эндотелий, поток, давление

в шансах добыть непоколебимую,

прочную истину»

И.П. Павлов.

Существует довольно распространенное мнение, что такой раздел физиологии, как физиология кровообращения – является одним из наиболее законченных её разделов. Однако открытие немногим более 20 лет назад В.Н. Смешко и В.М. Хаютиным (1979) феномена чувствительности артерий к скорости кровотока и вязкости крови (В.М. Хаютин, 1987), установление роли эндотелия в этом процессе (Furchgott, 1980, 1984; Smiesko, 1983) позволили поставить под сомнение такого рода суждения.

В основе современной парадигмы ангиологии лежит представление о том, что артерии являются сложным, функционально не индифферентным, звеном циркуляторной системы. Артериальные сосуды способны автономно, т.е. независимо от вегетативной нервной системы, реагировать на изменения не только физико-химических, но и гемодинамических параметров циркуляторной системы, в том числе, внутрисосудистого давления и потока.

Известно, что внутрисосудистое давление и поток являются пусковыми звеньями сложных контуров регуляции тонуса артерий. Изучению феноменологии как давлением, так и потоком индуцированной регуляции артерий было посвящено достаточно много работ различных авторов, вошедших в статьи и монографии. Достаточно детально изучены молекулярно-клеточные основы поток - индуцированной регуляции диаметра артерий (Shicano et al., 1988; Griffits, 1993; и др.), видовые, половые особенности этого вида регуляции (Филатова, 1993; Мелькумянц и соавт., 1989; и др.).

На разных артериальных сосудах продемонстрирована способность артерий реагировать изменениями своего диаметра в ответ на изменение скорости кровотока (Смешко и др., 1979; Мелькумянц и др., 1981; Gerova et al., 1983; 1992; Hintze, 1984; Kaiser et al., 1986; 1996; Иванова и соавт., 1998; и др.).

Однако проблема взаимоотношения давления и потока остается до сих пор не решенной. Интраангинальный поток способен оказывать посредством ЭЗПИР влияние на механическое состояние стенки кровеносных сосудов, эффект которого зависит от величины сочетано действующего с потоком давления.

С этих позиций становится ясным, и то, что вопросы касающиеся биомеханики сосудистой стенки, остаются далеки от своего решения, так как в многочисленных исследованиях посвященных сосудистой биомеханике (Всеволдов, 1947; Burton, 1954, Dobrin, 1969; Савицкий, 1974; Каро и соавт., 1981; и др.) не учитывалось влияние на тонус артерий таких факторов, как давление и поток.

Существенно осложняет, на наш взгляд, понимание процессов регуляции регионарного кровообращения, не изученность вопроса регионарных особенностей характера ЭЗПИР и связанных с ней, биомеханических свойств сосудов.

Справедливости ради, следует отметить, что в литературе существуют данные об особенностях регуляции кровотока и давления отдельных органных регионов. Однако, в подобных исследованиях ЭЗПИР сосудов изучалась разными авторами на сосудах разных видов животных, в отличающихся диапазонах потока и давления, с использованием различных методических подходов. Большинство работ, выполненных в этой области, не учитывало регионарных особенностей активности гладкой мускулатуры и, в частности, сочетанного влияния на неё потока и давления, временные и амплитудные характеристики которых in vivo подвержены изменениям. В условиях организма для потока крови характерна не только поперечная, но и продольная оси пульсация, выраженная в диастолу сердца in vivo, кратковременной фазой обратного или ретроградного потока, величина которого имеет регионарные различия (Фолков и соавт., 1976).

Известно, что ретроградный поток возрастает по своей величине и длительности при ряде физиологических и патологических состояний (Фолков и соавт., 1976; Каро и соавт., 1981; Pagni et al., 1997). Однако сведения о вазомоторной активности артерий и их биомеханических свойствах в условиях ЭЗПИР при ретроградном потоке в настоящее время отсутствуют.

Выше обозначенные проблемы имеют не только теоретическое, но и прикладное значение. Современный этап развития ангиологии и сердечно - сосудистой хирургии требует всё более глубокого изучения механизмов функционирования сосудов, изучения их биомеханических свойств, для объяснения ряда феноменов кровообращения в патогенезе сосудистых заболеваний, с разработкой на их основе новых методов лечения, в том числе подбора адекватного заменителя пораженного сегмента сосуда в сосудистой хирургии.

Возрастание интереса к механическим параметрам стенки артериальных кровеносных сосудов связано также с использованием неинвазивных методов исследования кровеносной системы человека, в частности, кровеносных сосудов, включающих в себя измерение скорости распространения пульсовой волны, регистрации волн давления и расхода крови, профиля скорости течения крови в сосудах, ультразвуковых, допплерографических исследований свойств сосудистой стенки.

В представленной Вашему вниманию коллективной монографии, мы попытались свести воедино результаты нашей исследовательской работы, дополняя, сопоставляя данные полученные разными исследованиями, с целью дать, по возможности, полную картину тех физиологических процессов, что происходят в артериях in vivo. В главе 1 монографии мы изложили вопросы, касающиеся морфологии и физиологии артериальной стенки. ГЛАВА 2 посвящена материалам и методам исследования, изложены особенности проведения методики, описан метод перфузии изолированного сосуда. В ГЛАВАх 3-5 изложены результаты собственных исследований. В главе 3 рассмотрены биомеханические свойства артерий в зависимости от скорости потока. Для описания механических свойств сонной артерии была построена нелинейная вязкоэластичная модель в виде полинома четвертой степени с помощью функции поправки, зависящей от скорости потока. Показана зависимость эндотелий-зависимой поток индуцируемой регуляции диаметра артерий от величины трансмурального давления. В главе 4 описаны регионарные особенности регуляции диаметра артерий давлением и потоком в зависимости от вектора потока; представлена математическая модель на основе модели артериального древа человека с распределенными параметрами Ноордерграафа, дополненная механизмом эндотелий-зависимой регуляции.

ГЛАВА 5 посвящена изучению вазомоторной активности и биомеханических свойства артерий при действии пульсирующего компонента давления и потока.

Авторы надеются, что книга окажется полезной не только специалистам- физиологам, ангиологам, аспирантам, но и студентам медицинских и биологических специальностей ВУЗов, а также другим специалистам, занимающимся вопросами теоретической и практической ангиологии.

ГЛАВА 1. МОРФОЛОГИЯ КРУПНЫХ АРТЕРИАЛЬНЫХ СОСУДОВ. РЕГУЛЯЦИЯ ДАВЛЕНИЕМ И ПОТОКОМ ДИАМЕТРА КРУПНЫХ АРТЕРИЙ

1.1. Регионарные особенности морфологии артериальных сосудов

Стенка сосудов имеет во всех сосудистых регионах общий план строения и образована однотипными структурными элементами, находящимися, однако, в неодинаковых количественных отношениях. В стенке любой артерии выделяют три основных оболочки - интима, медия и адвентиция, однако их соотношение варьирует у сосудов разных типов (Габриелян, 1987).

Интима. Морфологически интима включает в себя: эндотелий, субэндотелиальный слой и внутреннюю эластическую мембрану. Эндотелий представляет собой монослой удлиненных клеток, ориентированных вдоль продольной оси сосуда. Цитоплазма эндотелиоцитов светлая, клетка содержит 1-2 ядра овальной формы.

Механически эндотелиальный слой непрочен, его целостность быстро нарушается, а восстанавливается в результате митотического деления эндотелиоцитов, развивающихся за счет определенных стимулов со стороны окружающей соединительной ткани (Merlen, 1983). В этом участвуют также клетки крови, особенно тромбоциты и моноциты. Однако в нормальных сосудах постоянно существуют дефекты эндотелия, хотя в отношении их количества и размеров существуют довольно различные оценки (Репин, 1983). Структурная организация эндотелиального монослоя неоднородна.

Эндотелий имеет ряд морфологических особенностей, в частности, описана морфологическая гетерогенность эндотелиальных клеток (ЭК) (Долгов, 1987). В аорте взрослого человека выявлено существование двух типов организации эндотелиального монослоя: рандомического и кластеризованного. При первом, рандомическом, мелкие и крупные ЭК располагаются относительно беспорядочно. В случае кластеризованного варианта ЭК формируют группы близких по размерам клеток – кластеры. Кластеризованный эндотелий более типичен для аорты и встречается реже в составе интимы резистивных сосудов. Цитоплазматические мембраны эндотелиоцитов варьируют в своем строении. Для эндотелия сосудов малого круга кровообращения характерно формирование ими многочисленных ворсинчатых выростов на базальной и внутрисосудистой поверхности клеток, в то время как эндотелий сосудов большого круга имеет гладкую внутрисосудистую поверхность (Smith et al., 1971; Габриэлян, 1987).

Субэндотелий состоит из коллагеновых и эластиновых волокон, небольшого количества гладкомышечных клеток, фибробластов и основного вещества, содержащего много глюкозамингликанов. Среди волокон субэндотелия находятся тесно связанные с коллагеновыми и эластиновыми волокнами микрофибриллы диаметром 9-11 нм. Они включают фибринопектин, который рассматривается в настоящее время как важный элемент структуры кровеносных сосудов, регулирующий в частности, функцию эндотелиоцитов и фибробластов. Многочисленные микрофибриллы расположены и по ходу эластической мембраны, представляющей собой слой ветвящихся волокон, разграничивающих внутреннюю оболочку сосудов. С возрастом площадь интимы увеличивается до 2,5 раз; длина, периметр и площадь интимы у крупных сосудов - грудной и брюшной аорты имеют положительную корреляцию с возрастом, но темпы прироста размеров, неравномерны и замедляются у человека в возрасте 40-59 лет (Утепов, 1997).

Медия. Средняя оболочка сосудов шире интимы, отношение их толщины в норме составляет 1:8-1:10. Медия - вместилище гладкомышечного аппарата сосудистой стенки и ее строение в наибольшей степени отличается в различных регионах кровеносного русла. Гладкомышечные клетки, находящиеся в волоконном каркасе, имеющем у млекопитающих пластинчатое строение. Пластины образованы из слившихся концентрических мембран, сформированных из эластических волокон с регулярной направленностью (Шехтер и соавт., 1978). Коллагеновые волокна формируют «футляр», внутри которого помещается эластическая ткань, одновременно они оплетают гладкомышечные клетки медии. Гладкомышечные клетки располагаются между пластинами волоконного каркаса, организуясь в спиралевидные пучки. Форма гладкомышечных клеток колеблется от веретенообразной до звездчатой. Каждая клетка имеет базальную мембрану, образованную из фибриллярного каркаса и основного вещества (матрикса). Базальная мембрана незаметно переходит в эластическую ткань медии, ее строение в сосудах разного калибра неодинаково - в крупных артериях базальная мембрана менее выражена. Средняя оболочка отделяется от адвентиции наружной эластической мембраной. Состоящей из продольно ориентированных толстых эластических волокон и спирально расположенных пучков коллагеновых фибрилл, объединенных в единую структуру сетью поперечных коллагеновых волокон (Шехтер и соавт., 1983). Соотношение различных волокон в мембране неодинаково; например, в ветвях аорты эластических волокон гораздо больше (Phlegal, 1970). В зависимости от соотношения волоконного каркаса выделяют артерии: мышечного типа (4 слоя гладкомышечных клеток); мышечно-эластического типа (количество мышечных волокон равно количеству фибриллярных структур); эластического типа (в них преобладают фибриллярные структуры, особенно эластические волокна).

Адвентиция артерий состоит из рыхлой соединительной ткани и сливается с окружением сосуда. Адвентиция любой артерии содержит пучки эластических волокон, расположенных продольно и циркулярно. В ячейках фибриллярной сети адвентиций содержится большое количество фибробластов. Адвентиция артерий, имеет мембраноподобное строение (Шехтер и соавт., 1978). Мембраны образованы слиянием эластиновых и коллагеновых волокон с преимущественной продольной ориентацией. Важной особенностью адвентиции является наличие в ней собственных питающих артерий (vasa vasorium).

1.2. Биомеханические свойства артерий.

Биомеханические свойства сосудистой стенки непосредственно связаны с её структурой, причем имеют значения, как количественные характеристики, так и особенности их структуры и физико-химических свойств (Савицкий, 1974). Упругие свойства сосудов определяются эластином, коллагеном и организованными в волокна гладкомышечными клетками. В крупных, магистральных артериях на долю эластина и коллагена приходится до 50% сухого веса. Соотношение между ними в разных регионах сосудистого русла различно (Burton et al, 1955). Содержание и соотношение структурных элементов во многом определяет биомеханику сосудистой стенки (Dobrin, 1969). Не менее важное значение, чем количественное содержание структурных элементов, имеет и их взаимное расположение (Каро, 1981).

Для тел упругих и изотропных Гуком (1635-1703) установлен закон, согласно которому величина деформации пропорциональна величине внешнего вызывающего её усилия. Константа пропорциональности нагрузки деформации в условиях одноосной нагрузки была определена Томасом Юнгом (1773 – 1829) как модуль эластичности. Для материалов, подчиняющихся закону Гука соотношение нагрузка-деформация линейно, т.е. приращение нагрузки вызывает прямо пропорциональное приращение деформации. Однако сосудистая стенка в виду особенности её морфологии является анизотропным телом. Особенностью поведения стенки артерий в отличие от металлов, для которых этот закон применим, является то, что для неё не характерно подобное пропорциональное приращение деформации.

Кроме того, у стенки артерий явление упругого гистерезиса, т.е. остаточных деформаций, после освобождения сосуда от действия деформирующей силы, выражено значительно, что связывается с особенностями молекул ряда волокнистых органических тел и зависит от свойств межмолекулярного пространства (Каро, 1981). Время релаксации здесь бывает нередко значительным. Наличие потерь на внутреннее трение у таких тел велико и его можно обнаружить, накладывая кривую, полученную при нагрузке сосуда, на кривую, полученную при разгрузке. Кривая разгрузки расположится выше кривой нагрузки, и в совокупности они образуют петлю упругого гистерезиса (Фанг, 1975). Потери на преодоление внутреннего трения в телах, подобных сосудистой стенки значительны, поэтому свойства сосудистых стенок, определяющие их способность деформироваться под влиянием внешнего усилия, обозначают как упруго-вязкие свойства, за которые ответственны в основном гладкие мышцы (Каро, 1981).

Вследствие вышеизложенного, существует проблема применения к описанию состояния стенки артерии классического закона Гука и расчетов модуля упругости Юнга. Законы классической механики применимы лишь к описанию малых деформаций стенки сосуда, т.е. вблизи некоторого положения равновесия, где кривая напряжение – деформация может приближенно быть представлена прямой, касательной к точке, где напряжение равно нулю - т.е. в точке равновесной конфигурации (Каро, 1981).

Малые деформации можно анализировать, используя модуль Юнга, задаваемый наклоном этой касательной.

Величину Е в этом случае называют касательным или дифференциальным модулем Юнга (Каро, 1981):

(Т_n – Т₁)/S₁= Е ((l_n-l_{1 )}/l₁)

где Т_n– Т₁ –малое увеличение натяжения, а l_n-l₁ – малое увеличение длины, S₁ – площадь поверхности.

Применительно к сосудам касательный модуль Юнга – величина, связывающая изменение диаметра сосуда с изменением давления. Давление в кровеносном сосуде создает в стенке растягивающее напряжение, направленное по касательной к окружности, при этом возникает и продольное напряжение. Из окружного напряжения и соответствующего ему изменению значения диаметра на основании закона Гука вычисляется величина Е. В общем виде величина Е определяется из уравнения (Каро,1981):

Е = (DP_int/Dd_ext) * ((2d_extd²_int)(1-s²) /(d²_ext-d²_int)

где DP_int – изменение давления внутри сосуда, Dd_ext – соответствующее изменение наружного диаметра сосуда, d_int – изменение внутреннего диаметра сосуда, s - коэффицент Пуассона; где P –давление, De – наружный диаметр артерии, Di –внутренний диаметр (подробнее см.: п.п.3.2.).

В условиях организма упруго-вязкие свойства сосудов обусловлены не только структурными элементами ткани сосуда, количественно варьирующими в разных сосудистых регионах, но и активным состоянием мышечных элементов сосудистой стенки, и чем богаче, в количественном отношении представлены эти элементы, тем более вариантны упруго-вязкие свойства сосуда (Каро, 1981).

Несмотря на огромное число работ, вопрос о том, в каком направлении изменяются упруго-вязкие свойства сосудистой стенки, не решен. Упругое сопротивление стенки сосуда, находящегося в сокращенном состоянии, с увеличением давления уменьшается; упругое сопротивление расслабленного сосуда с повышением давления нарастает.

Если максимальный прирост давления не выходит из физиологических пределов, то упругое сопротивление стенки сосуда, мышечный слой которого находится в состоянии тонического сокращения, значительно выше упругого сопротивления мышечного слоя и коллагено -эластической основы сосуда.

Повышение тонического напряжения и сокращения мышечных элементов сосудистой стенки повышает её упругое сопротивление (Савицкий, 1974). В статическом режиме нагрузок модуль упругости материала стенки артерии (E) постепенно возрастает при растяжении сосуда. Известно, что модуль E при давление 40 мм рт.ст. для грудной аорты собак составляет 1,2 x10⁶ дин/cм²; при 100 мм рт.ст., он равен 4,4x10⁶ дин/ cм²; при 220 мм рт.ст. достигает величины 18 x 10⁶ дин/cм². Для крупных артерий собак и человека модуль E при 100 мм рт.ст. находится в пределах 6-8 x 10⁶и возрастает до 12-20 x 10⁶ дин/cм², когда давление возрастает до 220 мм рт. cт. (Fung, 1971).

Нелинейность зависимости напряжения от растяжения отражает легкую распрямляемость сморщенных мембран эластической стенки при малых давлениях и постепенное включение в сопротивление растяжению эластиновых и коллагеновых волокон. При одном и том же давлении модуль упругости материала стенки малых артерий мышечного типа значительно меньше, чем крупных (Dobrin, 1978).

Сократимость артерий. Активная констрикция артерий обусловлена натяжением, генерируемым гладкими миоцитами. Вместе с тем, констрикция сопровождается увеличением толщины стенки, т.е. в данном процессе артерия переходит в диапазон размеров, где модуль упругости материала меньше и растягивающее напряжение снижено. Активное напряжение зависит от пассивного растяжения в силу закономерностей внутриклеточного сократительного механизма.

