На правах рукописи ЭЛЕКТРОФИЗИЧЕСКИЕ ПАРАМЕТРЫ ЭКСПЕРИМЕНТАЛЬНЫХ МОДЕЛЕЙ БИОЛОГИЧЕСКИХ ЖИДКОСТЕЙ
advertisement
На правах рукописи Добрынина Ольга Сергеевна ЭЛЕКТРОФИЗИЧЕСКИЕ ПАРАМЕТРЫ ЭКСПЕРИМЕНТАЛЬНЫХ МОДЕЛЕЙ БИОЛОГИЧЕСКИХ ЖИДКОСТЕЙ Специальность 01.04.07 – физика конденсированного состояния АВТОРЕФЕРАТ диссертации на соискание ученой степени кандидата физико-математических наук Воронеж-2013 Работа выполнена в ФГБОУ ВПО «Воронежский государственный университет» Научный руководитель: доктор физико-математических наук, профессор Зон Борис Абрамович Официальные оппоненты: Домашевская Эвелина Павловна, доктор физико-математических наук, профессор, ФГБОУ ВПО «Воронежский государственный университет», кафедр физики твердого тела и наноструктур, Постников Валерий Валентинович, доктор физико-математических наук, профессор, ФГБОУ ВПО “Воронежская государственная лесотехническая академия”, кафедр общей и прикладной физики, Ведущая организация: ФГБОУ ВПО «Воронежский государственный университет инженерных технологий» Защита диссертации состоится “ 12 ” декабря 2013г. в 16 час. 40 мин. на заседании диссертационного совета Д.212.038.06 при Воронежском государственном университете по адресу: 394006, г. Воронеж, Университетская пл.1. С диссертацией можно ознакомиться в библиотеке ФГБОУ ВПО «Воронежский государственный университет». Автореферат разослан “ Учѐный секретарь диссертационного совета ” ноября 2013г. Дрождин С.Н. ОБЩАЯ ХАРАКТЕРИСТИКА РАБОТЫ Актуальность темы. Исследованием физических свойств биологических объектов активно занимаются во многих лабораториях как в России, так и за рубежом. В частности, большое внимание уделяется методикам изучения биологических жидкостей, основанным на измерениях их электрических параметров, а именно импеданса, поскольку импедансная спектроскопия широко применяется в различных областях в качестве рабочего инструмента. Биологические жидкости часто используются в качестве экспериментальной модели при разработке технических средств, расширяющих возможности существующих диагностических методик, или создании новых подходов, учитывающих особенности изучаемых систем. С точки зрения физики, модели биологических жидкостей можно рассматривать как конденсированную среду с взвешенными коллоидными элементами. Употребляемый при этом термин «биологические жидкости» часто включает в себя не только телесные жидкости, возникающие в организме естественным способом, но и искусственно приготовленные модели жидкостей. В данной работе моделирование биологических жидкостей происходит путем последовательного уменьшения концентрации коллоидных частиц при добавлении физраствора в исследуемую биологическую жидкость. Импедансные спектры полученных жидкостей исследовались в α- и β-зонах частотной дисперсии электропроводности и диэлектрической проницаемости. На основе полученных экспериментальных данных исследована зависимость диэлектрической проницаемости исследуемых жидкостей от концентрации коллоидных частиц в пределе слабого поля. Показано, что диэлектрическая проницаемость исследуемых моделей биологических жидкостей линейно зависит от концентрации коллоидных частиц в исследуемом растворе. Полученные экспериментальные данные использовались для разработки метода диагностики острых кровопотерь, так как используемые в настоящее время методы обладают малой точностью и требуют длительного времени, к тому же отмечается неполное соответствие данных, вычисленных различными способами. Таким образом, тема диссертационной работы является актуальной. Целью настоящей работы является разработка методов экспериментального моделирования биологических жидкостей и изучение их электрофизических параметров для повышения достоверности медицинских диагностических методик. Для достижения указанной целей были поставлены следующие задачи: 3 1. экспериментальное моделирование биологической жидкости, формирующейся в кровеносной системе человека при кровопотере; 2. разработка конструкции измерительной ячейки, электродов и исследование комплексного сопротивления различных моделей биологических жидкостей при частотах измерительного сигнала в диапазоне частот от 