Психиатрия и психореаниматология - ФИЗИЧЕСКИЕ СВОЙСТВА И КВАНТИФИКАЦИЯ СТИМУЛЯЦИИ ПРИ ЭСТ: ОСНОВНЫЕ ПРИНЦИПЫ

ФИЗИЧЕСКИЕ СВОЙСТВА И КВАНТИФИКАЦИЯ СТИМУЛЯЦИИ ПРИ ЭСТ: ОСНОВНЫЕ ПРИНЦИПЫ

Опубликовано Fri 28 May 2004 (7319 прочтений)

ФИЗИЧЕСКИЕ СВОЙСТВА И КВАНТИФИКАЦИЯ СТИМУЛЯЦИИ ПРИ ЭСТ: ОСНОВНЫЕ ПРИНЦИПЫ

Перевод с английского: А. И. Нельсон ©, 2001. Редакция технических терминов: И. Н. Лозинский © 2001

Convulsive Therapy 10(2):93-123 © 1994 Raven Press, Ltd., New York

Physical Properties and Quantification of the ЕСТ Stimulus: I. Basic Principles

*†Harold A. Sackeim, Ph.D., ‡James Long, B.A., *Bruce Luber, Ph.D., *†James R. Moeller, Ph.D., §†Isak Prohovnik, Ph.D., *†D. P. Devanand, M.D., and *†Mitchell S. Nobler, M.D.

*Departments of Biological Psychiatry and §Brain Imaging, New York State Psychiatric Institute, New York;

†Department of Psychiatry, College of Physicians and Surgeons, Columbia University, New York; and the

‡James Long Company, Bedford Hills, New York, U S.A.

Краткое содержание. Физические свойства стимуляции при ЭСТ отчетливо влияют на эффективность и побочные действия этого метода лечения. Сделан обзор основных принципов для характеристики этих физических свойств и для количественной оценки стимуляции при ЭСТ. В число обсуждаемых вопросов включены: применение закона Ома; альтернативные единицы комплексной оценки дозировки при ЭСТ (энергия и заряд); использование в аппаратах ЭСТ принципов постоянства тока, постоянства напряжения и постоянства энергии; природа шунтирования тока при ЭСТ и решающие факторы импеданса; соотношения между импедансом и судорожным порогом; влияние стимуляции с разными формами сигналов и конфигурациями параметров на вызывание припадков; роль реактивных компонентов (емкость и индуктивность) в электрической цепи ЭСТ. Представлены и новые данные по многим из этих тем.

Физические свойства стимуляции при электросудорожной терапии (ЭСТ) отчетливо влияют на эффективность и побочные действия этого лечения. Мы полагаем, что в общеклинической практике при стимуляции короткими импульсами с использованием принципа постоянства тока порог для вызывания припадка может варьировать в 40-кратном диапазоне [83, 85]. При большой депрессии соотношения между дозой электричества и ответом пациента отражают величину краткосрочного (непосредственного) эффекта при правосторонней унилатеральной ЭСТ (ПУЭСТ), а также скорость наступления терапевтического результата при обоих методах, ПУЭСТ и БЭСТ (билатеральной ЭСТ) [77, 88]. Характеристики формы сигналов [95, 107] и доза электричества [66, 88] влияют на острые когнитивные побочные эффекты. Имеются предварительные свидетельства того, что влияние интенсивности стимуляции на эффективность и побочные когнитивные эффекты определяется тем, насколько сильно доза электричества превышает судорожный порог, а не абсолютным значением примененной электрической дозы [85, 88]. Судорожный порог можно оценить путем определения минимальной дозы электричества, необходимой для вызывания генерализованного припадка с определенной минимальной продолжительностью. Также имеются некоторые доказательства, что выраженность нарастания судорожного порога в течение курса ЭСТ коррелирует с клинической эффективностью как при депрессии [82, 111, 78], так и при мании [59]. Эти данные высвечивают важность точной количественной оценки (квантификации) физических свойств стимуляции при ЭСТ. В настоящей серии статей предполагается рассмотреть различные технические вопросы, касающиеся этих физических свойств. В данной статье дается обзор фундаментальных принципов и обсуждаются некоторые сложности квантификации.

ЗАКОН ОМА

С момента появления ЭСТ попытки квантифицировать интенсивность стимуляции основывались на законе Ома. Этот закон, который применяется в цепях постоянного тока, касается соотношений между напряжением, током и сопротивлением. Вольт (В, V) - это единица электродвижущей силы (ЭДС) или разницы потенциалов, которые вызывают прохождение тока через проводник. В свою очередь, ток (I) характеризует прохождение (или величину прохождения) электронов через проводник и оценивается в амперах (А). Материалы различаются по своей сравнительной способности пропускать токи. Это обозначается как сопротивление (R) и оценивается в омах (Ом, ). Закон Ома выражает тот факт, что, когда ЭДС заставляет ток двигаться в одном направлении (постоянный ток), то сила тока пропорциональна приложенному напряжению и обратно пропорциональна встретившемуся сопротивлению.

I = V/R
V = I x R
R = V/I

(1)

Для пояснения этих соотношений обычно используется аналогия с протеканием воды через трубу. Аналогом напряжения является сила, используемая для поддержания тока воды. Аналогом тока является количество протекающей через трубу воды, а аналогом сопротивления являются препятствия или помехи в трубе, которые ограничивают поток. Чем больше препятствий, тем большая сила потребуется, чтобы поддерживать поток на постоянном уровне. Подобно этому, врач может столкнуться с пациентами, у одного из которых сопротивление равно 150 Ом, а у другого 300 Ом. Чтобы обеспечить для обоих пациентов пиковое значение тока в каждом сигнале, равное 0,8 А (800 мА), аппарат должен иметь выходное напряжение 120 В для первого пациента и 240 В - для второго.

МОЩНОСТЬ, ЭНЕРГИЯ И ЗАРЯД

Было показано, что для вызывания самоподдерживающегося припадка необходимо, чтобы сила тока изменялась во времени за счет применения повторяющихся сигналов одной формы [43, 53, 55, 39]. Возникло впечатление, что единичный сигнал, независимо от его интенсивности, малопригоден для запуска припадка. Такой взгляд был оспорен [102] демонстрацией на грызунах того факта, что единичный сигнал постоянного тока большой продолжительности (напр., 500 мс) может вызвать припадок. Однако при клиническом применении ЭСТ напряжение и ток изменяются во времени при проведении стимуляции. Следовательно, чтобы получить суммарную величину общей интенсивности стимуляции, необходимо суммировать ее параметры за время стимуляции.
До недавнего времени энергия (Е) использовалась в качестве интегрального параметра, наиболее часто применявшегося для количественной оценки энергии при ЭСТ [58]. Под энергией понимают способность выполнять работу и преодолевать сопротивление; она измеряется в джоулях (Дж, J) или ватт-секундах. Можно понять эту способность к выполнению работы как интегрированное количество усилий, затраченных за интервал времени. И действительно, один джоуль эквивалентен работе, необходимой для подъема 1 кг примерно на 10 см. Вычисление энергии требует включить в расчет мощность тока (Р), пропущенного через цепь за определенное время (t). Мощность, мера передачи энергии, оценивается в ваттах (Вт, W); следовательно, энергия может быть выражена как:

(2)

В свою очередь, в любой момент времени (t) мощность является произведением напряжения и тока:

(3)

Поэтому, по закону Ома, энергия может быть выражена как:

(4)

В последние годы было выяснено, что использование энергии для суммарного измерения дозировки стимуляции при ЭСТ имеет важные ограничения [40, 82]. В частности, при стимуляции с использованием принципа постоянства тока было доказана предпочтительность единиц заряда (q) [82, 108]. Под зарядом понимают количество электронов, протекающих через проводник за данный период. Единицей измерения заряда является кулон (К, C) или милликулон (мК, mC), что интегративно оценивает силу тока за время его прохождения. Один кулон эквивалентен заряду 6,28 x 10¹⁹ электронов или протонов. При биполярной форме сигнала направление движения тока не считается важным при ЭСТ, и общий заряд может быть выражен как:

(5)

Для иллюстрации вычисления этих величин возьмем пациента с сопротивлением 200 Ом, которому проводят лечение прибором, в котором используется принцип постоянства тока (0,8 А) и биполярные прямоугольные короткие импульсы. Каждый импульс имеет продолжительность 1 мс (ширина импульса), и 200 пар импульсов доставляются за 2 с (т. е., частота импульсов равна 50 Гц). По уравнению (1), выходное напряжение в каждом импульсе будет равно 160 В (V = 0,8 A x 200 Ом). По уравнению (3), мощность каждого импульса будет равна 128 Вт (P = 160 В x 0,8 А). Поскольку всего было применено 200 импульсов, каждый длительностью 1 мс, то общая продолжительность протекания тока составит 200 мс (t = 50 Гц x 2 x 0,001 с x 2 с). Таким образом, по уравнению (4), выходная энергия будет равна 25,6 Дж (Е = 0,8 А x 160 В x 0,2 с). По уравнению (5) пациент получит заряд 160 мК (q = 800 мА x 0,2 с).

ПРИНЦИПЫ ПОСТОЯНСТВА ТОКА, ПОСТОЯНСТВА НАПРЯЖЕНИЯ
И ПОСТОЯНСТВА ЭНЕРГИИ

Аппараты ЭСТ отличаются по принципам постоянства тока, постоянства напряжения и постоянства энергии. Аппараты с принципом постоянства тока поддерживают заранее установленный уровень тока, обычно в диапазоне от 0,5 до 1 А, путем подстройки выходного напряжения к вариациям сопротивления (импеданса). По закону Ома (уравнение 1) в аппаратах с принципом постоянства тока повышение сопротивления приводит к повышению напряжения (см. Рис. 1). В противоположность этому, в аппаратах с принципом постоянства напряжения поддерживается фиксированное значение напряжения, а ток изменяется в зависимости от сопротивления. Обычно в аппаратах с принципом постоянства напряжения с синусоидальной формой сигнала эффективное напряжение может быть установлено в диапазоне от 70 до 170 В. Важно понять, что в аппаратах с принципом постоянства напряжения, по уравнению (1), возрастание сопротивления ведет к снижению тока [73], см. Рис. 1.

Рис. 1. Пример использования принципов постоянства тока и постоянства напряжения. На графиках стимуляций A - D прерывистые линии в канале измерения тока (Current) обозначают диапазон ± 800 мА, а в канале измерения напряжения (Voltage) диапазон ± 160 В. Пример А: использовался аппарат MECTA SR-1 со стимуляцией по принципу постоянства тока, короткоимпульсной, при фиксированном известном сопротивлении цепи 200 Ом. Параметры импульсов были 60 Гц, 2 мс, 1 с и 800 мА. Пример B: та же стимуляция осуществлялась при сопротивлении 400 Ом. Обратите внимание, что во всех импульсах уровень тока оставался одним и тем же, а уровень напряжения удвоился. Пример С: использовался аппарат Medcraft FA-1 со стимуляцией по принципу постоянства напряжения, синусоидальной формой сигнала и сопротивлением цепи 200 Ом. Стимуляция была установлена на 120 В (эффективное значение, или 170 В пиковое), 0,3 с (60 Гц). Пример D: сопротивление увеличилось до 400 Ом. Обратите внимание, что напряжение поддерживается на прежнем уровне, а ток уменьшился до половины предыдущего значения.

В противоположность обоим этим подходам аппараты, работающие по принципу постоянства энергии, позволяют клиницисту установить заранее определенный уровень энергии. Теоретически аппараты с принципом постоянства энергии должны быть способны изменять ток, напряжение и/или продолжительность стимуляции для подстройки под изменения сопротивления (уравнение 4). Аппарат ELCOT MF-1000, который больше не выпускается, позволял клиницистам при использовании функции постоянства энергии устанавливать фиксированное значение тока или напряжения, таким образом, включая в себя и принципы постоянства тока или постоянства напряжения. В аппарате Medcraft B 25 используется принцип постоянства тока для достижения постоянства энергии; при этом для подстройки под изменения сопротивления изменяется продолжительность серии стимулирующих сигналов. В этом аппарате увеличение сопротивления ведет к укорочению времени стимуляции.
Имеются веские основания считать, что плотность тока (j) в нервной ткани, определяемая как отношение силы тока к площади поперечного разреза ткани (j = I/м2, например, мА/см2), или плотность заряда (мК/см2), является решающим фактором для вызывания припадка и других нейробиологических эффектов электрической стимуляции [63, 64, 8, 109, 72, 103, 6]. Подчеркивая этот момент, утверждалось [63], что "именно прохождение электрического тока ответственно за возникновение припадка в большей степени, чем приложенное напряжение как таковое, поэтому стандартизация дозы должна быть основана на первом из них" (стр. 571). Последние практические указания Рабочей группы по ЭСТ Американской психиатрической ассоциации предлагают при производстве аппаратов использовать стимуляцию на принципе постоянства тока в качестве подхода, более оправданного с теоретической и практической точек зрения, чем на принципах постоянства напряжения или постоянства энергии [11]. В аппаратах с принципом постоянства тока клиницист обычно манипулирует общей дозой путем изменения времени экспозиции тока (т. е., общего заряда). В большинстве короткоимпульсных аппаратов это может быть сделано за счет изменения частоты импульсов, ширины импульсов и/или продолжительности серии импульсов. Каждая из этих манипуляций изменяет время экспозиции фиксированного значения тока. В некоторых аппаратах имеется возможность настройки пикового значения тока (напр., MECTA SR-1 и JR-1). При таком подходе, изменяя время экспозиции тока или амплитуду тока, клиницист имеет то преимущество, что, независимо от изменений сопротивления (импеданса), он имеет гарантию, что заранее определенный заряд будет доставлен пациенту. В аппаратах с принципом постоянства напряжения величина доставленного заряда будет обратно пропорциональна импедансу цепи.

