Глава III ИССЛЕДОВАНИЕ СИСТЕМНОЙ ГЕМОДИНАМИКИ

Системную гемодинамику принято оценивать по ряду параметров, совокупность которых отражает содержание крови в организме, скорость ее движения по сосудистому руслу и градиенты давления, определяющие циркуляцию крови в различных отделах системы кровообращения.

Показатели системной гемодинамики, определяя интенсивность регионарного кровотока, не позволяют в каждом конкретном случае судить об органной циркуляции, так как направленность изменений местных регуляторных механизмов может вступать в конфликт с общей тенденцией системной регуляции. Существование нескольких уровней регуляции кровотока (системного, органного и тканевого) не позволяет по показателям системной гемодинамики судить о кровотоке в органах и тканях. Тем не менее изучение системного кровообращения в патологии имеет чрезвычайно большую ценность, так как характеризует валовую производительность сердца и дает представление об основных механизмах ее изменений. Именно поэтому определение показателей системной гемодинамики является незаменимым при оценке функций сердечно-сосудистой системы и кислородного режима организма при любых патологических процессах, характеризующихся выраженными циркуляторными нарушениями и кислородным голоданием. Эта необходимость оценки параметров системной гемодинамики определяется как тесной связью между сердечным выбросом и потреблением кислорода, так и чрезвычайно низким коэффициентом безопасности для кислорода (Guyton, 1969).

ОПРЕДЕЛЕНИЕ ДАВЛЕНИЯ В РАЗЛИЧНЫХ УЧАСТКАХ КРОВЕНОСНОГО РУСЛА

Как уже отмечалось, по величине давления кровеносную систему принято подразделять на два отдела — систему высокого и систему низкого давления. К первому из них относят прека- пиллярный отдел сердечно-сосудистой системы, а ко второму —

Таблица 4

Величина давления и диаметр различных участков кровеносной системы человека (по Burton, 1966)

посткапиллярный. Такое деление определяется не только различиями давления, но и неодинаковыми механизмами, которые его определяют. Так, если уровень артериального давления зависит от тонуса резистивных сосудов, C одной стороны, и сердечного выброса, с другой, то венозное давление в конечном счете может определяться четырьмя группами факторов: 1) силами подпора— оттоком из капилляров; 2) фронтальным сопротивлением, зависящим от работы правого сердца; 3) тонусом вен и 4) экстравазальными факторами (сдавлением вен). Снижение давления по направлению тока крови в различных областях далеко не одинаково и зависит от особенностей строения русла. Так, если в большинстве сосудистых областей давление в артериолах диаметром 30—40 мкм составляет 70—80% от системного артериального давления (Richardson, Zweitach, 1970), то эти соотношения для сосудов мозга несколько отличны. По данным Shapiro с соавт. (1971), уже в ветвях средней мозговой артерии

кошек диаметром более 455 мкм давление составляет 61% от аортального, а в пиальных артериолах диаметром 40—25 мкм оно уменьшается еще на 10%.

Величина среднединамического давления в сосудистой системе колеблется в широком диапазоне (табл. 4), что необходимо учитывать при выборе соответствующих манометров.

В настоящее время в практике физиологических исследований для регистрации давления в различных участках сосудистого русла используют жидкостные, пружинные и электрические манометры.

По данным Wiggers (1957), манометры для регистрации давления крови должны обладать следующими свойствами:

1. Высокой чувствительностью и способностью регистрировать давление в достаточно широком диапазоне (1 мм вод. ст.— 300 мм рт. ст.).

2. Малой инерционностью, т. е. достаточно высокой частотой собственных колебаний, которая должна превышать в 5—10 раз частоту колебаний исследуемого процесса.

3. Линейностью характеристики.

4. Малым смещением (объемом его) в системе соединительных трубок между манометром и кровеносным сосудом (0,1-0,5 мм³).

5. Возможностью синхронно с записью артериального давления регистрировать на одной и той же ленте другие физиологические процессы.

Следует отметить, что не все применяемые в исследованиях манометры отвечают указанным выше требованиям.

