|
1 Биолектрогенез. Мех-м образования ПД и ПП в кардиомиоцитах. Концентра-ция ионов в норме различна по разные сто-роны БМ, что приводит к появлению в кле-тке разности потенциалов. ПП – разность потенциалов между цитоплазмой и окру-жающей средой. Важным условием для формирования ПП является отличие ион-ного состава внутри клетки от ионного сос-тава внешней среды. Стабильность гради-ента концентрации ионов достигается по-средством активного транспорта: мембран-ные белки переносят ионы через мембрану против электрического и концентрацион-ного градиентов, потребляя для этого энер-гию АТФ. На транспортировку трех ионов Na из клетки и || двух ионов K в клетку используется энергия одной молекулы АТФ, т. е. суммарно за один цикл из клет-ки удаляется один положительный заряд, что и создает разность потенциалов (фор-мирует ПП, значение которого в норме = -90 мВ). ПД – быстрое колебание мембран-ного потенциала, возникающее в ответ на достаточное по силе раздражение, что со-провождается перезарядкой мембраны. ПД рабочей клетки миокарда: (1). Максималь-ный диастолический потенциал (ПП) = -90мВ. Когда мембрана деполяризуется на 30 мВ (до критического уровня) возникает ПД, в котором различают фазы: I – быстрая начальная деполяризация – обуловлена повышением проницаемости мембрана для Na, т.е активацией быстрых Na-вых кана-лов мембраны. Когда деполяризация дос-тигает –40 мВ Na-вые каналы инактиви-руются и в клетку начинает поступать Ca во время пика ПД происходит изменение знака мембранного потенциала (с –90 до +30 мВ). II – быстрая реполяризация – обусловлена выходом из клетки К. III – фаза плато – в этот перод потенциал мем-браны изменяется мало, т.к. выход К и вход Са уравновешены. Постепенно калие-вые ток преобладает над Са-вым и насту-пает IV фаза – реполяризации мембраны, которая обусловлена выходом из клетки К. ПД миокарда ЖЖ длится около 0,3 с. Во время ПД мембрана клетки становится невосприимчивой к д-ю раздражителей (рефрактерной). Периоды: а – абсолютной рефрактерности (0,27 с), б – период отно-сительной рефрактерности (0,03 с) – cor мышца может ответить лишь на очень сильные раздражения, в – период супер-нормальной возбудимости – cor мышца может сокращаться в ответ на подпорого-вые раздражения |
2 Электрический диполь. Электрические поле диполя. Диполь – система, состоящая из 2х одинаковых по величине, но противоположных по знаку заряда, жестко соединенных между собой. Хар-ся дипольным моментом (Р со стрелочкой вверху) = произведению величины заряда на плечо. (1). Дипольный момент – вектор, равный произведению заряда на плечо и направленный от “-” заряда к “+”. [Р] = Клм. Электрическое поле диполя. Чтобы найти потенциал диполя в т. А. (2). q(0r) (в вакууме). q(0Еr) (в среде). Е – диэлектрическая проницаемость среды; показывает во скролько раз д-е эл поля в вакууме >, чем д-е эл поля в среде. Потенциал в т. А: пусть 1/0 = К (= 9109 нм2/Кл2), тогда Кq r. (3). Потенциал эл поля диполя в заданной точке пространства прямо пропорционален проекции дипольного момента на выбранное отведение (направление) и обратно пропорционален квадрату расстояния от диполя до точки |
3 Электрическое поле диполя, на сторонах равностороннего /\. Диполь – система, состоящая из 2х одинаковых по величине, но противоположных по знаку заряда, жестко соединенных между собой. Хар-ся дипольным моментом (Р со стрелочкой вверху) = произведению величины заряда на плечо. (1). Дипольный момент – вектор, равный произведению заряда на плечо и направленный от “-” заряда к “+”. [Р] = Клм. Потенциал эл поля диполя в заданной точке пространства прямо пропорционален проекции дипольного момента на выбранное отведение (направление) и обратно пропорционален квадрату расстояния от диполя до точки (вывод в билете 2). Диполь в равностороннем /\. (2). (/\ - разность потенциалов). Разность потенциалов = напряжению напряжение на стороноах равностьроннего треугольника относятся как проекции дипольного момента на его стороны |