ШУНТИРОВАНИЕ ТОКА И ИМПЕДАНС

Чтобы оценить значение этих разных подходов, нужно рассмотреть факторы, влияющие на импеданс, противодействующий прохождению стимулирующего электричества. Для упрощения представим на минуту, что понятия импеданса и сопротивления эквивалентны. Это является чрезмерным упрощением, поскольку импеданс цепи может содержать кроме сопротивления еще и реактивные компоненты - емкость или индуктивность, или оба сразу. Природа этих реактивных компонентов и их влияние на стимуляцию при ЭСТ будут обсуждаться ниже.
Ток не просто "следует по пути наименьшего сопротивления". Точнее будет сказать, что ток распределяется обратно пропорционально сопротивлению участков тканей, которые встречаются на его пути. Вообще говоря, при ЭСТ мы имеем дело с движением тока в трех участках тканей: скальп (включая переход "электрод-кожа"), череп и мозг. Скальп и мозг имеют относительно низкое удельное сопротивление, причем они близки по величине и в среднем составляют 222 Ом/см для скальпа и 220 Ом/см для мозга [79, 27]. В отличие от них, череп является средой с высоким импедансом, в которой средняя величина удельного сопротивления оценивается как 17760 Ом/см, что в 80 раз больше, чем у скальпа [27]. В единицах проводимости - величины, обратной сопротивлению, это приблизительно составляет 0,45 S/m (сименс на метр) для скальпа и мозга и 0,00563 S/m для черепа.

Эти величины являются довольно грубой оценкой. Например, удельное сопротивление скелетных мышц скальпа будет варьировать в зависимости от того, каким будет направление тока - вдоль или поперек волокон. В одном из исследований приводятся величины 1000 Ом/см и 300 Ом/см для поперечного и продольного направления тока, соответственно [32]. Средняя мозговая оболочка и спинномозговая жидкость (СМЖ) расположены между твердой мозговой оболочкой и мозгом. СМЖ является средой с низким импедансом, со своим особым удельным сопротивлением 65 Ом/см [33]. Внутри самой нервной ткани серое и белое вещество различаются своими специфическими величинами сопротивления, которые оцениваются соответственно в 250 Ом/см и 750 Ом/см [32]. Тем не менее, главное состоит в том, что относительно низкое сопротивление скальпа и очень высокое сопротивление черепа оказывают свое противодействие току, прежде чем он достигнет ткани мозга. На Рисунке 2 представлена схема некоторых источников сопротивления в цепи ЭСТ.

Рис. 2. Схема источников сопротивления в цепи ЭСТ. R_in - сопротивление перехода "кожа-электрод". Rsc - сопротивление скальпа. R_sk - сопротивление черепа. R_csf (не указано) - сопротивление спинномозговой жидкости. "Electrode+", "Electrode-" - электроды. На схеме череп представлен в виде параллельно подключенных резисторов, тогда как остальные источники сопротивления подключены последовательно. В цепи такого типа каждая ветвь имеет одинаковую разность потенциалов на своих концах. Ток является наибольшим в ветви с наименьшим сопротивлением. Общий ток является суммой токов в ветвях. Поскольку сопротивление черепа во много раз больше, чем в коже и в переходе "кожа-электрод", то основная часть тока шунтируется через скальп.

Высокое сопротивление черепа приводит к тому, что большая часть тока шунтируется через скальп и не достигает мозга. В исследованиях на трупах [89] было установлено, что 90-95% падения напряжения происходит на участке скальпа и черепа. В исследованиях на живых паукообразных обезьянах [42] было установлено, что около 80% тока шунтируется через скальп. В действительности часть тока, которая достигает мозга, у разных лиц сильно варьирует. Эта вариабельность может быть отнесена на счет индивидуальных различий в толщине черепа и его анатомии (размер и расположение швов, кальцификация и пр.), которые, как известно, могут быть существенными [52, 35, 93]. Кроме того, сообщалось [27] о значительных индивидуальных различиях в сопротивлении черепа, причем величина 17760 Ом/см является лишь медианой в распределении с широкой вариативностью. Следовательно, индивидуальные различия в степени шунтирования тока через скальп и череп во многом определяют и судорожный порог (понимаемый как минимальный заряд, необходимый для вызывания генерализованного припадка, превышающего минимальную продолжительность). Это помогает понять, почему у разных лиц так сильно отличается судорожный порог. Значительный вклад в этот 40-кратный диапазон различий вносит степень шунтирования тока.

Помимо этой вариабельности у разных лиц следует всегда учитывать, что большая часть тока подвергнется шунтированию через скальп. Суммарная величина сопротивления и импеданса во время стимуляции отражает сопротивление, которое оказывает каждый участок проходящему через него току. Поскольку преобладает шунтирование через скальп, то факторы, которые влияют на проводимость этого участка, будут иметь выраженное влияние и на общий импеданс [43, 17].

В клинической практике большое значение принадлежит переходу "кожа-электрод". Импеданс будет зависеть от размера электродов, способов подготовки мест их наложения, качества контакта с кожей и межэлектродного расстояния [28, 104]. Меньшие электроды увеличивают импеданс. Европейские исследователи часто оценивали типичный импеданс как 300 Ом, тогда как американские исследователи - как 200-220 Ом. Эта разница связана с использованием электродов с большей поверхностью в США (обычно диаметром 5,1 см и площадью 20,43см2). Рабочая группа по ЭСТ АПА рекомендовала в дополнение к использованию проводящего электродного геля применять и растворитель для очистки кожи в целях снижения локального импеданса [11]. Плохая подготовка или недостаточно надежный контакт между кожей и электродами во время стимуляции заметно повышает импеданс. В условиях повышенного импеданса аппараты с принципом постоянства тока повышают выходное напряжение (обычно до безопасного предела, равного 400-500 В) для доставки заранее намеченного заряда. Как отмечалось, в условиях повышенного импеданса аппараты с принципом постоянства напряжения будут снижать ток (Рис. 1). Снизится и заряд, что может привести к невозможности вызывания припадка или к абортивному припадку. Подобно этому, в аппаратах с принципом постоянства энергии, где длительность серии сигналов является первичной переменной, служащей для обеспечения заданного уровня энергии, возрастание импеданса ведет к снижению доставленного заряда вследствие укорочения длительности стимуляции.

В аппаратах ЭСТ полезно иметь возможность измерения импеданса цепи перед стимуляцией. Это делается путем пропускания неощутимого высокочастотного тока через цепь и вычисления возникшего при этом сопротивления. Импеданс, наблюдаемый при прохождении низкоинтенсивной тестовой стимуляции, иногда называют статическим импедансомстатическим импедансом, тогда как импеданс, возникающий при прохождении стимуляции ЭСТ, назван динамическим импедансом. Такое разграничение сделано потому, что прохождение относительно высокоинтенсивной стимуляции ЭСТ встречает намного меньшие величины составного импеданса, чем прохождение низкоинтенсивной тестовой стимуляции. Далее, точная величина статического импеданса будет в значительной мере изменяться в зависимости от характеристик сигналов тестовой стимуляции, в особенности от их частоты. Если бы аппараты с принципом постоянства тока не ограничивали максимальное выходное напряжение, то в условиях избыточного импеданса это могло бы приводить к ожогам от электродов. Например, по закону Ома, для достижения тока 0,8 А при импедансе свыше 500 Ом потребовалось бы выходное напряжение свыше 400 В. Однако за счет ограничения максимального напряжения аппараты с принципом постоянства тока оказываются неспособными в условиях повышенного импеданса поддерживать заданный уровень тока. Снижается заряд, и это может привести к невозможности вызывания припадка. Функция тестирования статического импеданса, как, например, в аппаратах MECTA, не даст аппарату перейти к стимуляции при обнаружении повышенного импеданса цепи. Однако, используя функцию игнорирования результатов тестирования, врач может вручную заставить аппарат MECTA перейти к стимуляции, невзирая на слишком высокий статический импеданс. Аппарат Thymatron сообщает об оценке статического импеданса цепи без воздействия на последующие шаги, предпринимаемые в процессе производства стимуляции.

Ток проходит сквозь ткани между двумя электродами. При прочих равных условиях, чем короче расстояние между электродами, тем большая часть тока подвергнется шунтированию через скальп. Действительно, когда в качестве проводника используется физраствор (под электроды подкладываются салфетки, смоченные физраствором), и он стекает по коже, то последствия будут аналогичны тому, как если бы межэлектродное расстояние было уменьшено до нуля (т. е., короткое замыкание электродов). Такие же обстоятельства могут возникнуть, если врач не заметит, что пациент использовал токопроводящий лак или гель для волос, или имеется повышенное потоотделение на пространстве между электродами. В таких случаях может произойти шунтирование тока исключительно через низкоимпедансные каналы по поверхностным тканям (кожа и волосы). По этой причине в некоторых аппаратах с функцией оценки статического импеданса также предусмотрена блокировка стимуляции при обнаружении слишком низкого импеданса цепи. Уточнение того, является ли блокировка по данным тестирования результатом слишком низкого или слишком высокого импеданса, должно нацелить врача на устранение различных причин аномалии цепи.

Расположение электродов

Межэлектродное расстояние различается при билатеральном и унилатеральном наложении электродов; при унилатеральном оно также может быть разным в зависимости от выбранного способа расположения электродов. При стандартных вариантах расположения межэлектродное расстояние больше при билатеральной, чем при унилатеральной ЭСТ. Следовательно, при унилатеральной ЭСТ более значимая часть тока не достигнет мозга из-за шунтирования, что приведет к более низкой плотности тока в нервной ткани [103]. В рамках унилатеральной ЭСТ использовались разнообразные способы расположения электродов [25]. В сравнительных исследованиях [68] было высказано мнение (хотя это еще нуждается в подтверждении прямыми рандомизированными исследованиями), что унилатеральное расположение по d'Elia [22] с наиболее широким межэлектродным расстоянием среди всех применяемых при УЭСТ может быть более эффективным, чем расположение по Lancaster [49]. Предполагаемое превосходство в эффективности расположения по d'Elia относилось на счет чувствительности УЭСТ к факторам дозировки [1, 84, 2, 88]. При прочих равных условиях, более широкое межэлектродной расстояние при расположении по d'Elia приводит при фиксированной дозе электричества к увеличению внутричерепной плотности заряда. Однако, важным фактором является не только межэлектродное расстояние, но и различия в анатомии черепа применительно к разным вариантам расположения электродов. Например, унилатеральное среднефронтально-фронтотемпоральное расположение по Muller [60] использовалось некоторыми клиницистами, которые предпочитали фиксировать на месте оба электрода с помощью головной ленты. В этом случае не только межэлектродное расстояние мало, что ведет к выраженному шунтированию через скальп, но еще и лобная кость, лежащая под межэлектродным путем, особенно толста, что еще более усиливает шунтирование. Поэтому неудивительно, что при расположении по Muller была выявлена необходимость в применении чрезвычайно высоких интенсивностей стимуляции для вызывания припадков [29].

Хотя межэлектродное расстояние при унилатеральных расположениях и короче, но было точно установлено (для короткоимпульсной стимуляции по принципу постоянства тока), что заряд, необходимый для вызывания припадков (судорожный порог), существенно ниже при унилатеральном расположении по d'Elia, чем при стандартном билатеральном (бифронтотемпоральном) расположении [83, 88]. Этот кажущийся парадокс, видимо, объясняется различием между путями тока при разных расположениях электродов. При билатеральной ЭСТ плотность заряда в мозгу не является наибольшей по линии, соединяющей электроды, перпендикулярной к поверхности головы. Теоретическое моделирование [27, 103] и измерения на живых обезьянах [42] привело к выводу, что плотность тока является наибольшей в тканях лобных долей, намного кпереди от этой линии, и резко падает в тканях более задних отделов. В противоположность этому, при унилатеральной ЭСТ (отчасти в связи с большим шунтирующим действием скальпа, фактически играющего роль большого электрода) максимальная плотность заряда более равномерно распределяется по передним двум третям коры, ипсилатеральной по отношению к электродам. Кроме того, плотность заряда заметно меньше в контралатеральных областях коры. С учетом этих закономерностей был сделан вывод, что при слегка надпороговых интенсивностях припадки при билатеральной ЭСТ инициируются в префронтальных областях, тогда как при низкоинтенсивной стимуляции и унилатеральной ЭСТ припадки инициируются в кортикальных областях, которым присущ наименьший судорожный порог - вероятнее всего, включающих перироландовую зону (т. е., моторную извилину [86]). Таким образом, различия в возбудимости разных областей мозга в сочетании с различными закономерностями распределения плотности тока, могут обусловливать различия в необходимых дозировках при унилатеральной и билатеральной ЭСТ.
Вторым фактором, ведущим к более низкому порогу при унилатеральной ЭСТ по сравнению с билатеральной, возможно, являются особенности анатомии черепа. Череп неоднороден по толщине, размеру и локализации швов и другим признакам, влияющим на локальный импеданс. Плотность заряда будет большей в областях коры, находящихся под участками черепа с меньшим импедансом. Большее шунтирование тока при унилатеральной ЭСТ приводит к увеличению площади скальпа, фактически играющего роль электрода; при этом, возможно, большее влияние оказывает неоднородность черепа.
В прошлом часто утверждалось, что несостоявшиеся припадки (субконвульсивная стимуляция) или редуцированные припадки малой продолжительности более типичны для унилатеральной, чем для билатеральной ЭСТ [30, 69]. Ряд рассматриваемых принципов помогает примирить эту точку зрения с тем фактом, что унилатеральному наложению электродов по d'Elia соответствует более низкий судорожный порог. Во-первых, сообщение о том, что при унилатеральной ЭСТ несостоявшиеся припадки бывают чаще, чем при билатеральной, получено из исследования, в котором применялось необычное унилатеральное расположение электродов по McAndrew, с особо коротким межэлектродным расстоянием [69]. Можно ожидать, что такое расположение должно привести к более выраженному шунтированию через скальп и меньшей плотности мозга в нервной ткани, чем это бывает при других унилатеральных расположениях электродов. Во-вторых, можно ожидать, что импеданс в цепи протекающего тока часто будет несколько выше и/или вариабельней при унилатеральной ЭСТ, чем при билатеральной. При унилатеральном лечении один из электродов часто размещается на волосистой части головы, и надежность контакта также часто снижается, т. к. трудно прижать пару электродов к коже, когда давление прилагается только с одной стороны головы. При применении стимуляции по принципу постоянства напряжения более высокий импеданс при унилатеральной ЭСТ приведет к снижению плотности заряда. Весь этот набор обстоятельств приводит к более затрудненному вызыванию адекватных припадков при унилатеральной ЭСТ.
Значение факторов, влияющих на импеданс и шунтирование, делает понятным, почему было одобрено применение стимуляции по принципу постоянства тока [11] и было отдано предпочтение использованию в качестве суммарной единицы дозировки заряда, а не энергии [40, 82, 108]. При стимуляции по принципу постоянства тока непостоянство импеданса вследствие факторов, нарушающих контакт электродов с кожей, приводит к непостоянству энергии, рассеиваемой по поверхности, но сомнительно, чтобы это имело существенное влияние на плотность заряда в нервной ткани. Поскольку напряжение или сопротивление входят в расчет энергии, это может привести к значительным вариациям этой величины, что на самом деле будет иметь мало отношения к интенсивности стимуляции нервной ткани [82].