Существует некоторое оптимальное близкое к физиологическому растяжение стенки, при котором регистрируется наибольший прирост активного напряжения в результате стимуляции ГМ сосудов. Так максимально активированные гладкие мышцы артерий большого круга (сонные артерии собак и свиньи, хвостовая артерия крыс) развивают напряжение порядка 2.2-3.6 x 10⁶ дин/cм², а для мышц легочной артерий эти величины в 20 раз меньше (Dobrin, 1978). Увеличение просвета артерий, под действием умеренного (до 100 мм рт.ст.) внутрисосудистого давления, снижается активированными гладкими мышцами сосудов. При давлении, увеличенном до более значительных величин, активация мышц лишь в начальный период действия высокого давления заметно суживает артерию. А при давлении более 200 мм рт.ст. активная констрикция крупных артерий не развивается; изменение жесткости стенки при этом либо не наблюдается (Dobrin,1978), либо при этом же радиусе наблюдается снижение модуля E для материала артериальной стенки (Hudetz, 1986). Жесткость материала пассивной артерии при одном и том же давлении выше, чем у артерии с активированной ГМ, т.е. с меньшим радиусом (Dobrin, 1978). Эффективность активации малых (регионарных) артерий более выражена, по сравнению с крупными (магистральными) артериями. Это обусловлено тем, что при одном и том же внутриартериальном давлении растягивающее окружное напряжение меньше из-за того, что толщина стенки больше, а площадь, по которой распределено растягивающее усилие меньше. В свою очередь, регуляторный эффект действия нейрогенной или иной активации гладких мышц артерий определяется исходным напряжением стенки артерии, на фоне которого происходит их активация (Каро, 1983).

1.3 Роль эндотелия в регуляции артерий

Эндотелиальные клетки артерий (ЭК) принимают участие в процессах регуляции тонуса кровеносных сосудов. Находясь на границе двух сред, сосудистый эндотелий опосредует действие биологически активных веществ (БАВ) крови - гистамина, серотонина, катехоламинов, ацетилхолина и т.д. на сосудистые гладкие мышцы (ГМ) (Furshgott, 1980; Beny, 1987; Chang, 1988; Nedospasov, 1997).

Эндотелий способен модифицировать ответы сосудистой мускулатуры на действие вегетативной нервной системы, ряда биологически-активных веществ, ослабляя или усиливая их действие (Belay, 1987; Bell et al., 1988; Тарасова, 2001).

Meehan и соавт. (1987) обнаружили эндотелий - зависимый эффект усиления серотонином вазоконстрикторного действия норадреналина, а Geary и соавт. (Geary et al., 2000) установили, что гонадные гормоны, в частности тестостерон, воздействуют на миогенный тонус сосудов через систему эндотелиальных NOS (NO-синтаз), а при повреждении эндотелия предотвращается развитие дилатации артерии при действии ацетилхолина (Ohhashi et. al., 1991) и усиливается эффект норадреналина.

Дисфункция эндотелия изменяет ответы артерий на БАВ, в т.ч. катехоламины, эндотелиин-1, ангиотензин-2 (Melon, 1998). Эндотелий продуцирует и выделяет целый ряд веществ, оказывающих как сосудосуживающее, так и сосудорасширяющее действие (Thomas, 1986). При участии этих эндогенных веществ происходит саморегуляция тонуса сосудов, существенно дополняющая функцию сосудистой нейрорегуляции.

Регуляция просвета артериальных сосудов потоком и давлением крови. Впервые вопрос о чувствительности артерий к механическим воздействиям был поднят А.А. Остроумовым (цитировано по Г.П. Конради, 1973) еще во второй половине XIX века, при исследовании изменения напряжения сосудистой стенки в ответ на внезапное увеличение внутрисосудистого давления.

Остроумов обнаружил, что при увеличении артериального давления органный кровоток не претерпевает изменений, а причина этого заключается в том, что на повышение внутрисосудистого давления сосуды отвечали сужением.

Впоследствии аналогичные результаты были получены в 1902 г. Бейлиссом, который продолжил это исследование и продемонстрировал, кроме того, расширение сосудов после периода снижения внутрисосудистого давления. Бейлисс полагал, что кровяное давление своей растягивающей силой вызывает постоянное тоническое сокращение сосудистых мышц.

Однако результаты, полученные Бейлиссом на изолированных сосудах, были противоречивы и, в дальнейшем, эти работы не получили широкого признания (Конради, 1973).

В 30-х годах XX века Мальмежак вслед за Бейлиссом обнаружил регистрируемое плетизмографом расширение сосудов следующего за резким снижением внутрисосудистого давления.

Однако он считал, что подобная реакция сосудистой мускулатуры на растяжение обуславливается механизмом периферического рефлекса (там же).

Приблизительно с 50-х годов XX века появилось много исследований соотношений между величинами кровотока и артериального давления. В работах разных авторов было показано, что сосудистый мышечный тонус возрастает при колебаниях перфузионного давления, которое оказывает стимулирующее влияние на гладкие мышцы артериол (Конради, 1973, Branston et al., 1976; Фолков, 1976).

Наиболее убедительные данные, доказывающие феномен ауторегуляции тонуса сосудов были получены в опытах на почечных сосудах животных разных видов (Belleau et al, 1964;. Kallay et al, 1970).

Исследование феномена ауторегуляции в сосудах скелетных мышц (Jones, 1964) позволило сделать наиболее общий вывод: сосуды скелетных мышц отвечают сужением на повышение внутрисосудистого давления и, почти всегда, отвечают расширением на существенное понижение этого давления.

В целом, аналогичные результаты были получены для мозговых сосудов, сосудов брюшной полости, коронарных сосудов, хотя выраженность этих реакций в каждом из этих регионов специфична и имеет свои особенности, (Nicoll, 1955; Driscol, 1961; Johnson, 1968). Б. Фолковым (1964) были высказано предположение, что гладкомышечные клетки имеют рецепторы, способные воспринимать изменение, как длины клетки, так и её напряжения. При этом напряжение стенки сосуда, генерируемое приложенной внешней силой - давлением, является пусковым и саморегулирующимся стимулом.

В начале 80-х годов было установлено, что артерии обладают чувствительностью к скорости кровотока (Смешко и соавт.,1979; Мелькумянц, 1982; Smiesko et al., 1983; Collins et al., 1986; Griffith et al., 1987; Van de Voorde et al., 1987; Балашов, 1987; Dainty et al., 1987; Nakano et al., 1990). Подобная особенность механочувствительности стенок сосудов присуща как крупным, так и мелким артериям. Кроме того, подобные реакции автономны и не зависят от вазоактивных факторов крови (Мелькумянц, 1982). Способность артериальных сосудов реагировать изменением своего диаметра в ответ на изменение скорости потока была продемонстрирована различными авторами на разных сосудах: бедренная артерии, артерии стройной мышцы (Смешко и др., 1979; Мелькумянц и др., 1981; 1992; 1996), коронарной (Gerova et al., 1983; Hintze, Vather, 1984; Солодков и соавт., 2001), сонной артерии (Smiesko et al., 1985; Kaiser et al., 1986; Балашов, 1987), пупочной артерии (Van de Voorde et al., 1987; Pacicca C. et al., 1992), брыжеечной артерии (Ярцев и др., 1998; 2001), подвздошной артерии (Картамышев и соавт., 1997), плечевой артерии (Иванова и соавт., 1998), церебральных артериях (Демченко и соавт., 2000).

В эксперименте было доказано, что чувствительным элементом в развитии подобной реакции выступает внутренняя выстилка сосудов – эндотелий, реагирующий на изменения поверхностной деформации, вызывая угнетение тонуса гладких мышц сосудистой стенки (Smiesko, 1983, 1985). Способность ЭК воспринимать механические стимулы была продемонстрирована in vivo и in vitro Fry (1968) и Dewey (1984). Было показано, что ЭК и их ядра ориентируются в направлении движения потока крови и в эндотелии меняется скорость синтеза некоторых веществ, в зависимости от сдвиговых напряжений. В пользу гипотезы о механочувствительности эндотелия говорил и тот факт, что эндотелиальные клетки в культуре занимают ориентацию перпендикулярную направлению растяжения действующего на клетки, возникающего при движении потока крови, и периодического растяжения артериальной стенки пульсацией крови, порожденной работой сердца (Dartsch, 1989). В тоже время было показано, что подобная ориентация тормозится препаратами, повышающими внутриклеточный цАМФ (Романов, 1989). В случае острой деэндотелизации участок артерии сохранял базальный тонус, но переставал реагировать на изменение внутрисосудистого потока, хотя дилататорнные реакции на вещества, действующие через эндотелий, сохранялись в практически неизменном виде (Smiesko et al., 1983).

Увеличение потока крови внутри сосуда вызывает увеличение сдвигового напряжения, возникающего между слоями коаксиально движущегося потока, к величине которого чувствительны эндотелиальные клетки, отвечающие на подобные воздействия выделением вещества, способного вызывать локальную вазодилатацию (Мелькумянц, 1986). Подобные вазоактивные реакции ауторегуляторные. Увеличение радиуса сосуда при поток зависимой вазодилатации приводит к уменьшению напряжения сдвига и, соответственно, степени деформации поверхности эндотелиоцитов и развитию локальной вазоконстрикции.

Выраженность и направленность регуляторного ответа артерий на изменение величины внутрисосудистого потока не всегда однозначна и проявляет зависимость от исходного тонуса артерий (Bevan, 1997).

Величина напряжения сдвига – триггер потоковой дилатации, зависит не только от скорости движения крови, но и её вязкости, которые для цельной крови находятся в известном соотношении (Фолков, 1976). В работах В.М. Хаютина (1982), С.А. Балашова (1987), А.М. Мелькумянца и соавт. (1982) было показано, что артерии регулируют свой просвет соответственно изменению вязкости крови, отвечая расширением на её повышение и сужаясь при её уменьшении.

Изменения сдвигового напряжения воспринимаются эндотелиальными клетками в виде изменений их деформаций.

При изменение напряжения сдвига, эндотелий способен синтезировать и выделять высокоактивное сосудорасширяющее вещество, названное “эндотелиальный релаксирующий фактор” (ЭРФ) (Furchgott и Zawadski, 1980; Busse, 1985; De Mеу, 1982; Furchgott, 1984; Vedernikov et al.,1987).

Как выяснилось впоследствии, действие этого фактора во многом сходно с действием сосудорасширяющих нитратов. ЭРФ влияет на фосфорилирование белка миоцитов, на обмен ионов Са²⁺(Peach et al., 1987), а также на другие биохимические и физиологические процессы, завершающиеся релаксацией сосудистой стенки. Действие ЭРФ на ГМ сосудов блокируется специфическим блокатором гуанилатциклазы - метиленовым синим (Kaiser, 1986).

Кроме того, инактивируется свободным гемоглобином и некоторыми кислотами, например, плавиковой; структурными аналогами аргинина – ингибиторами NO –синтаз: N^G–монометил – L - аргинин (L-NMMA,); N⁵– (1 - имминоэтил) – L - орнитин; нитросодержащими веществами например, нитроиндазолом и его аналогами (Griffiths, 1993).

Дальнейшими исследованиями была выявлена химическая природа ЭРФ. Этим фактором оказалась окись азота – NO (Furchgott, 1980, 1984; Palmer, 1987; Moncada, 1987; Shikano et al., 1988). Источником образования NO в организме служит L-аргинин (Thomas et al.,1986).

Синтез NO происходит с участием фермента NO-синтазы типа III (NOS III) (Nedospasov, 1997; Вознесенский, 1998). Образуясь в эндотелии, NO (ЭРФ) диффундирует к гладким мышцам сосудистой стенки, где выступает в роли вторичного мессенджера, который активирует гуанилатциклазу клетки - мишени и вызывает увеличение концентрации циклического гуанозин-3’,5’-монофосфата (цГМФ) (Kaiser, 1986).

Предполагают, что увеличение цГМФ внутри ГМ клеток может вести к её расслаблению путем угнетения входа Ca²⁺ в клетку и усиления захвата свободного Ca²⁺ внутриклеточными депо (Collins et al., 1986).

Кроме непосредственного действия на компоненты сосудистой стенки, окись азота оказывает действие и на активность форменных элементов крови в частности, эффективно ингибирует как агрегацию, так и адгезию тромбоцитов и лейкоцитов к эндотелию сосудов (Leitinger, 1995), активирует выделение ренина юкстагломерулярными клетками (Schricker et al.,1993).

Активность процесса биосинтеза и (или) высвобождения ЭРФ зависит от энергии АТФ, которая запасается главным образом в процессе митохондриального оксидативного метаболизма (Cappelli-Bigazzi,1997).

ЭРФ является нестойким соединением, которое быстро инактивируется в организме (в течение 6-41 с) под влиянием кислородных радикалов (Angus et al., 1987; Gryglewski, 1987), температуры окружающей среды (Ono et. al., 1994). Действие механических факторов, в частности, потока и давления на стенку артерий, способно изменять активность NO-синтаз (NOS) эндотелия.

Активность ферментов зависит не только от величины действующего стимула, но и его временных характеристик (Hutchenson et al., 1991).

Интенсивность дилататорных ответов артерий зависит от амплитуды и частоты действия механического стимула.

Она повышается при действии на стенку артерий частотно - модулированного давления или потока. И, наоборот, снижается при отсутствие частотной модуляции (Speden, 1987; Mahender, 1996; Ziegler, 1997; Дворецкий,1998; Shimoda, 1998).

Вопрос о механорецепции и роли ион селективных каналов в этом процессе недостаточно изучен. В мембране эндотелиоцитов были обнаружены механочувствительные Ca ²⁺каналы (Lansman, 1987).

Кроме того, предполагается, что в этом процессе участвуют особая субпопуляция K⁺-каналов эндотелия (К⁺Са⁺²) – чувствительных к осцилляциям потока, а к величине напряжения сдвига - АТФ – чувствительные К⁺( К_АТФ) каналы (Hutchenson et al., 1994).

Напряжение сдвига является причиной мембранной гиперполяризации при активации К⁺ каналов мембран эндотелиальных клеток. NO выступает в роли универсального мессенджера в регуляции активности ГМ аппарата сосудов как артерий, так и вен (Schwarzacher, 1996; Yamaguchi, 1996), хотя, в отношении некоторых органных артерий, этот вопрос не решен до конца (Tanaka, 1996, Rosenblum, 1998) и влияет на направленность и выраженность ответов сосудов на действие биологически-активных веществ.

R. Van Bibber и соавт. (1995) установили, что ЭРФ играет роль и в индуцированной катехоламинами дилатации коронарных артерий.

R. G. Woolfson с соавт. (1990) и F. Zonta с соавт. (1998) было показано, что ингибирование выделения эндотелием NO приводит к увеличению чувствительности артерий к катехоламинам.

Выработка ЭРФ (ЭРФ) эндотелиальными клетками изменяется при ряде физиологических и патологических состояний организма.

В частности, снижается чувствительность артерий к напряжению сдвига и, соответственно, выработка ЭРФ при гипертонической болезни и атеросклерозе (Keaney, 1995; Drexler,1999; Chen,1995; Steinberg, 1997; Treiber,1997; Иванова, 1998; Vitvitsky, 1998; Хаютин,1996; Quyyumi, 1998; Glasser, 1996, Izzard, 1999); при потреблении никотина (Motoyama, 1997).

Инактивируется выработка ЭРФ и ослабляется его базальное вазорелаксирующее действие на церебральные артерии при гипербарической оксигенации (Демченко, 2000).

Посттравматическая реэндотелизация интимы артерий приводит к стойкому снижению выделения эндотелием ЭРФ (Niimi, 1994) и отсутствию проявлений дилататорных реакций на потоковые нагрузки (Kawamura, 1997).

Синтез ЭРФ увеличивается в сосудах мышц при физической нагрузке (Манухина и соавт., 1996); в сосудах матки и плаценты при беременности (Sugawara, 1997), достигая максимума к её последнему триместру (Dorup et al., 1999); при тепловом шоке – вызывая генерализованную вазодилатацию (Манухина, 1996); при ряде заболеваний, например, системных васкулитах (Bruce, 1997).

В целом, эндотелий зависимые поток индуцируемые реакции имеют видовые (Мелькумянц, 1989; Hasegawa, et al., 1991), половые (Филатова и соавт., 1991,1993), возрастные различия (Chen, et al., 1997; Lyons, et al., 1997; О.В. Филатова и соавт., 1998). Однако выделение ЭРФ при этом не изменяется (Paterno, et al., 1994; Chong et al., 1998).

Дальнейшими исследованиями роли эндотелия в процессе регуляции активности ГМ артерий было установлено, что ЭРФ не является единственным веществом способным модулировать состояние сосудистой стенки.

В работах Harder и соавт. (1987), Rubanyi (1988) было показано, что вызванное давлением сокращение ГМ зависит от интактности эндотелия.

Это привело к мысли о существовании антагониста ЭРФ – эндотелиального констрикторного фактора (ЭКФ), постоянно выделяемого эндотелием и вместе с последним модулирующего сосудистый тонус.

В этом случае роль механосенсоров в эндотелиальных клетках играют специфические К⁺ каналы мембраны (Rubanyi, 1990).

Существует гипотеза, что механорецепция может быть опосредованна через модуляцию селективных для К⁺ и Са²⁺ каналов, когда клеточные мембраны растянуты.

Механизм вовлечения в модуляцию выделения ЭРФ (ЭКФ) давления и потока состоит в том, что наибольшая движущая сила, влияющая на ток Са²⁺ внутрь эндотелиальных клеток - мембранный потенциал, изменение которого, вызванное увеличением напряжения сдвига (гиперполяризация) и давлением (деполяризация), могут увеличить или уменьшить Са²⁺ ток внутрь ЭК и влиять таким образом, на синтез или выделение ЭРФ (Rubanyi, 1990).

Увеличение давления в сосуде при постоянной скорости кровотока ингибирует выделение ЭРФ (Rubanyi, 1990; Yanagisawa et al., 1988; Suzuki et al., 1992; Tang, et. al., 1993; Peng, 1996; Zygmunt, et al., 1998).

Кроме того, установлено, что длительное действие артериального давления на стенку артерий, способствует морфологической перестройки её компонентов и приводит к изменению чувствительности стенки артерии и выраженности регуляторных ответов (Тарасова и соавт., 1998).

Снижают механочувствительность артерий и изменение соотношения солей (главным образом Na⁺ – K⁺) в плазме крови, которое имеет место при ряде гипертоний. При этом угнетаются как поток – зависимые, так и растяжение – зависимые реакции (миогенные) (Matrougui et al., 1998).

Эндотелий зависимый гиперполяризующий фактор (EDHF) выделяется эндотелием при действии агонистов мускарина, например, ацетилхолина. По своей структуре он не идентифицирован как NO или простациклин. EDHF вызывает гиперполяризацию ГМ артериальной стенки и, соответственно, её релаксацию. G. Edwards и соавт. (1998) было установлено, что EDHF не что иное как К⁺, который выделяется эндотелиоцитами в миоэндотелиальное пространство стенки артерии при действии на последнюю адекватного раздражителя. В этом процессе задействованы Ba²⁺ -чувствительные К⁺ каналы и Na+/K+ АТФ-аза (Edwards, 1998). По мнению авторов, EDHF наряду с ЭРФ способен играть важную роль в регуляции кровяного давления и потока.

