Opisano metodę pomiaru trójwymiarowych odruchów przedsionkowo-ocznych (3D VOR) u ludzi z wykorzystaniem symulatora ruchu o sześciu stopniach swobody (6DF). Wzmocnienie oraz błąd ustawienia kątowego 3D VOR stanowią bezpośrednią miarę jakości funkcji przedsionkowej. Przedstawiono reprezentatywne dane uzyskane od zdrowych osób badanych
Subskrypcja JoVE jest wymagana do oglądania tego materiału. Zaloguj się lub rozpocznij bezpłatny okres próbny.
Artykuł metodologiczny
Trójwymiarowe badanie odruchu przedsionkowo-okulistycznego z wykorzystaniem platformy ruchowej o sześciu stopniach swobody
W tym artykule
Podsumowanie
Streszczenie
Organ przedsionkowy jest sensorem mierzącym przyspieszenia kątowe i liniowe w sześciu stopniach swobody (6DF). Całkowite lub częściowe uszkodzenia organu przedsionkowego prowadzą do łagodnych lub ciężkich zaburzeń równowagi, takich jak zawroty głowy, vertigo, oscylopsja, niestabilność chodu, nudności i/lub wymioty. Dobrym i często stosowanym parametrem służącym do ilościowego określenia stabilizacji spojrzenia jest wzmocnienie (gain), definiowane jako amplituda kompensacyjnych ruchów gałek ocznych w stosunku do wymuszonych ruchów głowy. Aby w pełniejszym zakresie przetestować funkcję przedsionkową, należy przyjąć, że 3D VOR w warunkach idealnych generuje kompensacyjne rotacje oczu nie tylko o amplitudzie (wzmocnieniu) równej i przeciwnej do rotacji głowy, ale także wokół osi współliniowej z osią rotacji głowy (wyrównanie). Nieprawidłowa funkcja przedsionkowa skutkuje zatem zmianami wzmocnienia oraz zmianami wyrównania odpowiedzi 3D VOR.
W niniejszym opracowaniu opisujemy metodę pomiaru 3D VOR z wykorzystaniem rotacji całego ciała na platformie ruchowej 6DF. Chociaż metoda ta pozwala również na testowanie reakcji VOR na translację 1, ograniczamy się do omówienia metody pomiaru kątowego 3D VOR. Ponadto ograniczamy się tutaj do opisu danych zebranych u zdrowych osób badanych w odpowiedzi na sinusoidalną i impulsową stymulację kątową.
Badani siedzą w pozycji wyprostowanej i są poddawani impulsom przyspieszenia całego ciała o małej amplitudzie, o charakterze sinusoidalnym i stałym. Bodźce sinusoidalne (f = 1 Hz, A = 4°) podawano wokół osi pionowej oraz wokół osi w płaszczyźnie poziomej, zmieniając orientację między przechyleniem bocznym a pochyleniem w przyrostach 22,5° w azymucie. Impulsy podawano w płaszczyznach obrotu, przechylenia bocznego i pochylenia oraz w płaszczyznach kanałów pionowych. Ruchy gałek ocznych mierzono za pomocą techniki cewek poszukiwawczych wszytych w twardówkę 2. Sygnały z cewek poszukiwawczych próbkowano z częstotliwością 1 kHz.
Stosunek wejścia do wyjścia (wzmocnienie) oraz niedopasowanie (koliniowość) 3D VOR obliczono na podstawie sygnałów z cewek okołogałkowych 3.
Wzmocnienie i koliniowość 3D VOR zależały od orientacji osi bodźca. Systematyczne odchylenia stwierdzono w szczególności podczas stymulacji w osi poziomej. W świetle oś obrotu oka była prawidłowo wyrównana z osią bodźca przy orientacjach 0° i 90° azymutu, lecz stopniowo odchylała się coraz bardziej w stronę 45° azymutu.
Systematyczne odchylenia w niedopasowaniu dla osi pośrednich można wyjaśnić niskim wzmocnieniem dla torsji (rotacja wokół osi X lub osi roll) oraz wysokim wzmocnieniem dla pionowych ruchów gałek ocznych (rotacja wokół osi Y lub osi pitch (patrz Rycina 2). Ponieważ stymulacja osi pośredniej wywołuje reakcję kompensacyjną opartą na sumowaniu wektorowym poszczególnych składowych rotacji oka, wypadkowa oś odpowiedzi ulegnie odchyleniu ze względu na różnice we wzmocnieniu dla osi X i Y.
