автореферат диссертации по информатике, вычислительной технике и управлению, 05.13.09, диссертация на тему:Оценка состояния гемодинамики у больных в операционном и послеоперационном периоде электроимедансными методами

академия наук украинской сср

ОРДЕНА ЛЕНИНА ИНСТИТУТ КИБЕРНЕТИКИ имени В. М. ГЛУШКОВА

/4

На правах рукописи удк 616—089,616—072.7

КРИВИЦКИЙ Николай Михайлович

ОЦЕНКА СОСТОЯНИЯ ГЕМОДИНАМИКИ У БОЛЬНЫХ В ОПЕРАЦИОННОМ И ПОСЛЕОПЕРАЦИОННОМ ПЕРИОДЕ ЭЛЕКТРОИМПЕДАНСНЫМИ МЕТОДАМИ

05.13.09 — управление в биологических и медицинских системах (включая применение вычислительной техники)

Ке. ¡у/с. 1 кг ко 7 и^I Рич-

'9 г^О

диссертации на соискание ученой степени доктора биологических наук

Автореферат

Киев 1989

Работа выполнена во Всесоюзном научном центре хирургии АМН

СССР.

ОФИЦИАЛЬНЫЕ ОППОНЕНТЫ:

доктор медицинских наук, профессор Меделяновский А. Н., доктор медицинских наук, профессор Цыганий А. А., доктор биологических наук Котова А. Б.

ВЕДУЩАЯ ОРГАНИЗАЦИЯ: 2-й Московский ордена В. И. Ленина государственный медицинский институт им. Н. И. Пирогова, кафедра биологической и медицинской кибернетики.

Защита состоится « » 19 г. в часов на за-

седании специализированного совета Д 016.45.05 при Институте кибернетики имени В. М... Глушхова АН УССР по адресу: 252028, Киев 28, проспект Науки, 41.

С диссертацией можно ознакомиться в научно-техническом архиве института.

Автореферат разослан « » 19 г.

Ученый секретарь специализированного совета

Козак Л. М.

I - 0Б1ДАЯ ХАРАКТЕРИСТИКА РАБОТЫ

АКТУАЛЬНОСТЬ ПРОБЛЕМЫ. Последние десятилетия отмечены интенсивным ростом сложности реконструктивных хирургических !вмешательств. Б настоящее время в СССР и за рубежом осуществляются тысячи операций на открытом сердце, различные виды пересадок, аутотрансплантаций и реплантаций органов и тканей человека.

Как правило, одним из основных критериев качества произведенного хирургического вмешательства, наряду с различными биохимическими тестами, является, наличие ■адекватного кровотока в оперированном органе. Кроме того, поскольку большинство операций являются высокотравматичными, протекают в условиях искусственой вентиляции, искусственного кровообращения, при сильном медикаментозном воздействии, особую роль приобретает нормализация жизненноважных функций организма в послеоперационном периоде. К ним относятся: сердечный выброс (СВ), объем циркулирующей крови (ОЦК), объем внесосудистой жидкости в легких (ОВЖЛ), кровоток мозга, печени, почек и т.п.

Б этой ситуации для адекватного управления состоянием больного в распоряжении врача должны быть методы, оперативно и достоверно отражающие состояние вышеперечисленных параметров.

К настоящему моменту времени в клинической практике для количественной оценки объемных.кровотоков и объемов жидкостей в организме используются: электромагнитная и допплеровская флоуметрия, методы разведения индикаторов (оптических, радиоизотопных, температурных и т.п.), плетизмография и т.д. Однако, применение этих методов в практике интраоперационных ■л 1 послеоперационных исследований по различным причинам затруднено .

Наряду с указанными способами в клинической практике применяются методы определения параметров гемодинамики, основанные на измерении пассивных электрических характеристик крови - метод разведения электроимпедансных индикаторов, и тканей - метод электроплетизмографии (реографии).

Вместе с тем,сложность описания электрического поля в крови и в многослойных неоднородных анизотропных структурах

биологического объекта создает проблемы при попытках дать количественную оцег:ку кровотока электроимпедансными мэтодоми. 5тс ограничивает их использование для управления состоянием больных в практике интраоперационных и послеоперационных исследований.

Актуальность данной проблемы подтверждается включением этой тематики в планы ГКНТ:"Разработать методы и технические средства экспресс-анализа и мониторного контроля кровообращения аутотранспланткрованных и реплантированных тканей и сегментов конечностей" (ном.гос.регист.01.86.0 045842)и в планы АМН СССР: "Разработать методы и аппаратуру для определения параметров гемодинамики методом разведения электроимпедансных индикаторов" (ном.гос.регистр.01.86.0 123300).

ЦЕЛЬ РАБОТЫ: создание количественных электроимпедансных методов оценки состояния гемодинамики у больных в интраопера-ционном и послеоперационном периоде.

Для достижения поставленной цели необходимо решить следующие задачи:

1. Ка основе созданных в работе математических моделей установить и исследовать точностные характеристики функционал ной сеязи между измеряемым электрическим импедансом крови или ткани и искомыми параметрами: сердечным выбросом, объемом циркулирующей крови, объемом внесосудистой жидкости в легких (методом разведения электроимпедансных индикаторов) и кровотоком сегментов конечностей (методом неокклюзионной электроплетизмографии ).

2. Ка физических моделях оценить точностные характеристики предложенных методов в зависимости от электрических свойств крови и параметров электродных систем.

3. Сопоставить результаты измерения гемодинамических параметров электроимпедансными и другими методами в эксперименте и клинике.

4. На основе проведенных теоретических, физических, экспериментальных и клинических исследований проанализировать точностные характеристики разработанных электроимпедансных методов и дать рекомендации по области их применения.

Ъ. Оценить перспективы применения электроимпедансных

методов зля.определения органных кровотоков и других физиологических параметров.

6. Разработать основные медико-технические требования к специализированной аппаратуре для определения объемного кровотока и объема жидкости электроимпедансными методами.

НАУЧНАЯ НОВИЗНА. Исследовано влияние введения изоосмоти-ческих растворов диэлектрика и электролита на электрическое сопротивление движущейся крови в условиях вариации ее концентрационных характеристик (гематокрита, электролитов, белков, глюкозы) в широких пределах. Установлена функциональная связь между регистрируемым изменением электрического сопротивления крови и объемной скоростью кровотока.

Исследованы изменения электрического сопротивления артериальной крови при внутривенном введении изоосмотическсго раствора хлористого натрия. Установлена функциональная связь между приращением уровня электрического сопротивления крови (после смешивания индикатора) и объемом циркулирующей крови.

Исследован характер движения изоосмотических и гиперосмотических растворов хлористого натрия и глюкозы по внутри-сосудистому и внесосудистому пространству легких. Установлена функциональная связь между объемом внесосудистой жидкости легких и объемом воды, перешедшей из легких в кровь по осмотическому градиенту.

Исследована математическая модель протекания тока в цилиндрическом сегменте слоистой структуры (модель конечности). Установлена функциональная связь между измеряемым изменением электрического сопротивления исследуемого участка конечности и величиной пульсового притока.