ВЗАИМООТНОШЕНИЯ МЕЖДУ ИМПЕДАНСОМ И СУДОРОЖНЫМ ПОРОГОМ

Если посмотреть на вопрос с другой стороны, то при суммарной оценке интенсивности стимуляции может оказаться преждевременным отказываться от физических величин, включающих в свой состав импеданс (или напряжение). Подобно этому, хотя бы отчасти, принципы постоянства напряжения могут иметь некоторые практические преимущества в сравнении с принципами постоянства тока, что остается недооцененным. Итоговая интегральная единица дозы при ЭСТ должна оценивать плотность заряда в намеченных областях мозга [109, 72, 7, 6]. В настоящее время это невозможно, т. к. у нас нет средств для измерения части тока, протекающей через череп, или распределения тока по областям мозга. Гипотетически, однако, импеданс при прохождении стимуляции может дать косвенную возможность для получения более точных оценок. На это можно рассчитывать потому, что индивидуальные различия в импедансе могут быть связаны с индивидуальными различиями в величине шунтирования через скальп и череп.
Импеданс отражает изменяющееся во времени сопротивление, входящее в состав общей цепи (см. Рис. 2), а также реактивные компоненты, которые будут рассмотрены ниже. Поскольку наибольшая часть тока, как было показано выше, шунтируется через скальп, то различия в качестве контакта между электродами и кожей имеют отчетливое влияние на импеданс [97, 12, 57, 40]. Отчасти по этой причине некоторые исследователи утверждали, что нам мало что может дать измерение импеданса во время стимуляции, поскольку он сильно варьирует у одного итого же пациента во время лечебных сеансов, возможно, отражая непостоянство расположения электродов, подготовки места их наложения, качества контакта и условий среды (напр., влажности) [12, 40, 31]. Однако, как мы покажем в следующих статьях данной серии, ничего не стоит стандартизовать подготовку места наложения электродов и их позиционирование, оставляя основную роль в вариабельности импеданса за анатомическими различиями. Это резко снижает влияние факторов, ведущих к непостоянству измерений импеданса, и у пациента может быть достигнута вполне приемлемая стабильность измеренного импеданса в течение курса. Если используется стандартный протокол подготовки, сводящий к минимуму вариабельность из-за качества контакта, то индивидуальные различия в анатомии становятся основными моментами, определяющими индивидуальные различия импеданса. Если учесть, что большой вклад в импеданс имеет шунтирование через скальп, то похоже, что критичными анатомическими переменными являются толщина и тканевой состав скальпа.

В значительной степени судорожный порог определяет толщина скальпа. Возьмем, к примеру, одного человека со средней толщиной скальпа 0,5 см и другого - с толщиной 1,0 см. При прочих равных условиях большая часть заряда пройдет через более тонкий скальп. С другой стороны, строение скальпа (волосы, кожа, поверхностная фасция, эпикраниальный апоневроз, рыхлая соединительная ткань, жировая ткань, перикраниум, мышцы, артерии и вены) в значительной степени определяют его импеданс. Хотя толщина костей черепа и строение скальпа есть характеристики совершенно разных органов, но неудивительно, что на практике между ними существуют соответствия. То, что дело так и обстоит, было отмечено в наших прежних работах, где мы показали значительную обратную зависимость (r(50) = -0,72) между необходимым значением заряда, слегка превышающего порог для вызывания припадка (усредненного за время полного курса лечения), и динамическим импедансом во время этих стимуляций [82]. В новом исследовании, с более точными измерениями импеданса, нам удалось воспроизвести этот эффект. На Рис. 3 представлены новые данные о 96 пациентах, рандомизированных на группы правой унилатеральной или билатеральной ЭСТ с высокой и низкой интенсивностью стимуляции [88]. У 46 пациентов, леченных в течение всего курса зарядами, слегка превышающими судорожный порог, корреляция между динамическим импедансом и зарядом (обе величины на рисунке представлены в логарифмическом масштабе - log₁₀) была равна -0,67 (p < 0,0001). У 50 пациентов, леченных дозами электричества, превышающими начальный порог в 2,5 раза, корреляция оказалась равна -0,55 (p < 0,0001). Поэтому теперь считается доказанным, что при короткоимпульсной стимуляции на принципе постоянства тока имеется сильная отрицательная связь между зарядом, необходимым для вызывания припадка, и динамическим импедансом.

Рис. 3. Взаимосвязь между динамическим импедансом и зарядом у 96 последовательно изучавшихся пациентов. Для каждого пациента значения импеданса и заряда (Charge), необходимого для вызывания адекватных припадков, были усреднены за весь период их лечения, и представлены в логарифмическом масштабе.

Причина этой отрицательной связи неясна. Нашим изначальным предположением было наличие корреляционной связи между основным фактором, определяющим судорожный порог (индивидуальные различия в анатомии черепа) и основным фактором, определяющим динамический импеданс (индивидуальные различия в анатомии скальпа). Это предположение получило дальнейшее подтверждение в половых различиях анатомии скальпа. В своих предыдущих работах мы сообщали, что заряд, необходимый для вызывания адекватных припадков у мужчин, в среднем превышает таковой у женщин приблизительно на 60% [82]. Обнаружилось влияние пола и на динамический импеданс, с закономерным преобладанием этого параметра у женщин. Эти эффекты также обнаружены и в нашем более современном исследовании [88]. При усреднении за весь курс лечения динамический импеданс у женщин (n = 59) оказался равным 214,19 Ом (стандартное отклонение 53,00) в сравнении этим показателем у мужчин (n = 37), равным 168,62 Ом (стандартное отклонение 52,32), t(94) = 4,70; p < 0,0001. Этот эффект сохранялся при любом расположении электродов и при любых условиях интенсивности стимуляции. До некоторой степени половые различия судорожного порога могут быть связаны с половыми различиями уровня церебрального метаболизма и, возможно, нервной возбудимости [41, 87]. Возможно, более низкий судорожный порог у женщин связан с меньшей массой нервной ткани. Однако на наш взгляд, наибольшее значение принадлежит меньшей толщине костей черепа у женщин, что приводит к меньшему шунтированию тока [74]. В свою очередь, имеются и половые различия в строении скальпа, проявляющиеся, например, в несколько большем содержании жировой ткани у женщин. Это указывает на возможность природных корреляций между толщиной костей черепа и анатомией скальпа в том смысле, что факторы черепа, которые снижают шунтирование, ассоциированы с факторами скальпа, которые ведут к повышению динамического импеданса. Далее, отрицательная связь между судорожным порогом и динамическим импедансом сохраняется и внутри каждого из полов. Как и в прошлых работах [82], в наших самых последних исследованиях эта корреляция среди мужчин составила -0,67 (p < 0,0001) и среди женщин -0,48 (p < 0,0001).

Гипотетически отрицательные связи могут иметь практическое значение. Рабочая группа по ЭСТ Американской психиатрической ассоциации настоятельно рекомендовала подбирать для каждого пациента интенсивность стимуляции, соответствующую его судорожному порогу [11]. Это может быть сделано либо путем эмпирической титрации, либо путем априорного прогнозирования дозы с использованием известных предикторов судорожного порога. Предположительно, можно было бы улучшить априорные оценки судорожного порога на основании предварительного определения динамического импеданса. Предварительное определение динамического порога может быть выполнено любым из двух способов. Как отмечалось выше, в некоторых аппаратах ЭСТ предусмотрена возможность измерения статического импеданса перед производством лечебной стимуляции. В последние десятилетия не было исследований связи между статическим и динамическим импедансом [63, 98], поэтому нужны новые работы в этом направлении. Если бы были найдены тесные корреляции между статическим и динамическим импедансом, то статический импеданс можно было бы использовать для оценки судорожного порога наряду с другими известными коррелятами - расположением электродов, полом и возрастом. И наоборот, если бы связь между статическим и динамическим импедансом оказалась недостаточно надежной, то можно было бы обойти эту трудность путем измерения импеданса в начальной фазе лечебной стимуляции. При стимуляции на принципе постоянства тока аппараты ЭСТ непрерывно подстраивают выходное напряжение таким образом, чтобы поддерживать ток на постоянном уровне. Поэтому можно получить информацию об импедансе, зафиксированном в серии сигналов. Нетрудно представить себе аппарат, который бы регулировал величину доставляемого заряда (напр., изменяя продолжительность серии сигналов) как функцию от выявившегося импеданса, допуская, что высокие значения импеданса не будут связаны с плохим контактом или плохой обработкой участка кожи под электродом. Полезность такого подхода будет отчасти зависеть от того, на каком этапе лечебной стимуляции произойдет стабилизация импеданса. Импеданс во время прохождения стимуляции потому и назван динамическим, что сам процесс прохождения электричества изменяет импеданс в цепи [109, 58]. Это происходит из-за электрохимических изменений в месте контакта между кожей и электродом [28, 110]. Величина и временные изменения этого динамического процесса еще не были исследованы, что также будет предметом последующих статей данной серии.

Однако нужно понимать, что мы сможем улучшить способность к предсказанию судорожного порога только в том случае, если влияние динамического импеданса на изменчивость порога окажется большим, чем влияние уже известных предикторов - расположения электродов, пола и возраста [83, 48]. Действительно, намного легче использовать в прогностических уравнениях эти факторы, чем динамический импеданс, потому что они не требуют никаких текущих измерений. Для изучения этого вопроса мы провели в нашем самом последнем исследовании множественный регрессионный анализ для прогнозирования судорожного порога (по заряду) во время первого сеанса у 96 пациентов. Сравнивался прогноз, полученный на основании заранее известных предикторов, с прогнозом, полученным при введении в уравнение динамического импеданса. Как видно из Таблицы 1, три заранее установленных предиктора обусловливали 37,3% вариативности начального судорожного порога. Введение динамического импеданса (средней величины за все сеансы) лишь несущественно увеличивало это значение - всего на 3,7%. Хотя динамический импеданс сильно коррелировал с порогом, он также был ассоциирован и с полом (меньше у мужчин) и расположением электродов (меньше при билатеральной ЭСТ). Когда динамический импеданс включался в качестве предиктора, то роль остальных исследовавшихся факторов несколько уменьшалась. Таким образом, к сожалению, данное исследование показало, что оценка динамического сопротивления будет иметь ограниченную практическую ценность для улучшения наших возможностей прогнозировать судорожный порог у пациентов.

Таблица 1. Прогноз судорожного порога в единицах заряда (в логарифмическом масштабе: log10 мК) в первом сеансе лечения у 96 пациентов с депрессией

	Коэффициент регрессии	Ошибка коэффициента регрессии	Коэффициент Стьюдента	Критическоезначение коэффициента Стьюдента test	Вероятность ошибки
Постоянная составляющая	1,582	0,124	1,582	12,75	<0,0001
Расположение электродов (1 - унилатеральное,2 - билатеральное)	0,222	0,040	0,461	5,51	<0,0001
Пол (1 - мужской, 2 - женский)	-0,128	0,042	-0,257	3,07	0,003
Возраст (лет)	0,004	0,001	0,264	3,19	0,002

	Коэффициент регрессии	Ошибка коэффициента регрессии	Коэффициент Стьюдента	Критическое значение коэффициента Стьюдента test	Вероятность ошибки
Постоянная составляющая	2,817	0,533	2,817	5,28	<0,0001
Расположение электродов (1 - унилатеральное,2 - билатеральное)	0,159	0,047	0,330	3,357	0,001
Пол (1 - мужской, 2 - женский)	-0,080	0,045	-0,161	1,77	0,08
Возраст (лет)	0,004	0,001	0,215	2,58	0,01
Динамический импеданс*	-0,514	0,216	-0,262	2,38

*Динамический импеданс (в логарифмическом масштабе: log10) был усреднен по данным всех лечебных сеансов

Вместо этого может оказаться важной, но уже по другим причинам, обратная зависимость между динамическим импедансом и минимальным зарядом, необходимым для вызывания припадка. Поскольку при стимуляции на принципе постоянства напряжения уменьшение импеданса приводит к увеличению заряда, то на деле такой подход позволяет использовать преимущества этой обратной зависимости. Было предпринято несколько попыток использовать метод эмпирической титрации для количественной оценки судорожного порога с помощью аппаратов, работающих на принципе постоянства напряжения [43 (цит.), 99]. Можно ожидать, что диапазон и вариабельность величин порога, определенного при работе на принципе постоянства напряжения, окажутся существенно меньшими. Поскольку диапазон и вариабельность судорожного порога (при короткоимпульсной стимуляции на принципе постоянства тока) настолько велики, то приходится использовать широкий шаг изменения дозы для определения порога (когда при эмпирической титрации используется методика возрастающих пределов) [83]. Не исключено, что можно разработать более чувствительные процедуры определения порога для аппаратов, работающих на принципе постоянства напряжения (или энергии). Например, остается неясным, будет ли сказываться на величине порога фактор пола при использовании аппаратов с постоянством напряжения, и если да, то будет ли он действовать в том же направлении, учитывая большую величину импеданса у женщин [12 (цит.)]. Хотя количественные данные никогда не представлялись, но авторы [46] на основании своего опыта стимуляции по принципу постоянства напряжения утверждают, что у мужчин судорожный порог ниже, чем у женщин. При постоянстве напряжения такое наблюдение может объясняться тем, что более низкий импеданс у мужчин приводит к увеличению у них доставленного заряда.

