РАСПРЕДЕЛЕНИЕ СЕРДЕЧНОГО ВЫБРОСА

Доля сердечного выброса, приходящаяся на тот или иной орган, зависит от уровня давления и регионарного сосудистого сопротивления в соответствии с формулой: где: q — регионарная фракция сердечного выброса; AP — градиент давления; W — регионарное сосудистое сопротивление.

Поскольку давление во всех артериях примерно одинаково и намного превышает давление в венах, величина регионарных фракций сердечного выброса зависит решающим образом от местного сопротивления сосудов. Иными словами, распределение кровотока является функцией тонуса резистивных, главным образом прекапиллярных, сосудов, являющихся «узким местом» сердечно-сосудистой системы (Bloch, 1966).

Для изучения регионарных фракций сердечного выброса используют ряд методов, позволяющих оценивать объемную скорость кровотока как в отдельных регионарных артериях, так и

Таблица 7

Распределение крови в организме (в % от ОЦК)

Таблица 8

Регионарное распределение фракций циркулирующей крови

одномоментное распределение сердечного выброса между любыми органами, тканями и сегментами тела.

Для определения объемной скорости регионарного кровотока могут быть использованы те же методы, что и для регистрации сердечного выброса (см. главу III). Для оценки регионарного кровотока наиболее часто применяются следующие: 1) метод измерения оттока крови из органа по регионарной вене; 2) методы флоуметрии; 3) методы, основанные на рассеи-

Рис. 18. Схема обстановки опыта с определением объемной скорости почечного кровотока прямым методом.

1, 2 — катетер, по которому

кровь от левой почки оттекает в яремную вену; 3 — емкость для определения объема оттекающей от почки крови; 4 — ртутный манометр для регистрации артериального давления; 5 — манометр для определения центрального венозного давления; п_л — левая почка; П_п—

правая почка; B_fl — почечная вена; B_3n- задняя полая вена; В_я — яремная вена; C_fl — сонная артерия.

вании тепла; 4) методы контрастной рентгенокинематографии и 5) методы, базирующиеся на распределении в сосудистом русле меченых рубидия и микросфер.

Наиболее простым методом измерения регионарной скорости кровотока является определение объема крови, оттекающей по магистральной вене (рис. 18). C этой целью производится катетеризация соответствующей вены с помощью длинных полиэтиленовых или полихлорвиниловых катетеров, содержащих тройник; второй конец катетера проводится через яремную вену до правого предсердия. При закрытом боковом отводе кровь от изучаемого органа поступает в правое предсердие. При закрытии трубки выше тройника кровь поступает в измерительный цилиндр, после чего возвращается в сосудистую систему животного. Таким способом может измеряться отток от конечностей, почки, сердца (коронарный синус), мозга (продольный синус) и некоторых других сосудистых областей. Недостатком метода является ограниченный круг органов, кровоток через которые может быть определен, а также необходимость перевязки вен, через которые происходит дополнительный отток крови из органа.

Рис. 19. Схема устройства пузырькового реометра.

I — воздушная камера для введения в кровь пузырька воздуха; 2 — камера для улавливания пузырька воздуха; 3—кровеносный сосуд; 4 — измерительная трубка известного объема.

Расходомеры (флоуметры) условно можно разделить на два типа. Аппараты первого типа позволяют измерять среднюю величину кровотока, в то время как флоуметры второго типа — средний и пульсирующий кровоток (Guyton, 1969). К первым относятся:' пузырьковый реометр, часы Людвига, волюметрический реометр, ротаметр и др.; ко второму — аппараты, основанные на измерении дифференциального давления, электромагнитные и ультразвуковые расходомеры. Некоторые расходомеры пригодны и для определения сердечного выброса, если они могут быть приспособлены для регистрации скорости тока крови в дуге аорты, легочной артерии или полых венах.

Наиболее простыми типами расходомеров, отличающимися простотой конструкции и довольно высокой точностью измерения, являются пузырьковый реометр, предложенный Soskin с соавт. (1934), кровяные часы Людвига и волюметрический реометр.

