желудочков.

• наличие полифазных комплексов QRS в правых грудных отведениях.

• инфаркты миокарда задней локализации.

• мало измененная или нетипично измененная ЭКГ при несомненном забо левании сердца.

• трудно интерпретируемые изменения предсердного и желудочкового ком плексов ЭКГ.

Средние величины показателей векторкардиограммы здоровых людей. В таблицах 2.2. и 2.3. приведены показатели ВКГ здоровых лиц, полученные Франком.

Плоскостные показатели ВКГ (на основании исследования 100 здоровых) Таблица 2.2.

Наименование Горизонтальная Фронтальная Сагиттальная Значений плоскость плоскость плоскость Максимальный вектор 1,12 ± 0,21 1,18 ± 0,15 1,16 ± 0, петли QRS, мВ Направление, градусы 335 ± 30 42,3 ± 7,2 5,35 ± 22, Максимальный вектор 0,58 ± 0,18 0,46 ± 0,11 0,52 ± 0, петли Т, мВ Направление, градусы 52 ± 12,5 36,2 ± 10,1 146,3 ± 30, Моментные векторы, градусы 0,01с 120 ± 41 152 ± 72 192 ± 0,02с 54 ± 25 40 ± 53 150 ± 0,03с 12 ± 12 36 ± 12 146 ± 0,04с 355 ± 20 46 ± 18 92 ± Пространственные показатели ВКГ (на основании 100 здоровых) Таблица 2.3.

Наименование значений Величины Максимальный пространственный вектор петли QRS, мВ 1,42 ± 0, Максимальный пространственный вектор петли Т, мВ 0,58 ± 0, Пространственный угол QRS-T, градусы 68,7 ± 24, Азимут, градусы 392,4 ± 35, Угол подъема, градусы 50,4 ± 16, 2.3. Применение метода линейного синтеза стандартных отведений из ортогональных отведений векторкардиографии С распространением автоматического анализа ЭКГ очень актуальным становится вопрос уменьшения числа отведений. Для этой цели хорошо под ходит методика их восстановления.

Проведем математическое моделирование процесса векторкардио графии. Дипольный эквивалентный электрический генератор сердца (ДЭ ЭГС) в процессе электрической систолы описывается колебательным конту ром. Этот контур включает в себя активное, индуктивное и емкостное сопро тивления, а также источник с ЭДС, изменяющейся по закону, который соот ветствует закону изменения потенциала водителя ритма (рис. 2.13).

R Е C L Рис. 2.13. Колебательный контур.

Рассмотрим работу ДЭЭГС в процессе электрической систолы. Будем считать, что сердце обладает активным сопротивлением R, индуктивностью L, и емкостью С. Так как обычно при диагностике исследуются измерения проекций интегрального электрического вектора (ИЭБ) на выделенные плос кости, рассмотрим в качестве модели ДЭЭГС три взаимно перпендикуляр ных колебательных контура, расположенных во фронтальной, горизонталь ной и сагиттальной плоскостях (рис. 2.14).

Рис. 2.14. Схема дипольного эквивалентного электрического генератора сердца ЭДС Е во всех контурах одинаковы. Для желудочков непосредственным водителем ритма является атриовентрикулярный узел. Так как в процессе кардиоцикла происходит изменение емкости С связанной с циклической час тотой, то электрические колебания в ДЭЭГС носят параметрический харак тер.

Любой плоскости зависимость дипольного момента D ИЭВ от угла по ворота определяется дифференциальным уравнением d D + D = C. (2.1) d где С1- постоянная величина.

Решением этого уравнения является зависимость вектора дипольного момента от угла поворота и времени, которое удобно записать в виде 2 D = A sin ( + )/ 2 + B cos ( + )/. (2.2) В формуле (2.2) А и В – постоянные интегрирования, так что С1=(А+В)/2. Угол - это угол наклона электрической оси сердца (ЭО) или оси петель вектор - электрокардиограммы. На рисунке 9 показана векторкар диограмма петель SQR и T, построенная по формуле (2.2).

Рис. 2.15. Векторкардиограмма в полярных координатах.

Угол принят равным 2,3 рад, что примерно соответствует норме. По ложительным считается направление против часовой стрелки.

