CC BY
58
УДК 616.132-089.844-092.9 Кубанский научный медицинский вестник № 8 (122) 2010
адаптивного статуса находится соответствующий индекс, а затем в прогнозировании реабилитации стоят такие параметры сердечно-дыхательного синхронизма, как диапазон синхронизации и длительность его развития. Такая последовательность обусловлена тем, что в целях интеграции двух наиболее информативных параметров сердечно-дыхательного синхронизма: диапазона синхронизации и длительности развития синхронизации на минимальной границе диапазона, отражающих регуляторно-адаптивные возможности организма, предложено представить их во взаимосвязи, выраженной индексом регуляторно-адаптивного статуса [3]. По величине индекса была предложена градация регуляторно-адаптивного состояния человека, что и послужило выделением этого показателя, в том числе и в нашей работе, как самого информативного.
ЛИТЕРАТУРА
1. Вербицкий И. А. Оценка динамики регуляторно-адаптивного статуса пациентов, перенесших гастрэктомию // Кубанский научный медицинский вестник. - 2009. - № 5 (110). - С. 10-12.
2. Покровский В. М. Формирование ритма сердца в организме человека и животных. - Краснодар: Кубань-книга, 2007. - 143 с.
3. Покровский В. М. Сердечно-дыхательный синхронизм в оценке регуляторно-адаптивного статуса организма. - Краснодар, 2010.
4. Покровский В. М. Сердечно-дыхательный синхронизм: выявление у человека, зависимость от свойств нервной системы и функциональных состояний организма / В. М. Покровский, В. Г. Абушкевич, Е. Г. Потягайло, А. Г. Похотько // Успехи физиол. наук. -2003. - Т. 34, № 3. - С. 68-77.
5. Покровский В. М., Пономарев В. В., Артюшков В. В., Фомина Е. В., Гриценко С. Ф., Полищук С. В. Система для определения сердечно-дыхательного синхронизма у человека. Патент № 86860 от 20 сентября 2009 года.
6. Черноусов А. Ф, Поликарпов С. А. Расширенная лимфаде-нэктомия в хирургии рака желудка. - М., 2005. - 160 с.
7. Gotoda T, Sasako M., Ono H, KataiH, Sano T. and Shimoda T. Evaluation of the necessity for gastrectomy with lymph node dissection for patients with submucosal invasive gastric cancer // British journal of surgery. - 2001. - № 88. - P. 444-449.
Поступила 30.09.2010
А. А. ВИНОКУР, В. E. ДЬЯКОВ, О. А. АЛУХАНЯН
СРАВНИТЕЛЬНОЕ ИССЛЕДОВАНИЕ ФИЗИКО-МЕХАНИЧЕСКИХ СВОЙСТВ НОВЫХ ЗАПЛАТ ИЗ ПОЛИТЕТРАФТОРЭТИЛЕНА
Кафедра ангиологии, амбулаторной и сосудистой хирургии ФПК и ППС ГОУ ВПО ««Кубанский государственный медицинский университет»,
Россия, г. Краснодар, ул. Седина, 4, тел. 8 (861) 2338231. E-mail: vi_lex@mail.ru
В статье рассматривается проблема новых материалов для сосудистой хирургии. Выявлено, что структура синтетического эксплантата является важным фактором при замещении участка артерии. В статье представлены исследования физикомеханических свойств новых сосудистых заплат из пористого политетрафторэтилена с различной внутренней структурой.
Ключевые слова: сосудистая заплата, эксплантат, ПТФЭ.
A. A. VINOKUR, V. E. DJAKOV, O. A. ALUKHANJAN
COMPARATIVE RESEARCH OF PHYSICOMECHANICAL PROPERTIES OF NEW PTFE PATCHES
Chair of angiology and vascular surgery, the Kuban state medical university,
Russia, Krasnodar, st. Sedina, 4, tel. 8 (861) 2338231. E-mail: vi_lex@mail.ru
In article the problem of new materials for vascular surgery is considered. It is revealed that the structure synthetic explants is the important factor at replacement of a site of an artery. In article researches of physicomechanical properties of new vascular patches from porous PTFE with various internal structure are presented.