1 Гц до 3МГц с целью выбора оптимальных значений для использования на практике как конструкции измерительной кюветы, так и частоты измерительного сигнала; 3. разработка методики наполнения измерительной ячейки без пузырьков воздуха, наличие которых искажает результаты; 4. исследование характера зависимости комплексного сопротивления одной из моделей биологических жидкостей (цельной крови) в зависимости от различных факторов, построение калибровочной кривой для определения кровопотери по величине сопротивления крови; 5. разработка принципиальной электронной схемы прибора, изготовление действующего макета, включающего измерительную ячейку. Научная новизна. Все основные результаты данной работы являются новыми. В рамках данного исследования: 1. проведено исследование комплексного сопротивления различных моделей биологических жидкостей при разных геометриях измерительных ячеек в широком диапазоне частот от 1Гц до 3 МГц; 2. показано, что диэлектрическая проницаемость исследуемых моделей биологических жидкостей линейно зависит от концентрации коллоидных частиц в исследуемом растворе; 3. проведено исследование зависимости активного сопротивления одной из моделей исследуемых биологических жидкостей (цельной крови) от различных факторов при измерениях в капиллярной ячейке; 4. разработана конструкция измерительной ячейки; 5. разработана методика наполнения ячейки без пузырьков воздуха; 6. разработан и изготовлен макет прибора для количественного измерения острых кровопотерь. Практическая значимость работы определяется возможностью использования разработанного прибора для количественного определения объема кровопотери на практике, в том числе и в полевых условиях. Предлагаемый метод имеет ряд преимуществ по сравнению с существующими аналогами: стабильность результатов во времени, высокая точность определения объема 4 кровопотери, возможность использования в полевых условиях, автономность, компактность, простота использования и быстрое получение результатов. Объект и методы исследования. Объектом исследования являлись полное сопротивление различных моделей биологических жидкостей, его активная и реактивная составляющие в широком диапазоне частот в различных разработанных конструкциях измерительных ячеек: 1) бицилиндрической ячейке с 1а) изолированными и 1б) неизолированными со сторон, соприкасающихся с исследуемой жидкостью, электродами; 2) капилляре. Измерения проводились при помощи импедансметра Solartron Analitical 1260 с диэлектрическим интерфейсом 1296, позволяющим исследовать комплексные электрофизические параметры образцов в интервале частот от 10 -3 Гц до 30МГц в автоматическом режиме с компьютерной обработкой результатов, и на RLC измерителе Instek LCR- 819 с возможностью измерения сопротивления, ѐмкости, индуктивности, тангенса угла потерь, добротности, эквивалентного последовательного/параллельного сопротивления в диапазоне частот от 12Гц до 100кГц. Основные положения, выносимые на защиту: 1. конструкция измерительной ячейки; 2. экспериментальные данные по зависимостям комплексного сопротивления различных моделей биологических жидкостей в частотном диапазоне от 1Гц до 3 Мгц при различных конструкциях измерительных ячеек: капиллярной измерительной ячейке, бицилиндрической ячейке с изолированными и неизолированными со сторон, соприкасающихся с исследуемой жидкостью, электродами; 3. линейная зависимость диэлектрической проницаемости исследуемых моделей биологических жидкостей от концентрации коллоидных частиц в исследуемом растворе; 4. экспериментальные данные по зависимости активной составляющей полного сопротивления одной из моделей исследуемых биологических жидкостей (цельной крови) от различных факторов при измерениях в капиллярной ячейке; 5. метод определения объема острых кровопотерь. Достоверность результатов исследований. Достоверность полученных результатов основывается на использовании современных физических методов исследования, высокой воспроизводимости экспериментальных данных. Выводы, сделанные по результатам работы, являются достоверными, научные положения аргументированы и прошли апробацию на научных конференциях и в