4 ИЭВС. Токовый диполь. Диполь – система, состоящая из 2х одинаковых по величине, но противоположных по знаку заряда, жестко соединенных между собой. Хар-ся дипольным моментом (Р со стрелочкой вверху) = произведению величины заряда на плечо. (1). Дипольный момент – вектор, равный произведению заряда на плечо и направленный от “-” заряда к “+”. [Р] = Клм. В процессе возбуждения сердца отдельные векторы суммируются и образуют интегральный электрический вектор сердца. ИЭВС меняется по величине и направлению. Его начало неподвижно и находится в АВ-узле, а конец описывает сложную пространственную кривую, проекция котрой на фронтальную плоскость за цикл cor деятельности создет 3 петли (Р, QRS, T). (2). Эйнтховен предложил измерять разность потенциалов между 2мя из 3х точек, которые представляют вершины равностороннего /\, в центре которого находится ИЭВС. Токовый диполь: в токовом диполе протвоположными по знаку зарядами являются клемы генератора: (3), r – внутреннее сопротивление системы, R – сопротивление среды. “+” клема – исток. Между стоком и истоком создается электрическое поле, которое напрвлено от – к +; линии, перпендикулярные к эл полю – эквиопотенциальные поверхности (4). J = E / r + R. (J – сила тока). Рток диполя = Jl . - удельная электропроводимость ([]=1/Ом м). = Рcos/4 r2 |
|
5 Физические основы электрокардио-графии, вектро-. Теория Эйнтховена. Электрография – методы исследования ра-боты органов и тканей основаны на реги-страции во времени потенциалов эл поля на поверхности тела. 2 электрода, приило-женные к разным точкам на поверхности тела регистрируют меняющуюся во време-ни разность потенциалов (/\(t)). Электро-грамма – временная зависимость измене-ния разности потенциалов. Физический подход к выяснению связи между биопо-тенциалами органа и их внешним проявле-нием заключается в моделировании источ-ников этих потенциалов. Для оценки элек-трической активности органа или ткани используется принцип эквивалентного генератора. “эквивалентный” - распределе-ние потенциалов на поверхности тела (/\) и их изменение во времени, порождаемое органом должно быть таким же как порож-даемое воображаемым генератором. В биофизике 2 функциональный задачи: 1 – рассчет распределения эл потенциала на заданной поверхности тела к заданным хар-кам эквивалентного генератора. 2 – определение хар-к эквивалетного генера-тора (моделирующего данный орган) по измеренным потенциалам на поверхности тела (более важно для врача). Положения теории Эйнтховена: 1 – cor – токовый диполь с дипольным моментом. В процессе возбуждения сердца отдельные векторы суммируются и образуют интегральный электрический вектор сердца. 2 – ИЭВС находится в обнородной изтропной проводящей среде, которыми являются ткани о-ма. 3 – ИЭВС меняется по величине и направлению. Его начало неподвижно и находится в АВ-узле, а конец описывает сложную пространственную кривую, проекция которой на фронтальную плоскость за цикл cor деятельности создет 3 петли (Р, QRS, T). 4 - Эйнтховен предложил измерять разность потенциалов между 2мя из 3х точек, которые представляют вершины равностороннего /\, в центре которого находится ИЭВС. (1). Электрокардиограм-ма – график временной зависимости напряжения в соответствующем отведении. Нарисовать ЭКГ. Вектроэлектрокардио-графия – методика, позполяющая судить об изменении ИЭВС в пространстве на фронтальную, сагиттальную и горизонтальную плоскости |