Key words: vascular patch, PTFE, graft.
В настоящее время потребность в реконструктивно-восстановительных операциях на аорте и ее ветвях составляет не менее 1% всего населения [2, 4, 5], что диктует необходимость наличия оптимальных трансплантатов для замещения пораженных артерий человека. Первоначально естественным было стремление хирургов использовать для этих целей ткани самого больного. Первыми трансплантатами были аутососуды (артерии и вены самого больного). Самым распространенным материалом для аутотрансплантации стала большая подкожная вена. Однако возможность ее использования, равно как и
аутоартерий человека, оказалась очень ограниченной. К тому же наблюдались такие осложнения, как аневризматические расширения и разрывы трансплантатов, их тромбозы [7, 8, 11, 13, 15]. Подобные осложнения наблюдались также при применении алло- и ксенотрансплантатов [1, 4, 12, 14].
Многолетний опыт применения синтетических материалов в сердечно-сосудистой хирургии позволил выделить эксплантаты из политетрафторэтилена (ПТФЭ) как наиболее перспективные. Они обладают такими ценными свойствами как высокая биологическая и нулевая хирургическая порозность, тромборезистент-
ность, биологическая инертность [6, 7, 8, 11]. Однако с накоплением опыта их клинического применения при различных реконструктивных операциях на брюшной аорте и ее ветвях выявлены существенные недостатки. В частности, имели место такие осложнения, как аневризматическое расширение самого эксплантата, образование ложных аневризм в области сосудистого шва, его инфицирование [1, 4, 6, 11, 15].
В отличие от сосудистого протеза заплата подвергается более интенсивному воздействию со стороны пульсирующего потока крови. Поэтому вероятность развития указанных осложнений при выполнении реконструкций с применением заплат выше, чем при шунтирующих операциях с применением протезов [6, 15]. С этой точки зрения, к физико-механическим свойствам заплат (толщина, пористость, прочность на разрыв, максимальная деформация, прочность на разрыв хирургической нитью) предъявляются повышенные требования. Очевидно, что физико-механические свойства эксплантатов напрямую зависят как от материала изготовления, так и от структуры самого эксплантата (количество слоев).
Целью нашего исследования явилась разработка новых отечественных заплат из политетрафторэтилена с оптимальными физико-механическими свойствами и нулевой хирургической порозностью.
Материалы и методы
При изготовлении заплат для пластики аорты и ее ветвей мы руководствовались следующими общеизвестными требованиями:
• заплата должна иметь равномерные прочностные и эластические свойства при механическом воздействии во всех направлениях (изотропность);
• заплата должна обладать повышенной эластичностью, поскольку она фиксируется к истонченной артерии, подвергнутой эндартерэктомии;
• заплата должна иметь хорошие эксплуатационные свойства: легко моделироваться, без усилия прокалываться иглой, хорошо адаптироваться со стенкой сосуда, быть устойчивой к прорезыванию и волокнению при зашивании, легко подвергаться стерилизации и длительному хранению без потери своих качеств;
• материал заплаты должен быть атромбогенен во избежание развития тромбоэмболических осложнений, токсикологические параметры заплат должны соответствовать принятым нормам.
Исходя из этих требований, в НПК «Экофлон» (Санкт-Петербург) было изготовлено три типа сосудистых заплат толщиной 200^270 мкм (тип А), 400^500 мкм (тип Б) и 510^670 мкм (тип В). В зависимости от количества слоев каждый тип, в свою очередь, был распределен на 3 вида (1, 2, 3).
При выборе толщины заплат мы исходили из толщины стенки аорты и её ветвей (сонные, бедренные артерии) как наиболее часто подвергаемых пластике после выполнения различных дезоблитерирующих операций. Учитывали также толщину применяемых в настоящее время синтетических заплат для пластики артерий различных сосудистых бассейнов. Обязательными условиями для заплат каждого типа служила максимальная однородность параметров пористости, прочности и максимальной деформации при разрыве. Заплаты разных видов одного типа отличались только внутренним строением. Под внутренним строением подразумевалось различное количество технологических слоев.