Проектируя на линию отведения петли рис. 2.15 на горизонтальное на правление – отведение Х векторкардиограммы, можно построить линейную векторкардиограмму по формуле:

cos2( + )/ 2 sin2( + )/ UХ = kD cos = R - T cos, (2.3) cos2 cos где k – постоянный коэффициент, согласующий размерность U и D;

R и T – амплитуды зубцов ЭКГ. (Рисунок 2.16 построен для длин главных осей петель В=2,0·10-5 Ам [3]. А=В/(R/T)=0,67·10-5 Ам. Амплитуды зубов ЭКГ приняты: R=1,5 мB, T=0,5 мB.) Из сравнений формул (2.2) и (2.3), а также рисунка 2.16 видна связь про екций длин главных осей петель SQR и T равных соответственно В и А на ли нию отведения амплитудами зубцов линейной ЭКГ R и T.

Аналогично рассуждая можно получить выражения для отведений Y и Z:

cos2( + )/ 2 sin2( + )/ UY = kD sin = R - T sin, (2.4) cos2 cos cos2( + )/ 2 sin2( + )/ UZ = kD cos tg R - T cos tg.

(2.5) cos2 cos Графики функций, описывающие три ортогональных отведения вектор кардиографии представлены на рисунке 2.16.

Х Y Z Рис. 2.16. Математические модели ортогональных отведений векторкар диографии.

2.3.1. Метод синтеза стандартных отведений из трех ортогональных Существует метод линейного синтеза стандартной электрокардиограм мы, сигнал каждого стандартного отведения представляют в виде суммы произведений сигналов трех ортогональных отведений на постоянные коэф фициенты. Тогда сигнал любого стандартного отведения в каждый момент времени можно выразить следующим уравнением:

(t ) = L (t ) + L Y (t ) + L Z (t ) TX TY TZ где X(t) Y(t) Z(t) – сигналы трех ортогональных отведений в стандарт ной векторкардиографической системе координат, показанной на рисунке Ltx Lty Ltz – постоянные коэффициенты (i = |, ||, |||, аVL, аVR, аVF, V1, V2, V3, V4, V5, V6 обозначение стандартных отведений). При этом сигналы всех отведе ний удобно трактовать как потенциалы поля дипольного электрического ге нератора, изменяющего на протяжении кардиоцикла свою интенсивность и свою ориентацию, т.е. вектор дипольного момента, а коэффициенты Ltx Lty Ltz как компоненты вектора отведения. Для определения этих коэффициентов – используют методы, основанные либо на формулировке и расчете более или менее сложных электродинамических моделей сердца как дипольного элек трического генератора и тела как объемного проводника, либо на экспери ментальном исследовании реальных испытуемых и подборе значений коэф фициентов из условия наиболее точного приближения стандартной электро кардиограммы при помощи ортогональной для кардиоцикла в целом. По следний, эмпирический подход отличается тем, что коэффициенты учитыва ют не только собственно дипольный вклад в сигналы стандартных отведе ний, найденные экспериментально при использовании разных методов син теза отведений на основе корригированной ортогональной системы отведе ний Франка таблица 2.4. Нередко наблюдаются весьма значительные разли чия между измеренными и синтезированными стандартными электрокардио граммами у конкретных испытуемых, особенно в грудных отведениях. Тем не менее, при использовании постоянных осреднений значений коэффициен тов, определении на синтезированной стандартной электрокардиограмме общепринятых параметров и применении к ним общепринятых критериев диагностики удается в среднем получить практически такую же точность ди агностики, как и при регистрации стандартной электрокардиограммы.

Таблица 2.4.

Стандартное от- LX LY LZ ведение I 1.05 -0.28 0. II 0.37 1.45 -0. III -0.68 1.73 -0. АVR -0.71 -0.59 -0. AVL 0.87 -1.01 0. AVF -0.15 1.59 -0. V1 -0.65 -0.67 -1. V2 0.06 -0.86 -1. V3 0.99 -0.42 -1. V4 1.67 -0.13 -0. V5 1.53 -0.06 -0. V6 1.10 -0.06 0. Применив данный метод синтеза к рассмотренной выше математической модели процесса векторкардиографии были получены следующие результа ты для второго отведения (II(x)), для второго грудного отведения (V2(x)) и для отведения aVR (aVR(x)):

Таким образом, мы на собственном опыте убедились в том, что методи ка восстановления стандартных отведений из трех ортогональных теоретиче ски обоснована и может быть использована в разрабатываемом устройстве с целью синтеза двенадцати общепринятых отведений из регистрируемых ор тогональных на компьютере.