Другим проявлением рассматриваемой обратной зависимости является уменьшение диапазона и вариабельности величин порога, если его оценивать в единицах энергии, а не в единицах заряда. Это было показано в нашей прошлой работе: в группе из 52 депрессивных пациентов диапазон величин порога был 12-кратным для заряда и только 6-кратным для энергии [82]. Подобно этому, на счет расположения электродов, пола и возраста мы могли отнести 48% вариативности судорожного порога при его оценке как среднего за весь курс лечения заряда у пациентов, получавших низкодозную стимуляцию; но когда порог таким же способом оценивался у этих же пациентов в единицаx энергии, то эта величина снизилась до 27%. В нашем более современном исследовании 46 из 96 пациентов лечились таким же образом, как и в предыдущем случае, с интенсивностью стимуляции чуть выше пороговой во всех сеансах. В этой группе, при усреднении по всем сеансам, мы могли отнести 49,3% вариативности заряда на счет трех предикторов, но только 28,8% вариативности энергии, что явилось поразительно точным воспроизведением результатов. Как показано в Таблице 1, используя только пороговую величину, полученную в новой группе из 96 человек во время их первого сеанса, мы могли предсказать 37,3% вариативности заряда. Сравнительная статистика для единиц энергии составила лишь 16,4%. Такое расхождение есть следствие того, что единица энергии является функцией умножения примененного заряда на встретившийся импеданс, согласно уравнению (4). Поскольку этим факторам присуща отрицательная взаимосвязь, то энергия имеет ограниченный диапазон. Кроме того, поскольку расположение электродов и пол имеют противоположное влияние на заряд и импеданс, можно ожидать меньшей вариативности величины энергии.

Рассматриваемое расхождение было одним из факторов, который привел к точке зрения, что для квантификации дозы при ЭСТ единицы заряда могут в целом быть более предпочтительны, нежели единицы энергии [82]. При использовании стимуляции на принципе постоянства тока клиницист устанавливает величину заряда, который должен быть доставлен, и при этом важно понимать, что потребность в дозе изменяется как функция от прогностических факторов. Тем не менее, уделялось недостаточно внимания тому, что единицы энергии могут обеспечить более точное приближение при оценке плотности внутричерепного заряда, и могут быть полезны для исследований биологических и поведенческих эффектов от разных дозировок стимуляции. Например, минимальная внутричерепная плотность заряда, необходимая для вызывания адекватного припадка, по-видимому, будет гораздо более близкой у мужчин и женщин, чем того можно было бы ожидать, зная о выраженной межполовой разнице величины необходимого заряда. И наоборот, при стимуляции на принципе постоянства тока, мы не наблюдали половых различий в минимальной энергии, необходимой для вызывания адекватных припадков [82]. Это иллюстрирует тот момент, что раз импеданс дает возможность косвенного измерения выраженности шунтирования тока, то и единица дозировки, которая учитывает импеданс, может более точно оценивать плотность тока в нервной ткани, нежели единица доставленного заряда при стимуляции на принципе постоянства тока. Имея такую возможность, полезно исследовать соотношения дозы с нейробиологическими и поведенческими эффектами, используя и заряд, и энергию как суммарные единицы дозировки [108]. Поскольку единица заряда имеет больший диапазон и вариабельность, то она имеет преимущество для оценки взаимосвязей в смысле психометрических свойств [62]. Поскольку единица энергии может обеспечить более точную оценку плотности заряда в нервной ткани (путем фактического включения косвенной оценки шунтирования тока), то она тоже имеет преимущества в раскрытии этих связей.
Представляется перспективной интерпретация обратной связи между зарядом, необходимым для вызывания припадка (при стимуляции на принципе постоянства тока), и импеданса в период прохождения тока. Суть этой интерпретации состоит в том, что при контролируемых условиях динамический импеданс дает возможность косвенного измерения части тока, проходящей через ткань мозга. Однако стоит подумать и над альтернативным подходом к обратной взаимосвязи между импедансом и порогом. Импеданс не является неизменным и находится под влиянием физических характеристик стимуляции. Например, во время тестирования статического импеданса проходит слабый и неощутимый ток и измеряется сопротивление. В обоих аппаратах - MECTA и Thymatron - результат этого теста считается статическим импедансом. В аппарате MECTA обычно величины статического импеданса находятся в диапазоне от 350 до 4000 Ом. В нашем недавнем исследовании [88] среднее по всем лечебным сеансам значение статического импеданса оказалось равно 1700,8 Ом (стандартное отклонение 911,1) при использовании металлических дисковых электродов модифицированной модели MECTA SR-1. При работе с аппаратом Thymatron DG проф. Abrams (персональное сообщение) обнаружил диапазон от 730 до 4000 Ом, в среднем 1421 Ом, при использовании одноразовых самоклеящихся твердогелевых электродов. При использовании металлических дисковых электродов наблюдались меньшие величины. Эти величины намного больше типичного импеданса, равного около 200 Ом, наблюдаемого при прохождении лечебной стимуляции ЭСТ. Известно, что более интенсивная стимуляция (напр., более высокое напряжение) обычно приводит к снижению импеданса [57, 98, 109]. Например, сообщалось [58] об экспоненциальном снижении импеданса при возрастании напряжения, доставляемого аппаратом, работающим на принципе постоянства напряжения. Величина импеданса быстро падала от 750 Ом при 40 В до 200 Ом при 80 В, и далее оставалась неизменной. Эффект зависимости импеданса цепи от характеристик стимуляции отражает электрохимические изменения в месте контакта электродов с кожей [28, 110]. Поэтому гипотетически можно интерпретировать отрицательную связь между импедансом и зарядом как результат активного процесса, за счет которого более высокая интенсивность стимуляции, ассоциированная с более высоким судорожным порогом, приводит к большему снижению импеданса. Альтернативную возможность можно наилучшим образом исследовать путем оценки импеданса у одного и того же пациента при условиях низко- и высокоинтенсивной стимуляции. Такие данные будут представлены в будущих сообщениях.

ХАРАКТЕРИСТИКИ ФОРМЫ СИГНАЛОВ

Для вызывания у пациента припадка ток и напряжение должны изменяться во времени, и аппараты ЭСТ отличаются по форме их сигналов. В настоящее время используются синусоидальная, выпрямленная частично синусоидальная, короткоимпульсная и ультракороткоимпульсная формы стимулирующих сигналов (см. Рис. 4).Эти формы сигналов отчетливо различаются по их электрической эффективности при вызывании припадков. Например, было установлено [105], что энергия, необходимая для вызывания припадка аппаратом с синусоидальной формой сигнала (принцип постоянства напряжения) была втрое больше, чем аппаратом с короткоимпульсной формой сигнала. Это различие в способностях разных форм сигналов вызывать припадок зависит как от скорости достижения пикового тока, так и от скорости послепикового снижения [72, 34]. Как представлено на Рис. 4, каждая из следующих друг за другом положительных и отрицательных фаз типичной синусоидальной стимуляции при частоте 60 Гц имеет продолжительность 8,33 мс, с достижением пиковой амплитуды за время 4,17 мс. В отличие от этого, при импульсной стимуляции (короткой или ультракороткой) достижение пика происходит практически мгновенно (за время порядка микросекунд), и при стандартной короткоимпульсной стимуляции пиковое значение удерживается в течение короткого времени (т. е., 0,5-2 мс).

Рис. 4. Примеры некоторых форм сигналов, применяемых при ЭСТ. Слева вверху - синусоидальный сигнал; справа вверху - обрубленный выпрямленный синусоидальный сигнал; слева внизу - короткоимпульсный прямоугольный сигнал; справа внизу - ультракороткоимпульсный прямоугольный сигнал.

Этот аспект может быть лучше всего проиллюстрирован при рассмотрении классической функции сила-продолжительность [50].

Рис. 5. Нормализованная кривая "сила - продолжительность" для порога нейронного разряда, построенная для тока с использованием эмпирической функции Weiss-Lapicque "сила-продолжительность": I = b (1 + c/d), где I - пороговое значение тока, b - реобаза, c - хронаксия, и d - длительность сигнала. Реобаза - пороговая величина тока при неопределенной продолжительности (I_°°), хронаксия - пороговая продолжительность при двойной реобазе. Мембрана возбудимого нейрона может быть представлена как параллельные сопротивление (R) и емкость (C). В этой теоретической модели функция "сила/длительность" для тока выражается как: I = b/(1 - e^-d/t), где b - реобаза, d - длительность стимуляции, t - временная константа мембраны (RC) [70, 67, 32]. Эмпирическая функция Weiss-Lapicque и аналитически вычисленная функция дают весьма сходные результаты; хронаксия и временная константамембраны являются связанными понятиями, величины которых зависят от типа ткани. Duration - длительность, Current - ток.

Рисунок 5 представляет прототипическую функцию, в которой изменяются и уровень тока, и продолжительность сигналов (при фиксированной частоте и длительности серии сигналов) при определении порога разряда в мотонейроне. Функция показывает, что чрезвычайно короткая длительность сигнала, даже при высоких уровнях тока, оказывается неэффективной для вызывания разряда. При очень больших длительностях сигнала имеется асимптотическая, минимальная потребность в токе для деполяризации, и уменьшение ниже этой величины неэффективно. Пороговое значение тока для очень больших длительностей называется реобазой. Пороговую продолжительность (точка пересечения на кривой сила-продолжительность) при удвоенной реобазе принято называть хронаксией. Хронаксия мотонейронов corp. mamillaris составляет величину порядка 100 микросекунд (0,1 мс), тогда как для сердечной мышцы она равна примерно 1,4 мс [32, 34]. Когда нейрон "выстрелил" (деполяризовался), он вступает в рефрактерный период (обратная поляризация, или реполяризация), и продолжающаяся стимуляция в этом периоде не вызовет ответа. За рефрактерным следует короткий период снижения порога для стимуляции, затем следует возврат к исходному состоянию. Поэтому фаза или длительность сигнала, которая значительно превосходит хронаксию церебральных нейронов, является неэффективной. Серии сигналов с периодом (1/частота) короче, чем рефрактерный период, также неэффективны. Поскольку синусоидальные сигналы имеют значительную длительность до достижения пикового значения, то перед тем, как интенсивность тока станет достаточной для вызывания разряда, происходит избыточная стимуляция. При синусоидальной стимуляции воздействие тока продолжается намного дольше хронаксии, и существенное количество тока действует, когда нейроны находятся в рефрактерном периоде.

Эти принципы имеют много аспектов применения в вопросах дозировки при ЭСТ. Традиционно при количественной оценке интенсивности стимуляции исследователи сосредоточивали свое внимание на абсолютной величине примененной дозы в полной серии сигналов (в интегральных единицах энергии или заряда) [84, 108]. Недавно мы выявили, что при одинаковой форме сигнала разница между абсолютной примененной дозой и судорожным порогом пациента может объяснять значительную часть вариативности поведенческих и физиологических эффектов [85, 88, 61]. Однако при сравнении стимуляций, осуществлявшихся разными формами сигнала выясняется, что относительная эффективность формы сигнала тоже может быть критичной. Хотя решающие эксперименты и не проводились, но неудивительно, что пороговая стимуляция неэффективными синусоидальными сигналами приводит к более тяжелым острым побочным когнитивным эффектам, чем пороговая стимуляция более эффективными короткими или ультракороткими сигналами [напр., 95, 107]. В этом случае обе формы стимуляции могут быть одинаковы по степени абсолютного превышения дозы над порогом, но все равно буду различаться по поведенческим эффектам. Медленное возвращение к изолинии (нулевой ток) при синусоидальной стимуляции приводит к значительной экспозиции тока в период, когда нейроны уже деполяризованы. Теоретически можно предположить, что ятрогенные эффекты вследствие неэффективной стимуляции будут больше, когда избыточная стимуляция дается уже после нейронного разряда, нежели перед деполяризацией.
Одной из величин, которая полезна при квантификации эффектов этого типа, является вычисление заряда за фазу. Это измерение соответствует площади под кривой тока для каждой фазы (напр., импульса) при электрической стимуляции. Например, независимо от длительности серии или частоты сигналов, при короткоимпульсной стимуляции с импульсами 0,8 А и 1 мс заряд за 1 фазу составит 0,8 мК/фаза. Для синусоидальной стимуляции при 170 В (эффективное напряжение) и 60 Гц, применяемой в цепи с импедансом 200 Ом, эта величина составит 7,08 мК/фаза. Используя хроническую прямую электрическую стимуляцию нервной ткани при 50 Гц исследователи [7, 6] определили плотность заряда за фазу, равную 40 мК/см2/фаза как порог для повреждения нейронов. (Те факты, что такие величины никогда не достигаются при ЭСТ, и что эти пороговые значения получены при хронической стимуляции через имплантированные электроды, подчеркивают широкий диапазон безопасности при ЭСТ [26]). Плотность заряда за фазу была более критичным предиктором повреждающего порога, чем другие величины [72]. Тем не менее, суммарные единицы, такие как заряд за фазу, недостаточно характеризуют зависящие от времени свойства электрической стимуляции. Стимуляции с идентичными величинами заряда за фазу могут радикально отличаться по пиковым уровням тока, степени изменения тока и продолжительности фазы. Следовательно, несмотря на идентичность интегральных величин, такие стимуляции могут отличаться и по нейробиологическим эффектам.