Специальная технология позволяет получать пористые эксплантаты, имеющие узелково-фибриллярную структуру с различным размером пор.
Методы исследования
Для изучения физико-механических свойств заплат применялись следующие методы: электронная микроскопия, весовой метод, метод испытания проницаемости заплат, метод испытания на растяжение.
Методом электронной микроскопии изучали внутреннюю структуру сосудистых заплат, контролировали качество изготовления заплат, в частности, отсутствие технологических полостей, плотность прилегания и однородность слоев заплат. Исследование проводилось на поперечных и продольных срезах заплат.
Электронная микроскопия проводилась на растровом электронном микроскопе АВТ-55 (Япония) после напыления золотом торца заплат и прямоугольных образцов поверхности.
Манометр
Предохранительный
клапан
Рис. 1. Схема стенда испытания проницаемости заплаты
41
Кубанский научный медицинский вестник № 8 (122) 2010
Кубанский научный медицинский вестник № 8 (122) 2010
Подвижный
зажим
Заплата
Неподвижный
зажим
Мотор привода подвижного зажима с динамометром и датчиком изменения длины
Рис. 2. Схема стенда испытания разрывной машины
Весовым методом изучалась пористость заплат, которая вычислялась по формуле:
П=(і-
Fxhxpn
)х100,
А0 - начальное поперечное сечение образца, мм2. Максимальную деформацию при разрыве определяли по формуле:
Д/р
_х100,
где П - пористость, %;
G - масса образца заплаты, г;
рп - паспортная плотность полимера, г/см3;
Ь - толщина образца пленки, см;
F - площадь образца пленки, см2.
На стенде испытания проницаемости заплаты исследовали хирургическую порозность (рис. 1). С помощью дистиллированной воды в соответствии с ГОСТ 6709-72 при давлении 0,3±0,1 кгс/см2 и температуре 32+42° С время испытания определяли механическим секундомером (3 минуты). Стенд состоял из запорного вентиля, манометра, предохранительного клапана и насоса.
Критерием нулевой хирургической порозности являлось отсутствие дистиллированной воды на наружной поверхности заплаты при внутреннем давлении не менее 3,0 кПа (0,3 кгс/см2). По результатам испытаний все испытуемые заплаты обладали нулевой хирургической порозностью.
На разрывной машине ZM-20 (Германия) определяли прочность при разрыве и максимальную деформацию в соответствии с ГОСТ 11262-80 «Метод испытания на растяжение» (рис. 2).
Разрывная машина состояла из подвижного и неподвижного зажимов и мотора привода подвижного зажима с динамометром и датчиком изменения длины. Испытания в продольном и поперечном направлениях проводили в образцах заплат длиной 80±5мм с мерной базой 25±1мм при скорости раздвижения захватов 200±20 мм/мин. Погрешность измерения нагрузки составила ±1%, измерения удлинения при максимальной деформации - ±0,5 мм.
Значение прочности на разрыв определяли по формуле:
где стрр - предел прочности при разрыве, МПа;
F - нагрузка, при которой образец разрушился, Н;
где ер - максимальная деформация при разрыве, %;
Д/р - изменение длины образца между контрольными метками в момент разрыва, мм;
/0 - начальная длина образца между контрольными метками, мм.
С помощью разрывной машины также измерялась величина усилия в килограммах, необходимая для прорезывания заплаты хирургической нитью 4,0.
Результаты и обсуждение
Исследование электронной микроскопией поперечных срезов заплат подтвердило прочность прилегания слоев заплат, отсутствие технологических полостей и структуры в целом.
На рисунке 3 приведены электронограммы поперечных срезов заплат типа А, где видны плотно прилегающие друг к другу технологические слои. Заплаты по своей структуре становятся более однородными от слоя к слою с увеличением их числа, что можно объяснить усилением изотропности при проведении чередующихся деформаций растяжения в двух взаимно перпендикулярных плоскостях при их изготовлении. Изучение поперечных срезов заплат типов Б и В также подтвердило высокое качество их изготовления и позволило нам продолжить исследование всех видов заплат.