! Исследована обобщенная математическая модель протекания тока в неоднородных биологических структурах (конечности, внутренние органы). Установлена функциональная связь между регистрируемым изменением электрического сопротивления исследуемого участка ткани и его пульсовым кровенаполненением.

ПРАКТИЧЕСКАЯ ЗНАЧИМОСТЬ.Теоретические, экспериментальные и : клинические исследования на основе метода разведения электроимпедансных индикаторов позволили разработать к

внедрить в практику новые методы определения:

-сердечного выброса и объема циркулирующей крови; -динамики изменения объема внесосудистой жидкости легких -органного кровотока;

-скорости поглощения глюкозы тканями организма; -регургитации на клапанах сердца.

Теоретические и клинические исследования определения кро вотока органов злектроплетизмографическим методом позволили: -установить принципиальную возможность количественной оценки кровотска конечности, а также точностные характеристик метода е зависимости от взаимного расположения электродов геометрии исследуемого сегмента;

-сопоставить результаты измерения кровотока конечности окклюзионным и неокклюзионным;методами;

-оценить перспективы количественной оценки кровотока внутренних органов.

Разработаны медико-технические требования на прибор дл определения сердечного выброса и объема циркулирующей крови на монитор для микрохирургии.

НА ЗАЩУ ВЫНОСЯТСЯ СЛЕДУЮЩИЕ ОСНОВНЬЕ ПОЛОЖЕНИЯ.

I.Определить величину сердечного выброса и объел циркулирующей крови с достаточной для клинических целе точностью позволяет использование двух изоосмотически электроимпедансных индикаторов - электролита (0,9£ хлористь -натрий) и диэлектрика (5* глюкоза).

2.При отсутствии грубых нарушений проницаемости мембрг легочных структур для гидрофильных- молекул оценить динами? изменения объема внесосудистой жидкости в легких позволяв применение в качестве электроимпедансных индикаторов изс осмотических растворов хлористого натрия и глюкозы, гиперосмотическои,глюкозы.

2.Метод тетраполярной неокклюзионной электроплетизмогр; фин позволяет оценивать динамику объемного кровотока коне1 ности при корректном наложении электродов на исследуемы^ участок с достаточной для клинических задач точностью.

ОЕ"ЕМ ИССЛЕДОВАНИЙ. Для исследования конструктивных особенностей электродов, электрических свойств индикаторов, а также для анализа влияния гематокрита и концентрационных параметров плазмы крови на точностные характеристики разработанных методов, было проведено 65 экспериментов на ,'стенде с циркулирующими кровью, плазмой, растворами электролитов.

В процессе разработки методов гля моделирования различных пограничных состояний организма, для отработки конструктивных параметров внутрисосудистых электродов было проведено 40 экспериментов на животных.

■Соответствие измеренных электроимпеданснымй методами параметров клинической ситуации результатам биохимических анализов, результатам измерения другими методами наблюдали у более тысячи двухсот больных. Обследования включали измерения в интраоперационном периоде и в ближайшем послеоперационном следующих параметров: сердечного выброса, объема циркулирующей крови, динамики изменения объема внесосудистой жидкости в легких, кровотока печени, кровотока аутотрансплан-тирсваиных и реплантированных сегментов конечностей, скорости поглощения глюкозы организмом, величины регургитации на трикуспидальном клапане и наличия дефектов сердечных перегородок. ~~~

РЕАЛИЗАЦИЯ РЕЗУЛЬТАТОВ РАБОТЫ. Основные положения диссертации используются в практике следующих лечебных и технических учреждений: во Всесоюзном научном центре хирургии АМН СССР,' в Первом медицинском институте им. И.М.Сеченова,во ВНИИ скорой помощи им.Н.В.Склифасовского, в Одесском медицинском институте, в 36 Московской городской больнице, в филиале ВНИИ электромеханики (г.Истра Моск.обл.).

3 1990 - 1991 гг. намечен серийный выпуск "Измерителя сердечного выброса и объема циркулирующей крови" на заводе ЧЕАЗ (г.Чебоксары).

АПРОБАЦИЯ ДИССЕРТАЦИИ. Основные положения диссертации доАожены: на Восьмом съезде хирургов Армении (г.Ереван Л983), на, Всесоюзной научно-технической конференции "Вопросы

разработки и внедрения радиоэлектронных и электротехнически средств при диагностике сердечно-сосудистых заболеваний ■г.Москва, 1254), на Всесоюзной конференции "Актуальны вопросы организации, продзилактики и хирургического лечени болезней магистральных сосудов" (г.Москва, 1&65), н Тринадцатом международном конгрессе по ангеологии (г.Афины 1955;, на Всесоюзной конференции по экстренной хирурги: сосудов (г.Минск, 1986), на Всесоюзной конференци] "Применение медицинской техники в хирургии" <г.Иркутск,1986) на Втором всесоюзном симпозиуме по микрохирургии (г.Москва 1956;, на Второй всесоюзной научно-технической конференци] "Проблемы создания технических средств для диагностики ) лечения заболеваний сердечно-сосудистой системы" (г.Львов

1987), на Секции физиологии дыхания и кровообраиени: Ленинградского общества физиологов, биохимиков, фармакологе! им й.Н.Мечникова (г.Ленинград, 1988), на Хирургической секцш Московского научного кардиологического общества (г.Москва,

1988), на Пятом республиканском съезде анестезиологов I реаниматологов' Украины (г.Ворошловоград,1988), на Тридцать первом международном симпозиуме "Роль легочного V бронхиального кровообращения в обмене жидкости и белка ъ легком" (г.Ленинград, 1989), на Четвертой всесоюзной научной конференции "Кровоснабжение, метаболизм и функция органов при реконструктивных операциях" (г.Ереван, 1989).

ПУБЛИКАЦИЯ РАБОТЫ. Основные результаты опубликованы в £5 статьях и тезисах докладов, по работе получено б авторских свидетельств и 2 положительных решения на изобретения.

СТРУКТУРА РАБОТЫ. Диссертация состоит из введения, ;кстй глав, заключения, выводов, списка использованной литературы и приложения. Диссертация изложена на 205 страницах машинописи, содержит 56 иллюстраций, 7 таблиц, 161 литературный источник; из них 46 - отечественных и 115 - иностранных авторов.

СОДЕРЖАНИЕ РАБОТЫ

В первой главе сформулированы основные требования к методам исследования параметров гемодинамики в системе управления состоянием больного в интраоперационном и послеоперационном периоде. Дан сравнительный анализ существующих методов с точки зрения этих требований.

Установлено, что основная проблема при определении ге-модинамических параметров методом разведения электроимпедансных индикаторов состоит в. учете влияния исходных электрических характеристик крови. При реализации метода электроплетизмографии остаются неясными возможности количественной оценки кровотока.

Собственные исследования в настоящей работе состоят из двух частей. В первой части ( вторая, третья и четвертая главы) рассмотрен метод разведения электроимпедансных индикаторов. Во второй части (пятая и шестая главы) рассмотрен метод электроплетизмографии.

Схема и основные этапы разработки электроимпедансного метода определения параметра гемодинамики представлены на рис.I.