Следует отметить, что подобные эндотелий - зависимые, регуляторные реакции артерий имеют большее значение для участков сосудистого русла, где влияние вегетативной нервной системы невелико, в первую очередь, для периферических органных артерий и артериол; играют ключевую роль в реакциях коллатерального кровоснабжения (Картамышев, 1997) и реактивной гиперемии (Ткаченко, 1989). Существует точка зрения, что в крупных магистральных артериях такие факторы, как ЭРФ, являются агентами, предотвращающими миогенную вазоконстрикцию артерий, вызванную систолическим давлением (de Wit, 1998).

Регуляция просвета артериальных сосудов при действии пульсового компонента давления и потока имеет ряд особенностей, в сравнении с вышеизложенными положениями, полученных в большей своей части in vitro, при не пульсирующих потоках и давлении. С ростом трансмурального давления, растягивающего артерию, ее стенка становится более жесткой.

Временные флуктуации давления и, как правило, потока в системе организма являются важными факторами механогенной (по Хаютин, 1986), эндотелий-зависимой вазомоторной активности артерий. На формирование указанных реакций оказывает модальность подобного механического воздействия, его амплитуда, частота и продолжительность (Speder и соавт. 1987). Однако сведения о влиянии пульсового компонента давления и потока противоречивы. Известно, что растяжение артерий приводит к констрикторным реакциям ГМ артерий (реакции типа Бейлисса).

С другой стороны, имеются сведения, что динамическое растяжение стенки способно изменять синтез и (или) выделение NO (ЭРФ) ЭК сосудов, и приводит к снижению констрикторных и увеличению дилататорных реакций сосудов (Дворецкий, 1991; 1998; Поясов, 1989, 1998; Mahender и соавт, 1996).

В тоже время пульсирующий кровоток при неизменном давлении повышает уровень миогенного тонуса сосудов и, наоборот, не пульсирующий поток вызывает его снижение (Takaba et al, 1981).

Данные о влиянии скорости изменения трансмурального давления на ГМ артериальных сосудов в литературе немногочисленны. Имеющиеся сведения указывают о большей чувствительности относительно крупных сосудов (магистральных) к статическим стимулам, а относительно мелких (органных) к динамическим (Grander, 1979).

Механогенная регуляция сосудов модулирует не только активность их ГМ аппарата, но и реактивность по отношению к другим стимулам например, нейрогенным, гуморальным, температурным (Боровник, 1999; Дворецкий, 1998). Механические свойства артерий претерпевают изменения при периодически меняющемся напряжении и, соответственно, переменной деформации. Е_дин обычно больше, чем Е_стат измеряемое в стационарных условиях. При частотах осцилляций ниже 2 Гц Е_дин приближается к величине Е_стат. При частотах от 2 до 20 Гц величина Е_дин примерно постоянна и превышает Е_стат в 1,1 – 1,8 раза (Каро, 1981).

1.4 Регионарные особенности тонуса и вазомоций артерий

Величина базального тонуса неодинакова в разных сосудистых регионах и он более выражен в тканях с изменчивым уровнем обмена веществ, в органах требовательных к постоянству в кровоснабжении и плохо переносящих его дефицит. В скелетных мышцах, например, исходный в покое и базальный тонус высоки, а в почках малы (Ткаченко, 1984).

Основной сосудистый тонус выражен у органов с бедной иннервацией и, наоборот, менее выражен у сосудов богато иннервированных органов. Тонус гладких мышц кровеносных сосудов подвержен спонтанным ритмическим изменениям, наиболее выраженных у прекапиллярных артериол и мелких вен и менее интенсивных у крупных артерий (Конради, 1973). Значительным миогенным тонусом обладают артериолы и прекапиллярные сфинктеры, в то время как у мышц крупных артериальных сосудов миогенный тонус и, соответственно, автоматия выражена слабо или вообще отсутствует. Миоциты таких артерий не разряжаются потенциалами действия и имеют стабильный мембранный потенциал, поэтому их миоциты принято относить к тоническому типу. В направлении периферии они постепенно сменяются миоцитами фазического типа, способными генерировать потенциалы действия и обладающих механочувствительностью (Хаютин и соавт., 1986). Зависимость реакций сосудистой ГМ от исходного уровня её деятельности изучалось сравнительно мало, и имеющиеся работы касаются более всего изменений реактивности, наблюдаемых в сосудах скелетных мышц при мышечной работе (Конради, 1973). Существует зависимость между вазомоторными ответами артерий и величиной исходного тонуса - чем ниже тонус, тем более выражены констрикторные реакции, и, наоборот, при высоком тонусе – выражены дилататорные сосудистые реакции (Ткаченко, 1984; Филатова и соавт., 1998).

Однако принято считать, что регионарные различия тонуса могут быть причастны только к количественным особенностям органных сосудистых реакций (Конради, 1973). Регионарные особенности физиологии, морфологии, статических механических свойств магистральных сосудов исследованы достаточно хорошо, создан математический аппарат для описания процессов, происходящих в артериальной стенке и кровеносном русле, разработаны модели поведения артериальных сосудов в условиях одно– многоосной нагрузки.

ГЛАВА 2. МАТЕРИАЛЫ И МЕТОДЫ ИССЛЕДОВАНИЯ.

МЕТОД ПЕРФУЗИИ ИЗОЛИРОВАННОГО УЧАСТКА АРТЕРИАЛЬНОГО СОСУДА

Материал гл. 1 показал, что к настоящему времени разработаны методы исследований механических характеристик сосудистой стенки. Исследование механических свойств сосудистой стенки проводилось при одноосном растяжении (Халин, 1977), двуосном растяжении (Hildenbrant, 1969; Melbin, 1971). Разработаны оптические методы исследования (Цедерс, 1978), ультразвуковые методы оценки состояния сердечно-сосудистой системы (Цедерс, 1978; Arnolt, 1973). Преимущество изучения механических свойств в подобного рода экспериментах заключается в том, что применяются такие методы измерения, которые дают легко интерпретируемые данные. Биомеханические свойства полых органов, к которым относятся артериальные сосуды, более адекватно можно оценить лишь в том случае, когда наблюдение производится в трех измерениях, т. е. когда регистрируются и изменения давления и объема.

Поставив перед собой задачу создания наиболее адекватной методики исследования биомеханических свойств артериальных сосудов целесообразно было обратиться к методу перфузии изолированного участка кровеносного сосуда, позволяющему создать условия максимально приближенные к in vivo: необходимую величину давления и скорости потока, состав питающей жидкости и температуру.

2.1 Экспериментальная установка

На рисунке 2.1.1 представлена схема экспериментальной установки. Перфузию производили роликовым насосом марки 372.С (Польша). Калибровался насос измерением объема жидкости в течение 1 минуты. Объемная скорость, создаваемая насосом, практически не зависела от величины давления в пределах от 0 до 250 мм рт. ст. как на входе, так и на выходе насоса.

Рис. 2.1.1. Схема установки для перфузии гемодинамически изолированного участка кровеносного сосуда (1 - перфузионный насос, 2 – крупная артерия, 3 – исследуемая артерия, 4 – гидродинамический дроссель, 5 – вена, 6 – катетер, 7 – электроманометр, 8 – задатчик давления, 9 – электродинамическая система, 10 – датчик диаметра, 11 – потенциометр КСП4, 12 – цифровой вольтметр Щ-1413, 13,14 – краны, позволяющие заменить перфузию кровью на перфузию РТ).

Перфузионный насос 1 забирает РТ из термостатируемой емкости 11, нагнетает ее в исследуемую артерию 3, которая мягкой пластиковой трубкой – гидравлическим дросселем 4 соединена с трубкой для возврата РТ в емкость.

Пластиковая трубка соединена с помощью катетера 6 с электроманометром 7 от полиграфа "Салют", обеспечивающим аналоговый выход (0 – 3 В) – диапазон измерений от 0 до 300 мм рт. ст. Стабилизация давления осуществлялась по способу, предложенному Хаютиным В.М. (1987).

Если давление в артерии начнет расти, возникнет сигнал рассогласования между сигналами электроманометра и задатчика давления 8, который заставит электродинамическую систему 9, выполненную по схеме для нелинейных динамических систем, которые позволяют иметь оптимальную характеристику регулирования в переходных состояниях (Титце, 1982), увеличить просвет дросселя, чтобы устранить сигнал рассогласования, т.е. не допустить изменения давления вблизи места измерения диаметра артерии.

Таким образом, давление сохраняется на величине, которую через задатчик 8 определяет экспериментатор, в то время как насос позволяет в широких пределах менять поток в артерии. Калибровка задатчика давления производилась по ртутному манометру, контроль давления осуществлялся с помощью ртутного манометра 15.

Диаметр сосуда измеряли с помощью датчика диаметра 10. С помощью кранов 13 и 14 можно заменить перфузию кровью на перфузию раствором Тироде (РТ) и создать замкнутый круг перфузии. Обработка сегментов сосуда папаверином производилась добавлением последнего в раствор Тироде в концентрации 10 мкг/мл.

Регистрация результатов производилась на потенциометре КСП 4 (11), либо самопишущем приборе Н3031 и дополнительно на цифровом четырехразрядном вольтметре Щ 1413 (12).

2.2 Метод статической регистрации наружного диаметра артерии.

Для развития исследований эндотелий зависимого поток-индуцируемого феномена регуляции диаметра артериальных кровеносных сосудов в нашей лаборатории был разработан и изготовлен наружный дифференциальный контактный датчик емкостного типа, позволяющий динамически регистрировать диаметр сосудов in vitro и in situ.

Схема датчика представлена на рис. 2.2.1. В основе работы датчика лежит емкостный преобразователь с изменяющимся перекрытием площади обкладок. При увеличении диаметра артерии 1 измерительный рычаг 2, крепящийся на оси с агатовыми подшипниками (минимизирующими трение и люфт оси измерительного устройства), смещается вверх, что приводит к изменению площади перекрывания пластин 3, 4 и 5, и вследствие этого к изменению взаимоперекрывания пластин конденсатора 4 и 5, появляется сигнал, преобразующийся электронным устройством по схеме датчика давления от прибора "Мингограф-34".

Рис. 2.2.1. Схема контактного дифференциального прецизионного датчика диаметра сосудов. 1 – исследуемый сосуд, 2 – измерительный рычаг, 3, 4, 5 – пластины конденсатора, 6 – основание, 7 – опора, 8 – подложка, а, б – выводы подключены к мостовой схеме вольтметра.

При уменьшении диаметра артерии наблюдается обратная картина. При работе чувствительная часть датчика заземляется съемным экранирующим кожухом (на рис. 2.2.1 не показан). Используемый прецизионный датчик отличается высокой чувствительностью, линейностью, стабильностью (Форейт, 1966).

Основание 6 выполнено из алюминия, опора 7 изготовлена из пластмассы и прикреплена к основанию 6. Профилированная подложка 8 под сосуд из оргстекла. Соприкасающийся с сосудом конец измерительной пластины покрывали клеем "БФ-6".

Пластина выполнена из дюралюминия и имеет вес 0,33 г, приведенный при горизонтальном положении датчика. Дополнительное усиление и обработка сигнала осуществлялась аналоговым устройством, позволяющим калибровать чувствительность системы, осуществлять рабочий контроль нулевой линии, смещать нулевую отметку на заданную величину (растягивать шкалу), что позволяет регистрировать диаметр сосуда на потенциометре КСП в пределах от 50 до 150 % от изначального диаметра и оценивать текущий диаметр кровеносного сосуда по показаниям цифрового четырехразрядного вольтметра с точностью до 0,1 мкм на 1,0 мВ измеряемого напряжения. Калибровка смещения 1 мм – 1,0 В.

Для определения чувствительности датчика и линейности его измерений проводили калибровочные эксперименты, в ходе которых в измерительную часть вместо артерии помещали металлические цилиндры диаметром от 0,5 до 3,5 мм.

Результаты калибровочных экспериментов представлены на рисунке 2.2.2. Нелинейность системы оказалась вне пределов разрешающей способности прибора, что позволило осуществить растяжку диапазона регистрации и значительно повысить точность отсчета.

Рис. 2.2.2. Зависимость изменения выходного напряжения (в процентах от номинального выходного напряжения прибора)

от диаметра сосуда (мм).

Для повышения точности использовалась цифровая индикация, облегчение которой достигалось включением в измерительную установку усилителя с фильтром второго порядка с крутизной среза 27 дБ на октаву с частотами среза от 5 до 0,2 Гц.

В пределах от +15 до + 30° С отсутствовало смещение нулевой линии. Временной дрейф прибора также отсутствовал при регистрации нулевой линии в течение пяти часов.

2.3 Порядок проведения опытов

Исследования проводили на кроликах под кетаминовым наркозом. Животное помещали на препаровальный столик, приступали к выделению артерии. Делали надрез, отпрепаровывали участок артерии длиной достаточной для перфузии, отходящие сосуды тщательно перевязывали, сосуд канюлировали, сохраняя длину его равной in vivo. Диаметр тонкостенных металлических канюль соответствовал диаметру сосуда.

После окончания препаровки и восстановления кровотока в артерии, сосуд не подвергался воздействиям в течение часа. За это время проходило состояние частичного спазма, вызванного препаровкой. Увлажнение поверхности сосуда производилось с помощью суперфузии РТ.

Для того, чтобы выяснить роль температуры внешней среды на выраженность поток - зависимой реакции, сделали несколько опытов на изолированных артериях in vitro. Артерии помещали в специальную ванночку-теплообменник, наполненную раствором Тироде, соединенную с термостатом UTU-4. Температуру раствора Тироде в ванночке изменяли от 20 до 40° С. Создание положительного и отрицательного температурного градиентов не влияло на прирост внешнего диаметра сосуда в ответ на увеличенный поток.

Скорость потока задавалась с помощью роликового насоса по предварительно градуированной шкале, ждали в течение нескольких минут развития реакции – увеличения диаметра, затем снижали поток до исходной величины. Давление внутри сосуда создавалось с помощью задатчика давления.

Для изучения эндотелий-зависимой поток - чувствительной регуляции артерий при действии прямого и обратного потоков использовались конструкционные изменения, позволяющие проводить экстракорпоральную перфузию гемодинамически изолированного сегмента артерии в условиях in situ, при заданных параметрах величины давления и направления потока. Перфузионный раствор из камеры-термостата поступал на вход роликового насоса, с выхода которого достигал крана – коммутатора, определяющего направление потока, и направлялся в соответствующую трубку, соединяющую установку с канюлей, введенной в сосуд.

Аэрация перфузионного раствора проводилась кислородом, который поступал в оксигенационную камеру установки через редуктор и увлажнитель, под контролем pH среды (pH = 7,39).

Все внешние части установки имели теплоизоляционное покрытие, предотвращающего потери тепла на внешних частях установки.

Перед эксплуатацией установки проводилось её тестирование на предмет поддержание выходного значения температурных показателей перфузионной жидкости при скоростях потоков применяемых в эксперименте.

Для создания в системе пульсирующего давления в схему установки включался фрикционный насос, работающий с частотой 1,5 Гц (что приблизительно соответствует 100 уд /мин - частоты сердцебиения кролика в покое).

Границы давления в системе поддерживались на установленном экспериментальными условиями уровне, по принципу отрицательной обратной связи, в автоматическом режиме.

Мгновенные значения диаметра визуализировались на мониторе полиграфа и 5-разрядном цифровом табло вольтметра постоянного тока.

Значения диаметра и давления, кроме того, регистрировались чернильными самопишущими устройствами КСП 4 и Н3031.

В качестве объектов исследования были использованы участки артериальных сосудов: брюшной аорты, общей сонной артерии, наружной подвздошной, чревной, почечной и бедренной артерий. Для предотвращения тромбоза артерий в участках введения канюль, предварительно вводили внутривенно гепарин в дозе 150 ED на 100 г веса животного.

В экспериментах изучали механические, статические и динамические характеристики сосудистой стенки как функции трансмурального давления и вектора потока в условиях in vivo. Для проверки эндотелий - зависимых реакций проводили эксперименты с деэндотелизованными сосудами.

Деэндотелизация производилась перфузией сосуда дистиллированной водой в течении 30 секунд (Хаютин, 1987). О целостности гладкой мускулатуры судили по результатам тестов с ацетилхолином и норадреналином.

При изучении влияния эндотелия на биомеханические свойства артерий при действии пульсового компонента давления и потока, в условиях естественного сердечного цикла, в качестве объекта исследования была выбрана общая сонная артерия.

Экспериментальная установка позволяла проводить аутоперфузию сосуда кровью (вход установки) in vivo et in situ, возвращать кровь в организм (выход установки), регистрировать изменение внутрисосудистого давления в ходе сердечного цикла, осуществлять перфузию сосуда деэндотелизирующим раствором и регистрировать внешний диаметр гемодинамически изолированного участка сосуда (рис. 2.3.1).

Рис. 2.3.1. Схема экспериментальной установки. Стрелками указанно направление тока крови от её входа в систему до её выхода. Условные обозначения: С - артериальный сосуд; КПД - контактный прецизионный датчик диаметра; К - кран подачи деэндотелизующего раствора; ДД - датчик давления; Н - роликовый насос; РД - емкость с деэндотелизирующим раствором; Р - 2х канальный усилитель-регистратор.

Препаровка, регистрация артериального давления, диаметра сосуда и его деэндотелизация осуществлялась по методике описанной выше. Кровоток в сосуде, перед введением канюль временно прекращался и восстанавливался после их установки.

Кранами в систему подавался деэндотелизирующий раствор, при этом кровоток в сосуде прекращался. В опыте регистрировали изменения диаметра сосуда и давления в ходе сердечного цикла, в зависимости от интактности эндотелия.

Критерием стабильности состояния сосудистой стенки было установление постоянного, не меняющегося в течение длительного времени внешнего диаметра сосуда в условиях естественной или экстракорпоральной перфузии сосуда при давлении равному средне - системному, для данного вида животных (100 мм рт.ст.)

Статистическая обработка материалов. Полученные данные обрабатывались пакетом прикладных программ MathCad’97, Excel 97 (Microsoft, USA) на ЭВМ AMD - P75. Выполненные в работе математические расчеты выполнялись по авторским программам пакета “VesMaster 1997”, написанным на языке “Turbo Pascal”, исходные формулы, использованные для расчетов, приведены по ходу изложения текста.

Все данные в работе представлены в виде среднего (x), ошибки среднего (Sx), расчет которых проводился по общепринятым формулам.

На графиках указан доверительный интервал ±Dх (при P=0,05). Отличия значений определялось по критериям Вилкоксона и Стьюдента для равночисленных и неравночисленных выборок (при P<0,05).