Результаты микроскопии продольных срезов у всех заплат были идентичны. При получении данных срезов можно отметить наличие параллельной укладки молекулярных структур линейного полимера. Это является причиной анизотропии физико-механических свойств заплат в поперечном и продольном направлениях в пределах одного технологического слоя (рис. 4).
Таким образом, все изготовленные заплаты выполнены качественно, слои плотно прилегали друг к другу без нарушения общей структуры заплат. Все виды и типы заплат могли быть использованы в экспериментальном исследовании.
Р
0
0
Рис. 3. Электронограмма поперечного среза сосудистых заплат из ПТФЭ НПК «Экофлон» (х1800),
а - заплата А-1 (4 технологических слоя), б - А-2 (6 слоев) и в - А-3 (10 слоев). Стрелками вверху рисунка указаны границы технологических слоев
Рис. 4. Электронограмма. Типичный срез, проведенный параллельно поверхности ПТФЭ заплаты (х12 000)
Результаты определения пористости заплат из ПТФЭ
Результаты измерений толщины и пористости заплат из ПТФЭ представлены в таблице 1.
Из представленной таблицы видно, что толщина отдельных заплаттипаАнаходиласьвпределах200+270мкм. Медиана, нижний и верхний квартили толщины заплат А-1 составляли 250 (246, 254) мкм, А-2 - 260 (256, 266) мкм, А-3 - 230 (214, 243) мкм. Достоверной разницы между показателями толщины заплат разных видов не выявлено (р>0,10).
В то же время значения толщины заплат типа Б варьировали от 400 до 500 мкм. Медиана и квартили толщины заплат Б-1 составляли 440 (432, 456) мкм, Б-2 -475 (460, 483) мкм, Б-3 - 435 (422, 446) мкм. Также как и у заплат типа А, достоверной разницы между показателями толщины заплат разных видов не выявлено (р>0,10). Вместе с тем медиана толщина заплат типа Б достоверно превышает аналогичный показатель заплат типа А (р<0,05).
В группе анализируемых изделий типа В медиана и квартили толщины заплат В-1 составляли 550 (532, 571) мкм, В-2 - 570 (540, 586) мкм, а В-3 - 640 (618, 663) мкм. В итоге заплата В-3 несколько толще остальных (0,05<р<0,10), однако это различие находится на уровне тенденций. При сравнении толщины заплат этого типа получены достоверные различия с заплатами типа А (р<0,01) и типа Б (р<0,05).
Пористость заплат всех видов в пределах каждого типа и всех типов в сравнении друг с другом достоверно не отличалась (р>0,05). Медиана и квартили пористости заплат типа А составили 72,6 (72,0, 73,4)%, типа Б - 72,9 (70,8, 74,2)%, а типа В - 69,5 (64,8, 73,1)%.
Таким образом, можно отметить, что, несмотря на увеличение толщины приготовленной заплаты и количества технологических слоев, такой важнейший показатель, как пористость сосудистой заплаты, изменяется недостоверно, что позволяет судить о сохранении данной характеристики при используемых вариантах технологической обработки материала.
Кубанский научный медицинский вестник № 8 (122) 2010
Кубанский научный медицинский вестник № 8 (122) 2010
Результаты определения прочности и максимальной деформации заплат
Прочностные свойства имплантируемых сосудистых заплат являются одной из важнейших характеристик, обуславливающих успех проведенного оперативного вмешательства. Не менее важно, чтобы указанные характеристики были максимально близки во взаимно перпендикулярных направлениях (изотропность свойств) заплаты, так как наличие существенной анизотропии может быть причиной ее дилатации, деформации, разрыва или образования ложной аневризмы в области сосудистого шва. Результаты исследования прочности и максимальной деформации изготовленных заплат представлены в таблице 2.
При анализе представленных данных можно видеть, что при увеличении толщины заплаты и числа технологических слоев прочностные характеристики сосудистых заплат достоверно возрастают. Вместе с тем ни в одном случае нами не зарегистрировано до-
стоверных различий между величиной прочности на разрыв в вертикальном и горизонтальном направлениях. Это подтверждает изотропность прочностных характеристик.