Вторая глава посвяшена определению сердечного выброса и объема циркулирующей крови методом разведения электроимпедансных индикаторов.

При введении растворов различной электропроводности б поток движущейся крови амплитуда и полярность регистрируемых кривых электрического сопротивления крови (ЭСК) Ек ■меняются. При этом несовпадение между кривыми разведения связано только со степенью различия электропроводности индикатора и ЭСК, а не с гемодинамическими параметрами. В этом случае каждая кривая разведения содержит одинаковую информацию о гемодинамике и дополнительную информацию об электрических характеристиках крови, т.е. является как бы тестирующей по отношению к ЭСК. Это создает предпосылки к возможности учета влияния исходных электрических характеристик крови (фактора помехи) математически!® методами.

Каждая инъекция, отличающаяся по своим электрическим характеристикам, дает одно уравнение: кроме того, одно уран-

Рис.1. Схема разработки метода определения гемодинамического параметра. О - гемодинамический параметр; £ - измеряемая электрическая характеристика биообъекта.

крови в артерии при внутривенном болюсном введении изоосмотических растворов хлористого натрия и глюкозы. МИ - момент инъекции.(см.Приложение).

нение есть,- собственно, формула для ЭСК. Тогда в общем виде для П- - инъекций можно получить систему уравнений:

2к = Г(сч,йг, ...,йп)

С-6 -v</s< F* (Qf, Qi,-, ОпЛ>)

( 1 )

С.В = Vn/Sn Гп {(ц Oz, On, &.J

где Sv-., Sn - площади под кривыми разведения; -

объем инъекций; dn - параметры крови; 6п

электрические характеристики индикаторов; Г (Cu,...,Gn) - вид функциональной зависимости ЭСК от параметров крови ;Г»/сц... Оп, Ц Fn (cu,..., Un, Inj - функции, зависящие от электрических свойств индикаторов и характера изменений исходных параметров крови при введении индикаторов.

Система уравнений (1) отражает существо многоиндикаторного подхода.Решая систему можно определить величину сердечного выброса.

Вместе с тем,- значительный рост объема- измеряемой на биообъекте первичной информации для получения одного и того же параметра - сердечного выброса, неизбежно ведет к росту погрешности его определения и снижению клинической ценности метода. В качестве первого, наиболее простого варианта, в работе рассмотрен двухиндикаторный метод определения сердечного выброса.

Представим электрическое сопротивление крови Z к в следующем виде:

2к - —Г- < 2 )

C-kJUK

где С к - суммарная концентрация ионов, принимающих участие в электропроводности крови;JU« - средняя электрическая подвижность этих ионов; К - коэффициент, зависящий от конструктивных характеристик электродной системы.

Средняя электрическая подвижность ионов крови зависит от температуры крови, вида ионов, их концентрации, а так же от концентрации эритроцитов, белков и глюкозы.

При введении индикатора значение новой суммарной концентрации ионов в крови С к будет:

С.' * Ск-УУч-.Сц.Уи ( з )

Ук+Уи

где У к - объем крови, в котором смешался индикатор; V" -объем индикатора; Си - концентрация индикатора.

По аналогии представим•новое значение средней электрической подвижности ионов крови ]Ик в следующем виде:

. _ /Iк-Ук^и-Уи ( 4 )

\/к + Уи

где ^и. и - электрическая подвижность ионов хлористогс натрия в растворе индикатора.

Отметим, что в отличии от выражения (3), которое основано на определении понятия концентрация, справедливость равенства (4) является предположением.

В работе показано, что описанный подход тем точнее, чеь более различаются по своим электрическим характеристика! индикаторы.

Выбрав (рис.2) в качестве электролита 0,92 раствор хлористого натрия (индекс "ф"), а в качестве диэлектрика раствор глюкозы (индекс "г"), с учетом выражений (3) и (4) и формулы (2) была получена система из трех уравнений аналогичная системе (I), Решаниа ©той системы дало следующее выражение для сердечного выброса:

О г _ ЪерЧ-Ъг £ср

Анализ этого выражения показал, что в результате инструментальных ошибок, ошибок в аппроксимации кривых, г также из-за погрешности, связанной с неадекватность» рассматриваемой математической модели, выражение по; радикалом может оказаться близким к нулю или даже отрицательным. В этой ситуации возникает неопределенность е измерении сердечного выброса. Вышеперечисленные обстоятельства снижают практическую ценность формулы (б).

В работе показано, что приближенное аналитическое

выражение для определения сердечного выброса, свободное от этого недостатка,целесообразно искать в следующем виде:

Здесь А и Ь ~ численные коэффициенты, выбор которых осуществляли по минимуму среднего значения модуля.относительной разности расчета СВ из выражений (5) и (6). Вторым критерием оценки качества выбора коэффициентов был процент от общего числа случаев, при котором погрешность определения сердечного выброса в рамках рассматриваемой математической модели была меньше 5?, меньше 10% и меньше £0% дл? различных значений Ск / Сер и JU-k / JU-ф .

Было установлено, что средняя погрешность определения сердечного выброса в условиях равновероятного существования электрических характеристик крови в теоретически возможных пределах составляет 11 - 12?. Для практической области существования характеристик крови средняя погрешность составляла Б - 6?, при этом более 50? измерений имели погрешность менее Ъ%, более 80? - менее 10?, и результаты всех измерений имели погрешность менее 201.

Учет взаимозависимости электрических характеристик крови показал, что, в действительности, точность метода должна быть не хуже оценки, полученной теоретически.

При определении объема циркулирующей крови было принято предположение о том, что изоосмотический раствор хлористого натрия медленно покидает сосудистое русло (десятки минутj.

Это позволило получить выражение для ОЦК в следующем

виде:

где А Е<р -приращение электрического сопротивления крови в результате введения физиологического раствора к моменту смешивания индикатора (рис.2).

При проведении экспериментальных исследований в качестве эквивалента сердечного выброса использовали объемный расход в замкнутой системе с циркулирушэй жидкостью.

(б)

( 7 )

Объем циркулирующей жидкости в системе был около 0,5 л. Измерения электрического импеданса осуществляли реоплетизмог-рафом РПГ2-03 на частоте 100 кГц при величине тока около 800 мкА. Кривые регистрировали двухкоординатным самописцем ПДП4-002. Шкалы реоплетизмографа и чувствительность измерительной системы предварительно калибровали магазином сопротивлений. Для введения индикаторов использовали шприцы, калиброванные мензуркой. Для измерения электрического сопротивления жидкости применяли: электроды,расположенные вдоль и поперек потока, биполярные иглы и внутрисосудистые катетеры с электродами.

Исследования на стенде с циркулирующим раствором хлористого натрия позволили оценить поляризационные эффекты, возникающие на электродах, в частности, при использовании биполярной иглы. Этот вопрос имеет большое практическое значение, так как введение кончика биполярной иглы в просвет артериального сосуда является относительно мало травматичной процедурой - не требует катетеризации артерии или правых отделов сердца, как при использовании оптических и термоди-люционных методов.