Пузырьковый реометр (рис. 19) представляет собой простой по конструкции аппарат, основными частями которого являются измерительная трубка известного объема и две воздушные камеры, одна из которых служит для введения в кровь, проходящую по трубке, пузырька воздуха, перекрывающего поток, а вторая — для улавливания пузырька после прохождения его с кровью по трубке. Точность измерения реометром зависит от точности установки горизонтального положения трубки, по которой протекает кровь, и от соответствия пузырька воздуха диаметру трубки. Аппарат подключается к рассеченной артерии таким образом, чтобы камера для улавливания пузырька воздуха находилась на конце трубки, вставляемой в периферический отрезок артерии. В современных пузырьковых расходомерах имеется фотоэлектрическое устройство, точно регистрирующее время появления пузырька и их число за определенный промежуток времени (Г. Н. Аронова, 1970).

Пузырьковый реометр нашел широкое применение для оценки кровотока в артериях различного калибра и его перераспределения при травматическом шоке (И. В. Гальцева, 1968; С. А. Селезнев, 19716, и др.). По данным И. В. Гальцевой, кровоток по правой и левой общим сонным артериям у кошек в условиях фиксации составил соответственно 15,7±2,1 и 15,8± ±1,8 мл/мин_у что свидетельствует о высокой точности метода.

Кровяные часы Людвига также просты по конструкции и характеризуются высокой точностью измерения. Они в равной мере могут быть использованы как для оценки регионарного кровотока, так и сердечного выброса.

Конструктивно (рис. 20) часы Людвига в их современной модификации представляют собой 2 камеры, соединенные между собой в верхней части трубкой широкого диаметра.

Волюметрический расходомер (рис. 21) представляет собой простое устройство, состоящее из двух цилиндров (/, 2), соединенных между

Рис. 20. Устройство часов Людвига (пояснения в тексте). К — кровь; M — минеральное масло.

собой двумя трубками (3, 4). Процедура определения объемной скорости кровотока с помощью этого прибора состоит в следующем. После установления нулевой линии с помощью трубки (5) трубка (3) пережимается. Кровь от животного поступает в цилиндр (I)_f а из цилиндра (2)—в периферический конец сосуда (7). Скорость кровотока определяется по времени заполнения цилиндра (I)_f объем которого известен. После измерения зажим с трубки (3) снимается. Достоинством настоящего прибора является возможность сохранять бесперебойное кровоснабжение органа на протяжении всего опыта. Объем цилиндров (1) и (2) подбирают с учетом скорости тока крови по разным сосудам — для воротной вены кошек он равен 20 мл; для бедренной артерии — 30 мл.

Объемная скорость кровотока (q) рассчитывается по формуле:

где: t — время заполнения цилиндра (в с); V — объем реометра (в мл).

Достоинством рассмотренных расходомеров является минимальное внутреннее сопротивление кровотоку, но они, однако,

не могут регистрировать пульсирующие изменения скорости потока. Кроме того, применение этих потокомеров требует пересечения сосудов, что не всегда согласуется с задачей эксперимента.

Рис. 21. Схема устройства волюметрического реометра (по Leonard, 1962).

Отмеченных недостатков лишены электромагнитные и ультразвуковые расходомеры. Принцип работы электромагнитных расходомеров основан на индукции электрических потенциалов при движении крови в магнитном поле. C помощью электродов, расположенных на поверхности сосудов, электрические потенциалы отводятся на регистрирующие приборы. При движении крови перпендикулярно ПОЛЮ индуцируемое на электродах напряжение (E) будет пропорционально напряженности магнитного поля (5), диаметру сосуда (D) и средней скорости кровотока (V):

E=B-D-V (4.5)

При постоянстве магнитного поля В и строго определенном диаметре D возникающая на электродах ЭДС будет пропорциональна скорости кровотока v.

1 — измерительный резервуар;

2 — приемный резервуар; 3 — соединительная трубка; 4 — обходная трубка; 5 — трубка для сообщения с атмосферой при установлении нулевой линии; 6—7 — полиэтиленовые катетеры, соединяющие прибор

с кровеносным сосудом (Я).

В расходомерах современных конструкций, в отличие от первых образцов, используется не постоянное магнитное поле, а переменное, что позволяет избегать поляризации электродов. Современные датчики могут использоваться как в остром, так и в хроническом эксперименте; они пригодны для измерения кровотока в сосудах диаметром от 1 до 30 мм и более (Guyton, 1969).