В жидкостных манометрах, как известно, исследуемое давление уравновешивается столбом манометрической жидкости (обычно ртути или воды). Они могут быть приспособлены для регистрации стационарных и переменных давлений в диапазоне от 200—300 мм рт. ст. до 1 • IO^-4 мм рт. ст., что соответствует величине давления в различных участках сосудистого русла. Конструктивно эти приборы могут быть выполнены в виде одноколенного чашечного манометра (аппарат Рива — Роччи), манометра с наклонной трубкой либо двухколенного U-образного манометра, предложенного Пуазейлем еще в 1828 г.

При работе с жидкостными, в частности ртутными, манометрами следует иметь в виду, что для детальной регистрации быстрых колебаний они совершенно непригодны (А. Б. Коган, С. И. Щитов, 1967). Это определяется собственной периодичностью жидкостного манометра, которая зависит от длины столба жидкости и подчиняется закону колебаний маятника:

где T — период колебаний; I — длина столба жидкости; g — ускорение силы, тяжести.

Из формулы следует, что практически период колебаний столба жидкости в обычном ртутном манометре и соединительной трубке составляет около 2 с. Отсюда частота собственных

колебанийсоставит около 0,5 Гц. Очевидно, что

эта частота может быть резонансной для регистрируемых колебаний, вследствие чего амплитуда их будет преувеличена, а при увеличении или снижении частоты вынужденных колебаний она будет уменьшенной. При этом правильный характер записи будет при частоте, превышающей резонансную (А. Б. Коган, С. И. Щитов, 1967).

Необходимо отметить, что жидкостные манометры могут быть использованы не только для регистрации абсолютной величины давления, но и какой-либо относительной переменной величины (разности двух давлений, амплитуды и быстроты давления). Такие манометры, как известно, носят название дифференциальных.

В качестве наиболее простых дифференциальных манометров могут быть использованы U-образные ртутные манометры. Для получения разности давления в 2 сосудах (например, в сонной артерии и яремной вене, в центральном и периферическом концах сонной артерии) сосуды подсоединяют к обоим коленам манометра. Явное удобство этого способа дифференцирования состоит в том, что он не требует раздельного измерения давлений и специальных приспособлений для синхронности наблюдений.

В практике физиологических экспериментов весьма часто возникает необходимость в определении так называемого среднединамического давления, величина которого используется, в частности, для расчета общего периферического сопротивления сосудов. Для его регистрации может быть использован апериодизированный манометр, предложенный еще И. М. Сеченовым в 1861 году. Его отличительной чертой является «пере- успокоенный» режим работы, который достигается введением в соединительную часть (между коленами) крана или резиновой трубки с винтовыми зажимами. За счет сужения соединительной части достигается увеличение внешнего трения ртути и демпфируются все быстрые колебания, обусловленные деятельностью сердца.

В дополнение к характеристике жидкостных манометров укажем, что они применимы для регистрации абсолютных величин давления как в артериальных и венозных сосудах, так и в капиллярах. При измерении венозного давления следует иметь в виду, что гидростатическое давление крови в венах может оказывать существенное влияние на измеряемые величины гемодинамического давления. C этой целью манометр нужно устанавливать в таком положении, чтобы уровень его нулевого де-

ления, место пункции вены и положение правого предсердия совпадали.

В пружинных манометрах в отличие от жидкостных измеряемое давление уравновешивается силами так называемого упругого элемента, которые возникают при его деформации. В зависимости от элемента (его геометрической формы) пружинные манометры могут быть трубчатыми, мембранными, сильфонными и т. д.

Достоинством этого класса манометров является высокая чувствительность и возможность создания оптимальной частотной характеристики. Пружинные манометры обладают собственной частотной характеристикой от 17 (модель Фика) до 450 Гц (модель Уиггерса), что позволяет* регистрировать как максимальное, так и минимальное артериальное давление.

В электрических манометрах, большинство которых предназначено для регистрации переменных величин (за исключением манометров сопротивления), давление передается на устройства, изменяющие свои электрические параметры (ЭДС, индуктивность, сопротивление). Эти изменения регистрируются с помощью соответствующих электроизмерительных и осцилло- графических приборов. Достоинством электроманометров является их большая чувствительность и малая инерционность, что позволяет регистрировать малые и быстроизменяющиеся величины давления.

В качестве датчиков в электроманометрах используются пьезокристаллы, тензодатчики, угольнопорошковые и проволочные датчики сопротивления и др. Последний тип использован в отечественном манометре ЭМ2-01.