Из всего этого следует, что, как правило, рискованно интерпретировать результаты, относящиеся к дозировке, если используются разные формы сигналов, будь то в одном или разных исследованиях. При сравнительных исследованиях у одного и того же и у разных пациентов было выявлено [77, 76], что низкоинтенсивная ультракороткая и синусоидальная стимуляции отличаются по клиническим, нейрофизиологическим и биохимическим эффектам. Однако смешивание дозировок и форм сигнала в этом исследовании не дало возможности определить, который из этих факторов является решающим [75]. Неопределенность при сравнении результатов использования разных форм сигналов проиллюстрирована и в работах Abrams с сотр. [2]. Авторы сообщили о равной эффективности правосторонней и билатеральной ЭСТ в исследовании с использованием короткоимпульсной стимуляции - в противоположность более ранним работам этой группы с синусоидальной стимуляцией, где были обнаружены отчетливые терапевтические преимущества билатеральной ЭСТ [3]. Несмотря на тот факт, что в его прежней работе абсолютная дозировка была выше, Abrams [2] интерпретировал новые данные о равной эффективности как доказательство того, что большая интенсивность стимуляции положительно влияет на эффективность правосторонней унилатеральной ЭСТ. Такая интерпретация родилась, отчасти, из-за того, что большая эффективность короткоимпульсной стимуляции сочеталась со снижением общей примененной дозы. Поскольку характеристики формы сигнала могут иметь самостоятельное влияние на психику и физиологию, независимо от дозировки стимуляции, то похоже, что мы можем продвинуться в понимании соотношений "доза-результат" только при манипуляциях с дозами в пределах одной и той же формы сигнала.

Другой аспект проблемы состоит в оптимизации стимуляции при ЭСТ. За счет адаптационных процессов "залповый" порог нейронов при применении медленно изменяющегося тока (напр., синусоидального) может увеличиваться. Быстро изменяющийся ток (напр., короткоимпульсный) приведет к клеточной разрядке при более низкой интенсивности тока [47]. Независимо от адаптации, медленно изменяющийся ток имеет еще и тот недостаток, что порог клеточной разрядки достигается только после того, как значительная часть заряда за фазу уже применена. Эти соображения поддерживают точку зрения, что лучше использовать формы сигнала с быстрым достижением пикового значения тока. Далее, хронаксия деполяризации центральных нейронов равна величине порядка 0,1 мс или меньше, из чего следует, что увеличение длительности коротких сигналов (напр., от 1 до 2 мс) может оказаться недейственным с точки зрения способности вызывать припадки. Избыточная длительность сигналов приведет к экспозиции тока уже после деполяризации нейронов. Обобщая эти принципиальные моменты, можно считать, что аппараты с ультракороткой импульсацией были бы особо эффективны для вызывания припадков. И действительно, в ряде работ было установлено, что конфигурации с ультракороткими импульсами (напр., <0,5 мс) могут надежно вызывать припадки у животных [53, 54, 44, 45] и людей [55, 37, 77] при существенно более низкой абсолютной дозировке, чем в случае со стандартными короткоимпульсными аппаратами. Нежелание практиков применять ультракороткоимпульсные конфигурации вряд ли является обоснованным. Это нежелание в основном базируется на тех исследованиях [20, 77], согласно которым этот тип стимуляции имеет сниженную эффективность и может требовать дополнительных сеансов для достижения терапевтического ответа. Однако похоже, что ультракороткая стимуляция в этих работах не была оптимизирована - либо в смысле конкретных характеристик сигналов (таких как частота и пиковый ток), либо в смысле соотношений общей интенсивности и порога. Действительно, в то время, когда выполнялись эти работы, не был известен факт, что интенсивность стимуляции влияет на эффективность лечения. Поэтому цель состояла только в использовании высокоэффективной формы сигнала, которая минимизировала абсолютную интенсивность стимуляции. Тогда не было распознано, что проведение стимуляции на уровне, существенно превышающем пороговую, имеет влияние на эффективность. В этом плане стоит вспомнить, что фактический отказ в США от синусоидальной стимуляции в пользу короткоимпульсной привел к существенному снижению побочных когнитивных эффектов без ущерба для эффективности [95, 18, 107]. Развитие ультракороткоимпульсной стимуляции является многообещающим для дальнейшего улучшения качества лечения - хотя это еще предстоит подтвердить эмпирически. Однако, если такой метод будет развиваться, то следует понимать, что хронаксия нейронов составляет величину порядка десятых долей миллисекунды, а не находится в микросекундном диапазоне.

Тот факт, что значительно отличающиеся формы сигналов могут оказывать различные нейробиологические эффекты, нацеливает внимание на необходимость точно описывать время-зависимые характеристики сигналов в исследованиях, где требуется квантификация стимуляции. Рисунок 6 иллюстрирует часть стимуляции, произведенной депрессивному пациенту.

Рис. 6. Пример различий двух аппаратов MECTA SR-1 по амплитуде и форме импульса. A: имеется очевидное искажение прямоугольной формы импульса с пробросом в его начале и конце. Уровень тока во время основной части импульса существенно отклоняется от предварительно установленной величины 0,8 мА (линия из точек). B: форма импульса более точно приближается к прямоугольной, и амплитуда намного ближе к заданной величине. Current - ток, Voltage - напряжение.

Лечение проводилось оригинальным прототипом аппарата MECTA SR-1 с параметрами стимуляции: частота 100 Гц, ширина импульса 1,5 мс, общая длительность стимуляции 1 с, ток 800 мА. Полная запись стимуляции производилась с помощью вновь разработанной компьютеризированной системы для обработки данных стимуляции. Ток и напряжение исследовались независимо, каждый с частотой опроса 100000 в секунду. Рамки диапазона отмечены прерывистыми линиями, указывающими уровни 800 мА и 150 мА для каналов тока и напряжения, соответственно. (Среднее сопротивление в течение каждого импульса было равно 243,57 Ом). Обратите внимание, что в данном неправильно функционирующем аппарате форма импульса заметно отличается от правильной прямоугольной. В начале и конце каждого импульса заметен существенный проброс, и в конце каждого импульса отмечается некоторое снижение. Хотя этот конкретный аппарат был установлен на выдачу тока 800 мА в каждом импульсе, среднее за 200 импульсов абсолютное значение тока было равно лишь 690,56 мА (q = 215,63 мК). С другой стороны, быстрые пробросы в начале импульса имели максимальную абсолютную величину тока 841,62 мА. Для сравнения на нижней части Рис. 6 также представлена часть стимуляции, но произведенной другим аппаратом MECTA SR-1, который был оптимизирован для генерации прямоугольных импульсов, близких к идеальным. В этом случае нет существенных пробросов и снижений. Средний за 200 импульсов ток был равен 802,41 мА (q = 249,06 мК), и наибольшее абсолютное пиковое значение тока в любом импульсе составило 835,21 мА. Различия в характеристиках формы импульсов в этих двух аппаратах указывает, что при исследовательской работе не следует без проверки допускать, что "прямоугольные импульсы" действительно таковыми являются. Действительно, поскольку нейрон-деполяризующая эффективность стимуляции связана с передним фронтом импульсов, в котором быстро достигается пиковое значение тока, то в первом аппарате неравенство между пиковыми значениями тока (передний фронт импульса) и током, поддерживающимся в остальной части импульса, приводит к трудностям в оценке суммарной величины заряда или энергии, характеризующей стимуляцию. Пиковые значения тока, достигавшиеся в прототипе (первый аппарат), превосходили таковые во втором аппарате, тогда как доставленный заряд (или энергия при сравнимом импедансе) была существенно ниже.
Обычно производители оборудования гарантируют, что некоторые выходные характеристики стимуляции будут находиться в пределах ±10% от указанных в спецификации. Этот 20%-ный диапазон, похоже, для практики является несущественным, да и в действительности имеющиеся в продаже аппараты могут иметь более строгие допуски. Образец, представленный в верхней части Рис. 6, записан на прототипе аппарата, о котором заранее было известно, что он работает неправильно. Тем не менее, о надежности, с которой короткоимпульсные аппараты генерируют прямоугольные импульсы (т. е., не допускают пробросов и спусков), в литературе никаких данных нет. Значимые отклонения представляют проблему при исследовательской работе, где требуется тщательная квантификация стимуляции. До тех пор, пока сопоставимость разных аппаратов не будет доказана, единственной рекомендацией является использовать один и тот же аппарат у всех пациентов до завершения исследования, и регулярно проверять стабильность выходных характеристик стимуляции. Другим выходом из положения, при использовании аппаратов с дрейфом величин во времени или при использовании аппаратов с отличающимися выходными характеристиками, может быть статистическая коррекция, основанная на тщательном документировании характеристик аппаратов.

ПАРАМЕТРЫ СТИМУЛЯЦИИ

Дополнительно усложняет квантификацию тот факт, что в рамках формы сигнала могут варьировать несколько характеристик. В некоторых короткоимпульсных аппаратах, работающих на принципе постоянства тока, клиницист может изменять частоту и ширину импульсов, а также длительность серии импульсов. Может присутствовать функция выбора монополярных или биполярных сигналов. Суммарная мера интенсивности стимуляции (общая энергия или заряд) может быть постоянной, хотя конфигурация параметров стимуляции может радикально отличаться. Например, принимая при биполярной прямоугольной стимуляции динамический импеданс за 200 Ом, мы получим равные значения энергии 28,7 Дж (q = 179,2 мК) как при конфигурации 0,8 А, 40 Гц, ширина импульса 1,4 мс, время стимуляции 2 с, так и при конфигурации 0,8 А, 80 Гц, ширина импульса 1 мс, время стимуляции 1,4 с. Из этого вовсе не следует, что свойство вызывания припадка и другие нейробиологические эффекты в обоих случаях будут одинаковы.

Ширина импульса

Из теоретических соображений мы считаем, что увеличение ширины импульса свыше 1 мс может быть менее эффективным способом увеличения дозы, чем манипулирование с другими параметрами [55 (цит.), 15, 102, 84]. Похоже, что существует и верхний предел электрической эффективности для увеличения интенсивности тока и частоты импульсов. Как показано на Рис. 4, экспоненциальная связь между силой тока и длительностью импульса говорит о том, что при длительности импульсов, превышающей хронаксию, увеличение интенсивности тока является неэффективным. По мере увеличения частоты импульсов увеличивается и вероятность того, что нейроны получат стимуляцию во время рефрактерного периода после деполяризации, произошедшей от предыдущего импульса. Рассмотрим пример, где при биполярной стимуляции с частотой 20 Гц и шириной импульса 2 мс после каждой пары импульсов следует пауза в 23 мс, когда стимуляция не производится. Если повысить частоту импульсов до 140 Гц, период покоя между импульсами сократится до 1,57 мс. Однако период абсолютной рефрактерности для нейронов после деполяризации обычно составляет величину порядка 1-2 мс. В общем, изменение продолжительности серии импульсов может быть особенно эффективным способом регулирования дозы стимуляции - в сравнении с увеличением ширины импульса, частоты импульсов или интенсивности тока. Этот взгляд получил определенное эмпирическое подтверждение [92]: было произведено сравнение продолжительности припадков у пациентов, которые получали стимуляцию с одинаковой абсолютной интенсивностью (в единицах заряда), но с использованием более короткой (0,8 А, 60 Гц, 1,5 мс, 1 с) или более длинной (0,8 А, 60 Гц, 1,5 мс, 2 с или 0,8 А, 60 Гц, 0,75 мс, 2 с) продолжительности серии. Большая продолжительность серии импульсов оказалась более эффективной для вызывания припадков достаточной длительности, чем конфигурация с меньшей продолжительностью.