рецензируемых журналах, рекомендованных ВАК. 5 Апробация работы. Основные результаты исследований по теме диссертации были представлены и обсуждены на следующих конференциях: III Евразийский конгресс по медицинской физике и инженерии «Медицинская физика - 2010», Москва, 21-25 июня, 2010г; Региональная научная конференция студентов, аспирантов и молодых ученых "Инновационные технологии на базе фундаментальных научных разработок - прорыв в будущее", Воронеж, 14-16 марта, 2011г. Диссертационная работа выполнялась при поддержке индивидуального гранта Фонда содействия развитию малых форм предприятий в научно-технической сфере. Основные научные результаты по теме диссертации получены в ходе выполнения НИОКР по теме: «Разработка методик и прибора диагностики острых кровопотерь», заказчик ЗАО «Воронежский инновационнотехнологический центр», 2011-2012 гг., 2013-2014гг. Вклад автора. Все включенные в диссертацию данные получены лично автором или при его непосредственном участии. Автором обоснован выбор метода и объекта исследования, получены все основные экспериментальные результаты, проведены анализ и интерпретация полученных данных. Обсуждение полученных результатов проводилось совместно с научным руководителем и соавторами публикаций. Объѐм и структура диссертации. Диссертация состоит из Введения, трех глав и Заключения. Содержит 55 рисунков, 1 таблицу, библиографический список использованных источников из 100 наименований. Общий объем диссертации – 99 страниц. ОСНОВНОЕ СОДЕРЖАНИЕ РАБОТЫ Во введении обоснована актуальность темы диссертационной работы, сформулирована цель и поставлены основные задачи исследования, определѐн объект исследования, отмечены новизна и практическая ценность полученных результатов. Изложены основные научные положения, выносимые на защиту. Приведены сведения о публикациях, апробации работы, структуре и объеме диссертации. В первой главе кратко рассмотрены некоторые физические аспекты импедансной спектроскопии моделей биологических жидкостей, эмпирические модели частотной дисперсии электрофизических параметров биологических жидкостей. Изложена идея метода определения объема острых кровопотерь. В основу метода положена зависимость концентрации форменных элементов крови от степени кровопотери и зависимость удельного электрического сопротивления 6 крови от концентрации форменных частиц, то есть зависимость степени кровопотери от удельного электрического сопротивления образца [1]. Рассмотрены факторы, влияющие на электрофизические параметры моделей биологических жидкостей, изготовленных на основе крови от различных доноров. Проведен сравнительный анализ существующих методов определения кровопотери и ячеек для измерения электрофизических параметров моделей биологических жидкостей. Живым тканям свойственна зависимость электропроводности от частоты воздействующего электромагнитного поля - дисперсия электропроводности. Дисперсия электропроводности свойственна всем средам, а не только биологическим. Она наблюдается в том диапазоне частот электромагнитного поля, которые соответствуют характеристическим частотам заряженных частиц, входящих в состав той или ной среды. Диэлектрическая проницаемость ε является важной характеристикой тканей. Области резких изменений ε при изменении частоты электромагнитного поля называют областями дисперсии ε, причем это характерно не только для биологических объектов, но и для других неоднородных сред [2,3]. Так как биологические объекты обладают как проводимостью, так и емкостью, то они характеризуются как активным, так и реактивным сопротивлением, в сумме составляющими импеданс объекта. Импеданс биологической ткани также зависит от частоты тока: при увеличении частоты реактивная составляющая импеданса уменьшается. Между дисперсиями электропроводности и диэлектрической проницаемости и дисперсией импеданса существует связь, но это не идентичные процессы. Частотно-зависимый характер емкостного сопротивления является одной из причин зависимости импеданса биологических объектов от частоты тока, то есть дисперсии импеданса. Изменение импеданса с частотой обусловлено также зависимостью поляризации от