Возможность применения серийных техничеких средств для оценки малых сигналов, получаемых при измерении объема жидкости в системе (аналог объема циркулирующей крови), исследовали на стенде с резервуаром для жидкости объемом около б литров и механической мешалкой. Определение объема жидкости (0,9£ раствор хлористого натрия) в системе осуществляли путем введения 20 мл 5? глюкозы. Средняя погрешность при десяти измерениях составила 2,9 ¿0,64?, коэффициент корреляции 0,992, р <0,001. Таким образом; было установлено, что серийная аппаратура в лабораторных условиях позволяет надежно регистрировать малые приращения электрического сопротивления (порядка десятых долей процента) и с достаточной точностью измерять объемы жидкости, близкие к реальным объемам крови у человека.

При исследованиях на стенде с циркулирующей цитратной кровью ее концентрационные характеристики меняли в пределах, при которых, судя по литературным данным, существует жизнедеятельность организма. Помимо вариации параметров крови меняли также условия измерений: конструктивные характеристики

электродов, скорость потока крови, температуру индикаторов.

Кровь ' разбавляли плазмой (изменение гематокрита), раствором 0,91 хлористого натрия (модель уменьшения концентрации белков и глюкозы В крови), разбавляли изоосмотической глюкозой (модель одного из вариантов диабетической комы). Исследования провели на крови, обладающей аномально высоким гематокритом и большой концентрацией белков, а также при широкой вариации концентрации электролитов (осмолярности).

Весь массив экспериментальных данных был рассчитан по формуле (б) при различных значениях коэффициентов (табл.1).

Табл.1 Численные значения коэффициентов А и Ь.в формуле (б), найденные на математической модели и в эксперименте.

А 0,15 0,20 0,25 0,30

Теор.модель Ь 1,8 1.6 1,2 и

Экспер.Ь 2,0 1.6 1,4 I "> i, ~

Сред.погреши. эксперим. 7,0% 5,7£ 6,0* б,эг

Из таблицы I видно, что численные значения коэффициентов, полученные теоретически и экспериментально, близки. Анализ инструментальных погрешностей , возникающих при реализаци формулы (б) показал, что более высокой точностью ■обладает сочетание коэффициентов с большим А и меньшим 6 (при прочих равных), т.е. А =0,25 и Ь -1,4. В этом вариантев 53^ * случаев погрешность определения расхода в системе меньше 5%, в 82&-меньше IOS и в 100% случаев-меньше 20£.

В работе показано, что без ущерба для точности при клинических исследованиях СВ можно вводить растворы индикаторов комнатной температуры.

При проведении клинических исследований в качестве электродов для измерения электрического сопротивле-

ния крови в периферической артерии в интраоперационном периоде и в реанимации использовали биполярные иглы и внутри-сосудистые биполярные катетеры. Часть исследований провели путем непрерывного отсоса артериальной крови через камеру с двумя электродами в стерильный гепаринизированный шприц с последующим возвратом крови. В отделении гемодиализа электроды устанавливали в магистрали (трубке), по которой кровь из артерии поступает в диализатор.

Для измерения электрического сопротивления крови использовали реоплетизмограф: РПГ2-03. Кривые разведения регистрировали двухкоординатными самописцами или приборами типа "Мин-гограф". Регистрирующая аппаратура имела полосу пропускания от нуля. Весь комплекс аппаратуры был аттестован Отделом госислытаний БНИИИМТ МЗ СССР (соответствие ГОСТу по электробезопасности).

Результаты определения СВ и ОЦК, полученные методом разведения электроимпедансных индикаторов, сопоставили с хорошо зарекомендовавшими себя в клинической практике методом термодилюции (СВ) и радиоизотопным методом (ОЦК).

В отделении реанимации ВНЦХ АМН СССР у 12 больных провели 26 исследований СВ термодилюционным методом и методом разведения электроимпедансных индикаторов.

Индикаторы - 5? раствор глюкозы и 0,91 раствор хлористого натрия, вводили,в зависимости от установки катетера, во внутреннюю, наружную яремные вены или бедренную вену. Объем инъекций, в зависимости от массы тела больного, составил 5-20 "мл.Время введения индикатора не превышало 2,5 с. Использовали линейную экстраполяцию нисходящего склона кривых разведения.

Измерение СВ проводили термодилютором фирмы "СЫк/агс^ " (США). Катетер с терморезистором устанавливали стандартным способом путем катетеризации правых отделов сердца. Коэффициент линейной корреляции составил 0,94, р <0,001.

Оценку воспроизводимости электроимпедансного метода определения СВ осуществили путем двухкратных измерений в течении периода времени, не превышающего пяти минут.В результате 18 пар измерений коэффициент корреляции составил 0,985, р ( 0,001*.

В отделении гемодиализа ВНЦХ АМН СССР провели десять

сопоставлений объема циркулирующей крови у восьми больных. Збъем циркулирующей крови определяли по формуле (7) из кривых, как показано на рис.2. Определение 011К радиоизотопным «етодом проводили по общепринятой методике. Коэффициент корреляции между группами данных составил 0,85 ( р < 0.01).

Важно подчеркнуть, что новый уровень электрического сопротивления артериальной крови стабилизировался на третьей минуте после введения физиологического раствора. Быстры;; характер смешивания подтвердили также радиоизотопные исследования;

Накопленный за период 1955 - 1989 гг. опыт исследований ЗВ и ОЦК (свыше 2500 исследований) показал, что разра-зстанный метод обладает высокой воспроизводимостью, практически не имеет противопоказаний и хорошо согласуется с наблюдаемыми клиническими проявлениями. Исключение составляют ситуации, когда з принципе применение методов разведения затруднено, в частности, при значимых изменениях параметров гемодинамики в момент измерения.

Третья' глава посвящена созданию способа оценки объема Енесосудистой жидкости в легких методом разведения электроимпедансных индикаторов. Рассмотрим процесс прохождения гиперосмотического индикатора по легким. Сделаем следующие допущения:

- уменьшение градиента осмолярности "кровь- - легочная жидкость" происходит только за счет диффузии воды:

- изо- и гиперосмотический индикаторы проходят легкие одинаковым образом и не вызывают гемодинамических изменений:

- до проведения исследований, осмолярность крови притекающей к легким равна осмолярности внесосудистой жидкости легких.

При прохождении гиперосмотической крови по сосудистому руслу легких, е..следствии осмотического градиента, возникнет диффузия воды из легких в кровь, что приведет к повышению осмолярности жидкости легких (рис.3). Тогда, с учетом первого допущения можно получить для ОВЖЛ:

где А VI(1) -объем воды, перешедшей из легких в кровь к моменту времени "Ь ; ПлМ- осмолярность легких к моменту времени 1 .

Переход воды из легких в кровь продолжается до исчезновения осмотического градиента, т.е. до момента времени 1р , когда снижающаяся осмолярность притекающей крови сравнивается с возросшей осмолярностью легких (рис.3). Далее происходит обратный процесс - переход воды из крови в легкие и т.д.

Кз выражения (8) видно,что для определения ОВЖЛ необходимо определить объем воды, перешедшей из легких в кровь к моменту осмотического равновесия, осмолярность крови в этот-момент,,а так »в знать исходную осмолярность крови.