Достоверных различий в величине максимальной деформации при разрыве в вертикальном и горизонтальном направлениях нами также не было отмечено. Можно отметить, что данный показатель имел тенденцию к уменьшению при увеличении толщины заплат и количества технологических слоев. Максимальная деформация до разрыва у заплат типа А составила в среднем у А-1 - 310,5%, у А-2 - 305,5%, у А-3 - 296,5%; у заплат типа Б соответственно Б-1 - 273,1%, Б-2 - 254,8%, Б-3 - 237,6%; у заплат типа В (В-1, В-2 и В-3) - 288,5%, 244,9% и 236,1%.
Максимальная деформация при разрыве свидетельствует об её вязкостных свойствах и может служить опосредованной характеристикой эластичности заплаты. Понятно, что увеличение прочностных характеристик приведет к уменьшению эластичности.
Таблица 1
Характеристика пористости структуры сосудистых заплат,
Ме (р25; р75), тіп^тах
Тип Вид Количество слоев п Толщина, мкм Пористость, %
1 4 7 250 (246, 254); 245+255 73,2 (72,0, 73,9) 71,5- -74,3
А 2 6 7 260 (256, 266); 250+270 71,6 (71,1, 72,5) 69,8- 73,0
3 10 6 230 (214, 243); 200+250 73,0 (72,3, 73,8) 71,7+ 73,6
1 6 6 440 (432, 456); 420+470* 79,3 (71,8, 82,3) 69,0+ 83,2
Б 2 10 7 475 (460, 483); 450+500* 67,8 (64,5, 71,4) 62,3+ 73,8
3 14 8 435 (422, 446); 400+450* 71,5 (67,4, 74,9) 65,8+ 76,0
1 8 8 550 (532, 571); 510+580**^ 72,4 (68,1, 74,7) 65,5+ 78,7
В 2 16 7 570 (540, 586); 510+620**^ 67,0 (64,4, 71,3) 60,1 + 72,8
3 22 8 640 (618, 663); 610+670**^ 69,2 (61,1, 70,4) 58,9+ 73,3
Примечание: * - различия с заплатами вида А достоверны (р<0,05),
** - различия с заплатами вида А достоверны (р<0,01),
1 - различия с заплатами вида Б достоверны (р<0,05).
Таблица 2
Характеристика прочности и максимальной деформации сосудистых заплат, Ме (р25; р75)
Тип Вид Кол-во слоев п Прочность при разрыве в... Максимальная деформация в.
вертикальном направлении, а, МПа горизонтальном направлении, а, МПа вертикальном направлении, £, % горизонтальном направлении, £, %
А 1 4 7 9,8 (9,5; 10,3) 9,6 (9,2; 10,1) 317 (308; 333) 293 (277; 321)
2 6 7 13,1 (12,5; 14,0)* 14,5 (13,6; 14,8)* 300 (288; 324) 307 (297; 315)
3 10 6 14,2 (13,7; 14,9)* 15,2 (14,0; 15,6)* 273 (267; 284) 300 (271; 315)
Б 1 6 6 12,4 (11,8; 13,0) 14,9 (14,4; 15,8) 277 (247; 294) 270 (259; 276)
2 10 7 14,3 (13,9; 15,0) 18,1 (13,7; 19,4)* 263 (248; 273) * 233 (213; 252) *
3 14 8 15,2 (14,5; 15,8) 15,5 (14,9; 15,7) * 237 (229; 250) 230 (221; 256)
В 1 8 8 13,0 (10,9; 16,1) 12,3 (9,7; 16,5) 287 (264; 299) 290 (276; 300)
2 16 7 15,1 (12,4; 18,0)* 13,7 (10,7; 16,2) * 233 (221; 245) 263 (233; 272)
3 22 8 17,8 (14,3; 18,5) * 17,2 (14,9; 19,7) * 243 (228; 257) 230 (219; 243)
Примечание: * - достоверные различия изучаемых показателей в горизонтальном и вертикальном направлениях (р<0,05).