периода действия переменного тока. Если время, в течение которого электрическое поле направлено в одну сторону, больше времени релаксации какого-либо вида поляризации, то поляризация достигает своего максимального значения и вещество будет характеризоваться постоянными значениями диэлектрической проницаемости и проводимости. До тех пор, пока полупериод переменного тока больше времени релаксации, эффективная диэлектрическая проницаемость и проводимость объекта не будут изменяться с частотой. Если же при увеличении частоты полупериод переменного тока становится меньше времени релаксации, то поляризация не успевает достигнуть максимального значения. После этого диэлектрическая проницаемость начинает уменьшаться с 7 частотой, а проводимость возрастать. При значительном увеличении частоты данный вид поляризации практически будет отсутствовать, а диэлектрическая проницаемость и проводимость снова станут постоянными величинами [4]. Выделяют три области частотной дисперсией диэлектрической проницаемости и электропроводности в переменных электромагнитных полях для биологические объектов: в области низких частот f=10–103 Гц − α–дисперсия. Ее объясняют уменьшением эффекта поверхностной поляризации клеток, поскольку электрический ток с частотой до 1 кГц протекает практически только по межклеточникам, так как сопротивление клеток для токов низкой частоты велико [4,5]. По мере увеличения частоты переменного тока эффект поверхностной поляризации уменьшается, что проявляется как уменьшение диэлектрической проницаемости и сопротивления ткани. В области радиочастот (104 – 108Гц) наблюдается β–дисперсия, которая отображает изменении поляризации макромолекул по мере повышения частоты внешнего электромагнитного поля. Снижение диэлектрической проницаемости при повышении частоты внешнего поля в этом диапазоне зависит от того, что даже не очень большие макромолекулы не успевают изменить ориентацию за один период внешнего электромагнитного поля. Поляризация происходит во всем объеме клетки и вызывается наличием клеточной мембраны и мембраны цитоплазмы. Макрополяризация связана с перераспределение ионов на границе макроструктурного объема, то есть электролитической поляризацией границы раздела. Таким образом, эта дисперсия обусловлена уменьшением эффекта поляризации границ раздела в биологических средах. На сверхвысоких частотах >1010Гц наблюдается γ–дисперсия. Уменьшение диэлектрической проницаемости в данном диапазоне обусловлено ослаблением эффектов поляризации, вызываемой диполями воды [6]. Например, у крови α – дисперсия практически отсутствует, β –дисперсия обусловлена значительным снижением емкостного сопротивления клеток крови с ростом частоты и дипольной поляризацией молекул гемоглобина (Нb) и белков плазмы крови, а γ –дисперсия обусловлена поляризационными свойствами молекул воды. Предельные значения для цельной крови, наблюдаемые при высоких частотах: проводимость - 0,9 См/м, диэлектрическая проницаемость 160, при низких частотах - 0,49 См/м и 7350 соответственно [7]. Электропроводность плазмы крови как поливалентного электролита зависит от концентрации и поверхностной проводимости включений – макромолекул, мицелл и других частиц [7]. С увеличением концентрации белка диэлектрическая проницаемость возрастает. Предельные значения для плазмы 8 крови: проводимость -1,1 См/м, диэлектрическая проницаемость – 90 при низких частотах, при высоких частотах - 20 См/м и 60 соответственно 41[8]. Общая картина частотной зависимости электрических параметров сохраняется для всех тканей, что обусловлено единством структуры и химического состава клеток. В каждом конкретном случае индивидуальные особенности объектов обуславливают характер частотной зависимости. К таким особенностям относятся размеры и форма клеток, величина их проницаемости, соотношение между объемом клеток и межклеточных пространств, концентрация свободных ионов в клетках, содержание свободной воды и другие [4]. Во второй главе рассмотрена методика моделирования биологической жидкости, образующейся в сосудах человека при острой кровопотере. Предложены конструкции измерительных ячеек – бицилиндрической