ОПРЕДЕЛЕНИЕ ПРОИЗВОДИТЕЛЬНОСТИ СЕРДЦА

Для определения сердечного выброса может быть использован ряд методов, выбор которого в каждом случае диктуется задачами эксперимента.

Следует отметить, что в основе большинства современных методов исследования производительности сердца лежит принцип Фика (хотя сам автор ни разу не воспользовался им в своих экспериментальных исследованиях). Фик первый обратил внимание на то, что количество крови, выбрасываемое сердцем в единицу времени, может быть высчитано по величинам 2* 35

суммарного потребления кислорода и артерио-венозной разнице по кислороду. Очевидно, что:

где: Q- минутный объем кровообращения (л/мин); V_aO₂ — содержание O₂ в артериальной крови (мл/л)\ F_bO₂ — содержание O₂ в венозной крови (мл/л); FO₂ — суммарное поглощение O₂ (мл/мин).

Отсюда:

Таким образом, минутный объем сердца равняется величине потребления кислорода, деленной на артерио-венозную разницу по кислороду.

На основе метода Фика разработана электронная аппаратура, позволяющая автоматически непрерывно регистрировать сердечный выброс путем постоянной регистрации минутного объема дыхания и содержания кислорода во вдыхаемом и выдыхаемом воздухе, артериальной и смешанной венозной крови (Guyton, 1969). В качестве индикаторов при прямом методе Фика могут быть использованы (кроме кислорода) углекислый газ и парааминогиппуровая кислота. Последняя вводится в легочную артерию с известной скоростью для поддержания значительной разницы ее в артериальной и венозной крови (Vs пара- аминогиппуровой кислоты удаляется из крови почками за время 1 кругооборота крови). Зная скорость введения индикатора и артерио-венозную разницу, легко определить по формуле Фика минутный объем сердца.

Дальнейшим развитием идеи Фика явилась разработка метода разведения индикатора, который с успехом используется в эксперименте и клинике уже свыше 70 лет. Сущность этого метода заключается в непрерывном измерении концентрации индикатора в артериальной крови после введения его в венозное русло. Stewart еще в 1897 г. применял для этой цели непрерывное введение индикатора с известной скоростью до создания в артериальной крови некоторой постоянной его концентрации («плато»). В качестве индикатора он использовал гипертонический раствор поваренной соли, концентрацию которой определял в артериальной крови по электропроводности последней. Сердечный выброс рассчитывался автором по формуле Фика (3.3).

В дальнейшем метод разведения индикатора усовершенствовали Hamilton, Kisman, Dow и др. Они доказали принципиальную возможность однократного быстрого введения индикатора в вену для регистрации минутного объема сердца и внесли ряд предложений, которые позволили избежать ошибок при расчете сердечного выброса, связанных с рециркуляцией крови.

В настоящее время в качестве индикатора наиболее часто используют различные красители (Т-1824; зелень Фокса — кар-

Рис. 8. Схематическое представление опыта по определению сердечного выброса методом разведения индикатора (синей Эванса).

1 — оксигемограф 0-36м; 2 — кювета с фотодатчиком;

3 — система для регистрации дыхания; 4 — ртутный манометр; 5 — отметчик времени; 6 — кимограф.

Рис. 9. Проточная кювета для регистрации кривой разведения красителя (размеры в мм).

диогрин, патентованный синий, индигокармин и др.), радиоактивные изотопы, плазму крови и физиологический раствор, отличающийся по температуре от крови. Все используемые индикаторы должны обладать следующими свойствами: 1) равномерно смешиваться с кровью и 2) не выводиться из кровеносного русла за время циркуляции от места введения до места регистрации.

Общим условием при использовании всех индикаторов является необходимость их введения в правое сердце или легочную

Рис. 10. Спектр поглощения синей Эванса (/) и патентованного синего (2).

По оси абсцисс — длина волн в мкм; по оси ординат — оптическая плотность в условных единицах.

артерию. Место регистрации концентрации индикатора в артериальном русле не имеет столь принципиального значения. По данным литературы, кривые разведения индикатора могут быть зарегистрированы как в аорте, так и в периферических артериях. Однако следует иметь в виду, что кривые разведения индикатора, зарегистрированные в дуге аорты или в периферических артериях, дают заниженные величины сердечного выброса, так как при таком определении исключается его миокардиальная фракция.