W ciemności wzmocnienie wszystkich komponentów rotacji oka przyjmowało niższe wartości. W rezultacie rozbieżność w ciemności oraz dla impulsów wykazywała inne piki i minima niż w świetle: wartość minimalna została osiągnięta przy stymulacji osi pochylenia (pitch), a maksymalna przy stymulacji osi przechylenia (roll).
Opis przypadku
W eksperyment wzięciu uczestniczyło dziewięcio osób. Wszyscy uczestnicy wyrazili świadomą zgodę. Procedura eksperymentalna została zatwierdzona przez Komitet Etyki Medycznej Centrum Medycznego Uniwersytetu Erasmusa i była zgodna z Deklaracją Helsińską dotyczącą badań z udziałem ludzi.
Sześciu ochotników służyło jako grupa kontrolna. Trzech ochotników miało jednostronne uszkodzenie błędnika spowodowane nerwiakiem błędnika. Wiek osób w grupie kontrolnej (sześciu mężczyzn i trzech kobiet) mieścił się w przedziale od 22 do 55 lat. Żaden z uczestników grupy kontrolnej nie zgłaszał dolegliwości wzrokowych ani błędnikowych wynikających z zaburzeń neurologicznych, sercowo-naczyniowych lub okulistycznych.
Wiek pacjentów z nerwiakiem różnił się i mieścił się w przedziale od 44 do 64 lat (dwóch mężczyzn i jedna kobieta). Wszyscy pacjenci z nerwiakiem znajdowali się pod nadzorem medycznym i/lub otrzymali leczenie od zespołu multidyscyplinarnego składającego się z otolaryngologa i neurochirurga z Centrum Medycznego Uniwersytetu Erasmus. Wszyscy badani pacjenci mieli nerwiaka przedsionkowego po stronie prawej i zostali objęci strategią aktywnego nadzoru (Tabela 1; pacjenci N1-N3) po zdiagnozowaniu nerwiaka przedsionkowego. Ich guzy pozostawały stabilne przez ponad 8-10 lat w badaniach obrazowych metodą rezonansu magnetycznego.
Protokół
1. Platforma ruchu 6DF
Bodźce przedsionkowe były podawane za pomocą platformy ruchowej (patrz Rysunek 1>) zdolnej do generowania bodźców kątowych i translacyjnych w sumie sześciu stopni swobody (FCS-MOOG, Nieuw-Vennep, Holandia). Platforma jest poruszana przez sześć siłowników elektromechanicznych podłączonych do komputera osobistego z dedykowanym oprogramowaniem sterującym. Urządzenie generuje precyzyjne ruchy w sześciu stopniach swobody. Czujniki umieszczone w siłownikach stale monitorowały profil ruchu platformy. Urządzenie posiada precyzję <0,5 mm dla ruchów liniowych i <0,05° dla ruchów kątowych. Wibracje podczas stymulacji wynosiły 0,02°. Częstotliwość rezonansowa urządzenia wynosiła >75 Hz. Profil ruchu platformy był rekonstruowany na podstawie informacji z czujników w siłownikach przy użyciu dynamiki odwrotnej i przesyłany do komputera zbierającego dane. Aby zsynchronizować dane o ruchu platformy i ruchach oczu, z tyłu platformy zamontowano wiązkę laserową, która była rzucana na małą fotokomórkę (1 mm, czas reakcji 10 μsec). Napięcie wyjściowe fotokomórki było próbkowane z częstotliwością 1 KHz wraz z danymi o ruchach oczu, co zapewniało w czasie rzeczywistym wskaźnik początku ruchu z dokładnością do 1 msec. Podczas analizy offline przy użyciu programu Matlab (Mathworks, Natick, MA), zrekonstruowany profil ruchu platformy, oparty na informacjach z czujników siłowników w platformie, został precyzyjnie dopasowany do momentu rozpoczęcia ruchu platformy.