измерительной ячейки с изолированными и неизолированными со сторон, соприкасающейся с исследуемой жидкостью, электродами (рисунок 1) и капиллярной измерительной ячейки (рисунок 2). Рисунок 1. Схема цилиндрической ячейки 1 – внешний цилиндр, 2 – биологическая жидкость, 3 – внутренний цилиндр, d – наружный диаметр внутреннего цилиндра, D – внутренний диаметр внешнего цилиндра. Рисунок 2. Схема капиллярной ячейки 9 1 – капилляр, 2 – исследуемая жидкость, 3 – электроды, d –внутренний диаметр капилляра, L – расстояние между электродами В третьей главе рассмотрены и проанализированы данные по измерению активной, реактивной составляющих и полного сопротивления моделей биологических жидкостей. Моделирование биологических жидкостей происходило путем последовательного уменьшения концентрации коллоидных частиц при добавлении физраствора в исследуемую биологическую жидкость. Импедансные спектры полученных жидкостей исследовались в зонах α- и βдисперсии электропроводности и диэлектрической проницаемости. На рисунках 3 – 4 для бицилиндрической ячейки с изолированными электродами приведены зависимости активного (R), реактивного (X) и полного (Z) сопротивлений от частоты измерительного сигнала для различных моделей биологических жидкостей. Видно, что как активная, так и реактивная составляющие сопротивления с ростом частоты измерительного сигнала существенно уменьшаются. Большие значения R при низких частотах объясняются, по-видимому, образованием в приэлектродных областях двойных заряженных слоев, экранирующих электрическое поле в остальном объѐме исследуемого образца. Рисунок 3. Бицилиндрическая ячейка с изолированными электродами. Зависимость активного (слева) и реактивного (справа) сопротивления от логарифма частоты в Гц С учѐтом того, что измерительная ячейка представляет собой цилиндрический конденсатор, обладающий ѐмкостью С, значения X при низких частотах также велики. Поскольку активная и реактивная составляющие проводимости вносят аддитивный вклад в результирующую проводимость, то 10 значения Z с ростом частоты тем более уменьшаются. Значения сопротивлений разбавленной крови меньше соответствующих значений для цельной крови, однако, при увеличении степени разбавления крови, дальнейшего заметного изменения значений Z не происходит. Рисунок 4. Бицилиндрическая ячейка с изолированными электродами. Зависимость полного сопротивления от логарифма частоты в Гц Следующая серия измерений была произведена на аналогичной цилиндрической ячейке с неизолированными электродами. На рисунках 5 - 6 представлены зависимости составляющих сопротивления и полного сопротивления моделей биологических жидкостей в зависимости от частоты измерительного сигнала. 11 Рисунок 5. Бицилиндрическая ячейка с неизолированными электродами. Зависимость логарифма активного (слева) и реактивного (справа) сопротивления от логарифма частоты в Гц Активное сопротивление монотонно уменьшается с ростом частоты до ~ 30кГц, где принимает минимальное значение, и затем начинает медленно возрастать. Большая величина активного сопротивления при малых частотах предположительно может быть связана с тем, что при каждой полярности напряжения на электродах успевает осаждаться изолирующий слой нейтрализовавшихся ионов, а с повышением частоты толщина этого слоя уменьшается. В области более высоких частот в результате невысокой подвижности ионов они перестают успевать за период измерительного сигнала смещаться на значительные расстояния. Рисунок 6. Бицилиндрическая ячейка с неизолированными электродами. Зависимость логарифма полного сопротивления от логарифма частоты в Гц Реактивное сопротивление в области низких частот отрицательно, что соответствует емкостному его характеру. Ёмкость структуры с ростом частоты уменьшается в результате изменения соотношения между периодом измерительного сигнала и характеристическими временами поляризации компонентов крови, но поскольку в выражении для емкостного сопротивления частота стоит в знаменателе, реактивное сопротивление с ростом частоты все же уменьшается. При частоте ~30кГц знак его изменяется, то есть начинает преобладать индуктивная