ГЛАВА 3. СОБСТВЕННЫЕ ИССЛЕДОВАНИЯ.

БИОМЕХАНИЧЕСКИЕ СВОЙСТВА КРУПНЫХ АРТЕРИЙ В ЗАВИСИМОСТИ

ОТ СКОРОСТИ ПОТОКА

3.1 Упруго-вязкое поведение стенки крупных артериальных сосудов

Механические свойства крупных артерий с давних пор привлекали внимание исследователей, но исследование их велось, как правило, в условиях перфузии физиологическим раствором или при надувании воздухом. Состояние гладких мышц модулировалось сильным сокращением норадреналином либо полным расслаблением релаксантами или цианидом (Dobrin, 1969, Gaw, 1972). В связи с этим, представляет интерес изучение механических свойств крупных артериальных сосудов в условиях наиболее близких к естественным: перфузии кровью и модуляции состояния гладкой мускулатуры таким фактором, как поток. Биомеханические свойства артерий совместно с геометрическими параметрами определяют давление, диаметр, скорость распространения пульсовой волны в различных частях артериального русла. Названные параметры связаны с механическими свойствами стенок кровеносных сосудов и обоснование их использования предполагает построение математической модели явлений, описания процесса в рамках биомеханики и выработку, исходя из модели, критериев для определения характеристик сосудистой стенки (Рогоза, 1982).

3.2 Зависимость диаметра от давления.

Сосудистая стенка, как и многие другие биологические ткани характеризуется нелинейной связью напряжение-деформация (рис. 3.2.1).

Кривые нагружения и разгружения D-P сосудов в различных условиях не совпадают – наблюдается феномен гистерезиса. Большинство авторов (Каро, 1981; Савицкий, 1974) объясняют феномен гистерезиса вязкоупругими свойствами сосудистой стенки.

Рис. 3.2.1 Прирост диаметра сонных артерий кролика от величины растягивающего давления (нормализованные кривые) с учетом скорости кровотока (по оси абсцисс – D, отн. ед.; по оси ординат – Р, мм рт.ст.): А) Q = 7,5 мл/мин; Б) Q =30 мл/мин; В) Q = 45 мл/мин; Г) Q=60 мл/мин. ).

Когда к стенке кровеносного сосуда прикладывают стационарное напряжение, соответствующие стационарные деформации достигаются не мгновенно; за возникающей в начальный момент деформацией следует более медленная (ползучесть), нарастающая вплоть до достижения равновесного значения. Аналогичным образом напряжение, необходимое для поддержания данной деформации постоянно падает от начального уровня до нового равновесного значения (релаксация напряжения). Считают (Каро, 1981), что за вязкоупругие свойства стенок артерий ответственны в основном ГМ, хотя вязкоупругость в экспериментах in vitro проявляет и коллаген. Эластин, с другой стороны, является чисто упругим; именно этот компонент стенок кровеносных сосудов предотвращает неограниченное течение и релаксацию напряжения, подвергается деформациям нагружения и разгружения, то напряжение, необходимое для достижения данной деформации, оказывается большим во время растяжения, чем во время возврата к исходному состоянию.

Для унификации экспериментов и возможности сопоставления экспериментальных результатов на мягких биологических тканях проводят предварительную "тренировку" образцов, нагружая и разгружая их до физиологических уровней напряжения и деформаций (Фанг, 1975). В этом случае результаты отражают деформацию на n-е повышение внутриартериального давления. После повторных циклов нагружения и разгружения уменьшается площадь петли гистерезиса.

В нашем случае приведение сосуда в предварительно условное состояние сводится к строгому соблюдению процедуры подготовки образца и созданию условий, приближающихся к естественным. Под воспроизводимостью результатов при этом можно считать удовлетворительную степень совпадения в опытах на многих животных, а не при повторных пробах.

Обычно при перфузии изолированного сосуда физиологическим раствором тонус гладкой мускулатуры настолько низок, что трудно зарегистрировать активные реакции сосуда (Воронов, 1986). Чтобы избежать этого затруднения, используют либо перфузию кровью, сохраняя водно-солевой, белковый состав, естественную вязкость и БАВ (Хаютин, 1987) либо повышают тонус ГМ с помощью БАВ.

Для сопоставления данных, полученных в опытах на сосудах, перфузируемых собственной кровью животного с данными, полученными другими авторами при питании сосудов физиологическим раствором, опыты по исследованию механических свойств артерий при действии потоков различной скорости проводились в различных условиях – питании раствором Тироде и цельной кровью.

Кривые зависимости диаметра от давления с учетом потока, действующего на сосуд при перфузии кровью, изображены на рисунке 3.2.1 А, Б, В, Г. Для описания поведения стенки артерий под нагрузкой была разработана математическая модель поведения сосудистой стенки в зависимости от давления. Так как у разных животных диаметры общей сонной артерии отличаются, и сравнение их было бы затруднено, производилось усреднение индивидуальных кривых. Нормализовалась величина диаметра при давлении 240 мм рт. ст. Исходя из характерного поведения кривых для математического описания зависимости диаметра сосуда от величины трансмурального давления были выбраны следующие зависимости:

где d⁺ (p) – зависимость диаметра от давления при нагружении давлением, d^-(p) – при разгружении. Ограничения записывались, исходя из следующих условий:

Значения диаметра для каждого значения давления усреднялись, а также находилось среднеквадратичное отклонение по следующим формулам:

Чтобы добиться большей однородности данные были нормированы. Нормировка производилась по наибольшему диаметру:

Учитывая, что нормированные значения диаметра и ненормированные значения трансмурального давления сильно отличаются друг от друга, для уменьшения ошибки в вычислениях была проведена нормировка значений трансмурального давления аналогично тому, как были пронормированы значения диаметра, т.е.:

Таким образом, вычисления производились для нормированных значений трансмурального давления с погрешностью

e = 3 х s.

Параметры a_i⁺, a_i^--, максимальное и минимальное значения площади петли упругого гистрезиса определялись с помощью пакета MCN методом центра неопределенности. В результате использования пакета MCN получили коэффициенты a_i, максимальное и минимальное значение площади в нормированном виде. Для перехода от нормированных значений к реальным использовались следующие формулы:

a_i = a_iⁿ/ 240 ⁱ , где i =0,4

Результаты сопоставления экспериментально наблюдаемой и рассчитанной зависимости диаметра артериального сосуда от давления представлены на рисунке 3.2.2.

Рис. 3.2.2 График зависимости диаметра сосуда от давления. По оси абсцисс – трансмуральное давление, по оси ординат – диаметр артерий (мм). (Пунктирная кривая – экспериментальные данные, сплошная кривая – математическая модель).

Соответствие полученных зависимостей реальным экспериментальным данным были проверены с помощью критерия согласия c². С увеличением скорости потока кривая «диаметр-давление» смещается влево и вверх, значение диаметра для больших скоростей можно получить внесением поправки f(p,V) в значения диаметра для меньшей скорости кровотока (V=7,5 мл/мин). Зависимость диаметра артериального сосуда приобретает вид:

D(p,V)=d_7,5(p) + f(p,V),

где d_7,5(p) – зависимость диаметра сосуда от давления при скорости кровотока V=7,5 мл/мин.

Рассмотрим два вида поправок, которые были подобраны, исходя из поведения кривых для различных скоростей потока. Каждая из этих функций равна нулю на границах рассматриваемого интервала и принимает максимальное значение r_i(i=1,4) при значении давления Р=60 мм рт.ст., где коэффициент r_iрассчитан из экспериментальных данных для каждой из рассматриваемых скоростей потока выше V₀=7,5 мл/мин.

Для вновь полученных зависимостей было рассчитано среднее квадратическое отклонение расчетных от экспериментальных данных:

При исследовании биомеханических свойств артерий, как правило, игнорировалась площадь петли упругого гистерезиса (Bergel, 1961; Dobrin, 1969). На наш взгляд величина площади петли гистерезиса, расположение кривых нагружения и разгружения несут физиологически ценную информацию. Использование модели для анализа физиологических данных позволило выявить, что при увеличении скорости потока кривая нагружения смещается влево и вверх, площадь петли гистерезиса прогрессивно уменьшается (рис. 3.2.1) (площадь петли гистерезиса уменьшается от 15,6 мм²при потоке 7,5 мл/мин к 12,7 мм²при потоке 30 мл/мин, 8,4 мм²при потоке 45 мл/мин, 1,5 мм²при потоке 60 мл/мин).

3.3 Вклад различных структур в реологическое поведение артериальной стенки

Распределение напряжения внутри стенки кровеносного сосуда, рассчитанное Doyle и Dobrin (1973) для толстостенного сосуда, показывает, что механическое напряжение максимально вблизи просвета и уменьшается к внешней поверхности сосуда. Это показывает, что для сосудов характерна неоднородность, исследованные различные слои стенки сосуда испытывают различные механические напряжения, и следовательно, могут иметь отличающиеся модули упругости (Рогоза, 1982). Тем не менее, для решения ряда задач желательно иметь некую интегрирующую характеристику упругих свойств материала стенки, позволяющую предсказывать деформацию сосуда при малых изменениях давления. Для этого вводят эффективный дифференциальный модуль упругости Е материала стенки артерии. Bergel (1961) впервые применил к интактному сегменту артерии уравнение модуля упругости для нагружения изотропной цилиндрической трубы, описанного Love (1920).

Позже стало известно, что большие артерии не изотропны, но цилиндрически ортотропны и несжимаемы. Hudetz (1979) показал, что эластичность цилиндрической ортотропной несжимаемой артерии может быть охарактеризована простым дифференциальным модулем:

где Р – прирост давления, DD – прирост диаметра Di – внутренний диаметр, De – наружный диаметр.

Так как дифференциальный модуль упругости применяется для описания небольших деформаций, формула принимает вид:

Так как материал стенки несжимаем для тонкостенных сосудов,

то формула принимает вид:

Преобразуем:

где V – объем сосуда (V = m/ρ, где ρ = 1,06 г/см³), L – длина сосуда, P – величина давления, D – диаметр сосуда.

Зависимость дифференциального модуля упругости от величины растягивающего давления представленна на рис. 3.3.1.

Рис. 3.3.1 Зависимость дифференциального модуля упругости от величины растягивающего давления (перфузия РТ). По оси ординат модуль упругости Юнга Е 10⁶ Н/м². П – сосуды обработаны папаверином.

Выявленная зависимость модуля упругости от давления отличается от аналогичных кривых, представленных в литературе. Bergel (1961), используя уравнение Love (1920) для изотропной цилиндрической трубы рассчитал зависимость модуля упругости от давления. Эта кривая вошла в монографии (Каро, 1981, Пуриня, 1980). Dobrin (1969) исследуя биомеханические свойства крупных артерий при сильном сокращении норадреналином и расслаблении KCN получил зависимости модуля упругости от давления, имеющие S-образный характер (рис. 3.3.2).

Рис. 3.3.2 Модуль упругости как функция трансмурального

давления (Dobrin, 1969).

Но, усредняя значения модуля упругости в соответствии с величиной трансмурального давления, Dobrin получил зависимость Е-Р монотонно возрастающего характера (рис. 3.3.3), сходную с зависимостью модуля упругости от давления, полученной Bergel (1961).

В наших исследованиях в независимости от скорости потока, обработки сосуда БАВ, кривые Е-Р носят S-образный либо двойной S-образный характер (рис. 3.3.1, 3.3.4), выраженный тремя плато, что согласуется с литературными

данными о нелинейности упругого поведения (Фанг, 1975).

Рис. 3.3.3 Средний модуль упругости и стандартная ошибка для 16 артерий как функция давления. Обработка НА понижает модуль упругости (Р<0,025). Представлены данные Bergel (1961) для релаксированной сонной артерии ( Dobrin, 1969).

Поскольку все индивидуальные кривые носят S-образный либо двойной S-образный характер, усреднение кривых проводилось не в соответствии с величинами давления, а с учетом величины модуля упругости и давления начала и окончания плато, середины перегиба между плато.

Анализ плато I зависимости модуля упругости от давления сосудов, перфузируемых РТ и цельной кровью показывает, что жесткость материала стенки сравнительно невелика независимо от действия потока. Окончание плато I при различных условиях приходится на давления, величиной близкие к 60 мм рт. ст.

Наибольшую вариабельность имеет плато II, именно величина модуля упругости, соответствующая началу и окончанию плато II, изменяется под влиянием потока и папаверина (рис. 3.3.1, 3.3.4).

Рис. 3.3.4 Зависимость дифференциального модуля упругости от величины растягивающего давления (перфузия кровью). 1 – скорость кровотока 7,5 мл/мин; 2 – скорость кровотока 30 мл/мин; 3 – скорость кровотока 45 мл/мин; 4 – скорость кровотока 60 мл/мин; 5 – скорость потока 30 мл/мин, сосуды обработаны папаверином.

По мере увеличения трансмурального давления резервы к растяжимости артерии исчерпываются, деформации становятся минимальными, зависимость модуля упругости от давления выходит на плато III.

Стенка кровеносного сосуда неоднородна, и ее слои могут иметь отличающиеся модули упругости. Это позволяет применить для анализа трехкомпонентную модель строения и поведения сосудистой стенки Фолкова (1976), представляющую собой конструкцию, включающую в себя упругий резиноподобный материал эластин, ГМ – материал с изменяющимися свойствами в зависимости от степени релаксации, жесткий малорастяжимый коллаген.

Стенка артериальных кровеносных сосудов, как композитная конструкция, не подчиняется классическому закону Гука, но отдельные компоненты этой стенки демонстрируют упругое поведение (Савицкий, 1974). При низких значениях давления деформации подвергаются многочисленные эластиновые мембраны. Анализ полученных нами кривых модуль упругости – давление показал, что в области малых давлений жесткость сосудов невелика при действии различных потоков и папаверина, и количественно близка к жесткости эластина (3 x 10⁵ Н/м² ) (Каро, 1981).

По мере роста давления величина модуля упругости возрастает – сопротивление растягивающему давлению начинают оказывать миоциты, смещение вверх кривых Е-Р при увеличении потока (рис. 3.3.4) свидетельствует об увеличении жесткости миоцитов или уменьшении их активации, вызванном действием ЭРФ на ГМ. Модуль упругости плато II возрастает в среднем от 1,79 x 10⁶ Н/м² до 3,93 x 10⁶ Н/м² (модуль упругости гладкой мускулатуры изменяется от 10⁵ до 2 x 10⁶ Н/м²(Каро, 1981). Скорректированная с % содержанием гладкой мускулатуры величина модуля упругости плато II в среднем изменяется от 0,72 x 10⁶ до 1,57 x 10⁶ Н/м², поддержка пассивного скелетона составляет величину менее 1 %. При увеличении потока до 45 мл/мин увеличивается релаксирующее действие эндотелия, миоциты испытывают поддержку пассивного скелетона при давлении 144 ± 12 мм рт. ст., вклад коллагена составляет при этом не более 2 %. Начиная с давления 192 ± 14 мм рт. ст., модуль упругости возрастает, это свидетельствует о том, что поддержка пассивного скелетона возрастает до 4 %. При действии максимального потока поддержка пассивного скелетона начинается при давлении 120 ± 14 мм рт. ст., вклад ее составляет не более 4 % с учетом процентного содержания гладкой мускулатуры в стенке кровеносного сосуда.

Наши данные, касающиеся действия различных потоков на механические свойства сосудов, частично совпадают с данными Dobrin с соавт. (1969), исследовавшими вклад гладкой мускулатуры в сопротивление, оказываемое сосудистой стенкой растягивающему давлению при сильной активации миоцитов норадреналином. Повышение активации ГМ проявляется в смещении кривой Е-Р вниз и вправо (рис. 3.3.2).

Учитывая, что расслабленная гладкая мускулатура вносит небольшой вклад в сопротивление, оказываемое сосудистой стенкой давлению, считают, что кривая Е-Р нагружения сосуда давлением под действием папаверина или других релаксантов, отражает свойства пассивного скелетона (Dobrin, 1969). При нагружении сосуда, обработанного папаверином, давлением наблюдается возрастание жесткости почти в 30 раз (от 0,5 x 10⁶ до 1,45 x 10⁶ Н/м²) уже под давлением 126±17,8 мм рт. ст. Причинами резкого повышения жесткости пассивного материала с ростом окружного удлинения считают два фактора – распрямление и растяжение складчатых структур и вовлечение в противодействие растягивающему давлению дополнительно более жестких компонентов, в частности коллагена. Расчет величины модуля упругости плато III позволил оценить вклад коллагена в жесткость около 15 %. Учитывая, что волокна коллагена упакованы разнонаправлено, становится понятным, почему коллаген не вносит 100 % вклад в жесткость артерий при полностью расслабленных миоцитах.

Исходя из существующего определения тонуса сосудов, как состояния возбуждения гладкой мускулатуры сосуда, определяющего степень ее сокращения, очевидно, что его численная оценка представляет собой не простую задачу из-за отсутствия соответствующей единицы измерения, многокомпонентной гетерогенной структуры сосудистой стенки, маскирующей напряжение гладкомышечных волокон, и отсутствия удовлетворительного эталона сравнивания (Мажбич, 1990). Понятие сосудистого тонуса не относится к категории четких формализованных понятий, и поэтому тонус сосудов сегодня не может быть охарактеризован количественно соответствующей единицей измерения. Несмотря на то, что понятие тонуса сосудов не может быть однозначно охарактеризовано в терминах напряжений и деформаций, такие понятия, как сопротивление току жидкости, просвет сосудов, показатели их упругих свойств, в совокупности дают представление об этом физиологическом феномене (Мажбич, 1990). Более того, в качестве меры его тонуса предлагается безразмерная величина – отношение статического модуля объемной упругости интактного сосуда к такому же показателю релаксированного сосуда (Шендеров, 1979; Gow, 1972).

Вычисленный таким образом показатель Т=Е_инт/Е_релакс демонстрирует снижение с повышением скорости потока при величине давления 100 мм рт. ст. (рис. 3.3.5).

Рис. 3.3.5 Зависимость тонуса артерий от величины скорости потока.

Резюмируя, можно сказать, что модуль упругости Юнга является интегральной характеристикой состояния стенки артериальных кровеносных сосудов.

Руководствуясь этой характеристикой, можно переходить к оценке тонуса крупных артерий в неинвазивных исследованиях. Такой фактор как поток, влияет на механические свойства стенки артериальных кровеносных сосудов, что проявляется в изменении величины модуля упругости Юнга с повышением трансмурального давления. Исследования механических характеристик крупных артерий в зависимости от потока способствуют расширению представлений как о функционировании сердечно-сосудистой системы в целом, так и о взаимодействии двух контуров регуляции сосудов потока и давления.