Соспоставим кривые изменения электрического сопротивления крови в артерии, которые получены путем болюсного внутривенного введения изоосмотичеекого и гиперосмотического диэлектрических индикаторов (рис.4).

В процессе прохождения гиперосмотического индикатора по леким начинается переход воды из легких в кровь по осмотическому градиенту, что приведет к росту ЭСК (вода - диэлектрик ). В результате зарегистрированная на выходе из легких кривая разведения гиперосмотического индикатора будет иметь более высокую восходящую часть кривой, чем кривая изоосмотичеекого индикатора. После момента осмотического равновесия переход воды из крови в легкие приведет к уменьшению электрического сопротивления крови, и кривая гиперосмотического индикатора будет ниже, чем кривая изоосмотического (рис.4).

Из сопоставления кривых разведения гиперосмотического и изоосмотического индикаторов видно,' что искомый объем воды, перешедшей из легких в кровь,к моменту равновесия пропорционален разности площадей под кривыми разведения (заштрихованная площадь).

В- работе показано, что выражение для ОВЖЛ примет следующий вид:

где К4 - соотношение площадей под кривыми первого прохождения гиперосмотического и изоосмоотического индикаторов;

Рлс.З. Временные диаграммы изменения осмоляр-ности легких П» ( ^ ) и крови Пк( ^ ) при введении ишеросмотического индикатора. 1) - зависимость объема водш, перешедшей из легких в кровь "+" и ив крови в легкие "V".

Рис.4. Временные диаграммы изменения электрического сопротивления артериальной крови при внутривенном введении изо- и гиперосмотического диэлектрических индикаторов. 2п - -кривые разведения индикаторов до легких; 2о ( 1 ) - кривая разведения изоосмотического индикатора после легких; ) - изменение элек-

трического сопротивления крови, связанное с перетоком вода из легких в кровь "+" и обратного "-"; Н г (^ ) •• кривая разведения гипепосмотичгткпго \:ч;иш;тго-р-1 после логглх (г11,]1рг,,"п-<ч1'1о'Ь

Кг - соотношение площадей под кривыми первого прохождения воды и изоосмотичесчого индикатора; Кз - коэффициент, равный 0,35; НА -гематокрит.

Непосредственное использование изложенного подхода для определения ОВЖЛ затруднено тем, что, практически, трудно найти изоосмотический и гиперосмотический индикаторы, удовлетворяющие первому предположению. Рассмотрим возможность применения растворов хлористного натрия и глюкозы для этих целей.

Сделаем следующие допущения:

1. Изоосмотический раствор хлористого натрия (физиологический раствор) является индикатором, недиффундирующим из сосудистого русла легких. Он смешваетя (распространяется) в объеме плазмы крови и переносится потоком плазмы.

2. Изоосмотический раствор глюкозы . распространяется в плазме крови и хорошо диффундирует в интерстициальное пространство легких. Объем разведения этого индикатора можно считать равным сумме объемов плазмы крови и межклеточного пространства. При этом индикатор поступает в указанный объем и выносится из него потоком плазмы. Молекулы глюкозы не проникают в клеточные структуры легких и крови.

3. Молекулы воды распространяется во всем осмотически активном объеме легких и крови. Объем разведения осмотически активной воды есть сумма объемов крови межклеточной и внутриклеточной жидкости. При этом молекулы воды поступают в этот объем и выносятся из него с объемной скоростью, равной сердечному выбросу.

Определим объемы внесосудистых секторов легких на базе принятых допущений. В соответствии с первым и вторым допущениями межклеточный объем будет:

Ум-сьО-к*К±г-"Ьр) по)

где Ум - объем внесосудистой жидкости в межклеточном пространстве легких; "Ьр и 1 г - среднее время прохождения растворов хлористого натрия и глюкозы.

Для определения внутриклеточного объема жидкости в легких используем введение изоосмотического и гиперосмотического

растворов глюкозы.

В работе показано, что с учетом перечисленных допущений выражение для внутриклеточной воды можно представить е следующем виде:

Точностные характеристики описанного подхода во многом определяются степенью достоверности принятых в' настоящем разделе допущений. В основном они. относятся к диффузионным свойствам гидрофильных молекул в легочных структурах.

При экспериментальных исследованиях в системе с циркулирующим раствором хлористого натрия в качестве аналога легких использовали полупроницаемую мембрану диализатора "Искусственная почка". Вид кривых разведения, зарегистрированных до и после диализатора, был аналогичен теоретическим (рис.4).

Экспериментальную модель грубого нарушения проницаемости мембран легочных структур осуществили путем внутривенного введения собаке раствора олеиновой кислоты. Вид зарегистрированных кривых электрического сопротивления крови до воздействия был аналогичен теоретическим. После ■ воздействия кривые приобрели заметны» качественные отличия,

Таким образом, в условиях, когда не соблюдаются вышеперечисленные допущения, возникает ограничение на применение предложенного алгоритма определения объема внесосудистой жидкости в легких. Вместе с тем, наблюдаемые характерные изменения кривых 52 и 40? глюкозы являются характерным диагностическим признаком нарушения проницаемости мембран легочных структур.

В ВНЦХ АМН СССР ежегодно проводится свыше 300 клинических исследований ОВЖЛ у больных в процессе операции в реанимации и вс время гемодиализа. Имеющиеся данные подтверждают возможность оценки динамики ОВЖЛ и диагностики отека легких.

$0 ев

(II)

Четвертая глава посвящена анализу перспектив применения електроимпедансных методов для количественной оценки кровотока различных органов и других параметров оганизма, имеющих большую клиническую значимость: уровня поглощения вещества органом, скорости поглощения вещества тканями организма, величины регургитации на клапанах сердца.

Рассмотренный во второй главе метод определения сердечного выброса по двум инъекциям изоосмотических растворов глюкозы и хлористого натрия был адаптирован для определения органных кровотоков. Измерение объемного кровотока органа осуществляли по разности кровотоков центральной вены прокси-мальнее и дистальнее места впадения в нее вен органа. Основным условием достоверности полученных таким путем результатов является наличие равномерного перемешивания индикатора во всем потоке крови, проходящем через поперечное сечение центральной вены в месте расположения электродов.

Оценку уровня поглощения вещества органом (печенью) осуществляли путем введения индикатора в поток крови, втекающей в орган (воротная вена) м в поток крови, минующей орган (бедренная вена). Сопоставление площадей под кривыми разведения на выходе из органа (в нижней полой вене) позволило оценить количество индикатора (спирта, глюкозы и т.п.), поглощенное органом.

Для оценки скорости поглощения вещества (глюкозы) тканями организма осуществляли внутривенную непрерывную капельную инъекцию изоосмотического раствора глюкозы. Численное значение получади из сопоставления нового установившегося уровня ЭСХ в артерии с исходным, т.е. в момент выравнивания скорости поступления глюкозы в кровь со скростью ее поглощения на уровне капилляров.

Дйя определения регургитации на клапанах сердца, в частности на трикуспидальном, катетер с электродами вводили в правый желудочек. Первую болюсную инъекцию солевого раствора осуществляли в поток крови, текущий к правому предсердию, вторую - в правый желудочек. Кривые регистрировали в правом предсердии. Из соотношения площадей под кривыми разведения оценивали величину регургитации.