2. Obiekty badań
A. Pozycjonowanie
Badani zostali posadzeni na krześle zamontowanym w centrum platformy (Ryc. 2). Ciało badanego zostało zabezpieczone czteropunktowymi pasami bezpieczeństwa, takimi jak w samochodach wyścigowych. Pasy bezpieczeństwa były zakotwiczone w podstawie platformy ruchomej. Krzesło było otoczone kostką z ram z PVC, która służyła jako wspornik dla cewek polowych. System cewek polowych był regulowany pod względem wysokości, tak aby oczy badanego znajdowały się w centrum pola magnetycznego.
B. Fixacja głowy
Głowę unieruchomiono za pomocą indywidualnie odlewanej płytki zgryzowej z wycisku dentystycznego, przymocowanej do ramy sześciennej za pomocą sztywnego pręta. Poduszkę próżniową owiniętą wokół szyi oraz pierścień przymocowany do fotela dodatkowo zapewniono stabilizację badanego (Rycina 1). Ponadto, w celu monitorowania przypadkowych ruchów głowy podczas stymulacji, bezpośrednio do płytki zgryzowej przymocowano dwa czujniki 3D (Analog Devices Inc, Norwood, MA) – jeden do pomiaru przyspieszeń kątowych, a drugi liniowych.
3. Układ współrzędnych
Rotacje gałek ocznych są zdefiniowane w prawoskrętnym układzie współrzędnych z ustaloną głową (Rycina 3). W tym układzie, z punktu widzenia badanego, za dodatnie przyjmuje się rotację w lewo wokół osi Z (odchylenie poziome/yaw), rotację w dół wokół osi Y (odchylenie pionowe/pitch) oraz rotację w prawo wokół osi X (obrót/roll). Płaszczyzny prostopadłe do osi rotacji X, Y i Z to odpowiednio płaszczyzny obrotu, odchylenia pionowego i odchylenia poziomego (Rycina 3).
4. Rejestracja ruchów gałek ocznych
Ruchy obu oczu rejestrowano za pomocą trójwymiarowych cewek twardówkowych (Skalar, Delft, Holandia) 4, stosując standardowy dwupolowy system cewek o częstotliwości 25 kHz, oparty na metodzie detekcji amplitudy opracowanej przez Robinsona (Model EMP3020, Skalar Medical, Delft, Holandia) 5. Sygnały z cewek przepuszczano przez analogowy filtr dolnoprzepustowy o częstotliwości odcięcia 500 Hz, a następnie próbkowano w trybie on-line i zapisywano na dysku twardym z częstotliwością 1 kHz i precyzją 16 bitów (system CED z oprogramowaniem Spike2 v6, Cambridge Electronic Design, Cambridge).
5. Kalibracja cewki poszukiwawczej
Przed rozpoczęciem eksperymentów zweryfikowano in-vitro czułość i brak ortogonalności cewek kierunkowych i skrętnych, montując cewkę w systemie gimbala Ficka umieszczonym w centrum pola magnetycznego. Poprzez obracanie systemu gimbala wokół wszystkich osi głównych potwierdzono, że wszystkie cewki wykorzystane w eksperymentach były symetryczne dla wszystkich kierunków z dokładnością do 2%.
In vivo, sygnały poziome i pionowe obu cewek kalibrowano oddzielnie, prosząc badanego o sukcesywne fiksowanie serii pięciu celów (cel centralny oraz cele oddalone o 10 stopni w lewo, w prawo, w górę i w dół) przez pięć sekund każdy. Cele kalibracyjne były rzutowane na półprzezroczysty ekran w odległości 186 cm. Analiza danych kalibracyjnych po zakończeniu eksperymentu pozwoliła wyznaczyć wartości czułości i przesunięcia dla każdej z cewek poszukujących. Wartości te zostały następnie wykorzystane w procedurach analizy napisanych w programie Matlab 3.
6 Stymulacja
A. Stymulacja sinusoidalna
Platforma generowała sinusoidalne rotacje całego ciała (1 Hz, A = 4°) wokół trzech głównych osi: osi rostralno-kaudalnej lub pionowej (odchylenie), osi międzyusznej (pochylenie) oraz osi nosowo-potylicznej (przechylenie), a także wokół pośrednich osi poziomych zwiększanych w krokach co 22.5° pomiędzy przechyłem a pochyleniem.