Отечественный электромагнитный одноканальный расходомер РКЭ-1 предназначен для измерения потока крови в аппаратах искусственного кровообращения и в невскрытых сосудах. Прилагаемые к нему датчики имеют диаметр канала от 2 до 26 мм. Прибор обеспечивает измерение расхода крови с помощью сосудистых датчиков от 10 мл!мин до 30 л/мин, а с помощью магистральных датчиков — от 1 мл/мин до 15 л)мин. Погрешность прибора составляет 2—7% от максимальной производительности датчика. Электронные схемы, регистрирующие генерируемые кровью потенциалы, измеряют либо амплитуду возникающих синусоидальных колебаний, либо сдвиг фазы генерируемого напряжения.

Подробное изложение принципов электромагнитной флоу- метрии и методики экспериментов с отечественными и зарубежными приборами дано в работе В.

Однако и эти приборы не свободны от недостатков, одним из которых является трудность определения нулевого уровня, так как для этой цели необходимо перекрыть кровоток в сосуде пережатием его.

Ультразвуковые расходомеры основаны на принципе различной скорости распространения ультразвуковых волн (100 кГц— 4 МГц) вдоль и против потока крови. Генераторами волн в этих приборах служат 2 пьезокристалла, расположенные на противоположных стенках сосуда по диагонали. Звуковые волны, возникающие при движении крови в сосуде и распространяющиеся вдоль потока, имеют большую скорость, нежели волны, распространяющиеся против тока крови. Таким образом, скорость кровотока оказывается пропорциональной разности двух скоростей распространения ультразвуковых волн в противоположных направлениях. По конструкции ультразвуковые расходомеры делятся на два типа. В первом из них измеряется сдвиг фазы звуковой волны; в другом — регистрируется разница во времени распространения пачки квантов (10 колебаний) в прямом и противоположном направлениях (Guyton, 1969).

Датчики этих приборов гораздо миниатюрнее соответствующих устройств магнитного флоуметра, однако они не могут быть использованы для регистрации кровотока по сосудам малого диаметра (из-за того, что скорость кровотока составляет лишь 0,2% скорости распространения ультразвука). В связи с этим практически невозможно зарегистрировать разницу во времени распространения ультразвука в прямом и противоположном направлениях. Кроме того, ультразвуковые расходомеры измеряют скорее линейную, нежели объемную скорость кровотока (Guyton, 1969).

Достоинством электромагнитных и ультразвуковых расходомеров является способность их регистрировать пульсовые колебания тока крови.

Регионарные фракции сердечного выброса с высокой точностью могут быть определены методами, основанными на явлении рассеивания теплоты. Использование этого метода в физиологии кровообращения стало реальным после создания соответствующих микротермосопротивлений (термисторов), которые способны изменять сопротивление в зависимости от температуры окружающей среды (глава III). Таким образом, если ввести в сосуд катетер с термистором и нагревать последний электрическим током до температуры, превышающей температуру крови, то движущаяся кровь будет охлаждать термистор. При этом, чем быстрее кровоток, тем скорость охлаждения больше, и наоборот. В зависимости от степени охлаждения датчика электропроводность его будет изменяться, что может быть зарегистрировано соответствующим устройством. Для графической регистрации сопротивления датчиков могут быть использованы электронные самописцы типа ЭПП-09 или КСП-4 с мостом сопротивления. При калибровке датчика величина кровотока соотносится с сопротивлением термистора.

Кроме того, объемная скорость регионарного кровотока может быть определена с помощью термисторов методом терморазведения. В этом случае охлажденный физиологический раствор вводится в сосуд на некотором расстоянии от термосопротивления. Для этой цели удобно использовать двухканальные катетеры. В одном канале монтируется термосопротивление, а другой служит для введения охлажденного раствора (Г. Н. Аронова, 1970; А. Я. Евтушенко, Н. Ф. Иванников, 1972). Объемная скорость кровотока рассчитывается по кривым термодилю- ции аналогично определению сердечного выброса.

Одномоментное распределение сердечного выброса практически между всеми органами и тканями может быть определено с помощью методов распределения микросфер, радиоактивного рубидия (Rb⁸⁶Cl) и в меньшей степени — метода рентгенокинематографии.