3. Искусственная вентиляция легких Искусственную вентиляцию легких (ИВЛ) применяют ежедневно у многих тысяч больных во время оперативных вмешательств и в процессе ин тенсивной терапии. Для большинства анестезиологов и реаниматологов ИВЛ – рутинная процедура. Однако кажущаяся некоторым врачам простота и “привычность” ИВЛ не гарантируют от ошибок и связанных с ними ослож нений. Различным проблемам теории и практики ИВЛ посвящено огромное число исследований. Это свидетельствует, что далеко не все вопросы разре шены. Различные методы искусственной вентиляции используют не только анестезиологи и реаниматологи, но и терапевты, невропатологи, токсиколо ги, врачи скорой помощи.

За последние 10 лет произошли значительные изменения во многих кон цепциях и подходах к респираторной поддержке. В первую очередь это каса ется разработки и внедрения в практику новых способов и режимов ИВЛ, особенно вспомогательной вентиляции легких (ВВЛ). Усовершенствованы методы проведения ИВЛ и ВВЛ без интубации трахеи через маску и трахе альный катетер.

Отечественные анестезиологи и реаниматологи получили возможность использовать многие современные аппараты ИВЛ (респираторы), которые обладают широкими функциональными возможностями. Значительно рас ширились также возможности инструментального обследования больных и мониторинга. В то же время опыт показывает, что все эти возможности ис пользуются не всегда в достаточной степени и методически правильно. Это не только обедняет арсенал средств респираторной поддержки, но и может принести вред больному.

В зарубежной литературе в последние годы получил достаточно широ кое распространение термин «respiratory support» – респираторная поддерж ка. Можно считать этот термин вполне правомочным, если под ним понима ют методы, позволяющие обеспечить полноценную вентиляцию легких, ко гда самостоятельное дыхание выключено, утрачено или резко нарушено.

Но не следует ставить знак равенства между респираторной поддержкой и респираторной терапией. Последнее понятие гораздо шире, в него входит комплекс методов, улучшающих тканевый газообмен воздействием на аппа рат вентиляции, кровообращение и метаболизм. Что касается респираторной поддержки, то основными ее компонентами являются ИВЛ и ВВЛ.

Большой опыт мировой практики, предполагающий наличие у врача со временной высококачественной аппаратуры не означает, что эффективную респираторную поддержку невозможно осуществить с помощью широко распространенной отечественной аппаратуры. Подтверждение этому – десят ки тысяч успешно проведенных анестезий при сложнейших операциях и ты сячи спасенных жизней больных с тяжелейшими формами дыхательной не достаточности, многочисленные глубокие исследования, проведенные в на шей стране с помощью относительно простых аппаратов с ограниченным выбором режимов.

3.1. Общие представления о дыхательной недостаточности Имеется множество определений дыхательной недостаточности. Не вда ваясь в анализ и критический обзор разноречивых взглядов многих исследо вателей, приведем определение, основанное на принятом в 1962 г. на XV Всесоюзном съезде терапевтов, с небольшим, но практически важным допол нением. Это определение отражает взгляды классиков отечественной физио логии и терапии Л.Л. Шика и А.Г. Дембо. Оно лучше всего подходит для клинической практики.

Дыхательная недостаточность – состояние организма, при котором либо не обеспечивается поддержание нормального напряжения О2 и СО2 в арте риальной крови, либо оно достигается за счет повышенной работы внешнего дыхания, приводящей к снижению функциональных возможностей орга низма, либо поддерживается искусственным путем.

Как видно из определения, дыхательная недостаточность совсем не обя зательно проявляется гипоксемией и гиперкапнией, при медленном развитии включается ряд компенсаторных механизмов (в первую очередь усиленная работа дыхания), позволяющих длительно поддерживать PaCO2 и PaO2 на приемлемом для организма уровне. На ранних стадиях медленно развиваю щегося процесса нарушения газового состава и кислотно-основного состоя ния (КОС) крови могут возникать только при физической нагрузке. Дыха тельная недостаточность бывает острой и хронической. Последняя нарастает постепенно, развивается в течение нескольких месяцев или лет. Для нее ха рактерно сочетание гипоксемии с гиперкапнией, но pH может длительно ос таваться в пределах нормальных значений. Расстройства гемодинамики так же возникают достаточно поздно, а поражение недыхательных функций лег ких – в основном в финальной стадии и при декомпенсации. Острая дыха тельная недостаточность имеет важные качественные отличия от хрониче ской.