Bodźce sinusoidalne podawano w świetle i w ciemności. W świetle badani fiksowali wzrok na stale podświetlonym celu wizualnym (czerwona dioda LED o średnicy 2 mm) umieszczonym 177 cm przed badanym na wysokości oczu (Rysunek 1C lewy panel). Głowa była ustawiona tak, aby linia Reida (umowna linia łącząca otwór zewnętrzny kanału słuchowego z dolnym kącikiem oka) znajdowała się w odległości do 6 stopni od poziomu ziemi. Podczas stymulacji sinusoidalnej w ciemności cel wizualny był prezentowany krótko (2 s), gdy platforma pozostawała w spoczynku w każdym odstępie między dwoma kolejnymi bodźcami. Aby uniknąć spontanicznych ruchów gałek ocznych podczas stymulacji, badani otrzymali instrukcję fiksowania wzroku w wyobrażonym miejscu celu po wyłączeniu go tuż przed rozpoczęciem ruchu. Zweryfikowano, że ten rodzaj instrukcji zredukował głównie ruchy gałek ocznych w ciemności i miał niewielki wpływ na wzmocnienie (<10%). Zmienność ta występowała jednocześnie we wszystkich komponentach (poziomym, pionowym i torsyjnym).
B. Stymulacja impulsowa
Krótkotrwałe impulsy całego ciała podawano w słabo oświetlonym środowisku. Jedynym dostępnym dla badanej osoby bodźcem wzrokowym był cel znajdujący się 177 cm przed osobą badaną na wysokości oczu. Każdy impuls powtórzono sześć razy, podając go w losowej kolejności i z losowym czasem rozpoczęcia ruchu (przerwy wynosiły od 2,5 do 3,5 s). Profil impulsów składał się ze stałego przyspieszenia 100° sec-2 podczas pierwszych 100 msec impulsu, po którym następował stopniowy liniowy spadek przyspieszenia. Bodziec ten doprowadził do liniowego wzrostu prędkości, która po 100 msec osiągnęła 10° sec-1. Aberracyjne ruchy głowy podczas stymulacji przedsionkowej, mierzone za pomocą urządzeń do pomiaru prędkości kątowej i przyspieszenia liniowego, stanowiły mniej niż 4% amplitudy bodźca. Szczytowa prędkość ruchów oczu w odpowiedzi na te impulsy była 100 razy wyższa od poziomu szumu sygnałów cewki.
7. Analiza danych
Sygnały z cewek przekształcono w kąty Ficka, a następnie przedstawiono jako wektory rotacji 6,7. Na podstawie danych z fiksacji wzroku na celu znajdującym się przed badanym określono przesunięcie cewki w oku względem ortogonalnych głównych cewek pola magnetycznego. Sygnały skorygowano o to przesunięcie za pomocą trójwymiarowej kontrarotacji. Zweryfikowano również, czy podczas eksperymentu nie wystąpiło przesunięcie cewki, sprawdzając wartości pozycji podczas fiksacji celu przed każdym rozpoczęciem ruchu.
Aby przedstawić trójwymiarowe ruchy oka w dziedzinie prędkości, przekształcono dane wektora rotacji z powrotem w prędkość kątową. Przed konwersją wektora rotacji na prędkość kątową dane wygładzono za pomocą filtra cyfrowego o zerowej fazie w przód i w tył z 20-punktowym oknem Gaussa (długość 20 msec).
8. Odpowiedzi sinusoidalne
Wzmocnienie (Gain). Wzmocnienie każdego składnika oraz trójwymiarowe wzmocnienie prędkości oka obliczono poprzez dopasowanie sinusoidy o częstotliwości równej częstotliwości platformy do poziomych, pionowych i torsyjnych składowych prędkości kątowej. Wzmocnienie dla każdego składnika, zdefiniowane jako stosunek szczytowej prędkości składnika oka do szczytowej prędkości platformy, obliczono oddzielnie dla każdego oka.
B Niezgodność osi. Niezgodność między 3D osią prędkości oka a osią prędkości głowy obliczono zgodnie z metodą Aw i współpracowników 8,9. Na podstawie iloczynu skalarnego dwóch wektorów niezgodność obliczono jako chwilowy kąt w trzech wymiarach między odwrotnością osi prędkości oka a osią prędkości głowy. 3D wzmocnienie prędkości kątowej oraz niezgodność dla każdej orientacji azymutalnej porównano z wzmocnieniem i niezgodnością przewidywanymi z sumowania wektorowego komponentów azymutu 0° (roll) i 90° (pitch) 10. Z tego sumowania wektorowego wynika, że gdy wzmocnienia prędkości dla roll i pitch są równe, orientacja osi rotacji oka pokrywa się z osią rotacji głowy; gdy oba te parametry różnią się od siebie, maksymalne odchylenie między bodźcem a osią rotacji oka jest spodziewane przy azymucie 45°.