Клинические и экспериментальные (на животных) исследова-

ния, проведенные в ВНЦХ АМН СССР и в Одесском медицинском институте ' подтвердили работоспособность и достоверность перечисленных методов. Использование серийной отечественной техники, общедоступность и дешевизна применяемых индикаторов открывают перспективы их широкого клинического использования.

Пятая глава посвящена исследованию возможности использования метода электроплетизмографии для количественной оценки и мониторного контроля кровотока конечностей в процессе операции на сосудах и в послеоперационном периоде.

Два фактора отражают специфику исследований кровотока при проведении операций по аутотрансплантации и реплантации тканей и сегментов конечностей.

Первый - затрудненность доступа к оперированной зоне для наложения электродов и меняющееся состояние кожного покрова (сухость, влажность, кровь и т.п.). Второй - нежелательность окклюзиокных исследований (пережатие вен) при количественной оценке кровотока оперированных участков конечностей.

Рассмотренная в настоящем разделе математическая модель основана на исследовании характера распределения тока в слоистых цилиндрических структурах (рис.5), имеющих электрические свойства биологического объекта.

Был реализован четырехэлектродный метод измерения электрического импеданса и сделаны следующие допущения:

- форма исследуемого сегмента близка к цилиндрической;

- исследуемый сегмент имеет слоистую структуру (эквивалент кожи, мышц, кровеносных сосудов и т.п.);

- токовые и измерительные электроды выполнены из тонких опоясывающих лент;

- электропроводность слоев изотропна;

- рассматриваемый цилиндр является достаточно длинным, и краевым эффектом при исследовании сегмента можно пренебречь .

Для решения задачи о поле в многослойной цилиндрической среде в работе использовано уравнение Лапласса с учетом осевой симметрии системы. Уравнения решали методом разделения переменных.

В результате было получено выражение для электрического

'Рис.5. Многослойная математическая модель сегмента

конечности. "АА" и "ВВ" - токовые и измерительные электроды; ,...,рп -удельное электрическое сопротивление слоев; ,...,Гп - внешние радиусы слоев.

Рис.6. Зависимость погрешности измерений ( о )

удельного кровотока конечности от межэлектрод. них расстояний (I , £ ) и радиуса ( Я .) исследуемого сегаента.

- га -

импеданса. -Z между двумя измерительными электроламп:

, p.Ki2R/C(L/2-V2)2MR^V23 = хЩТГЯТгР^ШТ*

Pi K{n/üM + Vz)Ur>3v*}i г Г, илг

+ Bi(m)Ke{m)]-ün (mVaR)-где К - полный эллиптический интеграл: 1о(т)и Ко|т)-моди-■фицированные функции. Бесселя и Ганкеля; Ш - параметр разделения; АдМ и Ь1(т)-коэффициэнты, значения которых можно найти из решения системы, полученной с учетом граничных условий.

В работе да$ приближенный, и точный расчет трехслойной модели - кожа, мышечная ткань- и кровеносный сосуд (система из пяти уравнении).

Приближенный расчет основэн на том. что подинтегральная функция, выражзиаа (12) носит осциллирующий характер, к с ростом переменной IT) ее огибающая. убывает. При Ш-^0 функция конечна и принимает максимальные значения.. Это.позволяет б первом приближении заменить значения модифицированных функций Еессаля и Ганкеля, входящих в подинтегральное выражение, е том числе и в коэффициенты, на их асимптотические значения при №—►О, Тогда интеграл выражается через аналитические функций и его'величина, при условии L >> £ (однородное поле) много больше разности эллиптических интегралов в выражении (12).

В итоге, приближенные выражения для удельного пульсового кровотока (УКп) и пульсового кровотока (ПК) исследуемого сегмента с большой мышечной массой приняли следующий вид:

УКп / мл/ЮОг/мин / = ^-100*400. (13)

Ггл £

pl

ПК / мп / = рк'—^'йЪ (14)

где рки ßm -удельные электрические сопротивления крови и ткани; Д2 ~ пульсовое приращение электрического импеданса: ЧСС - частота сердечных сокращений.

3 вырззэниях (13) и (14) пульсовой приток в магист-

ральную артерию моделировался увеличением площади поперечного сечения сосуда. При, этом было принято, что ткани конечности несжимаемы и весь объем сегмента возростет на ту же величину.

Точные величины электрического импеданса 2 в выражении (12). полученные при расчетах на ЭВМ (СЫ-4). позволили оценить величины погрешностей, связанные с различной глубиной залегания пульсирующего кровеносного сосуда и состоянием кожного покрова ( электрического сопротивления кожи) в зависимости от толщины сегмента и расстоянием между ■электродами. Так близкое расположение токовых и измерительных электродов может привести к 2 - 5 кратному уменьшению величины регистрируемого кровотока по отношению к истинному. В работе даны практические рекомендации по наложению электродов (рис.б).

Методически, при определении кровотока исследуемого сегмента, расчет удельного пульсового кровотока (выражение (13)) предпочтительнее, чем пульсового (выражение (14)). Это связано с тем, что измерение- расстояния между измерительными электродами затруднено, в частности, при интраоперационных исследованиях. Поскольку величина <£. входит в формулу (14) в квадрате, то погрешность, вносимая этим сомножителем, существенна.

Клинические исследования кровотока конечностей окклюзионным и неокклюеионным методами провели у 160 больных и здоровых людей в отелениях клинической физиологии и микрохирургии ВНЦХ АМН СССР. Измерения проводили на реопл&тизмографе РПГ2-03 и на ультразвуковом флоуметре $Р -10 (США).

Измерения кровотока различных сегментов конечностей и пальцев показали, что в норме при кровотоке порядка 3-7 мл/Ю0г/мик. результаты измерения окклюзионным и неокклюзион-

электроплетизмографмческим. методами близки. Далее с ростом кровотока, неокклюэионный метод дает более низкие значения кровотока.

Опыт аутотрансплантации 51 пальца со стопы на кисть у 34 больных показал, что практически важно достоверно оценивать кровоток в области малых значений. Существующее систематическое занижение кровотока, получаемое при измерении

-

неокклюзионным методом, не является клинически -значимым, так как происходит при высоких кровотоках исследуемого сегмента конечности.

Шестая глава посвящена теоретическому исследованию перспектив электроплетизмографического метода для количественной оценки кровотока органов.

Для приближенного анализа величины относительного приращения электрического импеданса ( А 2 /2) исследуемого участка биологической ткани в результате пульсового притока крови, были приняты следующие допущения:

- форма кровеносных сосудов близка к цилиндрической;

- объем крови, притекающий за кардиоцикл, много меньше объема исследуемого участка;

- исследуемый участок пронизан кровеносными сосудами равномерно, или весь участок кровоснабжается одинаково;

- объем крови, содержащийся в пульсирующих сосудах исследуемого участка, много меньше объема этого участка.