Наиболее часто в качестве индикатора используется синяя Эванса (Т-1824). Достоинствами этого красителя является длительная циркуляция в кровеносном русле (за счет связывания с белками плазмы) и сравнительная простота регистрации его концентрации в артериальной крови.

Общая обстановка эксперимента по определению сердечного выброса методом разведения красителя представлена на рис. 8. В качестве прибора для регистрации концентрации синей Эванса может быть использован оксигемограф 0-36м, датчик которого накладывается на специальную кювету^[1] (рис. 9). Последняя посредством двух полиэтиленовых катетеров вставляется в разрез бедренной артерии. Синяя Эванса вводится обычно в виде 0,25% раствора. Кривая разведения записывается на первом режиме работы аппарата 0-36м (сответствующем 60—100% оксигемоглобина) при скорости движения ленты 4 мм/с.

Использование метода разведения показало достаточно удовлетворительную пригодность его для определения сердечного выброса у лабораторных животных. Однако синяя Эванса имеет ряд недостатков, к которым относятся слишком длительная циркуляция ее в кровеносном русле и близость максимумов спектра поглощения Т-1824 и восстановленного гемоглобина. Первый из этих недостатков весьма часто ограничивает число определений, которое может быть выполнено на протяже-

Рис. 11. Зависимость между концентрацией синей Эванса и длиной пробега каретки оксигемографа 0-36м при разных показателях гематокрита (Я).

По оси абсцисс — отклонение пера самописца в мм\ по оси ординат — концентрация красителя в .юг/л.

нии одного опыта. В связи с этим в последние годы в нашей лаборатории в качестве удобного индикатора был предложен патентованный синий (patent blau) фирмы Шукардт (Мюнхен).

Положительными качествами патентованного синего является несколько отличный от Т-1824 спектр поглощения (рис. 10) и, главное, меньшее время циркуляции в крови, что позволяет повторять определения без особых ограничений через 15— 20 мин (С. М. Вашетина, 1970). При вычислении концентрации краски в крови необходимо учитывать, что оптическая плотность крови, содержащей краситель, а следовательно, и степень отклонения писчика зависят также и от величины гематокрита крови, поэтому необходимо провести градуировку прибора с учетом последнего. Концентрация краски при этом может быть определена с помощью фотоэлектрокалориметра или спектрофотометра. На рис. И показана зависимость между величиной гематокрита . и длиной пробега каретки оксигемографа при

разных концентрациях синей Эванса. Как видно из рисунка, при одной и той же концентрации красителя в крови увеличение гематокрита крови уменьшает пробег каретки оксигемографа.

Расчет величины сердечного выброса по кривым разведения производится по формуле:

где: C — концентрация индикатора в артериальной крови (в мг/л); dt — время в долях минуты;

или

где: T — общая длительность кривой разведения (в с); C — средняя концентрация индикатора в течение времени Т\ I — количество введенного индикатора (в мг).

Таким образом, величина С* Г является площадью фигуры, регистрируемой во время первой волны циркуляции индикатора. Как видно из рис. 12, за первой волной циркуляции следует, как правило, волна рециркуляции, которая в ряде случаев может начинаться гораздо раньше окончания первой и накладываться на ее нисходящее колено.

Заслугой Hamilton явилась разработка способа внесения поправок в кривые разведения, необходимых в связи с рециркуляцией краски. Несоблюдение этих правил приводит к существенным ошибкам за счет неверного вычисления площади фигуры, ограниченной кривой разведения. Способ Hamilton позволяет вычертить условную кривую с помощью полулогарифмического графического метода и дает возможность использовать для расчета МОК только ту площадь, которую занимала бы кривая разведения, если бы не было рециркуляции. Этот метод поправок был разработан Hamilton на основе изучения характера кривых разведения в модельных опытах, копирующих разные участки сосудистого русла. В тех случаях, когда рециркуляция предотвращалась, нисходящая часть кривой разведения всегда имела характер полулогарифмической кривой.

Метод коррекции нисходящей части (отрезок FP) основан на выделении из нее полулогарифмической зависимости (рис. 13). Практически это производится следующим образом. Нисходящую часть кривой разведения квантуют вертикальными линиями на ряд равномерных частей (например, через 1 с), после чего определяют концентрацию краски (в абсолютных или условных единицах) в каждую секунду (см. рис. 13,а). Полученные значения переносят на полулогарифмическую бумагу, и при отсутствии рециркуляции в полулогарифмических координатах зависимость «время — концентрация» должна иметь

Рис. 12. Кривая разведения синей Эванса, зарегистрированная в бедренной артерии кошки.