9. Odpowiedzi impulsowe
Osobno przeanalizowano ślady danych z lewego i prawego oka dla sześciu prezentacji dla każdego kierunku ruchu. Ponieważ wartości dla lewego i prawego oka były niemal identyczne, dane z obu oczu uśredniono w celu określenia wzmocnienia prędkości oka w odpowiedzi na stymulację impulsową. Wszystkie ślady zostały indywidualnie sprawdzone na ekranie komputera. W przypadku wystąpienia mrugnięcia lub sakady u badanego podczas impulsu, dany ślad był ręcznie odrzucany. Składowe prędkości kątowej (N = 5 do 6) w ciągu pierwszych 100 msec po rozpoczęciu ruchu zostały uśrednione w przedziałach czasowych 20 msec (co zapewniło efektywne filtrowanie dolnoprzepustowe) i przedstawione jako funkcja prędkości platformy 11,12.
Dostęp ograniczony. Zaloguj się lub rozpocznij wersję próbną, aby wyświetlić tę treść.
Wyniki
Światło stymulacji sinusoidalnej
Rycina 4 (panel górny) przedstawia dla grupy kontrolnej średnie wzmocnienie poziomych, pionowych i torsyjnych składowych prędkości kątowej dla wszystkich testowanych stymulacji sinusoidalnych w płaszczyźnie poziomej w świetle. Torsja była maksymalna przy azymucie 0°, natomiast składowa pionowa osiągała maksimum przy 90°. Rycina 5 przedstawia 3D wzmocnienie prędkości oka w świetle. Wzmocnienie wahało się od 0,99 ± 0,12 (pochylenie)...
Dostęp ograniczony. Zaloguj się lub rozpocznij wersję próbną, aby wyświetlić tę treść.
Dyskusja
Niniejsza praca opisuje metodę dokładnego pomiaru trójwymiarowego (3D) kątowego VOR w odpowiedzi na rotacje całego ciała u ludzi. Zaletą tej metody jest dostarczanie ilościowych informacji na temat wzmocnienia i rozregulowania 3D kątowego VOR we wszystkich trzech wymiarach. Metoda ta jest użyteczna w badaniach podstawowych i posiada również potencjalną wartość kliniczną, np. w testowaniu pacjentów z problemami z kanałami pionowymi lub pacjentów z niejasnymi zaburzeniami centralnego układu przedsionkowego. Inną z...
Dostęp ograniczony. Zaloguj się lub rozpocznij wersję próbną, aby wyświetlić tę treść.
Oświadczenia
Nie mamy nic do ujawnienia.
Podziękowania
Finansowano ze środków przyznanych przez holenderskie organizacje NWO/ZonMW w ramach grantów 912-03-037 oraz 911-02-004.
Dostęp ograniczony. Zaloguj się lub rozpocznij wersję próbną, aby wyświetlić tę treść.
Materiały
| Nazwa | Firma | Numer katalogowy | Komentarze |
|---|---|---|---|
| Elektryczna baza ruchu MB-E-6DOF/24/1800KG * (dawniej E-CUE 624-1800) | FCS-MOOG, Nieuw-Vennep, Holandia | ||
| Pole magnetyczne z detektorem, model EMP3020 | Skalar Medical, Delft, Holandia | ||
| Zasilacz CED power 1401, z oprogramowaniem Spike2 v6 | Cambridge Electronic Design, Cambridge | ||
| Elektromagnetyczne cewki poszukiwawcze | Chronos Vision, Berlin, Niemcy |
Bibliografia
- Houben, M. M. J., Goumans, J., Dejongste, A. H., Van der Steen, J. Angular and linear vestibulo-ocular responses in humans. Ann. N.Y. Acad. Sci. 1039, 68-80 (2005).
- Collewijn, H., Van der Steen, J., Ferman, L., Jansen, T. C. Human ocular counterroll: assessment of static and dynamic properties from electromagnetic scleral coil recordings. Exp. Brain Res. 59, 185-196 (1985).