Метод рентгенокинематографии основан на регистрации скорости распространения контрастного вещества, вводимого в левый желудочек или дугу аорты, по сравнительно крупным регионарным артериям. Скорость продвижения контраста (по переднему фронту волны) определяют по кинокадрам или серийным рентгенограммам (метод серийной ангиографии). Зная скорость киносъемки, определяют линейную скорость распространения контрастного вещества по сосудам. Достоинством этого метода, по сравнению с определением объемных скоростей с помощью потокомеров, является возможность регистрации не только скорости кровотока по магистральным сосудам, но и внутриорганного распределения крови в разные периоды времени (С. А. Селезнев с соавт., 1968).

Вживление катетеров для введения контраста в органные артерии или дугу аорты за несколько дней до опыта позволяет с минимальной травмой производить исследование на ненарко- тизированных животных.

Процедура исследования объемных скоростей кровотока заключается в следующем. Животным перед кинорентгеносъемкой вводят контрастное вещество (диодон), подогретое до температуры 37—38°С. Киносъемка может осуществляться камерой «Аррифлекс» или другой аналогичной на 35 мм пленку РФ-3 чувствительностью 900—1100 обратных Рентген под визуальным контролем. Скорость съемки—12—25 кадров в секунду (С. А. Селезнев с соавт., 1968а; С. М. Вашетина, Н. В. Синицын, 1969).

Изучение ангиограмм (измерение диаметров сосудов и скоростей движения по ним контраста) может производиться с помощью аппарата «Микрофот». Истинные размеры сосудов устанавливаются путем сопоставления размера их теней на экране аппарата с размерами теней позвонков и последующим пересчетом, основанным на результатах измерения позвонков после

Рис. 22. Распределение контрастного вещества по сосудистому руслу почек после введения его в аорту.

1—6 — последовательное заполнение ренальных артерий и их внутрипочечных разветвлений; 5—6 — контрастирование коркового и мозгового слоя почек; 7—8 — паренхиматозная фаза; 9 — контрастирование мочевого пузыря.

секции животных. Более удобным методом является сопоставление размеров сосудов с внутренним диаметром катетера, через который вводится рентгеноконтрастное вещество.

Для вычисления объемных скоростей кровотока (q) применяется обычно формула, предложенная Ardran (1954):

где г — радиус сосуда (в мм); I — длина участка в (мм), пройденного контрастным веществом за время t (вс).

Использование метода контрастной рентгенокинематографии позволило выявить ряд интересных закономерностей распределения кровотока при шоке и органного кровотока в печени, поч-

ках и других органах (С. М. Вашетина, 1969; С. А. Селезнев с соавт., 1968а; С. М. Вашетина, Н. В. Синицын, 1969, и др.). Показано, в частности, что в условиях шока линейная и объемная скорости по воротной вене уменьшаются, в то время как доля артериального кровотока печени увеличивается. Выявлены различия в скорости кровоснабжения различных слоев почки

Рис. 23. Распространение контрастного вещества по сосудистому руслу почек после введения его в аорту при экспериментальном травматическом шоке.

1—5 — последовательное заполнение почечных артерий и их разветвлений; 5—7 — контрастирование мозгового и коркового слоя почек; 8—9 — паренхиматозная фаза.

(рис. 22, 23) и изменения кровотока при денервации их в условиях шока.

Несмотря на ряд достоинств, метод контрастной рентгенокинематографии не нашел широкого применения в экспериментальной физиологии, главным образом из-за ограниченного числа органов, объемный кровоток в которых с помощью этого метода может быть определен, а также из-за сложности оборудования и последующих расчетов скоростей по кинокадрам. Однако метод рентгенокинематографии (во всяком случае, в настоящее время) является незаменимым для суждения о регионарном кровотоке в клинике.

Перечисленных недостатков лишены методы, основанные на распределении в кровеносном русле индикаторов и представляющие, по существу, приложение принципа Фика для одновременного изучения объемных скоростей кровотока через органы.

Метод изучения распределения сердечного выброса по захвату органами Rb⁸⁶ (после внутривенного введения Rb⁸⁶Cl) разработан и предложен Sapirstein (1956, 1958). Рубидий хорошо проникает через капилляры и распределяется в «бассейне калия», т. е., главным образом, внутриклеточно в экстраваску- лярном пространстве. Метод базируется на предпосылке, что за время одного пассажа весь рубидий захватывается органами, при этом концентрацию его в органе (qt) можно рассчитать по формуле:

где: qt— концентрация индикатора в органе (в %); f — кровоток в органе (в % от сердечного выброса); C₀ — средняя концентрация индикатора в течение времени t.