В работе показано, что вышеперечисленные допущения дают возможность воспользоваться известным выражением Фрике для удельного электрического сопротивления среды, содержащей зьггянутыэ эллипсоиды вращения (цилиндры). В результате, путем введения параметра, учитывающего форму и сжимаемость биологической ткани, было получено приближенное выражение для удельного пульсового кровотока органа:

УКл - К.^-ЮО*ЧСС = (15)

где К - коэффициент пропорциональности; - соотношение удельных электрических сопротивлений крови и ткани; Я -параметр, зависящий от ориентации кровеносных сосудов относительно направления приложенного поля; <Л - параметр зависящий от формы и сжимаемости биологической ткани.

Выражение (15) можно рассматривать как основное уравнение количественной электроплетизмографии. Отметим, что оно учитывает только пульсирующую составляющую тока крови.

Е работе получены формулы для расчета кровотока конечностей при наложении электродов вдоль и поперек, а также

йЛл внутренних органов имеющих ветвистую структуру сосудистого дерева (печень, почки и т.п.).

При етом было учтено,что если расположение пульсирующих кровеносных сосудов параллельно.направлению приложенного поля (продольная электроплетизмография конечностей), то УС стремится к бесконечности, если перпендикулярно (поперечная электроплетизмография конечностей), то К -I, а, если кровеносные сосуды расположены хаотично (сосудистое дерево внутренних органов), то У =1,5.

Анализ точностных характеристик полученных формул показал, что параметр можно надежно рассчитать только для простейших геометрических структур. При исследовании кровотока внутренних органов оценка величины <к осуществляется с большой степенью приближения.

Широкую вариабельность обнаруживает соотношение электрических -сопротивлений крови и ткани - ¿Г Даже у одного и того же субъекта в результате изменения гематокрита или с хека тканей исследуемого участка органа, отклонения X могут быть существенными, что влияет на точность определения коэффициента К .

Наиболее чувствительными к изменениям характеристик крови и ткани являются измерения удельного пульсирующего кровотока конечностей при продольном наложении электродов. Зо всех остальных случаях погрешность расчета коэффициента К , по меньшей мере, в два раза меньше погрешности определения удельных электрических характеристик исследуемого участка ткани.

Существенным минусом в решении проблемы количественной оценки кровотока печени и почек методом неокклюзионной элек-трсплетизмографии, помимо установления величины коэффициента является наличие нерегиетрируемого этим методом диастояического кровотока, величина которого может быть значительной и превышать пульсирующий.

541 ВОДЫ ПО ДИССЕРТАЦИИ

¡.Учесть влияние исходных концентрационных параметров крови на регистрируемую кривую электрического сопротивления и определить величину объемного расхода (сердечного выброса) позволяет использование двух изоосмотических индикаторов: электролита (0.9« раствор хлористого натрия) и диэлектрика (52 раствор глюкозы).

2.Медленный уход (десятки минут) изоосмотического раствора хлористого натрия из сосудистого русла позволяет использовать его в качестве электроимпедансного индикатора для определения объема циркулирующей крови.

3.Оценку динамики объема внесосудистой жидкости легких при отсутствии грубых нарушений проницаемости мембран легочных структур позволяет осуществить применение в качестве электроимпедансных индикаторов двух изоосмотических растворов (хлористого натрия и глюкозы) и раствора гиперосмотической глюкозы.

4.Регистрируемое приращение уровня электрического сопротивления артериальной крови характеризует равновесие между скоростью непрерывной внутривенной инъекции раствора глюкозы и скоростью ее ухода на уровне -капилляров, что открывает возможность количественной оценки скорости поглощения глюкозы тканями организма.

Б.Предложенная математическая модель протекания тока в многослойной изотропной цилиндрической структуре биологического объекта позволила учесть влияние геометрии электродной системы, глубины залегания пульсирующего кровеносного сосуда и ; состояния кожного покрова на точностные характеристики количественной оценки кровотока конечности электроплетизмо-графическим методом.

6.Неокклюзионный электроплетизмографический метод определения кровотока сегментов конечностей в норме в области малых значений кровотока (до 5 - 7 мл/ЮОг/шн) близок по результатам к окклюзионному, и может быть использован для мониторного контроля кровотока.

7.Проблемы в определении численных значений коэффициентов математической модели, характеризующих протекание тока в

неоднородных структурах биообъекта сложной формы, снижает перспекивы количественной оценки кровотока внутренних органов глектроплетизмографическим методом.

Основное содержание диссертации опубликовано в следующих работах: .

¡.Кривицкий Н.М. и др. Метод неинвазивного мониторного наблюдения за кровоснабжением трансплантата при микрохирургических операциях. /Н.М.Кривицкий,В.А.Светлов,Т.В.Ващинская С.П.Козлов,А.П.Алисов,А.В. Гнездилов / Тез. докл. Еосьмого ■ съезда хирургов Армении. - Ереван - 1983. - сс.200-201.

2.Кривицкий Н.М. Расчет пульсового кровотока конечности реографическим методом. /Вопросы разработки и внедрения радиоэлектронных и электротехнических средств при диагностике сердечно-сосудистых заболеваний: Тез. докл. Всесоюзной конференции. - М. - 1984. - CC.I35-II6.

3.Кривицкий Н.М., Гудынская У.Я., Садовников В.В. Реог-рафическая аппаратура и информативные признаки реовазографии конечностей. /Вопросы разработки и внедрения радиоэлектронных и электротехнических средств при диагностике сердечнососудистых заболеваний: Тез. докл. Всесоюзной конференции. М.

- 1984. - с.17.

4.Кривицкий Н.М., Гудынская V.Я. Определение удельного кровотока конечностей реоплетизмографическим методом. /Акту-'альные вопросы организации, профилактики и хирургического лечения болезней магистральных сосудов: Тез. докл. Всесоюзной конференции. - М. - 1985. - ч.2. - йс.21-22.

5.Кривицкий Н.М. йшедансная электроплетизмография как метод количественной оценки кровотока органов человека. /Применение медицинской техники в хирургии: Тез. докл. Всесоюзной конфереции. - Иркутск - 1986. - ч.1 - сс.185-186.

6.Крылов B.C. и др. Применение технических средств контроля в микрохирургии. /В.С.Крылов,Н.0.Миланов,Г.А. Степанов, Н.М.Кривицкий / Тез. докл. Есесоювной конференции. - Иркутск

- 1986. - чЛ - сс. 125-126.

7.Кривицкий Н.М. Перспективы метода импедансной плетизмографии для количественной оценки кровотока аутотрансплан-

тированных пальцев и сегментов конечностей. /Проблемы микрохирургии: Tes. докл. 2 Всесоюзного симпозиума - 1986. - ч.2 -ос.59-70.

S.Кривицкий Н.М. и др. Географический мониторный контроль аутотрансплантированных со стопы на кисть пальцев. ¡Н.М. Кривицкий, Н.О.Миланов, А.М.Боровиков, К.Артыков / "Актуальные вопросы экстренной хирургии сосудов": Тез. докл. Всесоюзной конференции по экстренной хгрургии сосудов. -Шнек - 1985. - сс.123-124. - '

З.Крылов B.C. и др. Интраоперационный и послеоперационный мониторный контроль кровообращения аутотрансплантированных со стопы на кисть пальцев. /В.С.Крылов,- А.Н. "Веткин, Н.М. Кривицкий , Н. О Аланов, К. Артьзсов, Т.В.Ващинская //Хирургия - 1985,. - н.5 - сс.89 - 93.