- Goumans, J., Houben, M. M., Dits, J., Van der Steen, J. Peaks and troughs of three-dimensional vestibulo-ocular reflex in humans. J. Assoc. Res. Otolaryngol. 11, 383-393 (2010).
- Ferman, L., Collewijn, H., Jansen, T. C., Vanden Berg, A. V. Human gaze stability in the horizontal, vertical and torsional direction during voluntary head movements, evaluated with a three-dimensional scleral induction coil technique. Vision Res. 27, 811-828 (1987).
- Robinson, D. A. A Method of Measuring Eye Movement Using a Scleral Search Coil in a Magnetic Field. IEEE Trans. Biomed. Eng. 10, 137-145 (1963).
- Haustein, W. Considerations on Listing's Law and the primary position by means of a matrix description of eye position control. Biol. Cybern. 60, 411-420 (1989).
- Haslwanter, T., Moore, S. T. A theoretical analysis of three-dimensional eye position measurement using polar cross-correlation. IEEE Trans. Biomed. Eng. 42, 1053-1061 (1995).
- Aw, S. T., et al. Three-dimensional vector analysis of the human vestibuloocular reflex in response to high-acceleration head rotations. II. responses in subjects with unilateral vestibular loss and selective semicircular canal occlusion. J. Neurophysiol. 76, 4021-4030 (1996).
- Aw, S. T., et al. Three-dimensional vector analysis of the human vestibuloocular reflex in response to high-acceleration head rotations. I. Responses in normal subjects. J. Neurophysiol. 76, 4009-4020 (1996).
- Crawford, J. D., Vilis, T. Axes of eye rotation and Listing's law during rotations of the head. J. Neurophysiol. 65, 407-423 (1991).
- Tabak, S., Collewijn, H., Boumans, L. J. Deviation of the subjective vertical in long-standing unilateral vestibular loss. Acta. Otolaryngol. 117, 1-6 (1997).
- Tabak, S., Collewijn, H., Boumans, L. J., Van der Steen, J. Gain and delay of human vestibulo-ocular reflexes to oscillation and steps of the head by a reactive torque helmet. II. Vestibular-deficient subjects. Acta. Otolaryngol. 117, 796-809 (1997).
- Van der Steen, J., Collewijn, H. Ocular stability in the horizontal, frontal and sagittal planes in the rabbit. Exp. Brain Res. 56, 263-274 (1984).
- Seidman, S. H., Leigh, R. J., Tomsak, R. L., Grant, M. P., Dell'Osso, L. F. Dynamic properties of the human vestibulo-ocular reflex during head rotations in roll. Vision Res. 35, 679-689 (1995).
- Seidman, S. H., Leigh, R. J. The human torsional vestibulo-ocular reflex during rotation about an earth-vertical axis. Brain Res. 504, 264-268 (1989).
- Tweed, D., et al. Rotational kinematics of the human vestibuloocular reflex. I. Gain matrices. J. Neurophysiol. 72, 2467-2479 (1994).
- Tabak, S., Collewijn, H. Human vestibulo-ocular responses to rapid, helmet-driven head movements. Exp. Brain Res. 102, 367-378 (1994).
- Paige, G. D. Linear vestibulo-ocular reflex (LVOR) and modulation by vergence. Acta. Otolaryngol. Suppl. 481, 282-286 (1991).
- Halmagyi, G. M., Aw, S. T., Cremer, P. D., Curthoys, I. S., Todd, M. J. Impulsive testing of individual semicircular canal function. Ann. N.Y. Acad. Sci. 942, 192-200 (2001).
- Tabak, S., Collewijn, H. Evaluation of the human vestibulo-ocular reflex at high frequencies with a helmet, driven by reactive torque. Acta. Otolaryngol. Suppl. 520 Pt. 1, 4-8 (1995).
- Crawford, J. D., Vilis, T. Axes of eye rotation and Listing's law during rotations of the head. J. Neurophysiol. 65, 407-423 (1991).
- Migliaccio, A. A., et al. The three-dimensional vestibulo-ocular reflex evoked by high-acceleration rotations in the squirrel monkey. Exp. Brain Res. 159, 433-446 (2004).
Dostęp ograniczony. Zaloguj się lub rozpocznij wersję próbną, aby wyświetlić tę treść.
Przedruki i uprawnienia