Таблица 3
Сравнение характеристик предельных параметров механических свойств и толщины стенок кровеносных сосудов человека с исследованными сосудистыми заплатами из ПТФЭ
Кровеносный сосуд Начальная толщина стенки, И„, мм Предел прочности, МПа Максимальная деформация
Передняя стенка аорты 2,35±0,027*Д1' 1,11±0,11*Д1 45,5±2,7%*Д1'
Задняя стенка аорты 2,26±0,150*Д1' 0,71±0,90*Д1 41,9±3,5%*Д1
Общая сонная артерия 1,66±0,035*Д1 1,99±0,27*Д1 60,7±3,5%*Д1
Внутренняя сонная артерия 1,59±0,100*Д1 1,56±0,20*Д1 52,4±12,1%*Д1
Общая подвздошная артерия 1,63±0,120*Д1 1,86±0,39*Д1 39,0±4,0%*Д1
Бедренная артерия 1,89±0,110*Д1 1,32±0,18*Д1 40,0±2,9%*Д1
Большая подкожная вена 1,52±0,120*Д1 3,92±1,09*Д1 37,3±6,4%*Д1
Заплаты ПТФЭ типа А 0,254±0,02 12,8±0,7 305,4±15,9
Заплаты ПТФЭ типа Б 0,448±0,10 14,6±1,4 252,8±29,9
Заплаты ПТФЭ типа В 0,605±0,20 15,6±2,0 244,3±48,5%
Примечание: * - различия с заплатами типа А достоверны (р<0,0001), Л - различия с заплатами типа Б достоверны (р<0,0001), t - различия с заплатами вида В достоверны (р<0,0001).
Еще одной важной характеристикой физико-механических свойств является определение прочности заплат на прошив нитью 4x0. При этом установлена идентичная прочность заплат А-1 и А-2, которая составила 0,40 (0,28; 0,62) кг с разбросом от 0,25 до 0,80 кг. В то же время прочность на прошив заплат А-3 составила 0,82 (0,72; 0,94) кг с разбросом от 0,50 до 1,00 кг, что достоверно превышало соответствующий показатель остальных видов заплат типа А по критерию Манна-Уитни (р<0,05). Аналогично этому у заплат типа Б установлена идентичная прочность Б-1 и Б-2, которая составила 0,74 (0,68; 0,79) кг и 0,77 (0,70; 0,82) кг соответственно. В то же время прочность на прошив у заплат Б-3 была достоверно выше по сравнению с остальными и составила 1,79 (0,91; 2,38) кг (р<0,01). У сосудистых заплат типа В также была установлена идентичная прочность заплат В-1 - 1,60 (1,30; 1,85) кг и В-2 - 1,45 (1,35; 1,45) кг (р>0,05), тогда как данный показатель заплат В-3 достоверно превышал их, составляя 1,70 (1,25; 2,10) кг (р<0,05). Разброс значений при выполнении испытаний был самым высоким у заплат В-3 и составил 1,3 кг, в то время как у заплаты В-1 он был 0,4 кг, а у В-2 - 0,3 кг. Можно отметить, что разброс значений прочности заплат на прошив находился в прямой зависимости от количества технологических слоев заплаты, и отличия в изучаемом показателе у заплат с большим количеством слоев можно объяснить смещением распределений изучаемого признака в направлении правого хвоста. Исходя из этого, можно заключить, что при увеличении числа технологических слоев труднее удается поддерживать значения ряда физико-механических свойств в узких пределах.
Нами проведено сравнение физико-механических свойств заплат разных типов с упруго-эластическими параметрами артерий человека в возрасте 39-49 лет, приведенных в литературе [3]. Указанные параметры определялись при одноосном продольном растяжении полосок, вырезанных из стенок сосудов ауто-псийного материала на разрывной машине (табл. 3).