Продолжительность серии сигналов

Допуская возможность, что манипулирование продолжительностью серии может оказаться особенно эффективным, не будет ли полезным иметь аппараты ЭСТ, способные отпускать особо длительные серии (напр., >5 с)? В течение десятилетий в Европе в клинических и исследовательских целях применялся аппарат Konvulsator, который выдавал спрямленные частично синусоидальные сигналы, причем стимуляция продолжалась до тех пор, пока врач удерживал нажатой кнопку выдачи сигналов, в пределах до 10 с. В 1989 г. аппарат Thymatron был реконструирован таким образом, чтобы иметь возможность производить стимуляцию длительностью до 8 с. При использовании аппарата Konvulsator часто применялся метод продолжения стимуляции до тех пор, пока врач не убедится, что начался генерализованный тонико-клонический припадок [22, 23, 24]. Принимая во внимание, что как субконвульсивная, так и конвульсивная стимуляция приводит к мгновенному появлению тонического сокращения, а также учитывая скорость человеческого реагирования, данная методика с неизбежностью предусматривала применение значительной стимуляции после того, как генерализованный припадок уже был вызван. Подобно этому, при умеренных установках стандартных короткоимпульсных аппаратов большинство пациентов получит припадок при продолжительности серии около 1 с. Если для таких пациентов предварительно установить длительность серии, равную 8-10 с, то это приведет к весьма избыточной стимуляции - в то время, когда нейронные комплексы уже будут в гиперактивном состоянии. Теоретически это является еще одним источником сложностей. Одна серия сигналов может оказаться неэффективной для вызывания припадка (напр., избыточная ширина сигнала, избыточная частота, медленный подъем до пикового значения). Другая серия может оказаться неэффективной вследствие избыточной стимуляции после того, как уже вызван припадок (напр., избыточная продолжительность серии). Как бы мы ни размышляли о сравнительных вредных эффектах, имеющиеся доказательства убеждают, что последняя из упомянутых двух серий вызовет больше побочных эффектов. Фундаментальные исследования показали, что судорожный порог во многих смыслах является "фильтром" для некоторых биологических эффектов внутричерепной электрической стимуляции, и отношения между электрической интенсивностью и когнитивными изменениями принимают линейный характер только при превышении порога [9, 36, 19, 112]. Например, в опытах на крысах [112] было показано, что прямая кортикальная стимуляция должна превышать порог первичного судорожного разряда, чтобы вызвать ретроградную амнезию. Как только этот порог превышен, начинает обнаруживаться положительная связь интенсивности тока с выраженностью амнезии. Было выяснено [65], что стимуляция гиппокампа с интенсивностью, обеспечивающей электрофизиологические признаки припадка, влияет на оперативную память, вызывая ретроградную амнезию. В другой работе было установлено, что при воздействии электричества с интенсивностью, фиксированной по абсолютной величине, или химического конвульсанта, искусственное фармакологическое повышение судорожного порога уменьшает когнитивные побочные эффекты [9, 36, 19]. Делая следующий шаг в этом направлении, мы, используя расширенную батарею когнитивных тестов, недавно произвели сравнение побочных эффектов, возникающих у одного и того же пациента вследствие: а) одной или нескольких субконвульсивных стимуляций, произведенных незадолго перед конвульсивной стимуляцией, и б) вследствие единичной конвульсивной стимуляции [71]. Никакой разницы относительно вредных когнитивных эффектов обнаружено не было, кроме существенно более высокого общего заряда, полученного пациентами во время сеансов, содержавших субконвульсивные стимуляции. И наоборот, имеются достаточные доказательства, что повышение интенсивности единичной надпороговой стимуляции вызывает более тяжелый острый когнитивный дефицит [88]. Поэтому выглядит правдоподобным, что лишние или неэффективные стимуляции перед вызыванием припадка могут иметь меньше последствий, чем избыточная стимуляция после начала припадка.

Фундаментальной проблемой при определении оптимальных характеристик стимуляции является относительно большое число параметров, которыми можно манипулировать. Форма сигнала, уровень тока, ширина сигнала или фазы, частота, длительность серии и направление движения тока (моно- или биполярное) - каждый из этих признаков может варьировать. Кроме того, основной ритм (частота или интервал между сигналами) не обязан быть однообразным: пачки плотно сгруппированных сигналов могут следовать в перемежающемся режиме [56, 39, 45, 91]. Действительно, назрела очевидная необходимость в уточнении классической функции "время-длительность" путем ее систематического исследования с целью установить реобазу и хронаксию для каждой комбинации альтернативно варьирующих параметров.

РЕАКТИВНЫЕ КОМПОНЕНТЫ В ЦЕПИ ЭСТ

С момента изобретения ЭСТ попытки квантификации стимуляции базировались на законе Ома, при допущении, что принципы постоянного тока применимы и к изменяющемуся во времени переменному току. Однако вскоре после внедрения ЭСТ выяснилось, что в какой-то неизвестной степени принципы постоянного тока нарушаются [38, 43]. Эти нарушения бывают двух типов. Во-первых, закон Ома гласит, что сопротивление проводника является величиной постоянной, не зависящей от приложенного к нему напряжения, что определяет линейную зависимость между V и I при любых их значениях. В отличие от металлов, биологическая ткань не имеет такого свойства, и мы уже отмечали, что сопротивление в цепи ЭСТ является функцией от интенсивности стимуляции [58]. Во-вторых, в отличие от цепей постоянного тока, в которых импеданс и сопротивление идентичны, в цепях с изменениями параметров во времени импеданс состоит из сопротивления и реактивных компонентов. Эти реактивные компоненты могут модифицировать прохождение стимуляции, например, изменяя форму сигнала. Проблема в том, что величина реактивных компонентов и те пределы, до которых они могут искажать стимуляцию при ЭСТ, еще никогда точно не определялись.

Реактивное сопротивление (X), измеряемое в омах (Ом, ), является тем компонентом импеданса (Z), который повышается за счет емкости (C) и индуктивности (L). Основным понятием является то, что в зависимости от емкостных и индуктивных характеристик цепи прохождение тока само по себе может изменить значение тока, проходящего через данную или соседнюю цепь.

Под емкостью, измеряемой в фарадах (F; As/V; Ас/В, т. е., ампер-секунда на вольт), понимается способность элементов цепи сохранять заряд и сопротивляться изменениям напряжения. Электрические устройства, которые обладают этим свойством, называются емкостями или конденсаторами. Импеданс емкости обратно пропорционален частоте тока, проходящего сквозь нее. Понятие емкости часто объясняется на примере двух близко расположенных проводников, разделенных изолятором (диэлектриком), таким как воздух. Когда на этих проводниках возникнут равные по величине, но противоположные по знаку заряды q и -q, то между этими проводниками возникает разность потенциалов, V. Емкость соответствует отношению заряда на одном из проводников к напряжению между ними:

C=q/V
(5)

Емкость зависит от геометрии (напр., размера) системы, состоящей из двух проводников, и от природы разделяющего их диэлектрика. Емкость не зависит от заряда, поскольку с повышением q пропорционально повышается V.
В отличие от этого, индуктивность, измеряемая в генри (H; Vs/A; Гн; Вс/А, т. е., вольт-секунда на ампер) возникает, когда в данной цепи возникает ЭДС, создаваемая изменением тока в этой (самоиндукция) или в близлежащей цепи. Индуктивность возникает из-за изменений тока, создающих магнитное поле, которое влияет на заряды внутри проводника. Например, изменяющееся во времени магнитное поле, воздействуя на ткани, вызывает движение тока; это дало основания для разработки в последнее время аппаратов транскраниальной магнитной стимуляции [21, 16, 14]. Исследования на животных и людях показали, что при значительной амплитуде и продолжительности сигналы магнитного поля стимулируют нервную ткань подобно традиционной электрической стимуляции [10, 13, 94]. Для этого заряжают емкость до высокого уровня энергии; затем емкость разряжается через катушку возбуждения. Индуцированный ток в проводящей среде (напр., в мозге) пропорционален скорости изменения тока в катушке (dI/dt) [34], причем этот вторичный ток движется параллельно и в обратном направлении относительно тока в катушке, по сути противодействуя первичным изменениям тока в катушке. Характеристиками этого наведенного тока можно управлять (как и основными свойствами стандартной электрической стимуляции) путем изменения свойств разряжающейся емкости, сопротивления и индуктивности катушки, а также геометрии катушки. В целом, при возрастании частоты тока возрастает и индуктивность.
Зависимость индуктивности и емкости от частоты f и их отношения с реактивным сопротивлением (X) могут быть выражены как:

Индуктивное реактивное сопротивление (X_L) = 2пfL

Емкостное реактивное сопротивление (X_C) = 1/(2пfC)

Реактивное сопротивление (X) = 2пfL - 1/(2пfC)

(6)

Общий импеданс цепи является суммой сопротивления (R) и реактивного сопротивления (X). Поскольку с увеличением частоты тока индуктивное реактивное сопротивление увеличивается, а емкостное уменьшается, то при особой частоте (резонансная частота) они взаимно уничтожатся, и импеданс станет в чистом виде функцией сопротивления цепи. При этой резонансной частоте ток в цепи будет максимальным. Иными словами, высокое индуктивное реактивное сопротивление будет повышать импеданс, а высокое емкостное реактивное сопротивление будет снижать импеданс.
Эти реактивные компоненты важны не только потому, что они вносят вклад в величину импеданса. Участие факторов индуктивности или емкости означает, что характеристика сигналов изменяется, потому что емкости накапливают заряд и противодействуют изменениями напряжения, а индуктивные элементы противодействуют изменениям тока. Емкости можно рассматривать как частотно-зависимые сопротивления, но, как следует из уравнения 5, ток пропорционален не просто напряжению, а изменению напряжения. Уравнение 5 может быть представлено еще и так:

I=C x (dT/dV)

(7)

Например, импульс тока величиной 1А, будучи приложен к емкости 1 мF, вызывает увеличение напряжения в этой емкости со скоростью 1000 В/с до тех пор, пока не будет достигнуто 10 В. Решение для дифференциального уравнения по формуле (7) таково:

q = CV(1-e^-t/RC)

(8)

где RC - емкостная константа времени для цепи. Она имеет размерность времени и может быть вычислена как произведение сопротивления на емкость. При неопределенном времени заряд будет уравновешен и равен произведению C на V, по уравнению (5). RC соответствует времени, необходимому для достижения 63% равновесия [напр., если t = RC, q = CV(1-e^-1) = 0,63 CV].
На Рисунке 7 представлено использование этих принципов. Возьмем цепь с "резисторным" компонентом импеданса 200 Ом, входным напряжением 200 В, и конденсатором 2,0 мF. RC будет равно 4 10^-4 с. Рисунок 7 иллюстрирует, что при наличии сопротивления в цепи увеличение заряда конденсатора отстает по времени как функция временной константы RC. В отсутствие сопротивления конденсатор мгновенно зарядился бы до своей уравновешивающей величины, CV. В отличие от этого, в нулевой момент времени ток через конденсатор является максимальным, соответствуя V/R. По мере накопления заряда ток снижается, пока конденсатор полностью не зарядится.

Рис. 7. Ток и заряд конденсатора как функция времени. Ток будет максимальным (V/R) в момент включения, и затем снижается до нуля. Начало накопления заряда в конденсаторе запаздывает как функция от временной константы RC. Максимальный заряд соответствует CV. Time - время, Current - ток, Charge - заряд.

На Рисунке 8 представлена схема простой цепи типа RC, содержащей резистор и конденсатор, включенные последовательно. Когда переключатель (S) замкнут в положение а, к резистору оказывается приложенной разница потенциалов, приводящая к возникновению тока, V/R. Вначале конденсатор замедляет возникновение разницы потенциалов, поскольку его начальный заряд равен нулю (т. е., V = q/C). Однако движение тока через резистор начинает заряжать конденсатор. Это означает, что теперь возникает разность потенциалов на концах конденсатора. Общая ЭДС цепи (входное напряжение) должна выравнять разницу потенциалов в резисторе и конденсаторе. Поэтому по мере увеличения разницы потенциалов на конденсаторе уменьшается разность потенциалов на резисторе. Следовательно, заряжающий ток будет пропорционально снижаться, пока конденсатор полностью не зарядится. В этот момент полное входное напряжение окажется приложенным к конденсатору, а на резисторе не будет никакой разницы потенциалов, и через него не будет протекать ток.
В этом примере мы допустили, что переключатель S оставлен в положении а на период, в несколько раз превышающий RC. Теперь рассмотрим, что будет, если переключатель установить в положение b. Входного напряжения в цепи нет. Вспомним, что при наличии конденсатора ток пропорционален скорости изменения напряжения. Поэтому, в сравнении с ситуацией непосредственно перед переключением в положение b, когда полная ЭДС была приложена к конденсатору, теперь ЭДС отсутствует. Когда переключатель переводится в положение b, это изменение отражается на напряжении на конденсаторе. Это изменение в скорости приводит к разряду конденсатора. Ток потечет в направлении, противоположном тому, что указано стрелкой на Рис. 8. Скорость разряжения будет такова, что когда t = RC, то заряд конденсатора уменьшится до 37% от его начальной величины.

Рис. 8. Схема цепи типа RC с резистором и конденсатором, включенными последовательно. Когда переключатель S находится в замкнутом положении, а, по цепи течет ток. В разомкнутом положении, b, ток в цепи возникнет за счет разряда конденсатора.

Эти примеры демонстрируют, что присутствие реактивных компонентов означает, что напряжение и ток становятся не просто пропорциональными, и что реактивные компоненты вводят сдвиг по фазе между током и напряжением, а это, в свою очередь, может искажать параметры сигналов. Например, в чисто реактивной цепи, содержащей только емкости и индуктивности, ток и напряжение будут сдвинуты по фазе на 90°.

Рис. 9. Примеры короткоимпульсной стимуляции на принципе постоянства тока (установки: 60 Гц, ширина импульса 2 мс, амплитуда 0,8 А, нагрузочный импеданс 200 Ом) - без емкости (А), с включением в цепь емкости 1,1 мF (В) и 2,2 мF (С). Current - ток, Voltage - напряжение.