10.Кривицкий Н.М. Количественная оценка кровотока конечностей реографическим методом. //Мед. техн. - 1986. -н.1 - сс.1-6.

П.Кривицкий Н.М., Гудынская У.Я. Перспективы количественной электроплетизмографии. //Физиология человека - 1986. -т.12 - н.4 - сс.590-594.

12.Кривицкий Н.М. Метод Кубичека - новый взгляд на биофизические основы. /"Проблёмы создания технических средств для диагностики и лечения заболеваний сердечно-сосудистой системы": Тез. докл. 2 Всесоюзной научно-технической-конференции. - Львов - 1987. - сс.20-21.

13.Кислухин В.В., Кривицкий Н.М. Многоиндикаторный метод определения параметров центральной гемодинамики по электрическому сопротивлению крови. /"Проблемы создания технических средств для диагностики и лечения заболеваний сердечнососудистой системы": Тез. докл. 2 Всесоюзной научно-технической конференции. - Львов - IS87. - с.20.

14.Кривицкий Н.М.. Кислухин В.В. Определение объема внрсосудистой жидкости в легких по электрическому сопротивлению крови методом разведения. //Мед. техн. - 1987. - н.1 -сс.б-9.

15.Кислухин В.В., Кривицкий Н.М. Определение параметров гемодинамики по электрическому сопротивлению крови методом

разведения. //Мед. техн. - ÎS87. - н.1 - со.3-е.

1б.Кривицкий Н.М. и др. Определение сердечного выброса методом разведения электроимпедансных индикаторов. /Н.М.Кривицкий, В.В.Кислухин, В.Е.Аббахумов, А.А.Еременко //Анест. « реаним. - 1988. - н.З - сс.51-52.

!7.Кривицкий Н.М. и др. Особенности применения изоосмо-тического. раствора хлористого натрия для определения ОЦК. /Н.М.Кривицкий, В.Е. Кислухин, К.И. Чаус , С.Б. Хандюков ,

A.Б.Дьячков /Тез. докл. 5 Республиканского съезда анестезиологов - реаниматологов. - Ворошиловоград - I9B8. - с.584.

18.Кривицкий Н.М. и др. Определение, объема межклеточной и внутриклеточной внесосудистой жидкости в легких методом разведения электроимпедансных индикаторов. /Н.М.Кривицкий ,

B.В.Кислухин, С.Н.Тугаринов , Зал Зе Хо. /Там же. - с.584. ТЭ.Кривицкий Н.М. и др. Метод и аппаратура измерения

сердечного выброса и объема циркулирующей крови. /Н.М.Кривицкий, В.В. Кислухин, С.И. Малеев , А.Н.Лященко, А.Ф.Бурым, А.Б.Галицкий , В.Ф.Лаврентьев. /"Измерения в медицине и их метрологическое обеспечение": Тез. докл. 9 Всесоюзной конференции - M. - 1989. - с.42.

20.БалуеБ Э.П. и др. Импеданеный метод исследования перераспределения жидкости между тканями тела и сосудистым руслом. /Э.П.Балуев , К.С.Ковальская , Н.М.Кривицкий ,

A.С.Папанинов . /"Измерения в медицине и их метрологическое обеспечение": Тез. докл. 9 Всесоюзной конференции - М. -•1989. - с.28.

21.Белорусов О.С. и др. Исследование параметров центральной гемодинамики у больных во время гемодиализа./О.С.Белорусов, В.В.Кислухин , Н.М.Кривицкий , В.А.Максименко ,

C.В.Шифрис // Хирургия - 1989. - н.б. - сс.21 - 23.

22.Кривицкий Н.М. и др. Применение 0,9« раствора хлорида натрия в качестве индикатора для определения объема циркулирующей крови./ Н.М.Кривицкий , В.В.Кислухин ,

B.А.Максимэнко , С.В.Усова . /Кровоснабжение, метаболизм и функция органов при реконструктивных операциях: Тез. докл.4 Всесоюзной научной конференции. - Ереван - 1989.- с ЛОб.

23.Кривицкий Н.М. и др. Определение объема внесосудистой

жидкости легких методом разведения электроикледансных индикаторов, / Н.М.Кривицкий, В.В.Кислухин, О.С.Белорусов, А.Н.Веткин ,В.А.Максименко .С.К.Смирнов. //Физиол.ж.СССР - IS89 -н.7 - сс.78 - 82.

I 24.Krivitsky U.M. .Vetkin A.K. ,Artukov,X. Iœped&r.ce 'plethysmography - new method of the blood-flow ssonitorine oi toe-to-hand transfers/ 17 Internacional Union of Aneiology: Abstrakte.- Athens -1?85> - p.11 4.

25..5rilov V.S. at.al. Microsergical transplants viobili-zy control!/'Xrilov V.3,,Mllanov B.O., Piradze T.J., Borovi-3tov A.M., Artykov K..Krivitsky В.М./ ibid - pp.36.

25.Авт. свидетельство î347090 g09 В 23/30. 'Устройство для моделирования кровеносной системы анатомических органов. /Кривицкий Н.М., Балуев Э.П., Дьячков А.Б,, Элькина И.А., Бодовозова Н.Е. //Бюл. изобретений - 1987. - н.39.

27.Авт. свидетельство 1364297 СССР А 61 В 5/04. ймпедан-сный монитор для микрохирургии. /Кривицкий Н.М., Балуев З.П., Миланов Н.С., Чихетов Б.В., Скуридин В.И., Шифрис C.B. //Бюл. изобретений - 1988. - н.1.

28.Авт. свидетельство I42I302 СССР А 61 В 5/02. Способ определения скорости поглощения глюкозы. /Кислухин В.Б., Кривицкий Н.М. //Бюл. изобретений - 1988. - н.ЗЗ.

29.Авт. свидетельство 1405807 СССР А 61 В 5/00. Способ определения объема внесосудистой жидкости в легких. /Веткин

A.Н., Белорусов O.P., Кривицкий Н.М., Кислухин В.В., Макси-менко В.А. //Бюл. изобретений - 1988. - н.24.

30.Авт. свидетельство 1402340 СССР А 61 В 5/00. Способ определения органного кровотока. /Кривицкий Н.М., Кислухин

B.В., Еременко A.A. //Бюл. изобретений - 1988. - н.22.

31.Авт. свидетельство 1405820 СССР А 61 В 10/00. Способ определения сердечного выброса и объема циркулирующей крови. /Кривицкий Н.М., Кислухин В.В., Белорусов О.С., Веткин А.Н., Аббакумов В.В., Максименко В.А., Еременко A.A., Смирнов С.К. //Бюл. изобретений - 1988. - н.24.

ПРИЛОЖЕНИЕ

Кривые изменения электрического сопротивления крови в артерии при внутривенном болюс-ном введении индикаторов. Стрелки обозначают момент введения индикатора.

Т - 13312 от 04.10.89г. пп„„

ЭакД032ф Тир Л 50 Тип.Мин-ва культуры СССР