составляющая, которая пропорциональна частоте, и сопротивление начинает возрастать. На полное сопротивление в области частот 10 ÷ 100кГц, как видно из рисунка 5, преобладающее влияние оказывает реактивная составляющая, так как она меньше активной составляющей. С увеличением разбавления в этой области 12 сопротивление уменьшается. В интервале частот 2÷4кГц при различных степенях разбавления крови физраствором полное сопротивление монотонно уменьшается с увеличением процентной концентрации физраствора. Результаты измерений сопротивления в капилляре в интервале частот 1Гц÷1МГц при напряжении измерительного сигнала 5В для разных моделей биологических жидкостей представлены на рисунке 7. Видно, что с увеличением степени разбавления активная составляющая сопротивления монотонно уменьшается и слабо зависит от частоты измерительного сигнала вплоть до частоты 50кГц, и лишь при 100кГц имеет несколько меньшие значения. Рисунок 7. Капиллярная ячейка, зависимость активного (слева) и реактивного (справа) сопротивления от логарифма частоты в Гц. 1- цельная кровь, 2 - 90% цельной крови и 10% физраствора, 3 - 70% цельной крови и 30% физраствора, 4 - 40% цельной крови и 60% физраствора, 5 – физраствор В рассматриваемой области частот реактивное сопротивление имеет экстремумы, положения и значения которых сложно зависят от концентрации физраствора. Полное сопротивление крови практически не отличается от своей активной составляющей, так как при данной геометрии измерений реактивная составляющая по абсолютному значению гораздо больше активной составляющей и еѐ параллельный вклад незначителен. Поэтому для определения объема кровопотери достаточно использовать одну кривую для активной составляющей или полного сопротивления, например, при частоте 30 кГц. Данная калибровочная кривая позволяет по величине измеренного сопротивления крови определить объем потерянной крови. Исследованные модели биологических жидкостей являются конденсированными средами с взвешенными коллоидными частицами, и диэлектрическая проницаемость исследуемых моделей биологических жидкостей линейно зависит от проводимости раствора. На рисунке 8 приведена зависимость проводимости от концентрации коллоидных частиц (доли физраствора) для 13 частоты 30кГц в капиллярной ячейке. Как видно, зависимость проводимости от концентрации коллоидных частиц линейна, следовательно, и диэлектрическая проницаемость исследуемых моделей биологических жидкостей линейно зависит от концентрации коллоидных частиц. Рисунок 8. Зависимость проводимости моделей биологических жидкостей от концентрации коллоидых частиц В пределе слабого поля зависимость диэлектрической проницаемости от концентрации коллоидных частиц должна быть линейной, что подтверждается полученными нами экспериментальными данными. Таким образом, подобное приближение применимо к исследуемым моделям биологических жидкостей. Была проведена серия измерений сопротивления и его изменения в зависимости от степени кровопотери на крови 45 доноров. Статистическая обработка показала, что среднеквадратичная ошибка значений сопротивления крови от различных доноров до еѐ изъятия в заметном объѐме, составляет 0,5%. Был изготовлен действующий макет прибора (рисунок 9) для определения кровопотери, включающий измерительную ячейку, которая является одноразовой, легко изготавливаемой и удобной в использовании. Рисунок 9. Действующий макет прибора 14 В заключении подведены итоги диссертационной работы в целом и сформулированы основные результаты и выводы, которые сводятся к следующему: 1. Измерены электрофизические параметры (активная, реактивная составляющая и полное сопротивление) моделей биологических жидкостей в широком диапазоне частот в различных разработанных конструкциях измерительных ячеек: бицилиндрической ячейке с изолированными со сторон, соприкасающихся с кровью, электродами; бицилиндрической ячейке с неизолированными со сторон, соприкасающихся с кровью, электродами; капилляре. 2. Установлено, что зависимость диэлектрической проницаемости от концентрации коллоидных частиц в исследуемых моделях биологических жидкостей является линейной. 3. Предложен метод определения острых кровопотерь. 