P_c—I волна циркуляции; P_r- волна рециркуляции.

Рис. 13. Принцип расчета площади под кривой термодилюции.

EFP- кривая термодилюции; EFHD — экстраполированная кривая разведения; HD- расчетная прямая, соответствующая нисходящему колену кривой термодилюции в полулогарифмических координатах. ABC — треугольник, описывающий кривую разведения. Остальные пояснения в тексте.

линейный характер. Различные отклонения от этой зависимости свидетельствуют о начале рециркуляции. В этом случае прямую, характеризующую линейную зависимость, продолжают до пересечения с осью абсцисс и находят условные значения концентрации красителя, какими они должны были бы быть без рециркуляции индикатора (см. рис. 13,6). После этого полученные новые значения переносят на зарегистрированную кривую и строят новую (корригированную) кривую, описывающую площадь, необходимую для расчета сердечного выброса (EFD). Этот метод расчета площади является наиболее точным из всех существующих и служит эталоном для постоянно предлагаемых упрощенных методов.

Для определения площади фигуры, описанной корригированной кривой разведения, используют, как правило, метод планиметрии либо метод взвешивания вырезанных фигур с последующим пересчетом веса на единицу площади. Для планиметрического измерения может с успехом применяться отечественный планиметр марки ПП-2к.

Упрощенные методы расчета площади фигуры под кривой разведения индикатора, к сожалению, не дают удовлетворительных результатов. Так, по данным Guyton (1969), метод Warner и Wood дает величину МОК, заниженную на 13% по сравнению с величиной, получаемой полулогарифмическим методом.

Не удовлетворяют и другие методы упрощенного расчета площади, предложенные, в частности, Ramirez с соавт. (1956) и Steadham и Blackwell (1970). Эти методы основаны лишь на анализе восходящей части кривой разведения. По данным Ramirez с соавт., площадь переднего треугольника (он ограничен перпендикуляром, опущенным из точки максимальной концентрации на ось абсцисс, и прямой от момента появления краски в крови до ее максимальной концентрации) составляет 0,37 площади фигуры, описанной всей кривой разведения, если индикатор вводили в сердце. Однако проведенная нами проверка показала, что площадь этого треугольника наиболее часто составляет 16—22% всей площади, т. е. метод указанных авторов дает завышенные величины МОК и его нельзя признать удовлетворительным.

Упрощенный метод, предложенный Steadham и Blackwell

(1970) , основан на использовании координатной типовой точки кривой разведения. По их данным, площадь под кривой равняется произведению координат типовой точки на предложенный авторами коэффициент, величина которого зависит от соотношения координат типовой точки. Этот метод, по данным авторов, не пригоден для высоких кривых, тем более авторы вывели формулу лишь на основании анализа 10 кривых разведения индия (In¹¹³) при заборе крови с фиксированной скоростью 38,2 мл/мин.

Недостаточно точными являются и методы автоматического подсчета площадей с помощью цифровых интегрирующих машин, анализ которых дан М. Е. Дулетовой (1971). Основным недостатком их является то, что определение площади возможно лишь с учетом максимальной концентрации индикатора. Некоторыми приборами измерения вообще невозможны, если концентрация индикатора после первого пассажа не снижается ниже 40% максимального значения. Ряд упрощенных методов и возможность их применения проанализированы также в работах Н. А. Грацианского (1973) и В. А. Гологорского с соавт. (1973).

По нашему мнению, упрощенный метод расчета истинной площади под кривой разведения должен быть найден самим исследователем в каждом конкретном случае (для данного вида животных, регистрирующих устройств и датчиков). В нашей лаборатории Б. И. Джурко предложен метод упрощенного расчета кривых термодилюции у кошек с помощью треугольника и введения поправочного коэффициента. По его данным, площадь треугольника ABC (см. рис. 13,а), описывающего кривую разведения, в 1,216 раза меньше площади фигуры EFD_i полученной полулогарифмическим методом.