Рисунок 9 иллюстрирует, как емкость может влиять на короткоимпульсную (на принципе постоянства тока) стимуляцию при ЭСТ. "А" - стандартная стимуляция аппаратом MECTA SR-1 с параметрами: 60 Гц, 2 мс, 0,8 А при нагрузке с импедансом 200 Ом. "В" - в цепь введена емкость 1,1 мF параллельно с нагрузочным импедансом. "С" - емкость удвоена до 2,2 F. Временное разрешение нашего прибора для анализа стимуляции таково, что он может определять смещения между током и напряжением, начиная от 10 s и выше. На графике "А", где нет емкостных компонентов, нет и сдвига. На графиках "В" и "С" константа RC была соответственно равна 2,2 х 10^-4-4 и 4,4 x 10^-4-4. Особо следует отметить искажение формы импульса при увеличении емкости. Как упоминалось, емкости сопротивляются изменениям напряжения, и хорошо видно, как введение емкостей превратило прямоугольный импульс напряжения в экспоненциальную холмообразную функцию. Однако изменения напряжения не имеют особого значения применительно к нейробиологическим эффектам ЭСТ. Как обсуждалось выше, считается, что изменения в плотности заряда, особенно что касается переднего фронта импульса, являются критичными при ЭСТ. Наблюдение за каналами тока обнаруживают, что, несмотря на использование принципа постоянства тока, форма и этих импульсов тоже искажена, с появлением заметного и относительно широкого проброса в самом начале и в конце импульса. В присутствии емкостей пиковый ток существенно превышает 0,8 А. После положительных или отрицательных импульсов тока возникало движение тока в обратном направлении (проявление разряда емкостей).

Вкратце, емкость и индуктивность могут изменять амплитудные и частотные характеристики стимуляции при ЭСТ. Мы сосредоточили внимание на емкости, поскольку непохоже, чтобы индуктивность имела особое значение при ЭСТ. Хотя, как отмечалось выше, изменяющееся во времени магнитное поле может индуцировать возникновение тока в ткани, этот тип передачи энергии является крайне неэффективным. Например, чтобы при центральной магнитной стимуляции достичь такой же пиковой плотности тока в коре, как при ЭСТ (около 75 мА/см2), даже для самой эффективной магнитной катушки может потребоваться напряжение порядка 5 кВ, чтобы вызвать пиковое магнитное поле порядка 5Т. Поскольку при ЭСТ колебания выходного тока относительно малы (±1 А), а биологические ткани имеют относительно слабые индуктивные (неметаллические) свойства, то эффекты вследствие индуктивности в тканях пренебрежимо малы. Однако в цепи ЭСТ мы имеем не только пациента, но еще и аппарат ЭСТ, электродные провода и электроды. Мы измерили индуктивность, связанную с кабелями, соединяющими аппарат и электроды. Верхняя граница этой величины - порядка 3 мГн (что соответствует сдвигу фаз между напряжением и током в 15 s при сопротивлении 200 Ом). Величина этой индуктивности будет варьировать, очевидно, в пределах 100% - в зависимости от длины и типа кабелей, их близости от металлических объектов и от других факторов.

Мы считаем, таким образом, что емкость, видимо, более важна в плане воздействия на стимуляцию при ЭСТ, чем индуктивность. Что может быть источником емкостных компонентов во время прохождения стимуляции? Хорошо известно, что мембраны нейронов имеют емкость, которая замедляет проведение сигналов [47]. Типичная емкость мембраны нейрона - величина порядка 10-6 F/cm², и временные константы различных нейронов обычно находятся в диапазоне примерно от 1 до 20 мс. Сопротивление и емкость скоплений нейронов будет изменяться при различных условиях физиологической стимуляции, в том числе и при вызывании припадков [90, 4, 5, 96]. Эти характеристики нервной ткани имеют значение для изучения процесса деполяризации и для оптимизации стимуляции при ЭСТ. Однако если учесть, что только часть стимуляции проходит через нервную ткань, которая обнаруживает лишь низкий уровень емкости (напр., от 10^-12-12 до 10^-10-10 мF), то вряд ли можно считать, что емкость нервной ткани имеет значимое влияние на искажение стимуляции при ЭСТ. Скорей, на наш взгляд, если и имеется биологически значимое искажение стимуляции при ЭСТ за счет реактивных компонентов, то оно обязано емкости на участке контакта электрода с кожей. Через этот участок проходит весь объем стимуляции. Емкость, присущая скальпу, и емкость, вызываемая электрохимическими изменениями в месте контакта, будет изменять амплитуду и форму сигналов стимуляции в целом [17, 28, 110]. При имитации ЭСТ было установлено [63], что емкость, наблюдаемая при низкоинтенсивной стимуляции на разных частотах, составляет около 0,4 мF (угол сдвига фазы 62 .). Учитывая важность обеих характеристик - амплитуды и формы сигнала - для вызывания припадков и других нейробиологических эффектов стимуляции при ЭСТ, необходимо определение величины емкостных компонентов при ЭСТ. Сложность этого вопроса дополняется еще и тем, что величина емкости может варьировать в зависимости от частоты стимуляции, а величина зависящей от емкости временной константы будет изменяться вместе с сопротивлением цепи [28, 110]. Далее, сопротивление и емкостные компоненты цепи могут изменяться за время прохождения стимуляции. Надежно доказано, что импеданс цепи находится под влиянием интенсивности стимуляции [63, 57, 58] - наверное, как и выраженность электрохимических изменений, от которых емкость может зависеть. Никто еще не определял временную динамику этих эффектов, и это также будет предметом наших дальнейших сообщений.

ЗАКЛЮЧЕНИЕ

В первое десятилетие после изобретения ЭСТ, 55 лет назад, большое внимание уделялось подробностям физических свойств стимуляции при ЭСТ, изучению альтернативных методов квантификации, поиску более оптимальной формы сигнала и конфигурации параметров стимуляции [43, 63, 64, 57, 53, 54, 55]. В этих ранних исследованиях было установлено, например, что присутствие реактивных компонентов в цепи ЭСТ нарушает строгость применения закона Ома при количественной оценке интенсивности стимуляции [43, 63]. Однако технологические ограничения той эпохи не позволили исследователям определить величину ошибки, возникающей из-за реактивных компонентов. Говоря более обобщенно, ограниченные технологические ресурсы и более примитивные стандарты при выполнении научных исследований тормозили прогресс во многих направлениях, связанных с физическими свойствами стимуляции при ЭСТ. После этого первого десятилетия отмечался относительный спад интереса к физике стимуляции при ЭСТ. Почти повсеместно стала применяться синусоидальная стимуляция, и, как ни удивительно, аппараты ЭСТ стали в целом проще по устройству и функциям. В последние годы клинические исследования ясно продемонстрировали, что анатомическое расположение электродов и физические свойства стимуляции при ЭСТ могут отчетливо изменять как эффективность лечения, так и возникающие побочные эффекты [107, 88]. Учитывая эти клинические открытия, мы надеемся, что теперь, как и в первые годы после изобретения ЭСТ, снова возникнут объединенные усилия фундаментальной науки, направленные на совершенствование нашего понимания стимуляции при ЭСТ.

Благодарности. Данное исследование было частично поддержано грантами MH35636 и MH47739 из Национального института психического здоровья, а также грантами на оборудование от фирмы MECTA Corporation. Авторы благодарят докторов Richard Abrams и Richard D. Weiner, а также г-на Ty Hegna за комментарии к начальной версии рукописи, и г-жу Elizabeth Adorno за редакторскую помощь.

ССЫЛКИ

1. Abrams R. A hypothesis to explain divergent findings among studies comparing the efficacy of unilateral and bilateral ЕСТ in depression. Convulsive Ther 1986; 2: 253-7.

2. Abrams R, Swartz CM, Vedak C. Antidepressant effects of high-dose right unilateral electroconvulsive therapy. Arch Gen Psychiatry 1991; 48: 746-8.

3. Abrams R, Taylor MA, Faber R, Ts'o TO, Williams RA, Almy G. Bilateral versus unilateral electroconvulsive therapy: efficacy in melancholia. Am J Psychiatry 1983; 140: 463-5.

4. Adey WR, Kado RT, Didio J. Impedance measurements in brain tissue of animals using microvolt signals. Exp Nenrol 1962; 5: 47-66.

5. Adey WR, Kado RT, Walter DC. Impedance characteristics of cortical and subcortical structures: Evaluation of regional specificity in hypercapnea and hypothermia Exp Neurol 1965; 11: 190-216.

6. Agnew WF, McCreery DB. Considerations for safety in the use of extracranial stimulation for motor evoked potentials Neurosurgery 1987; 20: 143-7.

7. Agnew WF, Yuen TG, McCreery DB. Morphologic changes after prolonged electrical stimulation of the cat's cortex at defined charge densities. Exp Neurol 1983; 79: 397-411.

8. Alexander L, Lowenbach H. Experimental studies on electroshock treatment: the intracerebral vascular reaction as an indicator of the path of the current and the threshold of early changes within the brain tissue. J Neuropathol Exp Neurol 1944; 3: 139-171.

9. Alpern HP, McGaugh JL Retrograde amnesia as a function of duration of electroshock stimulation. J Comp Physiol Psychol 1968; 65: 265-9.

10. Amassian VE, Stewart M, Quirk GJ, Rosenthal JL. Physiological basis of motor effects of a transient stimulus to cerebral cortex. Neurosurgery 1987; 20: 74-93.

11. American Psychiatric Association (Weiner RD, Fink M, Hammersley D, Moench L, Sackeim HA, Small I). The practice of ЕСТ: recommendations for treatment, training and privileging. Washington. DC: American Psychiatric Press, 1990.

12. Bailey KC. Use of amphetamine sulphas in facilitating electrically induced convulsions. Br Med J 1943: 250-2.

13. Barker AT, Freeston IL, Jarratt JA, Jalinous R. Magnetic stimulation of the human nervous system: an introduction and basic principles. In: Chokroverty S, ed. Magnetic stimulation in clinical neurophysiology. Boston: Butterworths, 1990: 55-111.

14. Barker AT, Jalinous R. Freeston IL. Non-invasive magnetic stimulation of human motor cortex. Lancet 1985; 1: 1106-7.

15. Beek H, Stuart IKC. The electroshock technique. Folia Psychiatr Neurol Nuerochir Neerl 1953; 56: 196-209.

16. Bickford RG, Fremming BD. Neuronal stimulation by pulsed magnetic fields in animals and man. Dig 6th Int Conf Med Elect Biol Eng 1965; 112.

17. Brennen KR. The characterization of transcutaneous stimulating electrodes. IEEE Trans Biomed Eng 1976; BME-23: 337-40.

18. Carney MW, Rogan PA, Sebastian J, Sheffield B. A controlled comparative trial of unilateral and bilateral sinusoidal and pulse E.C.T. in endogenous depression. PDM 1976; 7: 77-9.

19. Cherkin A. Effects of flurothyl (Indoklon) upon memory in the chick. In: Fink M, Kety S, McGaugh J, Williams ТА, eds. Psychobiology of convulsive therapy. Washington, DC: V. H. Winston & Sons, 1974: 129-41.

20. Cronholm B, Ottoson J-0. Ultrabrief stimulus technique in electroconvulsive therapy. П. Comparative studies of therapeutic effects and memory disturbances in treatment of endogenous depression with the Either ES electroshock apparatus and Siemens Konvulsator III. J Nerv Ment Dis 1963; 137: 268-76.

21. d'Arsonval A. Dispositifs pour la mesure des courants alternifs de toutes fr?quences. С R Soc Biol 1896; 3: 450-1.

22. d'Elia G. Unilateral electroconvulsive therapy. Acta Psychiatr Scand Suppl 1970; 215: 1-98.

23. d'Elia G. Electrode placement and antidepressant efficacy. Convulsive Ther 1992; 8: 294-6.

24. d'Elia G, Lorentzson S, Raotma H, Widepalm K. Comparison of unilateral dominant and non-dominant ЕСТ on verbal and non-verbal memory. Acta Psychiatr Scand 1976; 53: 85-94.

25. d'Elia G, Raotma H. Is unilateral ЕСТ less effective than bilateral ЕСТ? Br J Psychiatry 1975; 126: 83-9.

26. Devanand DP, Dwork AJ, Hutchinson ER, Bolwig TG, Sackeim HA. Does electroconvulsive therapy alter brain structure? Am J Psychiatry 1994; 151: 957-70.

27. Driscoll DA. An investigation of a theoretical model of the human head with application to current flow calculations and EEG interpretation. University of Vermont: Ph.D. dissertation, 1970.

28. Dymond AM. Characteristics of the metal-tissue interface of stimulation electrodes. IEEE Trans Biomed Eng l976; BME-23: 274-80.

29. Erman MK, Welch CA, Mandel MR. A comparison of two unilateral ЕСТ electrode placements: efficacy and electrical energy considerations. Am J Psychiatry 1979; 136: 1317-9.

30. Fink M, Johnson L. Monitoring the duration of electroconvulsive therapy seizures: "cuff" and EEG methods compared. Arch Gen Psychiatry 1982; 39: 1189-91.

31. Gangadhar BN, Lakshmanna G, Subba-Krishna DK, Channabasavanna SM. Impedance measurements during electroconvulsive therapy. NIMHANS J 1985; 3: 135-9.

32. Geddes LA. Optimal stimulus duration for extracranial cortical stimulation. Neurosurgery 1987; 20: 94-100.

33. Geddes LA, Baker LE. The specific resistance of biological material: a compendium of data for the biomedical engineer and physiologist. Med Biol Eng 1967; 5: 271-93.

34. Geddes LA, Bourland JD. Fundamentals of eddy-current (magnetic) stimulation. In: Chokroverty S, ed. Magnetic stimulation in clinical neurophysiology. Boston: Butterworths. 1990: 33-43.

35. Gladstone RJ. A study of the relations of the brain to the size of the head. Biometrika 1905; 4: 105-23.

36. Gold PE, Macri J, McGaugh JL. Retrograde amnesia gradients: effects of direct cortical stimulation. Science 1973: 179: 1343-5.

37. Goldman D. Brief stimulus electric shock therapy. J Nerv Ment Dis 1949; 110: 36-45.

38. Golla F, Walter NG, Fleming GW. Electrically produced convulsions. Proc R Soc Med 1940; 33: 261-7.

39. Gordon D. Electric convulsion therapy in depression: a double-blind controlled trial [Letter]. Br Med J (Clin Res Ed) 1981; 282: 1548.