Из полученных нами данных следует, что жесткость артерий, количественно выраженная зависимостью модуля упругости Юнга от давления, изменяется с увеличением скорости потока крови, зависит от способа питания.

Сложный нелинейный характер взаимосвязи модуля упругости с давлением позволяет характеризовать вклад элементов сосудистой стенки, также отмечать величину давления, при которой различные элементы сосудистой стенки противостоят внутрисосудистому давлению.

3.4 Зависимость регулируемой эндотелием «потоковой» реактивности артерий от величины

трансмурального давления

Как правило, поток-зависимые реакции кровеносных сосудов исследовались в условиях трансмурального давления 100 мм рт.ст. (Балашов, 1984; Мелькумянц, 1981; 1985; Смиешко, 1979; Хаютин, 1987; Gerova, 1983; Hintze, 1984; Holtz, 1984), в то время как известно, что давление способно модулировать состояние гладких мышц сосудов (Bayliss, 1902).

На рисунке 3.4.1 показано прогрессивное снижение прироста диаметра артерии, вызванное увеличением скорости кровотока в зависимости от трансмурального давления.

Прогрессивное снижение потоковой реакции с повышением давления может быть обусловлено рядом причин: снижением реактивности эндотелия, который претерпевает определенные механические трансформации, изменением степени взаимоперекрытия эндотелиальных клеток, изменением протяженности диффузионных путей.

Рис. 3.4.1 Зависимость прироста диаметра, вызванного увеличением объемной скорости кровотока, от величины трансмурального давления.

Таблица 3.4.1

Прирост диаметра (%) общей сонной артерии кролика, вызванный максимальным увеличением скорости кровотока в зависимости от давления (n=17)

Р мм рт.ст.	20	50	100	150	200
dD%	30,6±1,65	24,2±2,04	12,2±0,8	3,3±0,37	1,02±0,18

При растяжении кровеносного сосуда изменяется соотношение длина-сила для ГМ. При увеличении диаметра кровеносного сосуда меняется относительная толщина сосудистой стенки, в соответствии с законом Лапласа изменяются условия передачи усилия развиваемого ГМ.

Помимо перечисленного не следует забывать, что по мере увеличения давления увеличивается напряжение пассивного скелетона кровеносного сосуда, возрастает жесткость системы кровь – сосудистая стенка, то есть режим работы ГМ последовательно трансформируется от изотонического – при давлении близком к нулю до изометрического – при давлении близком к 250 мм рт. ст.

В экспериментах типа каскадной перфузии (Rubanyi, 1988) показано, что увеличение давления в сосуде-доноре при постоянной скорости потока ингибирует выделение ЭРФ.

Следствием повышения трансмурального давления является увеличение диаметра, т.е. увеличивается площадь поперечного сечения сосуда, а это может вести к снижению линейной скорости потока и уменьшению напряжения сдвига. Снижение выделения ЭРФ в этих экспериментах может быть следствием уменьшения напряжения сдвига, а не повышения давления.

Зависимость активности ГМ от давления, отражающая соотношение длина - сила для гладких миоцитов, изученная по способу, предложенному Dobrin и Rovick (1969) и полученная вычитанием кривой нагружения D-P, обработанной норадреналином, из соответствующей кривой сосуда, обработанного папаверином, по своей сути, представляет зависимость Франка-Старлинга для гладких мышц.

Кривая демонстрирует увеличение активности миоцитов до величины давления 50 мм рт. ст., затем прогрессивное снижение активности с увеличением трансмурального давления до 250 мм рт. ст.

Изменение активности ГМ с повышением давления отражена на рисунке 3.4.2. Сопоставление зависимости активного сокращения от давления с кривой прироста диаметра в широком диапазоне трансмурального давления позволяет предположить, что снижение прироста диаметра с увеличением давления обусловлено изменением свойств гладких мышц (табл. 3.4.2).

По мере увеличения давления режим работы ГМ меняется от изотонического до изометрического. Исходный диаметр артерии определяет ее резервные возможности к релаксации.

Рис. 3.4.2 Зависимость активного сокращения ГМ и прироста диаметра в ответ на увеличение объемной скорости кровотока от величины трансмурального давления.

Таблица 3.4.2

Зависимость активного сокращения ГМ (мм) и прироста диаметра (мм), вызванного увеличением скорости

кровотока общей сонной артерии

Р мм рт.ст.	20	50	100	150	200
Активное мышечное сокращение (n=21)
	0,4±0,017	0,405±0,02	0,24±0,014	0,1±0,001	0,03±0,005
Прирост диаметра (n=16)
	0,38±0,02	0,38±0,03	0,21±0,02	0,07±0,001	0,03±0,001

В диапазоне больших давлений ГМ предельно растянута, находится в изометрическом режиме, ее релаксационные возможности практически исчерпаны, поток - зависимая реакция артерии снижается практически до 0%.

Выявленная зависимость согласуется с литературными данными, посвященными исследованию силы ГМ от длины и поперечного сечения. Cooke и Fay (1972), изучая распределение на поперечном срезе толстых и тонких филаментов растянутых и нерастянутых мышечных клеток тонкого кишечника, показали, что филаменты сократительного аппарата ГМ образуют трехмерную сеть, в углах которой находятся плотные тельца и миофибриллы диаметром 100 А. При растяжении гладкомышечной клетки плотные тельца и филаменты диаметром 100 А скапливаются в центральной части клетки, сеть вытягивается и может влиять на возможность сократительного аппарата эффективно взаимодействовать в растянутых фибриллах. Зависимость развиваемой силы от длины определяется направленностью толстых и тонких филаментов и степени их перекрытия в различной степени растяжения.

ГЛАВА 4. РЕГИОНАРНЫЕ ОСОБЕННОСТИ МЕХАНИКИ КРУПНЫХ КРУПНЫХ АРТЕРИАЛЬНЫХ СОСУДОВ

4.1 Механические свойства артерий зависимые от сосудистого региона

Несмотря на большое число работ, посвященных исследованию биомеханических свойств стенок различных магистральных сосудов, вопрос о том, как изменяются деформативные и прочностные свойства стенок сосудов в зависимости от их локализации, до настоящего времени следует считать не решенным. Несмотря на то, что имеется целый ряд исследований (цитировано по Пуриня, 1980), посвященных изучению главных артериальных и венозных сосудов человека, отсутствуют работы, в которых были бы рассмотрены в совокупности магистральные сосуды. Исключение в этом смысле составляет работа Б. А. Пуриня, В. А. Касьянова (1980). Однако же представленные в ней данные получены на аутопсийном материале, выполнены на образцах ткани при одно– и двуосном растяжении.

Изучение поведения стенки артериальных кровеносных сосудов в условиях нагрузки давлением проводилось с учётом постоянной скорости кровотока с целью исследования региональных различий в реагировании стенки сосудов, принадлежащих к разным областям организма животного.

На рис. 4.1.1 изображены зависимости диаметра каждой из исследуемых артерий от величины трансмурального давления в условиях воздействия одинаковой скоростью потока 6 мл/мин - минимальной скоростью потока, на фоне которой изучались эндотелий-зависимые поток-индуцируемые реакции.

Из рис. 4.1.1 и таблицы 4.1.1 видно, что максимальная площадь петли гистерезиса имеет место в случае бедренной артерии, затем площадь петли гистерезиса уменьшается в ряду - брюшная аорта, сонная артерия, почечная артерия.

Рис. 4.1.1. Зависимость диаметра от давления артерий различной

регионарной принадлежности.

Таблица 4.1.1

Площадь петли гистерезиса (мм²) артерий в зависимости

от регионарной принадлежности

Артерия	Брюшная	Сонная	Почечная	Бедренная
S, мм²	46,15±3,39	18,2±2,62	12,3±0,77	24.17±1,91

Судя по величине площади петли гистерезиса именно в такой последовательности в данных артериях наиболее выражены такие явления и свойства, как уровень базального тонуса сосуда, чувствительность эндотелия к изменению потока. Наименьшую площадь петли гистерезиса имеет почечная артерия. Заметно вверх смещены кривые нагружения и разгружения сонной артерии и брюшной аорты.

Изменение положения и наклона ветви нагружения петли гистерезиса указывает на изменение активности гладкой мускулатуры стенки артерии, для оценки которой был проведен расчет дифференциального модуля упругости для компонентов стенки артерии в фазу нагружения сосуда давлением, величина которого задавалась дискретно, с шагом 10 мм рт. ст.

На основании расчета модуля упругости для компонентов стенки артерий, можно заключить, что механические свойства артерий не равнозначны в исследуемых группах. Выявленная в п 3.2 нелинейная зависимость модуля упругости от давления является, по-видимому, общей для всех сосудов независимо от их локализации. Связь дифференциального модуля упругости Е с давлением в условиях потока, равного величине минимального кровотока, при перфузии раствором Тироде носит нелинейный S-образный характер или двойной S-образный характер, выраженный несколькими плато.

Кривая зависимости дифференциальный модуль упругости – давление (Е-Р) для бедренной артерии имеет наиболее ярко выраженный двойной S-образный характер, выраженный плато I, II, III (рис. 4.1.2).

Рис. 4.1.2 Зависимость модуля упругости Юнга от давления. По оси ординат – модуль упругости Е (х10⁶ Н/м²).

Окончание плато I приходится на давление 98,0±6,8 мм рт. ст. Начало плато II приходится на давление 108,0±6,8 мм рт. ст. Плато III начинается при давлении 184,0±15,0 мм рт.ст. Кривая зависимости Е-Р для сонной артерии имеет S-образный характер. При малых величинах давления жёсткость материала сравнительно невелика и почти совпадает с таковой на аналогичных участках кривых для бедренной артерии и брюшной аорты. В окончании плато I Е для сонной артерии составляет 0.13±0,06 x10⁶Н/м². Плато II начинается для этой артерии при давлении 184,0±4,2 мм рт. ст., оканчивается – при 250 мм рт. ст.

На зависимости модуля упругости от давления почечной артерии можно чётко выделить только плато II, которое отражает вклад гладкой мускулатуры в растяжение сосуда. Практически не наблюдается плато III. Кривая Е-Р почечной артерии приближается по виду к ветви параболы, что соответствует классическим литературным кривым для модуля упругости. Начиная с давления 172,0±12,4 мм рт. ст. жёсткость резко возрастает, что свидетельствует о вкладе коллагена в растяжение артерии.

Несмотря на то, что индивидуальные кривые Е-Р для брюшной аорты носят двойной S-образный характер, усредненная кривая приближается по виду к ветви параболы. «Плато» можно выделить лишь условно.

Плато I зависимости Е-Р, отражающее действие эластина, для всех сосудов лежит в интервале значений диастолических давлений in vivo.

По мере роста давления величина модуля упругости возрастает, сопротивление растягивающему давлению начинают оказывать миоциты; смещение вверх кривых Е-Р свидетельствует об увеличении жёсткости миоцитов или уменьшении их активации.

Модуль упругости плато II кривых зависимости Е-Р изученных сосудов возрастает от 0,12 х10⁶ Н/м² до 1,93 х10⁶ Н/м², что соответствует пределам изменения модуля упругости гладкой мускулатуры. Лишь относительно сонной артерии, у которой Е начала плато II составляет 1,74±0,09 х10⁶Н/м² и в конце плато II имеет Е 2,00±0,09 х10⁶Н/м² можно отметить, что здесь гладкая мускулатура начинает испытывать поддержку пассивного скелетона.

При выходе на плато III наблюдается заметное увеличение Е, особенно заметно это на кривых зависимости Е-Р почечной артерии и брюшной аорты. Для почечной артерии модуль упругости возрастает с величины 2,78±0,43 х10⁶Н/м² в начале плато III и достигает значения 4,87±0,43х10⁶Н/м² в конце плато III. Брюшная аорта в начале плато III имеет модуль упругости, равный 2,9±0,56 х10⁶Н/м² , составляющий при окончании плато III 3,65±0,56 х10⁶Н/м².

Очевидно, что в диапазоне давлений от 176,0±3,58 мм рт. ст. до 250 мм рт. ст. в противодействие деформациям включаются помимо уже частично расслабленных миоцитов пассивные элементы типа коллагена, жёсткость артерий многократно возрастает в диапазоне от 160 до 250 мм рт. ст.

На фоне низкого тонуса миоцитов коллаген предохраняет артерии не только от разрыва, но и защищает сократительный аппарат миоцитов от перерастяжения. Известно, что чем выше тонус гладких мышц, тем в большей степени разгружен жесткий скелетон и, следовательно, тем меньше может быть значение модуля упругости материала стенки (Рогоза, 1982) .

Модуль упругости, при среднесистемном давлении убывает в ряду – почечная артерия – брюшная аорта – сонная артерия – бедренная артерия (рис. 4.1.3), при этом его величина достигает значений от 4,876±0,428 х10⁶ Н/м² для артерий с преобладанием эластического компонента (брюшная аорта, почечная артерия) до 1,26±0,21 х10⁶ Н/м² - для артерий с преобладанием: мышечного компонента (значения модуля упругости Е приведены при давлении 100 мм рт. ст.).

Оценка тонуса изученных артерий демонстрирует обратную картину (рис. 4.1.4). Тонус сосудов убывает в ряду бедренная артерия, сонная артерия, брюшная аорта, почечная артерия.

Б.А. Пуриня (1980) с соавторами показал, что модули упругости отдельных кровеносных сосудов при напряжениях, имеющих место в организме, различаются незначительно при одноосном растяжении.

Рис. 4.1.3 Мгновенные значения модуля упругости Юнга Е₁₀₀ брюшной аорты, почечной, сонной, бедренной артерий кролика (Р=100 мм рт. ст.). По оси ординат – модуль упругости Е х10⁶ Н/м².

Рис. 4.1.4. Значения тонуса брюшной аорты, почечной, сонной, бедренной артерий кролика (Р=100 мм рт. ст.).

Это различие увеличивается по мере повышения напряжения. Примененный метод исследования – перфузия гемодинамически изолированного цилиндрического участка артериального сосуда позволяет более адекватно оценить тонус артерий различной локализации. Уже в первых работах по изучению биомеханических свойств - стенок артериальных и венозных сосудов одновременно проводились их морфологические исследования. Однако одна морфологическая картина дает только качественную характеристику сосудистой стенки.

Количественные данные по биохимическому составу стенки различных сосудов человека вариабельны, причём вариабельность значений отмечена практически во всех отделах артериальной и венозной систем в зависимости от возраста, локализации сосуда, наличия патологических изменений, в частности, атеросклеротического характера (Пуриня, 1980). При продольном растяжении стенки аорты концентрация коллагена отчётливо отрицательно коррелирует с максимальной степенью удлинения. Другими словами, в условиях одноосного растяжения коллагеновые фибриллы являются главным фактором, препятствующим удлинению стенки аорты (Пуриня, 1980).

4.2 Исследование реакций стенки артерий при изменении величины перфузионного потока в зависимости от региональной локализации. Критерии «потоковой» реактивности

Одной из наиболее ярких характеристик кровеносных сосудов является то, что их реакция в различных органах на одну и ту же стимуляцию различна и даже противоположна (Chen Meng-Qin, 1998).

Так выявлены принципиально отличающиеся от реакции Бейлисса сосудистые ответы на повышение пульсирующего и не пульсирующего давления. Оказалось, что увеличение амплитуды синусоидально изменяющегося давления способно вызвать не констрикцию, а дилатацию артериального русла в таких областях, как скелетные мышцы, кожа, головной мозг (Дворецкий, 1998).

Способность артериальных сосудов реагировать изменениями своего диаметра в ответ на изменение скорости потока продемонстрирована различными авторами на бедренной, сонной, коронарной артериях, артериях тонкой кишки, щитовидной железы, артерии стройной мышцы собак, почечной, бедренной, сонной артериях, артерии слюнной железы кошек, кожной артерии крыс, артерии уха кролика, артерии руки человека и отражена в обзоре (Мелькумянц, 1989). Однако особенности «потоковой» реактивности сосудов отдельных регионов изучались на разных видах животных, в отличающихся диапазонах потока и давления, с использованием различных методических подходов. В этих работах авторами используется единственный показатель «потоковой» реакции – индуцируемый увеличением скорости потока прирост диаметра, выраженный в процентах. Вышеназванные причины не позволяют корректно сопоставлять между собою реактивность к скорости потока артерий различных регионов. Открытым остается вопрос, в какой мере различия в реактивности вышеназванных артерий к изменению скорости потока обусловлены видовыми особенностями или регионарной принадлежностью сосуда. Одного критерия реактивности уже недостаточно для полноценной характеристики и сравнения реактивности сосудов.

Типичные дилататорные ответы на повышение скорости потока бедренной, почечной, сонной артерий, брюшной аорты, чревного ствола показаны на рис. 4.2.1. Повышение скорости потока вызывает увеличение диаметра артерий. После восстановления начальной скорости потока диаметр артерии возвращается к исходному значению.

Зависимость диаметр - объемная скорость потока (рис. 4.2.2 А) нелинейная в исследуемом диапазоне, имеет типичную S-образную форму, выходит на насыщение, начиная с 28±2,05 мл/мин у почечной артерий, 51,4±0,9 мл/мин у сонной артерии, 71±15,2 мл/мин у чревного ствола, 76±5,2 мл/мин у брюшной аорты, 87±5,77 мл/мин у бедренной артерии.

Рис. 4.2.1 Типичные дилататорные ответы на максимальное повышение скорости потока бедренной (А), почечной (Б), сонной (В) артерий, брюшной аорты (Г), чревного ствола (Д).

Рис. 4.2.2 Зависимость изменения диаметра артериальных сосудов

от скорости потока.

Величины объемной скорости потока, при которой изученные сосуды практически исчерпывают возможность к поток-зависимой дилатации, отражены в таблице 4.2.1, и обозначены как V_Qmax. Бедренная артерия на увеличение объемной скорости потока демонстрирует максимальные возможности к вазодилатации (рис. 4.2.2 А, таблица 4.2.1). Затем следуют почечная артерия, брюшная аорта, чревный ствол, сонная артерия (рис. 4.2.2 А, таблица 4.2.1).