Острая дыхательная недостаточность – быстро нарастающее тяжелое со стояние, обусловленное несоответствием возможностей аппарата внешнего дыхания метаболическим потребностям органов и тканей, при котором на ступает максимальное напряжение компенсаторных механизмов дыхания и кровообращения с последующим их истощением. Даже при максимальном напряжении компенсаторных механизмов не обеспечивается нормальное PaO2 и нормальное PaCO2. ОДН всегда сопровождается нарушением гемо динамики.

Для ОДН характерно быстрое развитие, уже через несколько часов, а иногда и минут может наступить смерть больного. Характерным признаком ОДН является гипоксемия (если она не устранена искусственным путем).

При большинстве форм ОДН гипоксемия чаще всего сочетается с гипокапни ей, повышение PaCO2 происходит в далеко зашедших стадиях, а также при некоторых формах ДОН. На раннем этапе возникают сдвиг pH в кислотную сторону за счет генерализованных нарушений гемодинамики и нарушение метаболических функций легких.

3.1.1. Механизмы компенсации острой дыхательной недостаточности При оценке степени тяжести ОДН необходимо учитывать не только глу бину гипоксии или гиперкапнии, но и состояние компенсаторных функций организма. При этом надо иметь в виду положительные и отрицательные стороны усиленной компенсации, четко представлять себе, какими усилиями достигается устранение или уменьшение тканевой гипоксии и насколько оно полноценно.

При ОДН одной из первых и основных реакций на гипоксемию является увеличение МОД. Он достигается в начале увеличением дыхательного объе ма (если это возможно в данных условиях), а затем учащением дыхания.

Увеличение глубины дыхания способствует снижению шунтирования крови справа налево и улучшению центральной гемодинамики, но при этом повы шается потребление кислорода.

Различают четыре типа (стадии) компенсаторной гипервентиляции. При первом, наиболее физиологичном, типе МОД увеличивается только на 20 – 25 %, но VO2 возрастает более чем в три раза. Этот тип компенсации харак терен для больных с умеренными нарушениями гемодинамики, отсутствием выраженного снижения кислородной емкости крови. Компенсация достига ется за счет увеличения дыхательного объема. Второй тип компенсации – значительное увеличение МОД (на 85 – 90 %) и учащение дыхания, VO2 по вышено втрое. Третий тип крайнее напряжение компенсаторных механизмов.

МОД увеличен в 2 раза, но VO2 всего на 30 – 35 % превышает должные вели чины. Четвертый тип (стадия) – наступающая декомпенсация. МОД умень шается и только на 30 – 35 % превышает должные величины. Дыхательный объем значительно снижен, гипервентиляция осуществляется за счет резкого увеличения частоты дыхания.

Другим, тоже очень рано включающимся компенсаторным механизмом является увеличение транспорта кислорода. В ответ на снижение оксигена ции тканей увеличивается сердечный выброс. Однако при этом также имеют место два механизма компенсации: увеличение ударного объема (благопри ятный тип компенсации) и увеличение частоты сердечных сокращений и сердечного индекса без возрастания ударного объема (неблагоприятный тип компенсации). При тахикардии, как правило, развивающейся у больных с ОДН, значительно увеличивается потребление кислорода миокардом и исто щаются резервы последнего.

Одним из компенсаторных механизмов является расширение капилляр ной сети, в результате чего увеличивается ее пропускная способность. Эта реакция возникает чаще всего в ответ на гиперкапнию. Однако расширение капилляров быстро приводит к стазу в них, депонированию и сгущению кро ви. Таким образом, транскапиллирный обмен падает, и временно увеличен ная доставка кислорода к тканям снижается ниже исходного уровня.

Наконец, при накоплении в организме недоокисленных продуктов обме на и связанной угольной кислоты (бикарбоната) они начинают усиленно вы деляться с мочой. При этом в почечных канальцах усиливается реабсорбция гидрофильных ионов натрия. Это приводит к задержке натрия и воды в орга низме и олигурии.

Таким образом ОДН приводит в действие целый ряд сложных компенса торных механизмов, несовершенство которых заложено в самой их основе.

Pages:     | 1 || 3 |



© 2011 www.dissers.ru - «Бесплатная электронная библиотека»

Материалы этого сайта размещены для ознакомления, все права принадлежат их авторам.
Если Вы не согласны с тем, что Ваш материал размещён на этом сайте, пожалуйста, напишите нам, мы в течении 1-2 рабочих дней удалим его.