4. Основываясь на полученных импедансных спектрах, была выбрана оптимальная частота измерительного сигнала – 30 кГц и конструкция измерительной ячейки в виде капилляра для задачи определения объема острых кровопотерь. 5. Установлено, что сопротивление биологической жидкости, - цельной крови, - меняется незначительно в зависимости от различных факторов: среднее квадратичное отклонение составляет 0,5%. Таким образом, предложенный метод определения острых кровопотерь возможно использовать на практике, используя калибровочную кривую, построенную на основе экспериментов с донорской кровью. 6. Разработана и изготовлена одноразовая измерительная ячейка на основе инсулинового шприца, разработана методика наполнения ячейки без пузырьков воздуха, которая оформлена в виде инструкции для пользователя. 7. Разработан и изготовлен действующий макет прибора для измерения объема кровопотери. Основные положения диссертационной работы изложены в следующих публикациях: 1. Электрофизические параметры крови при экспериментальном моделировании кровопотерь/О.С.Добрынина, Б.А.Зон, Г.И. Козинец, А.Н. Лихолет, Г.В.Пахомов, В.М.Погорелов, Л.С. Свекло // Сборник материалов III Евразийского конгресса по медицинской физике и инженерии «Медицинская физика - 2010».- Москва, 2010.-Т.1.- С. 227. 15 2. Электрофизический метод определения острых кровопотерь и прибор для его реализации/ О. С. Добрынина, Б. А Зон, А. Н. Лихолет, Г.И. Козинец// Сборник трудов региональной научно-практической конференции студентов, аспирантов и молодых ученых "Инновационные технологии на базе фундаментальных научных разработок". - Воронеж, 2011.- С.106. 3. Метод определения объема кровопотери (экспериментальное исследование)/ А.В. Бахметьев, О.С. Добрынина, Б.А. Зон, Г.И. Козинец, А.Н. Лихолет, Г.В.Пахомов, В.М.Погорелов, Л.С. Свекло// Вестник службы крови России.- 2010.- №4.- С.15. 4. Определение кровопотерь по изменению электрофизических параметров крови/ А.В. Бахметьев, О.С. Добрынина, Б.А. Зон, Г.И. Козинец, А.Н. Лихолет, Г.В.Пахомов, В.М.Погорелов, Л.С. Свекло// Медицинская физика.- 2011.- №1.- С. 45. 5.Электрофизические параметры экспериментальных моделей биологических жидкостей/ О.С. Добрынина, Б.А. Зон, Г.И. Козинец, А.Н. Лихолет, Г.В. Пахомов, В.М. Погорелов, В. И. Двуреченский// Конденсированные среды и межфазные границы.-2013.-Т.15.-№ 3.-С.272. Из них в ведущих научных рецензируемых журналах из перечня ВАК [3-5]. СПИСОК ЦИТИРУЕМОЙ ЛИТЕРАТУРЫ 1. Способ определения величины кровопотери, устройство для его осуществления и измерительная камера для определения гематокритного числа: пат. 2197729 Рос.Федерация : МПК51 7 G01N33/483, А61В5/145, А61В5/053 / С.В. Усов, Г.И. Козинец, О.М. Чекмарев, О.В. Щербакова, Т.Н. Левина, И.В. Колобаев, С.В. Матвеев, А.В. Строченкова, П.А. Бахарев, Д.В. Серебряков, А.В. Колесников, А.А. Конев; заявитель и патентообладатель ОАО АК «Туламашзавод».- №2001105699/14; заявл. 28.02.2001; опубл. 27.01.2003. - 10с. 2. Yoon, G. Dielectric Properties of Body Fluids with Various Hematocrit Levels/ G.Yoon// World Academy of Science, Engineering and Technology.-2011.Vo.60.-P.640. 3. Манойлов, В.Ф. Определение диэлектрической проницаемости биологической среды на основе двухслойной плоской модели [Электронный ресурс]/В.Ф. Манойлов. Л.Ю. Назарчук// Науковi працi ВНТУ.-2012.-№3.-Режим доступа: http://archive.nbuv.gov.ua/e-journals/vntu/2012_3/2012-3_ru.htm 4. Губанов, Н.И. Медицинская Утепбергенов. - М.: Медицина, 1978.-336с 16 биофизика/ Н.И. Губанов, А.А. 5. Chia-Chern Chen Electric impedance and coagulation time measurement of human whole body. Thesis / Chia-Chern Chen. - Tainan, 2005.-100c. 6. Grimnes, S. Bioimpedance and Bioelectricity Basics/ S. Grimnes, O.G. Martinsen. - San Diego: Academic Press, 2008.- 488p. 7. Челидзе, Т. Л. Электрическая спектроскопия гетерогенных систем/ Т. Л. Челидзе, А. И. Деревянно, О. Д. Куриленко. – Киев: Наук.думка, 1977. – 231 с. 8. Fuller, H.D. The electrical impedance of plasma: A laboratory simulation of the effect of changes in chemistry/H.D. Fuller//Annals of Biomedical Engineering.1991.-Vol. 19.-P. 123. 17