Многих недостатков, характерных для метода разведения красителей, лишен так называемый метод термодилюции (Д. Е. Ваньков, Ю. Н. Цибин, 1973; Fegler, 1954; Evonuk, 1961, и др.). В качестве индикатора при этом используется физиологический раствор, как правило, комнатной температуры, а запись кривой разведения производится с помощью термосопротивления. Использование подогретого выше температуры тела раствора, по-видимому, менее предпочтительно из-за невозможности достижения заметной разницы температуры между кровью животного и вводимым индикатором. Специально проведенные исследования показали, что после введения раствора в правое предсердие температура его при прохождении через сердце и легкие не изменяется. Так, Arfors и соавт. (1971) установили, что величина минутного объема сердца у собак одинакова при введении 0,9% раствора NaCl как в левый желудочек, так и в правое предсердие. Следует, однако, иметь в виду, что при некоторых патологических процессах, в частности экспериментальном отеке легких, индикатор предпочтительнее вводить в левое предсердие, так как после введения его в правое предсердие кривые термодилюции уплощаются, что занижает величины сердечного выброса (Pavek с соавт., 1973). По мнению некоторых авторов (Oriol с соавт., 1967), в ряде случаев (например, при шоке) индикатор необходимо вводить в левый желудочек. Это связано с тем, что при шоке среднее транзитное время индикатора удлиняется, в то время как время коронарного кровотока остается неизменным. Вследствие этого, если индикатор вводится в правое предсердие, сердечная фракция

МОК рециркулирует уже во время регистрации кривой разведения, что дает неверные величины минутного объема.

Для записи кривых термодилюции физиологический раствор вводится в правое предсердие, а термистор, смонтированный в тонком полиэтиленовом катетере, вводится через сонную артерию в дугу аорты (рис. 14). Изменения сопротивления термистора, наступающие под влиянием проходящего вокруг него

Рис. 14. Схема катетеризации сосудов (а) и монтажа термосопротивления (б) при определении сердечного выброса у крыс методом термодилюции.

I — катетер для введения физиологического раствора в правое предсердие; Il — термосопротивление в дуге аорты; III — катетер в бедренной артерии для регистрации артериального давления;

(размеры указаны в мм).

I — термистор в стеклянной изоляции; 2 — полиэтиленовые катетеры; 3 — нихромовые провода

охлажденного раствора, регистрируются на электронном потенциометре ЭПП-09 с мостом сопротивлений. Термистор МТ-54 монтируется в измерительном плече автоматического потенциометра ЭПП-09 по схеме, описанной М. И. Гуревичем с соавт. (1967). Модификация этого метода, выполненная в нашей лаборатории (Д. Е. Ваньков, Ю. Н. Цибин, 1973), состояла в уменьшении питания моста за счет последовательного подключения сопротивления (20 кОм) к источнику питания (ИСП-06). Это существенно уменьшило эффект терморассеивания и позволило записывать кривые с амплитудой 5—10 мм в виде ровных линий без колебаний писчика, что сказывается на точности измерения площади под кривой разведения.

Крысам весом 200—300 г при работе с описанной установкой для записи кривой разведения достаточно вводить в правое

сердце 0,1 мл физиологического раствора комнатной (20— 24° С) температуры.

Величина сердечного выброса при использовании метода тер- модилюции рассчитывается по формуле, аналогичной для метода разведения красителя (3.5).

Для метода термодилюции I находят из уравнения:

где: т — объем вводимого раствора (в мл); ti — температура крови животного (в °С); t₂ — температура вводимого раствора (в °С).

В окончательном виде формула расчета МОК имеет следующий вид:

где: г — скорость движения ленты в мм/с; 1,146 — отношение теплоемкости физиологического раствора (0,997) к теплоемкости крови (0,870); / — цена 1 мм диаграммы в градусах С; р — вес экстраполированной фигуры под кривой разведения в мг; d — площадь 1 мг диаграммной бумаги в мм².

Величина p-d представляет собой, таким образом, площадь фигуры под кривой разведения индикатора.