Таблица 4.2.1

Регионарные особенности изменения скорости потока и прироста диаметра артерий у кроликов

Тип сосуда	dD%	Максима-льная объемная скорость мл/мин	Максима-льная линейная скорость см/сек	Вариабе-льность органного кровотока (Фолков, 1976)	Индекс чувствите-льности dD%/V_max	Индекс чувствите- льности dD%/Q_max	Тонус при V₀ % от D₁₀₀
Сонная артерия (n=12)	12,2 ±0,84	60	28,3 ±3,88	2	0,43	0,2	13
Брюшная аорта (n=12)	21,04 ±1,67	92,5 ±6,8	50,76 ±4,42	5	0,4	0,22	21
Чревный ствол (n=9)	19,8 ±3,81	75,6 ±15,38	24,4 ±4,49	4	0,8	0,27	21
Почечная артерия (n=12)	21,94 ±4,15	34,9 ±2,89	32,95 ±1,04	1,5	0,57	0,6	31
Бедренная артерия (n=12)	109,24 ±16,34	98,5 ±0,76	130,16 ±12,11	15 – 20	0,84	1,1	60

Однако в данном традиционном способе представлений данных (рис. 4.2.2 А) имеется недостаток, обусловленный тем, что при увеличении объемной скорости потока имеет место расширение сосуда и соответствующее снижение линейной скорости, а показатели потоковой реактивности оказываются искаженными в разной мере у сосудов различных регионов. Поскольку чувствительность эндотелия к потоку определяется напряжением сдвига и линейной скоростью, то зависимость прироста диаметра от линейной скорости является более адекватным критерием данного вида сосудистой реактивности в сравнении с зависимостью от объемной скорости.

Исходя из вышесказанного, представляется целесообразным введение следующих показателей поток-зависимой реактивности: прирост диаметра, выраженный в процентах (dD%), величину объемной скорости потока, при которой изученные сосуды практически исчерпывают возможность к поток-зависимой дилатации (V_Qmax), прирост диаметра в зависимости от линейной скорости (dD/dVL), линейную скорость, при которой достигается полная релаксация (VL_max), индексы чувствительности потокового механизма по объемной и линейной скоростям dD%/VQ_max, dD%/VL_max, показатель фонового тонуса (T₀), рассчитанный как разница выраженных в процентах диаметров максимально дилатированного сосуда и диаметра сосуда при «нулевой» скорости потока.

Ранее представленные данные на рисунке 4.2.2. А с учетом этого фактора, отражены на рисунке 4.2.2 Б. Обращает на себя внимание, что вид кривых и их взаиморасположение существенно отличаются.

Если рассматривать такой критерий реактивности как прирост диаметра в зависимости от линейной скорости (dD/dV_L), наклон кривых остается прежним. По критерию прироста диаметра, выраженному в процентах, полученные результаты сохраняют также те же самые значения. Тогда как по критерию скорости, при которой достигается полная релаксация (V_Lmax), имеет место другая группировка данных по рангам. В условиях перфузии, когда артерии исчерпывают возможность к вазодилатации (максимальная релаксация), в почечной, сонной артериях, брюшной аорте, чревном стволе наблюдается невысокая V_Lmax по сравнению с бедренной артерией.

Данные получают иной вид, если выразить диаметр артерий в абсолютных единицах (рис. 4.2.2 В и Г). Для бедренной артерии, имеющей наименьший диаметр, характерна наибольшая V_Lmax_.Сонная артерия, чревный ствол, обладающие наибольшим диаметром, характеризуются наименьшей V_Lmax_.Почечная артерия занимает промежуточное положение по величине диаметра, для нее также характерна наименьшая V_Lmax.Брюшная аорта, хотя и обладает большим диаметром, занимает промежуточное положение по критерию V_Lmax.

Данные представленные на рис. 4.2.3 нормализованы по уровню максимальной релаксации и по V_Lmax_.Из рисунка видно, что для достижения максимума релаксации сосуды разных регионов проделывают различную работу. Для бедренной артерии этот путь наиболее длинный, что соответствует амплитудной характеристике потоковой реактивности (рис. 4.2.2 А).

Рис. 4.2.3. Регионарные особенности выраженности поток-зависимой релаксации артерий в зависимости от относительных линейных скоростей потока. По оси абсцисс –линейная скорость потока (%), соответствующая полной релаксации сосудов. По оси ординат – максимальный диаметр (%), соответствующий полной релаксации артерии.

Диаметры сосудов различных регионов существенно отличаются в отсутствии потокового стимула (V_L0), что полностью соответствует взаиморасположению кривых на рис. 4.2.2 А. Разница между V_Lmax и V_L0 (V_Lmax – V_L0) отражает путь, который требуется пройти диаметру каждого сосуда в диапазоне потоков от V_L0 до V_Lmax. Этот путь – ни что иное, как степень релаксации от исходного диаметра (D₀) до полного исчерпания «потоковой» реакции (D₁₀₀). Понятно, что большая амплитуда релаксации присуща тем сосудам, которые обладают большим релаксационным потенциалом. Тогда разница между D₁₀₀ и D₀ служит количественной характеристикой этой релаксационной способности и является мерилом того, что в сосудистой физиологии обозначается как тонус. Будучи выраженным в процентах, этот показатель соответствует традиционному (dD %), а D₀, соответствующий V_L0 больше подходит понятию исходного тонуса (T₀).

Таким образом, из рисунка 4.2.3 видно, что максимум амплитудной характеристики реактивности совпадает с тонусом при V_L0 для изученных сосудов. На рисунке 4.2.4 представлены данные, нормализованные по амплитуде реакции. Из рисунка видно, что максимальный диаметр у сосудов различных регионов достигается при разных скоростях.

Рис. 4.2.4 Сравнительная характеристика потоковой реактивности сосудов разных регионов в зависимости от линейной скорости потока. По оси абсцисс –линейная скорость потока (%), соответствующая полной релаксации сосудов. По оси ординат – максимальный диаметр (%), соответствующий полной релаксации артерии.

Для бедренной артерии требуется наибольший потоковый стимул для достижения 100 % релаксации по сравнению с остальными сосудами, из чего мог бы быть сделан вывод о том, что наименьшей чувствительностью к потоку обладает бедренная артерия.

Однако такой вывод неправомерен, поскольку имеют место разные значения потоковой релаксации в исследуемых сосудах и более адекватным критерием чувствительности потокового механизма могут быть индексы, полученные как частное от деленияdD%/V_Qmax, dD%/V_Lmax_. Для оценки степени релаксации сосуда использован показатель фонового тонуса, рассчитанный как разница диаметра максимально дилатированного сосуда и диаметра сосуда при «нулевой» скорости потока в % (T₀). Полученные значения индексов чувствительности в исследованных сосудах представлены в таблице 4.2.1.

Из таблицы 4.2.1 видно, что по всем показателям сохраняется приоритет бедренной артерии. Тогда как соотношение рангов для других артерий заметно меняется. Объемная скорость потока, при которой артерия достигает полной релаксации, совпадает с вариабельностью органного кровотока (Фолков, 1976). Линейная скорость, при которой артерия достигает максимума релаксации наибольшая в бедренной артерии, однако этот показатель сопоставим также и с индексом чувствительности по объемной скорости потока, с вариабельностью органных потоков in vivo, с фоновым тонусом. Аналогичное соотношение имеет место для фонового тонуса.

В связи с использованием понятия тонуса в различных контекстах (п.1.4 и п 4.1), возникает вопрос, какой из показателей более точно отражает исходный диаметр сосудов, на фоне которого развиваются вазоактивные реакции. Как видно из таблицы 4.2.2 показатель Т₀ более адекватно подходит для характеристики исходного диаметра артерий.

Значения коэффициентов r корреляции для изученных показателей приведены в таблице 4.2.3 .

Таблица 4.2.2

Средние показатели тонуса и «потоковой» реактивности у сосудов различной регионарной принадлежности

П.п.	Бедренная артерия	Почечная артерия	Брюшная аорта	Чревный ствол	Сонная артерия
Т=Е_ин/Е_релакс	9,52 ±0,92	2,46 ±0,2	3,28 ±0,27	–	6,0 ±0,53
Т₀	60	31	21	21	13
Dd%	109,24 ±16,3	21,94 ±4,15	21,04 ±1,67	19,8 ±3,81	12,2 ±0,84

Обнаружено, что наиболее тесно связаны между собою показатели фонового тонуса с вариабельностью органного кровотока, причем эта связь положительная. В несколько меньшей степени, но также положительная связь обнаруживается между показателями вариабельности и V_Lmax_. Наличие отрицательной корреляционной связи между показателями начального диаметра и фонового тонуса, на наш взгляд, отражает не морфологическую, а функциональную характеристику артерий, именно их тонус. Выявлена наибольшая положительная связь между показателями прироста диаметра и индексом чувствительности по объемной скорости (Р<0,01), V_Lmax и фоновым тонусом, индексами чувствительности по объемной и линейной скоростям потока, приростом диаметра и вариабельностью органного кровотока, начальным диаметром и V_Lmax_., приростом диаметра и V_Lmax_.

Как показано в ряде работ, расширение артерий (при прочих равных условиях) тем больше, чем меньше исходный диаметр сосудов (Мелькумянц, 1989; Смешко, 1979). Наши данные свидетельствуют, что для амплитуды потоковой реактивности решающее значение имеет не малый диаметр как таковой, а высокий исходный тонус сосудов. Для большего поток-зависимого прироста диаметра требуется более высокий тонус при малых значениях объемной скорости потока.

Рис. 4.3.2. Максимальный прирост диаметра артерии при действии антероградного и ретроградного потока (V_Qmax) для интактного (инт.) и деэндотелизованного сосуда (д.э.) (х±Dх, n=4 x 22, p<0,05).

Из рисунка видно, что для всех групп артерий, независимо от вектора потока, увеличение объемной скорости потока приводит к дилатации сосуда. Однако динамика, величина прироста диаметра артерии, значения объемных скоростей потоков, при которых наблюдается максимальная поток - зависимая дилатация сосуда (V_Qmax) варьируют в изучаемых группах артерий и зависят от вектора потока (рис. 4.3.2) и интактности эндотелия. С восстановлением исходной скорости потока, во всех случаях диаметр сосуда возвращался к исходному.

Смена вектора потока на обратный не изменяла стереотипность ответов артерий при увеличении скорости потока, однако, выявила различия в исходных диаметрах сосудов при антероградной и ретроградной перфузии (рис. 4.3.1).

Как следует из выше представленных рисунков, относительный прирост диаметра артерии от объемной скорости потока (dD%-Q) при ретроградном потоке ниже, чем в случае антероградного потока.

Очевидно, что это указывает на возможное изменение чувствительности ЭК артерии к напряжению сдвига и (или), изменение активности ГМ аппарата сосудистой стенки.

Однако, в таком традиционном способе оценки данных не учитывается тот факт, что величина начального диаметра сосуда – D₀, которая, как правило, используется для расчета относительного прироста диаметра dD%/D₀, по своей сути является не стационарной величиной и отражает состояния активности ГМ стенки сосуда.

Исходя из этого, для оценки влияния ретроградного потока мы производили расчет прироста диаметра сосуда в областях субмаксимальных потоков (т.е. при Q_x_®0 ) относительно D₁₀₀, а не D₀ так как в этом случае это более стабильная величина, чем D₀.

Гладкая мускулатура здесь максимально релаксированна, и любое нарастание диаметра лимитируется жестким «скелетоном» (Каро, 1981) стенки сосуда.

Результаты произведенного расчета прироста диаметра сосуда при ретроградном потоке представлены в сравнении с антероградным потоком на рисунке 4.3.3. Как видно из рисунка, для равных по своей величине потоков, ретроградный поток сильнее релаксирует артерию, чем антероградный поток в областях субмаксимальных скоростей потоков.

Для оценки вклада эндотелия в этот процесс была проведена серия опытов с сосудами, эндотелий которых был разрушен по методике описанной выше. Деэндотелизация сосудов как следует из рисунка 4.3.2 предотвращает вазомоторные реакции артерий на изменении величины и вектора потока.

Однако проведенный анализ не учитывает ряда обстоятельств. Из законов гидродинамики известно, что объемная скорость потока в гидродинамической системе – величина зависимая от изменения радиуса сосуда.

Рис. 4.3.3. Прирост диаметра (в процентах) сосуда (D) от величины и вектора потока (Q) (х±Dх, n=4 х 22, при P = const =100 мм рт. ст.). По оси абсцисс – скорость потока; по оси ординат – относительный прирост диаметра артерии (%), вызванный увеличением скорости потока.

Согласно закону Хагена – Пуазейля, формула для объемной скорости кровотока имеет следующий вид ( Джанколи, 1989):

Q = p r ⁴ (D P) / 8 l h

где в формуле: r – радиус сосуда; D P – градиент давления; l – длина участка сосуда; h - вязкость жидкости.

Как известно, стимулом для развития эндотелий зависимых поток – индуцируемых реакций является напряжение сдвига возникающее между пристеночными слоями коаксиально движущейся внутри сосуда жидкости (Shikano et al., 1988), которое определяется соотношением:

t = 4 h V/D

где t - напряжение сдвига; V - линейная скорость кровотока, D - диаметр сосуда. На силы, сдвигающие слои жидкости относительно стенки сосуда, влияет градиент давления, длина сосуда и его радиус (в эксперименте число Re <1500). Для условий проводимого исследования величина давления и длина сосуда являются величинами постоянными, в то время как его радиус, ввиду особенностей морфологии исследуемых артерий различен в исходных группах сосудов, и, кроме того, претерпевает изменения при вариации скоростей потока и его направления.

Поэтому, для унификации исследования и корректности сравнения реактивности артерий при действии потока, был проведен пошаговый расчет мгновенных линейных скоростей потока в соответствии с формулой:

V_L = Q / p r²

Расчетные величины линейной скорости внутрисосудистого потока и относительного прироста диаметра сосуда в четырех группах артерий приведены в таблице 4.3.1.

Таблица 4.3.1

Зависимость прироста диаметра артерии dD%/D₀ (в процентах) и линейной скорости потока (V_L) от величины объемных скоростей потока (Q л/мин) (при P = 100 мм рт.ст.; X_срS_x, n=22)

Сосуд	N П/п	Q х 10^-3 л/мин	Антероградный поток					Ретроградный поток
Сосуд	N П/п	Q х 10^-3 л/мин	D/D₀	Sx	VL м/с	Sx	D/D₀		Sx	VL м/с	Sx	VL_мод м/с
Сонная артерия	1	6	2,0	0,08	0,08	0,005	5,7		0,1	0,05	0,006	0,08
	2	12	4,37	0,91	0,15	0,01	7,5		0,55	0,14	0,01	0,16
	3	18	7,3	0,74	0,20	0,01	9,4		0,80	0,20	0,01	0,24
	4	24	9,01	0,93	0,27	0,01	10,3		0,87	0,27	0,01	0,33
	5	30	10,50	0,90	0,33	0,01	11,0		0,96	0,33	0,01	0,41
	6	36	11,84	0,94	0,35	0,01	12,0		0,96	0,35	0,01	0,5
Брюшная аорта	1	6	0,8	0,05	0,04	0,002	4,0		0,2	0,02	0,002	0,04
	2	12	1,5	0,1	0,08	0,005	5,5		0,4	0,06	0,006	0,09
	3	24	3,2	0,27	0,13	0,01	6,7		0,5	0,13	0,01	0,16
	4	36	5,19	0,39	0,18	0,01	7,8		0,52	0,18	0,01	0,24
	5	48	7,76	0,42	0,24	0,02	9,0		0,6	0,24	0,02	0,33
	6	60	9,58	0,49	0,30	0,02	9,9		0,7	0,29	0,02	0,36
	7	72	10,8	0,63	0,33	0,02	11,0		0,7	0,33	0,02	0,42
Подвздошная артерия	1	6	3,0	0,2	0,08	0,003	10,4		1,2	0,05	0,004	0,06
	2	12	6,34	1,937	0,15	0,01	14,0		0,92	0,12	0,01	0,20
	3	24	11,00	1,217	0,22	0,01	17,0		1,2	0,19	0,01	0,29
	4	36	17,12	1,629	0,28	0,01	20,3		1,6	0,27	0,01	0,40
	5	48	21,15	2,164	0,32	0,02	22,0		2,1	0,32	0,02	0,50
	6	60	24,0	1,876	0,37	0,02	23,6		2,1	0,37	0,02	0,60
Бедренная артерия	1	6	2,5	0,18	0,1	0,006	2,5		0,2	0,11	0,01	0,13
	2	10	7,4	1,841	0,17	0,01	6,0		1,13	0,17	0,01	0,19
	3	14	12,32	1,287	0,22	0,01	12,4		2,39	0,22	0,01	0,28
	4	18	21,10	1,793	0,26	0,01	21,0		3,0	0,26	0,02	0,39
	5	22	26,0	2,406	0,3	0,01	27,7		2,60	0,3	0,02	0,48
	6	26	30,66	2,919	0,33	0,02	30,3		3,0	0,33	0,02	0,58

Линейные скорости потока (V_L), при равных величинах объёмной скорости перфузионного потока, различны в исследуемых группах сосудов и зависимы, согласно приведенной формуле, от квадрата радиуса артерии. Линейная скорость потока имеет не только межгрупповые различия, связанные с морфологическим различием в исходных диаметрах сосудов (D₀) исследуемых групп, но и варьирует в пределах одной группы сосудов, в зависимости от значений вектора внутрисосудистого потока.

Наименьшие линейные скорости потока имеет БрА, далее в порядке возрастания следуют ПА, СА и БА. Увеличение объемной скорости потока в системе при неизменном диаметре сосуда сопровождается, согласно указанному выше уравнению, ростом линейной скорости потока.

Как показал проведенный расчет, способность артерий к активной дилатации в ответ на увеличение линейной скорости потока возрастает в группах артерий по направлению от «центральных» сосудов к «периферическим», т.е. от БрА к БА (табл. 4.3.1) и, следовательно, имеет регионарную зависимость.

Управляемая потоком дилатация артерий, при увеличении объёмной скорости потока, приводит к ограничению линейных скоростей потока в сосуде. Ограничение линейной скорости потока в такой системе не бесконечно и лимитируется пределом дилатации артерии (D₁₀₀) – при которой линейная скорость определяется как V_Lmax. При этом резервные возможности артерии при поток зависимой дилатации исчерпываются.

Превышение значения V_Lmaxприводит к некомпенсированному нарастанию линейной скорости потока в сосуде и неограниченного роста числа Re. На рисунке 4.3.4. представлена зависимость Q / V_L для исследуемых групп сосудов, как отражение способности артерий к ограничению линейных скоростей потока, при возрастании его объёмных скоростей.

4.4 Регионарные особенности регуляции градиента давления в артериальном русле человека

Известные теоретически и экспериментально сведения о гидродинамических и иных процессах, протекающих в отдельных кровеносных сосудах и группах сосудов, в различных органах и экстракорпоральных устройствах, сводятся воедино при построении моделей сердечно-сосудистой системы в целом или ее частей – артериальной и венозной.

Большое количество различных моделей было разработано для того, чтобы достигнуть лучшего понимания характера соотношений между физическими явлениями, происходящими в системе кровообращения, такими, как изменение давления, распространение волн в потоке, и собственными свойствами артерий, такими, как их радиус, толщина стенок, упругость, характер ветвлений, т.е. строением артериального древа как целого. Построено большое количество моделей (Гидродинамика кровообращения, 1971). Однако для всех них без исключения характерно отсутствие звена эндотелий-зависимой поток-индуцируемой регуляции диаметра артерий.