6 Вязкость. Ур-е Ньютона. Ньют и неньют жид-ти. Вязкость жидкости обусловлена силой внутреннего трения, кот возникает между движущимися слоями жидкости. (1). Т.к сила взаимодействия между твердым телом и жидкостью >, чем сила взаимодействия между молекулами жидкости, то верхний слой прилипает к поплавку и движется с ним. Второй слой будет двигаться уже медленнее, т.к первый слой его разгоняет, а 3й тормозит. Сила внутреннего трения направлена по касательной к соприкасающися слоям и противоположна движению слоев. Fвнут_тр = -(dV/dx)S ( - коэффициент вязкости, S – площадь соприкасающихся слоев, dV/dx – градиент скорости. [] = Пас. Если f(dV/dx) – ньютоновские жидкости (вода, спирт, глицерин), если =f(dV/dx) – неньютоновские жидкости (жидкости со взвесью частиц – кровь). При / градиента скорости сила взаимодействия между эритроцитами \ и монетные столбики рассыпаются > эритроциты выстраиваются послойно – вязкость \. аорты = 4-5 сП (сантиПуаз), артерий = 3 сП, капилляров = 1 сП. Вязкость крови зависит то наличия форменных элементов |
7 Ламинарное течение жидкости. З-н Пуазейля. Гидравлическое сопротивле-ние. Движение жидкости: 1 – турбулентное – течение жидкости при котором ее слои перемешиваются и образуют вихри. 2 – ламинарное – течение жид-ти, при котром ее слои скользят друг относительно друга не перемешиваясь. Это осуществимо при незначительных скоростях и малой разности давления на концах сосуда. При таком типе течения все частицы жидкости перемещаются только параллельно оси сосуда. Слой, непосредственно прилегаю-щий к стенке сосуда, “прилипает” к ней и остается неподвижным; по этому слою скользит второй слой, по нему – третий и т.д. В результате образуется параболичес-кий профиль распределения скоростей с максимумом в центре сосуда. (1). Чем ме-ньше диаметр сосуда, тем ближе централь-ные слои жидкости к его неподвижной стенке и тем больше они тормозятся в результате вязкостного взаимодействия с этой стенкой. Вследствие этого в мелких сосудах средняя скорость кровотока ниже. В крупных же сосудах центральные слои расположены дальше от стенок, поэтому по мере приближения к длинной оси сосу-да эти слои скользят относительно друг друга со все большей скоростью. В резуль-тате средняя скорость кровотока значи-тельно возрастает. Особенность ламинар-ного кровотока заключается в том, что чем крупнее частицы крови, тем ближе они располагаются к оси сосуда. В результате осевой поток крови почти целиком состоит из эритроцитов, образующих довольно компактный цилиндр внутри оболочки из плазмы, содержащей мало клеток. Таким образом, средняя скорость кровотока выше, чем скорость тока плазмы. Скорость зависит от R трубы, разности давлений, длины трубы и коэффициента вязкости. V = r4/8l (Р1-Р2) t. Объемная скорость течения жидкости (Q): Q=V/t = r4/8l (Р1-Р2). Давление в сосуде в зависимости от длины: (2). Если радиус давления меняется, то Q = r4/8 (dP/dl) – градиент давления. ? – Объемная скорость кровотока в каком–либо отделе кровеносного русла = отноше-нию разности среднего давления в начале и конце сосуда к гидравлическому сопро-тивлению этого отдела. Гидравлическое сопротивление обусловлено внутренним трением между слоями жидкости и между жидкостью и стенками сосуда. Оно зависит от размеров сосуда, а также от вязкости и типа течения жидкости |
8 Общее гидравлическое сопротивление в трубах разного сечения при последоват и // соединении. Последовательное: (1). Условие – неразрывность струи. Q=V (лин скорость) S (площадь сосуда). Чем меньше площадь сосуда, тем больше линейная скорость. Чем меньше сосуд, тем больше его сопротивление. аналогия гидравлического и электрического сопротивлений: J=U/R (J – сила тока – заряд в единицу времени). JQ. UP1-P2 (разница давлений). Х – гидравлическое сопротивление. Х = X=8l/r4. Параллельное: (2). При // соединении общее гидравлическое сопротивление всегда меньше наименьшего. Хобщ=(1/Х1 + 1/Х2 + 1/Х3)—1 |
|
9 Распеределение давления при последовательном соединении труб разного сечения. Скорость зависит от R трубы, разности давлений, длины трубы и коэффициента вязкости. V = r4/8l (Р1-Р2) t. Объемная скорость течения жидкости (Q): Q=V/t = r4/8l (Р1-Р2). Давление в сосуде в зависимости от длины: (2). Если радиус давления меняется, то Q = r4/8 (dP/dl) – градиент давления. (1). |