Из представленной таблицы 3 видно, что толщина изучаемых нами сосудистых заплат вне зависи-
мости от их типа меньше стенки кровеносного сосуда в 2,5+10 раз (р<0,0001). По этой причине образование неоинтимы на заплате не приводит к стенозированию реконструированного сосуда. Это позволяет заплатам служить каркасом для неоинтимы и неоадвентиции без стенозирования просвета протезируемого сосуда.
Отмечается также достоверная разница по пределу прочности в пользу заплат из ПТФЭ. В зависимости от типа последние в 4+20 раз превышают образцы аорты и ее ветвей и большой подкожной вены (р<0,0001). Такое различие с позиций теории сопротивления материалов могло бы быть опасным для наименее прочного компонента - сосудистой стенки. Однако разрушения стенки сосуда не происходит вследствие достоверно более высокой эластичности эксплантата (р<0,0001). Отражением высокой эластичности ПТФЭ заплаты является превышение максимальной деформации при разрыве эксплантата в 5+8 раз относительно сосудов.
Таким образом, сравнительная оценка физико-механических свойств изученных типов заплат по результатам стендовых испытаний показала, что все испытуемые материалы отвечают предъявляемым требованиям изотропности и однородности важнейших характеристик и могут быть использованы для дальнейшего экспериментального исследования по определению интраопераци-онных свойств и особенностей их приживления в организме экспериментального животного.
ЛИТЕРАТУРА
1. Ахмедов Ш. Д., Афанасьев С. А., Дьякова М. Л., Фатхут-динов Т. Х., Кактурский Л. В. Использование бесклеточного матрикса для формирования новых кровеносных сосудов и сердца методом тканевой инженерии // Клеточная трансплантология и тканевая инженерия. - 2009. - Т. 4, № 2. - С. 32-39.
2. Бокерия Л. А. Сердечно-сосудистая хирургия - 2007. Болезни и врожденные аномалии системы кровообращения // Л. А. Бокерия, Р. Г. Гудкова. - М., 2008. - 144 с.
3. Вольмир А. С., Герштейн М. С., Пуриня Б. А. Гидроупругие явления в зоне бифуркации аорты // Механика полимеров. - 1971. -№ 1. - С.164-166.
Кубанский научный медицинский вестник № 8 (122) 2010
УДК 616.1-07:612.176:614.212:796.071.015.6 Кубанский научный медицинский вестник № 8 (122) 2010
4. Доброва И. Б., Кохан Е. П., Веретениц В. А., Батрашов В. А., Городков А. Ю., Сидоренко Е. С. Сосудистые трансплантаты. История вопроса и перспективы развития. - М., 1999. - 90 с.
5. Иванов С. Ю. (ред.) Стоматологическая имплантология. -М.: ГЭОТАР-Мед, 2004. - 296 с.
6. Лебедев Л. В., Плоткин Л. Л., Смирнов А. Д., Вавилов В. Н, Лукьянов Ю. В., Горбунов Г. Н. Протезы кровеносных сосудов. -СПб: издательский дом «Адмиралтейство», 2001. - 292 с.
7. Леменев В. Л., Кошелев Ю. М., Варнавских В. И. Ренессанс эндатерэктомии в хирургическом лечении окклюзионных поражений артерий нижних конечностей // Матер. 55-го межд. конгресса по сердечно-сосудистой хирургии. - СПб, 2006. - С. 34-37.
8. Леменев В. Л., Михайлов И. П., Кунгурцев Е. В., Щербюк А. А. Образование истинной аневризмы аутовенозного шунта через 16 лет после бедренно-подколенного шунтирования // Ангиология и сосудистая хирургия. - 2004. - № 3. - С. 65-68.
9. Параскевич В. Л. Дентальная имплантология. Основы теории и практики.- 2-е изд.- М.: ООО «Медицинское информационное агентство», 2006.- 400 с.
10. ПейплА. Д. (ред.) Пластическая и реконструктивная хирургия лица; пер с англ. - М.: Бином. Лаборатория знаний, 2007. - 951 с.
11. Фокин А. А., Прык А. В., Алехин Д. И. Хирургическое лечение стенозирующих поражений сонных артерий по сравнительным результатам ультразвукового и ангиографического исследований // Ангиология и сосудистая хирургия. - 2006. -№ 12. - С. 85-89.