Традиционно сосудистое русло представляют в виде системы ветвящихся трубочек разного диаметра: крупные артерии, подводящие кровь от сердца к органам, мелкие резистивные сосуды, определяющие величину кровотока в каждом органе, капилляры, обеспечивающие обмен между кровью и органами, и венозные сосуды, обеспечивающие возврат крови к сердцу (Фолков, 1976). На подводящих артериях падение давления меняется пропорционально кровотоку, что отражает традиционную точку зрения, согласно которой этот участок сосудистого русла считается практически пассивным. Однако для состояний увеличения кровотока с большой кратностью эта точка зрения приводит к противоречиям. Так, поскольку уже в покое среднее давление в бедренной артерии кошек ниже среднего давления в дуге аорты примерно на 10 % (Kanzov, 1972), то ясно, что считать подводящие сосуды пассивными трубками при более чем десятикратном увеличении кровотока в органе при рабочей гиперемии просто невозможно. Падение давления имеет место в магистральных сосудах (Никольский, 1991), что является лимитирующим фактором интенсификации периферического кровотока. Все сосудистое русло, включая и подводящие артерии, должно адаптироваться при многократном увеличении потребности органа в крови (Никольский, 1991). Исследования последних 20 лет, касающиеся роли эндотелия в регуляции сосудистого тонуса, изменили точку зрения на артерии как на пассивные трубки. Данные о проявлении эндотелий-зависимой поток-индуцируемой регуляции диаметра артериальных сосудов на человеке малочисленны, отрывочны, касаются отдельно взятых сосудов (Мелькумянц, 1982).

Попытки исследовать значение эндотелий-зависимого поток-индуцируемого механизма регуляции артерий имели место (Никольский, 1991). Расчет по данным экспериментов, в которых измеряли увеличение внешнего диаметра крупных, средних и малых артерий, а также артериол в ответ на многократное повышение кровотока, показал, что внутренний радиус этих сосудов увеличивается как раз до такой величины, что разность давления между «входом» и «выходом» из сосуда (падение давления в нем) не должна изменяться (Хаютин, 1996). Существование такого эффекта – стабилизации падения давления – было показано в опытах, в которых измерялась указанная разность давления (Хаютин, 1996). Поскольку определяемая эндотелием стабилизация падения давления присуща как малым артериям, так и артериолам, естественно ожидать, что такое их свойство каким-то образом проявляется и в реакциях на рост кровотока артериальной системы, будь то русло отдельных органов или все это русло (Хаютин, 1996). Однако, данные, касающиеся стабилизации падения давления были получены на изолированных артериях (Хаютин, 1996). Вопрос о том, в какой мере эффект стабилизации давления принадлежит отдельным артериям, и как он распределяется по трассе аорта – артериолы остается открытым.

Целью настоящего раздела работы явилось восстановление гипотетической кривой градиента давления вдоль сосудистого русла, используя современные возможности математического моделирования. В задачи работы входило изучение количественных характеристик артериальных сосудов на трассе от аорты до мелких артерий, используя для этого модель артериального древа человека с распределенными параметрами Ноодерграфа (Вестергоф, 1971), где детально представлены геометрические и биомеханические свойства сосудистого русла человека.

4.4.1 Конструкция модели

Большое количество различных моделей было разработано для того, чтобы достигнуть лучшего понимания характера соотношений между физическими явлениями, происходящими в артериальном русле человеческого организма, такими как изменение давления, распространение волн в потоке, и собственными свойствами артерий, такими как их радиус, толщина стенок, упругость, характер ветвлений, т.е. строением артериального древа как целого. Эти модели могут быть разделены на два класса:

а) математические модели - от очень простых, которые можно изучить с помощью только карандаша и бумаги, до очень сложных, требующих применения ЭВМ;

б) физические модели, использующие гидродинамические или электрические аналоги.

В некоторых моделях обоих классов основное внимание обращается на свойства артериального русла преобразовывать входное прерывистое течение в более равномерное течение. Простейшей из таких моделей служит модель "упругой камеры", в которой предполагается, что все флуктуации давления в артериях происходят синхронно. Эта модель, первоначально предложенная для определения ударного объема, модифицировалась много раз и недавно нашла свое применение при моделировании замкнутой сосудистой системы. Входной импеданс артериального древа человека в целом может быть достаточно хорошо описан моделью упругой камеры. Однако для исследования детального поведения самой артериальной системы упругая камера не пригодна, так как она не описывает распространения волн. Существенный недостаток модели упругой камеры, заключающийся в неспособности описать главное явление в артериальном древе, привел к построению других моделей, в которых основное внимание уделялось трансмиссионным явлениям. Эти модели, также принадлежащие обоим классам, вначале были очень просты и состояли из однородных трубок с отражением на наружных концах. В своей основе модель упругой камеры и модель упругой трубки считались взаимно исключающими.

Модель артериального древа человека с распределенными свойствами была разработана и сконструирована Ноордерграафом и соавторами. В этой модели была использована пассивная электрическая аналогия, основанная на сходстве между уравнениями, описывающими распространение тока вдоль трансмиссионной линии, с одной стороны, и упрощенными уравнениями движения крови для течения в коротком сегменте – с другой. Первоначальный аналог имитировал отдельно 113 сегментов артерий, каждый длиной около 5 см. Каждый сегмент состоял из сопротивления и индуктивности, соединенных последовательно и представляющих вязкие и инерционные свойства потока крови соответственно (продольный импеданс Z1), и простого конденсатора, имитировавшего поведение стенки (трансверсальный импеданс Z1).

Все сегменты соединялись друг с другом в соответствии с артериальным древом человека. Поведение этой модели соответствовало реальности в той мере, что оно демонстрировало большинство из известных характерных особенностей входного импеданса, скорости пульсовой волны и амплитуды пульсаций давления, когда последние распространяются по артериям. Она считается основным прототипом и описана здесь довольно подробно вместе с результатами первоначального сравнения со скудными данными о свойствах реальной системы, имевшимися в то время.

Настоящая работа касается конструкции и оценки электрической модели, для которой в качестве исходной взята модель Ноордерграафа (рис. 4.4.1).

Рис. 4.4.1 Схема электрической модели артериального древа человека. Объяснение номеров сегментов, названий артерий и числовых данных дано в таблице 4.4.1.

Таблица 4.4.1

Числовые данные для сегментов, изображенных на рисунке 4.4.1

Сегмент	Название артерии	l, см	r, см	r_max, см	R, г * см^-4* с^-1	R_max, г * см^-4* с^-1	Q мл/мин	Q_max мл/мин	P мм рт. ст.	P_max мм рт. ст., пассивный сосуд	P_max мм рт. ст., вазодилатация
4A	Aorta thoracalis	5.2	0.999	1,099	0.397	0.272	3002	15010	99.98	99.92	99.94
4B	Aorta thoracalis	5.2	0.675	0,742	1.62	1.307	3002	15010	99.92	99.62	99.70
4C	Aorta thoracalis	5.2	0.645	0,709	2.31	1.568	3002	15010	99.83	99.18	99.40
5A	Aorta abdominalis	5.3	0.61	0,671	2.88	1.998	1770	8850	99.77	98.86	99.18
5B	Aorta abdominalis	5.3	0.58	0,638	3.58	2.444	1770	8850	99.69	98.47	98.91
5C	Aorta abdominalis	5.3	0.548	0,603	4.52	3.068	1770	8850	99.59	97.97	98.57
6A	A. iliaca communis	5.8	0.368	0,405	24.4	16.51	200	4000	99.53	96.75	97.75
7A	A. iliaca externa	5.8	0.29	0,319	62.8	42.81	200	4000	99.37	93.61	95.61
7B	A. iliaca externa	2.5	0.29	0,319	27	18.45	200	4000	99.30	92.26	94.68
9A	A. femoralis	6.1	0.27	0,405	87.6	17.33	200	4000	99.08	87.88	93.82
9B	A. femoralis	6.1	0.259	0,388	104	20.46	100	2000	98.95	85.27	93.30
9C	A. femoralis	6.1	0.249	0,373	123	23.95	100	2000	98.80	82.20	92.71
9D	A. femoralis	6.1	0.238	0,357	146	28.70	100	2000	98.62	78.55	91.99
9E	A. femoralis	7.1	0.225	0,337	210	41.82	100	2000	98.36	73.30	90.94
10A	A. poplitea	6.3	0.213	0,319	232	46.21	100	2000	98.07	67.50	89.79
10B	A. poplitea	6.3	0.202	0,303	292	57.12	100	2000	97.60	58.17	88.36
10C	A. poplitea	6.3	0.19	0,285	373	72.98	100	2000	96.74	40.89	86.53
11A	A. tibialis posterior	6.7	0.247	0,370	138	27.17	73	1460	96.61	38.37	86.04
11B	A. tibialis posterior	6.7	0.219	0,328	223	43.97	73	1460	96.41	34.30	85.23
11C	A. tibialis posterior	6.7	0.192	0,288	377	74.44	73	1460	96.06	27.42	83.88
11D	A. tibialis posterior	6.7	0.165	0,247	691	136.5	73	1460	95.43	14.80	81.38
11E	A. tibialis posterior	5.3	0.141	0,211	1020	202.4	73	1460	94.50	0	77.69
28А	Артериолы	0.15	0.0025	0.0037	409421		73	1460	30	0
29А	Капилляры	0.06	0.0003	0.0003	15423		73	1460	16	0

Предполагалось, что каждая артерия имеет цилиндрическую форму с круговым поперечным сечением, течение ламинарно и осесимметрично, длина волны велика по сравнению с радиусом артерии и относительное изменение радиуса вследствие распространения волны давления мало по сравнению с самим радиусом. Все артерии были закреплены в продольном направлении (т.е. невозможны никакие движения стенки сосуда в этом направлении), входные эффекты и особенности течения в окрестностях разветвления не учитывались.

Радиусы, которые были затабулированы Ноордерграафом при конструировании исходной модели, относились к субъекту роста 175 см и веса 75 кг.

Определение значений периферических сопротивлений в модели (представляющих совокупность артерий с радиусами, в основном меньше 0,15 см) обсуждалось выше. Таблица значений дана Н. Вестергрофом (1971).

Значения толщины стенки опубликованы Ноордерграафом (Вестергоф, 1971). Эти данные представлены в виде графика зависимости толщины стенки от радиуса, полученной в результате измерения многих образцов с различными радиусами. Следует заметить, что толщина стенки составляет примерно 10 % внутреннего радиуса крупных сосудов и 25 % - для мелких сосудов. Общая длина моделируемых артерий составляет 720 см. Полагалось, что вязкость крови равна 3 х 10 спуаз и плотность крови составляет 1,05 г/см .

Существенным недостатком этой модели является отсутствие звена эндотелий-зависимой поток-индуцируемой регуляции артерий. Построение модели с учетом поток-зависимой регуляции диаметра артерий кровеносной системы человека, детальная разработка параметров объемного кровотока в норме и при максимальной нагрузке посредством математических вычислений дают возможность получить градиенты давления на каждом сегменте артериального русла при неинвазивном исследовании. Модель Ноодерграфа уточнена и дополнена сегментами, включающими такие сосудистые секции, как артериолы (28 А) и капилляры (29 А). Роль эндотелий-зависимой поток-индуцируемой регуляции диаметра артериальных сосудов исследовалась на участке 4А – 29 А модели.

Различные радиусы, длины и подробные данные о модуле упругости Юнга вместе с другой информацией, касающейся артериальных сегментов, представленных в модели, приводятся в табл. 1.

4.4.2 Параметры объемного кровотока

Сердце в организме человека средней массы в состоянии покоя перегоняет приблизительно 5 л крови в минуту. Измерения регионарного кровотока в покое показали, что головной мозг получает 14 %, сердце 3,5 – 5 %, желудочно-кишечный тракт 23 %, почки 22 %, мышцы 18 %, кожа 4 %, остальное (кости, жировая ткань, соединительная ткань и т.п.) – 14 % от общего минутного объема (Фолков, 1976).

Исходя из потребностей каждого региона в количестве кровотока, рассчитывалась объемная скорость потока крови на отдельных участках модели артериального древа человека. Учитывая вклад таких регионов, как сердце, головной мозг, верхние конечности объемная скорость кровотока в сегменте 4А составила 3,02 л в минуту (5 л – 0,8 л (голова, головной мозг 14 % + кости головы, соединительная ткань и т.п.), – 0,18 л (коронарный кровоток), – 1 л (верхние конечности). После распределения кровотока в артерии желудочно-кишечного тракта скорость в сегменте 5А составила 1,77 л/мин.

С учетом почечного кровотока объемная скорость в сегменте 5В равна 0,52 л/мин. Arteria mesenterica inf. (сегмент 25ВА) забирает 0,12 л/мин. Таким образом, после бифуркации аорты скорость в подвздошных артериях составила 0,2 л/мин (участок 6А – 9А). После ответвления arteria profundus (сегменты 8А, 8В) от arteria femoralis скорость кровотока составила 0,1 л/мин (сегменты 9В – 10С). После разветвления arteria poplitea (10С) на arteria tibialis posterior (11А – 11Е) и arteria tibialis anterior (12А – 12Е) кровоток в arteria tibialis posterior (11А – 11Е) составил 0,073 л/мин.

Рис. 5.1.4. Зависимость дифференциального модуля упругости (E) стенки артерии от величины давления (пульсовое давление 30 мм рт.ст., n=16, х±Dх). На рисунке:____ линия соответствует фазе анакроты пульсовой кривой; ----- линия соответствует фазе катакроты пульсовой кривой.

Восходящая ветвь петли гистерезиса, в этом диапазоне давлений, определяется свойствами активной гладкой мускулатуры стенки артерии, а нисходящая ветвь – пассивной мускулатурой и эластином.

В диапазоне давлений 125-150 мм рт.ст. модуль упругости артериальной стенки изменяется от 3,40,3 до 4,5 0,8 x 10⁶ Н/м²в фазу анакроты, и от 13,60,6 до 1,4 0,14 x 10⁶ Н/м² в фазу катакроты. В этом диапазоне давлений как восходящая, так и нисходящая ветви петли гистерезиса определяются работой мышечно-коллагенового компонента стенки артерии.

При исходном давлении более 150 мм рт.ст. (интервал 155-180) Е артериальной стенки не имеет различий для фаз катакроты и анакроты осцилляторного цикла давления и Е изменяется от 3,50,15 до 4,3 0,25 x 10⁶ Н/м²в фазу анакроты, и от 4,30,25 до 3,4 0,09 x 10⁶ Н/м² в фазу катакроты, что указывает на преимущественную работу «жесткого скелетона» стенки артерии. Пульсовые колебания давления, здесь очевидно, не имеют решающего значения в модуляции биомеханических свойств.

На основании проведенного исследования можно заключить, что участие компонентов сосудистой стенки в процесс противостояния динамическому растяжению не однотипно.

Пульсовая модуляция стенки артерии в диапазоне пульсовых давлений, соответствующих физиологическим значениям, способна оказывать влияние на активность сократительного аппарата артерий и модулировать его состояние.

Стенка артерии тонизируется пульсовой волной при нагрузки сосуда давлением (анакрота) и расслабляется при её разгрузке (катакрота). Модуль упругости стенки артерии в ходе пульсовой волны давления варьирует соответственно её фазам и величине начального, преднагрузочного давления.

Активная пульсовая модуляция тонической активности стенки артерии наблюдается в диапазоне давлений соответствующих диапазонам функциональной активности мышечно-эластического компонента стенки артерии.

5.2 Вазомоторная активность артерий в ходе сердечного цикла

Исследования взаимоотношений диаметра сосуда и внутрисосудистого давления в ходе сердечного цикла имеет давнюю историю. Имеющиеся сведения по выше - обозначенной проблеме противоречивы: Barnet и соавт. (1961) произвели одновременную запись диаметра аорты и артериального давления у собаки в ходе сердечного цикла.

В последствии Каро и соавт. (1981) на основе исследования Barnet и соавт. (1961) констатируют – « … движение стенки артерии (авт. в ходе сердечного цикла) происходят практически в фазе с изменениями давления … стенка ведет себя как чисто упругий материал, почти не проявляя гистерезиса». В тоже время Busse и соавт. (1979) произведя запись изменения внешнего диаметра общей сонной артерии в ходе сердечного цикла, приходят к выводу о существовании феномена гистерезиса для кривых зависимости диаметр – давление в ходе сердечного цикла, выраженность которого зависит от величины пульсового давления. Остается неясной и роль эндотелия в этом процессе. Общепринятой считается точка зрения, что потоковый контур регуляции обеспечивает долговременную адаптацию диаметра артерии к необходимой региону величине кровотока.

Поэтому, для решения выше обозначенной проблемы и выяснения роли эндотелия в этом процессе, было проведено изучение взаимоотношений внешнего диаметра артерии и давления в ходе сердечного цикла.

Поцикловые изменение давления и внешнего диаметра сосуда в условиях сердечного цикла зарегистрированы на сонной артерии кролика (arteria carotis communis sinistra) в условиях острого опыта под кетаминовым наркозом (схема экспериментальной установки и описание методики приведены в гл. II). На рисунке 5.2.1 представлены индивидуальные пульсовые кривые изменения давления и диаметра. Как видно из рисунка, синхронность хода кривых диаметра и давления варьирует, различаясь в фазы анакроты и катакроты пульсовой волны.

а) б)

Рис. 5.2.1. Изменения диаметра (D_мм) общей сонной артерии кролика и давления ( P мм рт. ст.) в течении одного сердечного цикла (скорость записи 25 мм/сек). На рисунке:1. а) Интактный сосуд б) Деэндотелизованный сосуд; 2. Соотношение кривых диаметра и давления

(обозначения как в пункте 1).

В фазу анакроты пульсовой волны форма кривой диаметра близко соответствует пульсовой кривой давления. Для фазы катакроты, на преддикротическом участке - характерно некоторое отставание изменения кривой диаметра сосуда от изменения кривой давления, а на постдикротическом участке исследуемых кривых, форма кривой диаметра близко соответствует форме пульсовой кривой давления.

Для изучения полученных закономерностей был проведен количественный, по цикловой, расчет величин диаметра и давления, полученных в ходе сердечного цикла.

На основании полученных величин, с целью анализа упруго-вязких свойств стенки артерии, строился график зависимости диаметра артерии от прикладываемой динамической нагрузки, роль которой in vivo выполняло артериальное давление (рис. 5.2.2.).