10 Турбулентное течение жидкости. Число Рейнольдса. Движение жидкости: 1 – ламинарное – течение жид-ти, при котром ее слои скользят друг относительно друга не перемешиваясь. 2 – турбулентное – течение жидкости при котором ее слои перемешиваются и образуют вихри. При таком течении объемная скорость тока жидкости уже не пропорциональна градиенту давления (как при ламинарном кровотоке), так как по причине завихрений возникают дополнительные потери давления. Величина этих потерь пропорциональна квадрату объемной скорости тока жидкости. Характер движения жидкости определяется числом Рейнольдса. Это число прямо пропорционально диаметру сосуда, средней линейной скорости кровотока v (в м/с) и плотности жидкости ρ (плотность крови составляет 1060 кг/м3) и обратно пропорционально вязкости жидкости η (в Па/с): Re = d vρ/η. Если Reкрит > Reэксперемент - движение турбулентное, если меньше – ламинарное |
11 Кровь – неньютоновская жидкость. Динамическая вязкость в аорте, артериях, капиллярах. Вязкость жидкости обусловлена силой внутреннего трения, кот возникает между движущимися слоями жидкости. Сила внутреннего трения направлена по касательной к соприкасающися слоям и противоположна движению слоев. Fвнут_тр = -(dV/dx)S ( - коэффициент вязкости, S – площадь соприкасающихся слоев, dV/dx – градиент скорости. [] = Пас. Если f(dV/dx) – ньютоновские жидкости (вода, спирт, глицерин), если =f(dV/dx) – неньютоновские жидкости (жидкости со взвесью частиц – кровь). Кровь – неньютоновская жидкость, коэффициент вязкости зависит от градиента скорости (=f(dV/dx)). Линейная скорость тока крови: Vл = l/t (длина сосуда на время), Q = V/t, Q = VS. Rаорты: Rартерий: Rкапилляров = 3000:500:1. X=8l/r4. (X – гидравлич сопротивление). Xкапилл > Xарт > Xаорты. Суммартная площадь сечения капилляров в 500 раз больше, чем поперечное сечение аорты. (1). Vаорты = 0,3-0,5 м/с, Vартер = 0,2 м/с, Vкапилл = 0,001 м/с. (2). При увеличении градиента скорости степень агрегации \, монетные столбики рассыпаются, что приводит к \ вязкости. аорты = 4-5 сП, арт = 3 сП, кап = 1,2 сП. |
12 Деформация. Виды. Хар-ки деформации растяжения. Закон Гука для упругой деформации. Деформация – явление изменения формы или размеров тела при действии внешних сил. Виды: 1 – упругая – после прекращения д-я силы тело возвращается в ИП, 2 – пластическая – не фозвращается в ИП. 3 – упруго-пластическая – частично возвращается вИП. 4 – вязко-упругая – проявляется во времени (коллаген, эластин, сосуды). При д-ии внешней силы на тело (напр растяжение) между молекулами возникает сила притяжения (при растяжении стержня она направлна вдоль его оси) – всякому внешнему воздействию возникает сила противодействия. Сигма – механическое напряжение. Сигма = Fупр/S [Н/м2=Па]. Для упругой деформации выполняется закон Гука. (1). Сигма = E Эпсилон (относительное удлинение- мера деформации растяжения). Эпсилон = /\l/l0. E – модуль упругости (Юнга). Определяется структурой в-ва. Е = Сигма/Эпсилон [Па]. Если Эпсилон = 1, то Е = Сигма. Эпсилон = 1 когда /\l = l0 , т.е Е = напряжению, когда относительное удлинение образца =1, т.е размеры образца / в 2 раза. 1010 Па – Е костной ткани, но разрушается она при 106 Па |
|
13 Упругость и эластичность. Вязко-упругая деформация. Ур-е Ламе. Деформация – явление изменения формы или размеров тела при действии внешних сил. Виды: 1 – упругая – после прекращения д-я силы тело возвращается в ИП, 2 – пластическая – не фозвращается в ИП. 3 – упруго-пластическая – частично возвращается вИП. 4 – вязко-упругая – проявляется во времени (коллаген, эластин, сосуды). Упругость – св-во тела возвращаться в ИП после деформации. Эластичность – упругие св-ва в-ва, которые проявляются при малых внешних нагрузках, но при этом сильно деформируются. Мех-е св-ва крупных сосудов определяются св-вами коллагена, эластина и гладких мыш волокон. Содержание коллагена и элестина изменяется по ходу кровеносной системы. В сонной артерии отношение коллагена к эластину 2:1, а в бедренной артерии наоборот. Е эластина = (0,4-1)106 Па (Е-модуль уругости Юнга), Е коллагена = 108-109 Па. Коллагеновые волокна обеспечивают прочность стенок артерий, эластичные волокна – упругость (эластичность). Рассмотрим деформацию крупного сосуда (1). Кровь движется по сосудам и оказывает давление, которое д-ет по всем направлениям. Стла упругости позволяет сосуду растягиваться но не разрываться. Чем больше радиус сосуда, тем больше механическое напряжение. Чем толще стенки, тем меньше механическое напряжение. Сигма – механическое напряжение. Сигма = Fупр/S [Н/м2=Па]. Сигма = Pr/h (P – давление крови, r – радиус сосуда, h – толщина стенки. Т.