40. Gordon D. Electro-convulsive therapy with minimum hazard. Br J Psychiatry 1982; 141: 12-18.

41. Gur RE, Gur RC. Gender differences in regional cerebral blood flow. Schizophrenia Bull 1990; 16: 247-54.

42. Hayes KJ. The current path in ECS. Arch Neurol Psychiatry 1950; 63: 102-9.

43. Hemphill RE. Walter WG. The treatment of mental disorders by electrically induced convulsions. J Ment Sci 1941; 87: 256-75.

44. Hovorka EJ, Schumsky DA, Work MS. Electroconvulsive thresholds as related to stimulus parameters of unidirectional ECS. J Comp Physiol Psychol 1960; 53: 412-4.

45. Hyrman V, Palmer LH, Cernik J, Jetelina J. ЕСТ: the search tor the perfect stimulus. Biol Psychiatry 1985; 20: 634-45.

46. Kalinowsky LB, Hippius H. Pharmacological, convulsive and other treatments in psychiatry. New York: Grune & Stratton, 1972.

47. Koester J. Voltage gated channels and the generation of the action potential. In: Kandel ER, Schwartz JH, eds. Principles of neural science. New York: Elsevier, 1985: 75-86.

48. Krueger RB, Fama JM, Devanand DP, Prudic J, Sackeim HA. Does ЕСТ permanently alter seizure threshold? Biol Psychiatry 1993; 33: 272-6.

49. Lancaster NP, Steinert RR, Frost I. Unilateral electroconvulsive therapy. J Ment Sci 1958; 104: 221-7.

50. Lapicque L. Definition experimental de l'excitation. С R Acad Sci 1909; 67: 280-3.

51. Lapicque L. L'Excitabilite en function du temps. Paris: Presses Universitaires de France, 1926.

52. Lee A, Pearson К. Data for the problem ot evolution in man: VI. A first study of the correlation of the human skull. Phil Trans R Soc Lond A 1901; 196: 225-64.

53. Liberson WT. Time factors in electric convulsive therapy. Yale J Bio Med 1945; 17: 571-8.

54. Liberson WT. Some technical observations concerning brief stimulus therapy. Dig Neurol Psychiatry 1947; 15: 72-8.

55. Liberson WT. Brief stimulus therapy: physiological and clinical observations. Am J Psychiatry 1948; 105: 28-9.

56. Liberson WT, Kaplan JA, Sherer IW, Trehub A. Correlations of EEG and psychological findings during intensive brief stimulus therapy. Confin Neural 1956; 16: 116-25.

57. Lowenbach H, Morgan JE. The human skin as a conductor of 60-cycle alternating current of high intensity studied on electroshock patients. J Lab Clin Med 1943; 28: 1195-8.

58. Maxwell RD. Electrical factors in electroconvulsive therapy Acta Psychiatr Scand 1968; 44: 436-48.

59. Mukherjee S. Mechanisms of the antimanic effect of electroconvulsive therapy. Convulsive Ther 1989; 5: 27-43.

60. Muller DJ. Unilateral ЕСТ (One year's experience at a city hospital). Dis Nerv Syst 1971; 32: 422-4.

61. Nobler MS, Sackeim HA, Solomou M, Luber В, Devanand DP, Prudic J. EEG manifestations during ЕСТ effects of electrode placement and stimulus intensity. Biol Psychiatry 1993; 34: 321-30.

62. Nunnaly JC. Psychometric theory New York: McGraw-Hill, 1978.

63. Offner F. Electrical properties of tissues in shock therapy. Proc Soc Exp Biol Med 1942; 49: 571-4.

64. Offner FS. Stimulation with minimum power. Neurophysiology 1946; 9: 387-90.

65. Olton DS, Wolf WA. Hippocampal seizures produce retrograde amnesia without a temporal gradient when they reset working memory. Behav Neural Biol 1981; 33: 437-52.

66. Ottosson J-O. Expenmental studies of the mode of action of electroconvulsive therapy. Acta Psychiatr Scand [Suppl] I960; 145: 1-141.

67. Pearce JA, Bourland JD, Neilsen W, Geddes LA, Voelez M. Myocardial stimulation with ultrashort duration current pulses. PACE 1982; 5: 52-8.

68. Pettinati HM, Mathisen KS, Rosenberg J, Lynch JF. Meta-analytical approach to reconciling discrepancies in efficacy between bilateral and unilateral electroconvulsive therapy. Convulsive Ther 1986; 2: 7-17.

69. Pettinati HM, Nilsen S. Missed and brief seizures during ЕСТ differential response between unilateral and bilateral electrode placement. Biol Psychiatry 1985; 20: 506-14.

70. Plonsey R, Fleming D. Bioelectric phenomena. New York: McGraw-Hill, 1969.

71. Prudic J, Sackeim HA, Devanand DP, Krueger RB, Settembrino JM. Acute cognitive effects of subconvulsive electrical stimulation. Convulsive Ther 1994; 10: 4-24.

72. Pudenz RH, Bullara LA, Jacques S, Hambrecht FT. Electncal stimulation of the brain: III. Neural damage model. Surg Neural. 1975; 4: 389-400.

73. Railton R, Fisher J, Sinclair A, Shngmankar JM. Comparison of electrical measurements on constant voltage and constant current ЕСТ machines. Br J Psychiatry 1987; 151: 244-7.

74. Riolo ML, Movers RE, McNamara JAJ, Hunter WS. An atlas of craniofacial growth. Ann Arbor: University of Michigan, 1974.

75. Robin A. Current policy and rising trends. In: Lerer В, ed. New directions in research in affective disorders. New York: Elsevier, 1988: 204-6.

76. Robin A, Binnie CD, Copas JB. Electrophysiological and hormonal responses to three types of electroconvulsive therapy. Br J Psychiatry 1985; 147: 707-12.

77. Robin A, De Tissera S. A double blind controlled comparison of the therapeutic effects of low and high energy electroconvulsive therapies. Br J Psychiatry 1982; 141: 357-66.

78. Roemer RA, Dubin WR, Jatfe R, Lipschutz L, Sharon D. An etficacy study ot single versus double seizure induction with ЕСТ in major depression. J Clin Psvchiatry 1990; 51: 473-8.

79. Rush S, Driscoll D. Current distribution in the brain from surface electrodes. Anesth Analg 1968; 47: 717-23.

80. Sackeim НА. The cognitive effects of electroconvulsive therapy. In: Moos WH, Gamzu ER, Thal LJ, eds. Cognitive disorders: pathophysiology and treatment. New York: Marcel Dekker, 1992: 183-228.

81. Sackeim НА, Decina P, Kanzler M, Кегг В, Malitz S. Effects ot electrode placement on the efficacy of titrated low-dose ЕСТ. Am J Psychiatry 1987a; 144: 1449-55.

82. Sackeim НА, Decina Р, Portnoy S, Neeley P, Malitz S. Studies ot dosage, seizure threshold and seizure duration in ЕСТ. Biol Psychiatry 1987с; 22: 249-68.

83. Sackeim НА, Decina P, Prohovnik I, Malitz S. Seizure threshold in electroconvulsive therapy. Effects of sex, age electrode placement and number of treatments. Arch Gen Psychiatry 1987b; 44: 355-60.

84. Sackeim НА, Decina P, Prohovnik I, Portnoy S, Kanzler M, Malitz S. Dosage seizure threshold and the antidepressant efficacy of electroconvulsive therapy. Ann NY Acad Sci 1986; 462: 398-410.

85. Sackeim HA, Devanand DP, Prudic J. Stimulus intensity, seizure threshold and seizure duration: impact on the efficacy and safety of electroconvulsive therapy. Psychiatry Clin North Am 1991; 14: 803-43.

86. Sackeim НА, Mukherjee S. Neurophysiological variability in the effects ot the ЕСТ stimulus. Convulsive Ther 1986; 2: 267-76.

87. Sackeim НА, Prohovnik I, Moeller JR, Brown RP, Apter S, Prudic J, Devanand DP, Mukherjee S. Regional cerebral blood flow in mood disorders: I. Comparison of major depressives and normal controls. Arch Gen Psychiatry 1990; 47: 60-70.

88. Sackeim НА, Prudic J, Devanand DP, Kiersky JE, Fitzsimons L, Moody BJ, McElhiney MC, Coleman EA, Settembrino JM. Effects of stimulus intensity and electrode placement on the efficacy and cognitive effects ot electroconvulsive therapy. N Engi J Med 1993; 328: 839-46.

89. Smitt JW, Wegener CF. On electric convulsive therapy with particular regard to a parietal application of electrodes controlled by intracerebral voltage measurements. Acta Psychiatr Neurol 1944; 19: 529-49.
90. Spiegel E, Henry G. Impedance changes induced in the brain by electric stimulation. Proc Soc Exp Biol Med 1942; 51: 382-5.

91. Swartz CM, Abrams R. ЕСТ treatment manual for the Thymatron DGx. Lake Bluff, IL: Somatics, 1994.

92. Swartz CM, Larson G. ЕСТ stimulus duration and its efficacy. Ann Clin Psychiatry 1989; 1: 147-52.

93. Todd TW. Cranial capacity and linear dimensions in white and negro. Am J Phys Anthropol 1920; 3: 97-194.

94. Tofts P. The distribution of induced currents in magnetic stimulation of the nervous system. Physics Med Biol 1990; 35: 1119-28.

95. Valentine M, Keddie KM, Dunne D. A comparison of techniques in electro-convulsive therapy. Br J Psychiatry 1968; 114: 989-96.

96. Van Harreveld A, Schade JP. Changes in electrical conductivity of cerebral cortex during seizure activity. Exp Neurol 1962; 5: 383-400.

97. Walter WG. The measurement of body resistance by bridge methods. J Ment Sci 1942; 88: 306-7.

98. Watterson D. The effect of age, head resistance and other physical factors of the stimulus threshold of electrically induced convulsions. J Neurol Neurosurg Psychiatry 1945; 8: 121-5.

99. Weaver LJr, Ives J, Williams R. The threshold number of pulses in bilateral and unilateral ЕСТ. Biol Psychiatry 1978; 13: 227-41.

100. Weaver L Jr, Ives J, Williams R .Studies in brief-pulse electroconvulsive therapy: the voltage threshold, interpulse interval, and pulse polarity parameters. Biol Psychiatry 1982; 17: 1131-43.

101. Weaver L Jr, Ives J, Williams R. Reliability of a standardized brief pulse stimulus in ЕСТ. Biol Psychiatry 1985; 20: 79- 85.

102. Weaver L Jr, Ravaris С, Rush S, Paananen R. Stimulus parameters in electroconvulsive shock. J Psychiatr Res 1974; 10: 271- 81.

103. Weaver L Jr, Williams R, Rush S. Current density in bilateral and unilateral ЕСТ. Biol Psychiatry 1976; 11: 303-12.

104. Weiner RD. Electroconvulsive therapy: some practical considerations concerning electrodes. N Carol J Ment Health 1979; 8: 41-7.

105. Weiner RD. ЕСТ and seizure threshold: effects of stimulus wave form and electrode placement. Biol Psychiatry 1980; 15: 225-41.

106. Weiner RD. Does ЕСТ cause brain damage? Behav Brain Sci 1984; 7: 1-53.

107. Weiner RD, Rogers HJ, Davidson JR, Squire LR. Etfects ot stimulus parameters on cognitive side effects. Ann NY Acad Sci 1986; 462: 315-25.

108. Weiner RD, Weaver LA, Sackeim HA. Reporting of technical parameters in ЕСТ publications: recommendations for authors. Convulsive Ther 1987; 4: 88-91.

109. Woodbury LA, Davenport VD. Design and use of a new electroshock seizure apparatus and analysis of factors altering seizure threshold and pattern. Arch Int Pharmacodyn 1952; 92: 97-107.

110. Yamamoto T, Yamamoto Y. Non-linear electrical properties ot skin in the low frequency range Med Biol Eng Comput 1981; 19: 302-10.

111. Yatham LN, Barry S, Dinan TG, Webb M. Which patients will respond to ЕСТ? Br J Psychiatry 1989; 154: 879-80.

112. Zornetzer S. Retrograde amnesia and brain seizures in rodents: electrophysiological and neuroanatomical analyses. In: Fink M, Kety S, McGaugh J, Williams TA, eds. Psychobiology of convulsive therapy. Washington, DC: V. H. Winston & Sons, 1974: 99-128.

ФИЗИЧЕСКИЕ СВОЙСТВА И КВАНТИФИКАЦИЯ СТИМУЛЯЦИИ ПРИ ЭСТ: ОСНОВНЫЕ ПРИНЦИПЫ

Перевод с английского: А. И. Нельсон ©, 2001. Редакция технических терминов: И. Н. Лозинский © 2001

Convulsive Therapy 10(2):93-123 © 1994 Raven Press, Ltd., New York

Physical Properties and Quantification of the ЕСТ Stimulus: I. Basic Principles

*†Harold A. Sackeim, Ph.D., ‡James Long, B.A., *Bruce Luber, Ph.D., *†James R. Moeller, Ph.D., §†Isak Prohovnik, Ph.D., *†D. P. Devanand, M.D., and *†Mitchell S. Nobler, M.D.

*Departments of Biological Psychiatry and §Brain Imaging, New York State Psychiatric Institute, New York;

†Department of Psychiatry, College of Physicians and Surgeons, Columbia University, New York; and the

‡James Long Company, Bedford Hills, New York, U S.A.

Оглавление :: Версия для печати :: отправить по E-mail

Комментарии принадлежат их авторам. Мы не несем ответственности за их содержание.

Отправитель	Нити