12. Baguneid M. S., Seifalian A. M., Salacinski H. J. et al. Tissue engineering of blood vessels // Brit. j. surg. - 2006. -№ 93. - P. 282-290.
13. Derksen W. J., Gisbertz S. S., Pasterkamp G., De Vries J. P., Moll F. L. Remote superficial femoral artery endarterectomy // J. cardiovasc surg (Torino). - 2008 Apr. - № 49 (2). -P. 193-198.
14. Derwin K. A., Baker A. R., Spragg R. K., Leigh D. R., Farhat W, Iannotti J. P. Regional variability, processing methods, and biophysical properties of human fascia lata extracellular matrix // J. biomed. mater. res. A. - 2008 Feb. - № 84 (2). - P. 3500-507.
15. Hankey G. J. How I interpreted the randomised trials of carotid angioplasty/stenting versus endarterectomy // Eur j. vasc. endovasc. surg. - 2008 May. - № 14.
Поступила 17.09.2010
Н. П. ГАРГАНЕЕВА1, И. Ф. ТАМИНОВА2, И. Н. ВОРОЖЦОВА3
ДИАГНОСТИКА РАННИХ МАРКЕРОВ СОСТОЯНИЯ ДЕЗАДАПТАЦИИ СЕРДЕЧНО-СОСУДИСТОЙ СИСТЕМЫ К НАГРУЗКАМ У СПОРТСМЕНОВ В ПОДГОТОВИТЕЛЬНОМ И СОРЕВНОВАТЕЛЬНОМ ПЕРИОДАХ УЧЕБНО-ТРЕНИРОВОЧНОГО ЦИКЛА
кафедра поликлинической терапии ГОУ ВПО «Сибирский государственный медицинский университет Росздрава»,
Россия, 643050, г. Томск, Московский тракт, 2, тел. 8 (3822) 473133.
E-mail: garganeyeva@mail.tomsknet.ru;
2МУ «Врачебно-физкультурный диспансер»,
Россия, 628615, г. Нижневартовск, ул. Спортивная, 19, тел. 8 (3466) 459702.
E-mail: taminova@intramail.ru;
3лаборатория функциональных методов исследования НИИ кардиологии СО РАМН,
Россия, 643012, г. Томск, ул. Киевская, 111а, тел. 8 (3822) 558396
В работе представлены результаты исследования сердечного ритма, типов кровообращения, показателей физической работоспособности и аэробной производительности по данным максимального потребления кислорода у 110 квалифицированных спортсменов в подготовительном и соревновательном периодах соревнований. Проведенное исследование позволило выявить и оценить значимость наиболее ранних маркеров, отражающих состояние дезадаптации сердечно-сосудистой системы к физическим нагрузкам в процессе учебно-тренировочной работы, в развитии кардиоваскулярного риска у квалифицированных спортсменов.
Ключевые слова: спортсмены, физическая работоспособность, дезадаптация, типы кровообращения, периоды учебнотренировочного цикла, сердечно-сосудистая система.
N. P. GARGANEYEVA1,1. F. TAMINOVA2,1. N. VOROZHTSOVA3
DIAGNOSIS OF EARLY MARKERS OF STATE OF DISADAPTATION OF CARDIOVASCULAR SYSTEM TO LOADS IN SPORTSMEN IN PREPARATION AND COMPETITION PERIODS OF TRAINING CYCLE
1Primary care therapy department of SEIHPE «Siberian state medical university of Ministry of healthcare and social development of Russian Federation»,
Russia, 643050, Tomsk, Moskovsky trakt, 2, tel. 8 (3822) 473133. E-mail: garganeyeva@mail.tomsknet.ru;
2MI «Medical-sports dispensary»,
Russia, 628615, Nizhnevartovsk, Sportivnaya street, 19, tel. 8 (3466) 459702. E-mail: taminova@intramail.ru; 3laboratory of functional investigations cardiology research Institute SB RAMS,
Russia, 643012, Tomsk, Kievskaja street, 111а, tel. 8 (3822) 558396