е напряжение в сосуде зависит от модуля упругости, толщины сосуда и его радиуса |
14 Ударный и МОК. Модель Франка. Модель Франка устанавливает связь между ударным объемом крови, гидравлическим сопротивлением периферического кровообращения и изменением давления в аретриях. Ударный объем крови – объем крови, кот выбрасывает ЛЖ за 1 систолу (60 мл). Допущения: 1 – все крупные сосуды объеденены в 1 упругий резервуар с эластичными стенками, объем которых пропорционален давлению. Гидравлическое сопротивление в них не учитывается. 2 – система микрососудов представляется как жесткая труба. Гиюравлическое сопротивление велико, а эластичностью пренебрегают. 3 – эластичность и сопротивление для разных групп сосудов считается постоянным во времени и пространстве. (1). Когда из ЛЖ выбрасывается кровь в аорту, кровь не сразу занимает всю аорту а постепенно (0,3 с). Спад давления происходит продвижения крови в артерии. (2). Потенциальная Е сосуда переходит в Е кин крови. Q = Q0 + RP (R – коэффициент эластичности сосуда, Р – давление). Р = Р0 е в степени (-t/КХ0), где Х0 – сопротивление периферической части, К – эластичность резервуара. Отключение от модели Франка в фазе изгнания крови из крупного сосуда (II фаза) объясняется тем, что гидравлическое сопротивление и эластические св-ва артерий отличны от этих же св-в аорты. От аорты к артериям происходит ветвление сосудов > изменение их сопротивления. Распределение среднего давления в различных участках сосудистого русла: (3). На протяжении крупных сосудов среднее давление падает на 15-20%, а в малых сосудах – на 85%. БОльшая часть энергии, затрачиваемое ЛЖ на изгнание крови расходуется на ее течение по мелким сосудам
|
15 Пульсовая волна – распространяющаяся по аорте и артериям волна повышенного давления, вызванная выбросом крови из ЛЖ в период систолы. Скорость распространения = 5-10 м/с (скорость крови 0,3-0,5 м/с). пульсовая волна достигает конечностей раньше, чем начинается спад в аорте. В капиллярах пульсовая волна не распространяется. Давление, которое оказывается на стенки сосуда: Р = Р0 е в степени (-Х), где Х – расстояние на кот распространяется волна, - коэффициент распространения (чем \ радиус, тем / ). связан с модулем упругости. С возрастом модуль упругости возрастает из-за \ эластичности > скорость пульсовой волны /. (1). V – скорость распространения пульсовой волны, Е – модуль упругости сосуда, h – толщина, r – радиус, ро – плотность крови |
Биофизика 1 Биолектрогенез. Мех-м образования ПД и ПП в кардиомиоцитах 2 Электрический диполь. Электрические поле диполя 3 Электрическое поле диполя, на сторонах равностороннего 4 ИЭВС. Токовый диполь 5 Физические основы электрокардио-графии, вектро-. Теория Эйнтховена 6 Вязкость. Ур-е Ньютона. Ньют и неньют жид-ти 7 Ламинарное течение жидкости. З-н Пуазейля. Гидравлическое сопротивле-ние 8 Общее гидравлическое сопротивление в трубах разного сечения при последоват и // соединении 9 Распеределение давления при последовательном соединении труб разного сечения 10 Турбулентное течение жидкости. Число Рейнольдса 11 Кровь – неньютоновская жидкость. Динамическая вязкость в аорте, артериях, капиллярах 12 Деформация. Виды. Хар-ки деформации растяжения. Закон Гука для упругой деформации 13 Упругость и эластичность. Вязко-упругая деформация. Ур-е Ламе 14 Ударный и МОК. Модель Франка 15 Пульсовая волна |