Следовательно, метод предполагает, что величина C₀(t)dt постоянна для каждого органа, поэтому содержание рубидия в каждом органе определяет относительный регионарный кровоток. Sapirstein показано, что распределение рубидия аналогично распределению калия и через 5—60 с после внутривенной инъекции индикатора распределение Rb⁸⁶ и К⁴² характеризует распределение фракций сердечного выброса. Однако данный метод нельзя все же считать достаточно теоретически и экспериментально обоснованным. Сам автор показал непригодность его для определения скорости кровотока через мозг, поскольку захват изотопа тканями мозга был минимальным. В связи с этим Sapirstein было предложено дополнительно вводить меченый антипирин, по содержанию которого в мозге можно было судить о регионарной фракции сердечного выброса.

Friedman (1968) было показано, что рубидий может быть использован в качестве индикатора для количественной оценки капиллярного кровотока, так как экстракция его из крови, проходящей по шунтирующему пути, мала. Однако теоретические предпосылки метода не позволяют надеяться на безусловную истинность получаемых результатов и прежде всего потому, что захват индикатора (рубидия) разными органами не может быть постоянным, как это предполагает автор. Действительно, в случае полного захвата рубидия всеми органами во время первого пассажа должно соблюдаться равенство:

где: f — захват рубидия каким-либо органом (в % к введенному количеству); F — захват рубидия всеми органами; q — регионарная фракция сердечного выброса в данном органе (в %); Q- сердечный выброс.

Однако при использовании Rb⁸⁶ это равенство не соблюдается. Дело в том, что скорость выхода рубидия из русла определяется тремя основными факторами: 1) перепадом концентраций на участке «капилляр—ткань» (величина, практически одинаковая для всех тканей во время первого пассажа); 2) временем прохождения крови через капилляры и 3) площадью контакта крови с капиллярной стенкой, т. е. числом функционирующих капилляров. Последняя величина (как и время пассажа крови) в разных органах далеко не одинакова, поэтому захват индикатора тканями не может быть постоянной величиной, зависящей лишь от объемной скорости кровотока через орган.

Необходимо также учитывать, что за 60 с (время от введения Rb⁸⁶Cl до забоя крыс насыщенным раствором КС1) количество кругооборотов крови через разные органы будет далеко не одинаковым, т. е. количество пассажей через мозг и сердце будет намного больше, нежели, например, через задние конечности и почки. Это, несомненно, сказывается на захвате индикатора органами, так как 40% его, по данным самого автора метода, рециркулирует (Sapirstein, 1958). Рециркуляция индикатора влечет за собой и другую ошибку, поскольку из-за нее радиоактивность органов будет определяться не только тем рубидием, который вышел за пределы сосудистого русла, но и тем, который находится в циркулирующей крови. При этом необходимо учитывать, что кровенаполнение различных органов колеблется в широких пределах^[2], поэтому радиоактивность тканей будет отражать не только захват рубидия, но и емкость функционирующего сосудистого русла органов.

Приведенные соображения дают основание считать, что метод Sapirstein представляется недостаточно обоснованным. Тем не менее, в конце 50-х и начале 60-х годов он получил широкое распространенйе для определения распределения сердечного выброса у разных животных как в нормальных условиях, так и при патологических процессах (Sapirstein, Hanusek, 1958; Sapirstein, Goldman, 1959; Sapirstein с соавт., 1960; Kovacs с соавт., 1967).

После одновременного введения Rb⁸⁶Cl и радиоактивных микросфер (Mendell, Hollenberg, 1971) содержание их в одном и том же органе не совпадало. В частности, в мозге, сердце и селезенке микросфер содержалось больше, нежели рубидия, в то время как печень содержала больше рубидия. Авторы связывают распределение микросфер и рубидия с особенностями строения сосудистого русла различных органов. Meyer с соавт. (1968) на основе распределения в органах собак K⁴²Cl и микросфер, меченных иттербием (Yb¹⁶⁹), показали, что отношение

К⁴² к Yb¹⁶⁹ равно единице лишь при скоростях потока 0,4 см^ъ1мин1г ткани и меньше. При более высоких объемных скоростях отношение этих изотопов в органах было меньше 1,0, что свидетельствует о недостаточности экстракции К⁴² из потока. По мнению авторов, использование микросфер предпочтительнее, нежели растворов КС1, особенно для тканей с высокой объемной скоростью потока.