Величина / для каждого датчика определяется экспериментально путем деления величины изменения температуры (в градусах) раствора, в который помещен датчик, на длину (в мм) пробега каретки потенциометра ЭПП-09. Для большинства термосопротивлений при работе с модифицированной схемой прибора ЭПП-09, описанной Д. Е. Ваньковым и Ю. Н. Цибиным (1973), эта величина составляет 0,003—0,006° C на 1 мм. Для определения температуры крови животного каждый датчик должен быть прокалиброван с последующим построением зависимости его сопротивления от температуры окружающей среды. C этой целью он помещается в сосуд с подогретым (до 40— 41° С) физиологическим раствором. По мере остывания раствора до комнатной температуры через каждые 0,1—0,2° C должна быть зарегистрирована величина сопротивления датчика. Калибровочная кривая термосопротивления МТ-54 для определения сердечного выброса у крыс дана на рис. 15.

На рис. 16 представлены экспериментальные кривые термодилюции, зарегистрированные в динамике травматического шока.

В заключение укажем, что метод разведения индикатора и особенно метод термодилюции является достаточно простым и физиологичным способом определения производительности сердца. При этом термосопротивления могут с успехом использоваться также и для определения регионарных фракций сердечного выброса.

По кривой разведения индикатора и величинам сердечного выброса представляется возможным рассчитать ряд важных показателей системной гемодинамики, дающих весьма ценную

Рис. 15. Зависимость сопротивления термистора МТ-54 от температуры раствора.

Рис. 16. Кривые термодилюции, зарегистрированные в дуге аорты крысы в разные периоды травматического шока.

/—до шока (АД — 124 мм рт. стпульс — 600 уд./мин; МОК— 37,4 мл/мин/100 г; t крови — 37,4° С); 2—начало торпидной фазы шока (АД — 58 мм рт. ст.\ пульс — 527 уд. Jmuh: МОК — 13,4 мл/мин J 100 г; t крови — 37,0° С); 3 —период стабилизации торпидной фазы шока (АД — 88 мм рт. стпульс — 400 уд/мин; МОК — 14,8 мл/muhJIOO г; t крови — 33,6° С); 4 — конец торпидной фазы шока (АД — 37 мм рт. ст.\ пульс — 260 ydjMUH\ МОК —

4,6 млімині 100 г\ t крови — 28,9° С).

информацию о функциях сердечно-сосудистой системы. К ним относятся следующие параметры:

а) величина систолического объема (СО), который равен:

где П — пульс.

б) общее периферическое сопротивление сосудов (ОПС):

где АД — артериальное давление в мм. рт. ст.

Общее периферическое сопротивление сосудов выражается или в условных или в абсолютных единицах — дин-с• см~⁵/кг, для чего в формулу вводятся следующие коэффициенты:

где 1332 — коэффициент для перевода мм. рт. ст. в дины; 60 — коэффициент для перевода минуты в секунды;

в) время одного кругооборота крови (T): где: ОЦК — объем циркулирующей крови.

Обратная величинабудет характеризовать число кругооборотов крови за 1 мин.

г) центральный объем крови (ЦОК), т. е. количество крови, содержащейся в сердце и малом круге кровообращения, рассчитывается по данным минутного объема и времени одного кругооборота крови:

д) сердечный индекс (СИ), т. е. отношение сердечного выброса к поверхности тела, рассчитывается по формуле:

где 5 — площадь поверхности тела (в м²).

Последняя величина может быть рассчитана по формуле Ta- kacs (1957):

где: P² — квадрат веса тела (в кг);

е) работа левого желудочка (А):

где: 13,6 — удельный вес ртути (в г/см³); АД — артериальное давление (в см рт. ст.); У О — ударный объем сердца (в мл).

Количество циркулирующей крови в организме является величиной, в достаточной мере стабильной, и диапазон ее изменений довольно узок. Если величина сердечного выброса может как в норме, так и при патологических состояниях изменяться в 5 и более раз, то колебания ОЦК менее существенны и обычно наблюдаются лишь в условиях патологии (например, при кровопотере). Относительное постоянство объема циркулирующей крови свидетельствует, с одной стороны, о безусловной важности его для гомеостаза, а с другой — о наличии достаточно чувствительных и надежных механизмов регуляции этого параметра. О последнем свидетельствует также относительная стабильность ОЦК на фоне интенсивного обмена жидкости между кровью и экстраваскулярным пространством. По данным Pappenheimer (1953), объем жидкости, диффундирующей из кровеносного русла в ткани и обратно в течение 1 мин, превышает величину сердечного выброса в 45 раз.

Механизмы регуляции общего объема циркулирующей крови до сих пор изучены хуже, нежели других показателей системной гемодинамики. Известно лишь, что механизмы регуляции объема крови включаются в ответ на изменения давления в различных отделах кровеносной системы и в меньшей степени на изменения химических свойств крови, в частности ее осмотического давления. Именно отсутствие специфических механизмов, реагирующих на изменения объема крови (так называемые «волюмрецепторы» являются барорецепторами), и наличие косвенных делают регуляцию ОЦК крайне сложной и многоступенчатой. В конечном итоге она сводится к двум основным исполнительным физиологическим процессам — перемещению жидкости между кровью и экстраваскулярным пространством и изменениям выведения жидкости из организма. При этом следует учитывать, что в регуляции объема крови большая роль принадлежит изменениям содержания плазмы, нежели глобулярного объема. Кроме того, «мощность» регуляторных и компенсаторных механизмов, включающихся в ответ на гиповоле- мию, превышает таковую при гиперволемии, что вполне объяснимо с позиций формирования их в процессе эволюции.

Объем циркулирующей крови является весьма информативным показателем, характеризующим системную гемодинамику. Это связано в первую очередь с тем, что он определяет величину венозного возврата к сердцу и, следовательно, его производительность. В условиях гиповолемии минутный объем кровообращения находится в прямой линейной зависимости (до определенных пределов) от степени уменьшения ОЦК (Shien, Billig, 1961; С. А. Селезнев, 1971а). Однако изучение механизмов изменений ОЦК и в первую очередь генеза гиповолемии может быть успешным лишь в случае комплексного исследова-

ния объема крови, с одной стороны, и баланса внесосудистой экстра- и интрацеллюлярной жидкости, с другой; при этом необходимо учитывать обмен жидкости на участке «сосуд — ткань».

Настоящая глава посвящена анализу принципов и методов определения лишь объема циркулирующей крови. В связи с тем, что методики определения ОЦК широко освещены в литературе последних лет (Г. М. Соловьев, Г. Г. Радзивил, 1973), в том числе и в руководствах по клиническим исследованиям, нам представлялось целесообразным уделить большее внимание ряду спорных теоретических вопросов, опустив некоторые частные методические приемы. Известно, что объем крови может быть определен как прямыми, так и непрямыми методами. Прямые методы, представляющие в настоящее время лишь исторический интерес, основаны на тотальной кровопотере с последующим отмыванием трупа от оставшейся крови и определением объема ее по содержанию гемоглобина. Естественно, что эти методы не удовлетворяют требованиям, предъявляемым к физиологическому эксперименту сегодняшнего дня, и практически не используются. Иногда они применяются для определения регионарных фракций ОЦК, о чем будет сказано в главе IV.

Используемые в настоящее время непрямые методы определения ОЦК основаны на принципе разведения индикатора, который состоит в следующем. Если в кровеносное русло ввести некоторый объем (Ei) вещества известной концентрации (C₄) и после полного смешивания определить концентрацию этого вещества в крови (C₂), то объем крови (V₂) будет равен:

В качестве индикаторов для определения ОЦК используются те же вещества (синяя Эванса, альбумин-1¹³¹ и др.), что и для регистрации кривой разведения при измерении сердечного выброса. Точность регистрации ОЦК зависит также от наличия указанных ранее свойств индикатора, который должен равномерно смешиваться с циркулирующей кровью. В случае выхода его в экстраваскулярное пространство должна быть известна закономерность наблюдаемого явления.

К сожалению, эти условия не всегда могут соблюдаться, что зависит не столько от свойств индикаторов, сколько от особенностей циркуляции крови в первую очередь на уровне терминального отдела сосудистого русла. Одной из таких особенностей, имеющей непосредственное отношение к проблеме равномерного смешивания, является неодинаковая линейная скорость движения плазмы и эритроцитов. Показано, что в почках, кишечнике и конечностях собак время прохождения эритроцитов в среднем на 6—8% короче времени прохождения плазмы (Wat- kin и Hudson, 1972). В почке человека среднее время кровотока для эритроцитов составляет 3,5—8,4 с, а для плазмы — 4—10 с

(Pedersen, Baerenholdt, 1966). Rowlands и соавт. (1963) установили, что отношение среднего времени циркуляции альбумина-1¹³¹ к этому показателю для эритроцитов-Р³² у кошек существенно больше 1,0 (Р