а) б)

Рис. 5.2.2. Изменение диаметра общей сонной артерии кролика и давления в течение одного сердечного цикла (при ЧСС = 115 уд/мин; а) интактный сосуд; б) деэндотелизованный сосуд). На рисунке применены условные обозначения:

….. линия соответствует фазе катакроты пульсовой кривой;

____ линия соответствует фазе анакроты пульсовой кривой.

Как следует из рисунка, изменение диаметра стенки артериального сосуда различно для фаз анакроты (или нагрузки стенки сосуда давлением) и катакроты (или разгрузки стенки сосуда давлением) – что проявляется в виде феномена гистерезиса.

При этом ветвь разгружения кривой D-P располагается выше, чем ветвь нагружения для аналогичных точек давления.

Из литературных источников известно, что стенка сосуда не регидна по отношению к действующим на неё статическим нагрузкам, она отвечает на них изменением своих вязко-упругих свойств, проявляясь такими явлениями как ползучесть и релаксация напряжения (Каро, 1981).

Феноменология гистерезиса кривых диаметра для фаз нагрузки – разгрузки сосуда давлением обусловлена изменением упруго-вязких свойств сосудистой стенки, которые в свою очередь определяются деятельностью комплекса компонентов стенки сосуда – гладкой мускулатуры, эластина и коллагена (Каро, 1981).

Эластин и коллаген являются пассивными компонентами стенки, их деятельность по ограничению растяжения артерии ограничена и носила бы постоянный однотипный характер, не обеспечивая рассмотренных особенностей перестройки свойств стенки сосуда.

Быстрая перестройка механических свойств стенки артерии, за период одного сердечного цикла, очевидно связана с работой функционально - лабильного компонента стенки – гладкой мускулатуры.

Известно, что гладкая мускулатура за счет изменения своей активности, способна значительно влиять на процесс, противостоящий растяжению, что проявляется изменением биомеханических характеристик сосуда.

Однако, выраженность активности гладкой мускулатуры находится под влиянием ряда факторов, в том числе и механогенных, которые, как указывалось выше, способны модулировать активное состояние гладкой мускулатуры, действуя как непосредственно на неё, так и через систему эндотелия.

Поэтому, для исследования вклада эндотелия в этот процесс была проведена серия опытов с сосудами, эндотелий которых был разрушен по описанной выше методике.

О разрушении эндотелия судили по отсутствию поток – зависимой дилатации у деэндотелизованного сосуда в специально проводимых для этого тестах. На рис. 5.2.1 (б) представлены поцикловые кривые изменения давления и диаметра сосуда лишенного эндотелия, зарегистрированные в ходе сердечного цикла. Как видно из рисунка, деэндотелизация сопровождается снижением его диаметра и, следовательно, тонизацией сосуда. Сопоставление пульсовых кривых диаметра и давления для интактного и деэндотелизованного сосуда (рис. 5.2.2.) выявляет качественное изменение формы пульсовой кривой диаметра и, следовательно, её зависимость от целостности эндотелиального слоя.

Рис. 5.2.3. На рисунке: 1. Изменение диаметра (относительно единицы) общей сонной артерии кролика и давления в течении одного сердечного цикла (n=16, x ± Sx): (а) интактный сосуд; б) деэндотелизованный сосуд). 2.Зависимость модуля упругости (Е) от давления (Р) для стенки сонной артерии кролика в ходе сердечного цикла в случае сосуда с интактным эндотелием

(n=16, x ± Sx) (в) и деэндотелизованного сосуда (г) ( n=8, x ± Sx).

Зависимость диаметр – давление для интактного и деэндотелизованных сосудов представлена на рисунке 5.2.3. Из вышеприведенного рисунка видно, что кривые диаметр – давление для стенки интактного и деэндотелизованного сосудов демонстрируют феномен гистерезиса, проявление которого различно в исследуемых случаях. Вариативной частью исследуемых кривых, зависимой от целостности эндотелия, как следует из рисунка, является участок кривой, соответствующий фазе катакроты пульсовой волны – ветвь разгружения петли гистерезиса.

При этом форма кривой нагружения остается инвариантной к наличию эндотелия. Подобное изменение диаметра сосуда при действии на его стенку давления свидетельствует об изменении упруго-вязких свойств сосудистой стенки при её деэндотелизации.

Диаметр сосуда при деэндотелизации в пределах рассматриваемых условий, не претерпевает существенных количественных изменений. Однако относительный прирост диаметра сосуда DD/D₀ подвержен изменению, что на рисунке определяет угол наклона кривой D-P по отношению к его осям. Изменение активности гладкой мускулатуры связано с эффектом релаксирующего действия эндотелия на гладкую мускулатуру сосуда (например, посредством ЭРФ), возникающего в ответ на прикладываемое к эндотелию сосуда напряжения сдвига, возникающего между движущимися слоями пульсирующего внутрисосудистого потока.

Для оценки релаксационных явлений проводился расчет площадей петель гистерезиса зависимости диаметр-давление. Как следует из полученных данных, удаление эндотелия сопровождается уменьшением площади петли гистерезиса от 2,04±0,12 см² до 0,5±0,08 см² (p<0,05). Относительный прирост диаметра артерии при изменении внутрисосудистого давления и потока больше в случае деэндотелизованного сосуда, чем интактного.

Прирост диаметра сосуда, зависит от ряда факторов, в том числе и от степени изначальной тонизации его активного компонента, и чем она больше, тем меньше исходный диаметр сосуда и, соответственно, тем больше его резерв для прироста. Отсюда следует, что деэндотелизация артерии способствует тонизации её гладкой мускулатуры, а интактный эндотелий способствует её релаксации. Это подтверждает предположение, высказанное Trescases и соавт. (1998) – деэндотелизация артерий вызывает не только снижение поток – зависимых дилататорных ответов, но и вызывает поток – зависимое сокращение для артерий с малым и средним уровнем миогенного тонуса.

Для дальнейшего анализа и детальной оценки состояния активности гладкомышечного аппарата сосуда, оценки вклада и участия других компонентов стенки в процесс противостояния действующему на сосуд динамического растяжения, необходимо оценить механические характеристики стенки артерии.

5.3. Биомеханические свойства артериальной стенки в ходе

сердечного цикла.

Расчет модуля упругости артериальной стенки для 16 сосудов показал, что зависимость E от давления в ходе сердечного цикла, в диапазоне от 1052,5 до 631,9 мм рт.ст. не линейна (рис.5.2.3).

Во всех исследуемых случаях зависимость Е-P в цикле нагрузки-разгрузки сосуда давлением в ходе сердечного цикла демонстрирует сложный не линейный характер, а именно - выраженную в той или иной мере геометрическую форму в виде «восьмерки». Модуль упругости интактной сосудистой стенки (Е) для сонной артерии в ходе сердечного цикла изменяется от 2,50,16 x 10⁶ Н/м² (систола) до 3,00,2 x 10⁵ Н/м²(диастола). Как видно из рисунка 5.2.3, модуль упругости интактного сосуда минимален в начале фазы анакроты пульсовой кривой и достигает максимума в начале фазы катакроты.

По мере снижения артериального давления в сосуде (фаза катакроты), Е стенки снижается, достигая более низких значений давления и Е в фазу анакроты пульсовой волны. При появлении дикротического зубца на пульсовой кривой давления – участке физиологического ретроградного тока, модуль упругости вновь повышается, превосходя по своим значениям аналогичные точки участка кривой соответствующей анакроте. В постдикротической части пульсовой кривой модуль упругости стенки сосуда вновь снижается, достигая значения 3,0 0,2 x 10⁵ Н/м². К концу диастолы модуль упругости стенки сосуда несколько повышается, достигая начальных значений Е в систолический период (фаза катакроты).

Модуль упругости стенки деэндотелизованного сосуда ниже, чем интактного и в процессе сердечного цикла изменяется от 1,0 0,07 x 10⁵Н/м² (систола) до 0,70,05 x 10⁵ Н/м²(диастола).

Тенденция изменения модуля упругости стенки деэндотелизованного сосуда в ходе пульсовой волны давления однотипна, и не претерпевает значительных изменений в ходе цикла – лишь незначительно различаясь по абсолютным величинам модуля упругости при нагружении – разгружении сосуда давлением. Модуль упругости в начале фазы катакроты несколько снижается, по сравнению со значениями Е, соответствующим ветви нагружения (фаза анакроты).

На основании проведенного исследования, можно заключить, что активность гладких мышц артериальной стенки вариантна по отношению к фазам пульсовой волны и зависит от интактности эндотелия.

В литературе существует проблема описания асимметричного поведения артериальной стенки в цикле увеличения-уменьшения нагрузки (Remington, 1963). Существующая в литературе точка зрения на этот вопрос предполагает, что восходящая ветвь петли гистерезиса определяется действием ГМ, а нисходящая ветвь определяется пассивными элементами сосудистой стенки (Goto et al., 1966).

Проведенное изучение механических свойств сосудистой стенки в диапазоне давлений от 631,9 до 1052,5 мм рт.ст., позволяет говорить о том, что восходящая ветвь (анакрота) петли гистерезиса кривой диаметр-давление, в данном диапазоне осцилляций давлений, определяется функционированием активной гладкой мускулатурой и эластина, а нисходящая ветвь (катакрота) – главным образом, пассивными элементами сосудистой стенки и пассивной гладкой мускулатурой – в начале катакроты, с её активацией в областях диастолических давлений в конце цикла.

В цикле нагрузки – разгрузки сосуда давлением имеет место явление гистерезиса кривой диаметр сосуда – давление. Изменение модуля упругости сосудистой стенки деэндотелизованного сосуда не выявило достоверных различий (P>0,05) в его величине в фазу нагружения и разгружения сосуда давлением, указывая на активность гладкомышечного аппарата сосудистой стенки в течение всего осцилляторного цикла. Активность гладкомышечного аппарата сосудистой стенки в данном диапазоне давлений, как указывалось выше, зависит от целостности эндотелия, фазы пульсовой волны, а наиболее вариативным участком кривой D-P, зависимым от целостности эндотелия, является ветвь разгружения петли гистерезиса – участок пульсовой кривой от начала катакроты до её дикротического зубца – т.е. участок кривой, где происходит быстрый спад давления и наблюдается фазовый обратный ток крови (ретроградный поток) (Б. Фолков и соавт., 1976).

Таким образом, эндотелий способен модулировать активное состояние гладкой мускулатуры сосуда, соответственно фазам пульсовой волны давления.

Такое явление может быть объяснено, с позиций взаимоотношений расхода крови и величины давления в ходе сердечного цикла. Давление и расход крови в начале систолы растут одновременно лишь до определенного предела, достигнув которого нарушается их синфазность, скорость кровотока при этом снижается быстрее, чем величина давления, что связывают с появлением отраженных компонентов волны давления (Каро, 1981).

Для физиологической интерпретации полученных нами результатов и оценки роли эндотелия в исследуемом процессе, было проведено исследование изменения потоковых характеристик в системе на математической модели, в основе которой был положен закон Хагена – Пуазейля. Целью исследования было на основании полученных в эксперименте данных, изучить влияние эндотелия, опосредованное активностью гладких мышц, на трансформацию величины скорости потока в ходе сердечного цикла. При планировании эксперимента делались следующие допущения: использовалось малое количество точек в исследуемых пульсовых кривых диаметра и давления; для расчета были использованы средние величины диаметра сосудов и давлений, полученных в вышеизложенном эксперименте; расчет объёмной скорости потока проводился согласно закона Хагена – Пуазейля, в пределах допустимости его применения; расчетные величины потока, давления для удобства их сравнения, приведены относительно единицы. Моделирование процесса проводилось в трех вариантах – первый (опыт 1) – интактный сосуд (ин.); второй (опыт 2) – деэндотелизованный сосуд (д.э.); третий (контроль) – жесткая трубка (ж.т.) - т.е. сосуд с неизменным при росте давления и потока диаметром, равном максимальному (т.е. систолическому) диаметру интактного сосуда. Полученные в результате расчетов кривые представлены на рис. 5.3.1.

Рис. 5.3.1. Относительный прирост объемной скорости кровотока в сосуде в ходе сердечного цикла (значения потока приведены относительно единицы). Данные математического моделирования.

Как следует из закона Хагена – Пуазейля, величина объёмной скорости потока зависит от радиуса сосуда и градиента давления. Поэтому крутизна прироста (спада) кривой потока будет зависеть от изменения диаметра (радиуса) сосуда, так как величина давления для каждого из трех рассматриваемых случаев, в аналогичных точках пульсовой кривой постоянна. На рисунке видно, что наибольшая крутизна, как нарастания, так и спада величины кровотока у жесткой трубки. Прирост величины кровотока здесь линейный, максимум его значений наступает в систолический пик пульсовой кривой, а скорость снижения кровотока – в катакроту у такого сосуда не отличается от таковой в период анакроты. Форма кривой объёмная скорость потока – давление (Q-P) для реальных сосудов отлична от аналогичной кривой для жесткой трубки. Прирост кровотока в сегменте сосуда, как следует из проведенных расчетов нелинейный. Как известно, крутизна нарастания скорости потока в системе зависит от диаметра сосуда и величины давления. Нелинейность прироста кровотока в системе для реального сосуда, как было показано выше, зависит от активности его гладкомышечного аппарата, определяющего его диаметр и гидродинамические свойства. В период анакроты кривые зависимости Q-P у интактного и деэндотелизованного сосудов совпадают, а крутизна спада кривой в период катакроты варьирует, и зависит от присутствия (и соответственно функциональной активности) эндотелия. Скорость снижения кровотока в период катакроты у деэндотелизованного сосуда больше, чем в период анакроты, а у интактного сосуда эти соотношения обратные. Активность гладких мышц артерий инвариантна к целостности эндотелия в фазу анакроты пульсовой волны и биомеханические свойства стенки в эту фазу всецело определяется их свойствами. С ростом давления модуль упругости стенки артерии мало изменчив, что указывает на активную реакцию со стороны гладких мышц, которые ограничивают прирост диаметра сосуда в эту фазу. В тоже время, пропорциональная приросту давления, тонизация гладкой мускулатуры сосуда – рост давления при относительно неизменном диаметре, способствует быстрому и плавному нарастанию скорости кровотока в гидродинамической системе (организме), тем самым оптимизируется проводниковая (или магистральная) функция артерий. Однако, тонизация гладких мышц сосуда давлением не обеспечивает их «функции котла» (по Фолков, 1976) и не способствует плавному снижению кровотока в период катакроты, когда снижается давление. Увеличение линейной скорости потока в сосуде способствует выделению ЭРФ эндотелиоцитами стенки, что приводит к локальной дилатации и ограничению дальнейшего роста линейной скорости потока в системе. Скорость снижения кровотока у деэндотелизованного сосуда, превышает скорость кровотока в период анакроты (рис. 5.3.1). Быстрое снижение кровотока в период катакроты, происходящее со снижением давления, не может не сказаться на КПД функций артерий как магистралей, и соответствующей эффективности доставки крови на периферию циркуляторного русла. Оптимизация потоковой функции в системе кровообращения - это проблема взаимоотношений её двух функциональных компонентов – сердца и капилляров, демпфирующим звеном между которыми выступают артериальные сосуды. В систолу аорта и её крупные ветви - магистральные артерии осуществляют взаимодействие по типу сердце – сосуды, принимая систолическую порцию крови и продвигая её на периферию сосудистого бассейна. В диастолу, подобные отношения можно обозначить как аорта – капилляры, здесь обеспечивается равномерная отдача порции крови на периферию циркуляторного русла с поддержанием градиента давления.

Эти два различные во времени процесса, как было показано в проведенном исследовании, имеют различное биомеханическое обеспечение, модернизирующее их геометрические параметры – активная гладкая мускулатура, работающая в систолу и пассивные элементы стенки функционирующие в диастолу. Подобная особенность биомеханики не обусловлена регуляторной деятельностью вегетативной нервной системой и является ауторегуляторной. Как известно, систолическая порция крови устремляется на периферию циркуляторной системы за счет энергии сердечного выброса и градиента давления, возникающего между её артериальным и венозным бассейнами. Быстрое проведение порции крови по сосудам, как следует из закона Хагена-Пуазейля, возможно в том случае, если диаметр сосудов будет адекватен её объему. Как указывалось выше, в систолу артерии выполняют проводниковую (магистральную) функцию, т.е. их основная роль заключается в поддержании кинетической энергии сообщенной систолической порции крови сердцем, и проведении её на периферию, что достигается и за счет функциональной активностью ГМ аппарата артерий в период анакроты. В систолу стенка артерии жестче, менее податлива и менее растяжима, чем в диастолу. Подобное изменение биомеханических свойств увеличивает систолическую нагрузку на сердце и препятствует выполнению артерией «емкостной» функцию (по Б. Фолков и соавт., 1976). Но оно тем самым, предотвращает динамическое депонированию крови в начальных, самых эластичных участках артериальной системы и увеличивает линейную скорость кровотока в ней, что обеспечивает перемещение порций крови на большее расстояние. С другой стороны, кровоток в циркуляторной системе обеспечивается не только в период систолы сердца, а главным образом в диастолу. Запас кинетической энергии для осуществления этой функции, в период «покоя сердца», могут обеспечить лишь сосуды, обладающими свойствами эластического элемента – сосуды «котла» (по Фолков и соавт., 1976). В диастолу ГМ не препятствует проявлению эластических качеств артериальной стенкой, что реализуется в том числе, и посредством эндотелий - зависимой релаксации ГМ, которая происходит в период анакроты. Запасенная в период систолы сердца энергия эффективно используется в диастолу на поддержание непрерывности диастолического кровотока. Очевидно, что этим не исчерпывается роль ЭЗПИР в регуляции тонуса магистральных артерий. Очевидно, подобного рода регуляция тонуса ГМ ограничивает систолический пик линейной скорости потока и служит «калибром», по которому формируется эласто-коллагеновый скелетон эластических артерий. «Потоковое управление» ГМ магистральных артерий оптимизирует параметры линейного кровотока и систолического давления, при «заданных» величинах объемного кровотока и диаметра артерии. Диастолическое давление этой системой не регулируется - оно определяется ПСС и ЧСС.

Заключение

Исследование ауторегуляторных реакций артерий сопряжено с определенными трудностями, обусловленными как характером самого объекта исследования, так и используемых при этом методов и приемов, чем возможно и объясняются разночтения в интерпретации полученных разными авторами результатов. Наши данные были получены в условиях строгой гемодинамической изоляции исследуемого сосуда. Принципиальное отличие данных нашего исследования от материалов, полученных в лабораториях разных исследователей, состоит в том, что в них показана возможность проявления магистральными артериями функционально - анизотропных свойств, зависящих от топического положения самого объекта исследования в циркуляторной системе организма, так и от величины, характера, сочетанности и векторной направленности действующих механогенных факторов. Накопленные к настоящему времени данные, а также результаты наших исследований позволяют обозначить контуры общего принципа реализации местных вазомоторных реакций, имеющих место в живом организме, а также определить роль того или иного компонента единой в анатомическом и функциональном плане системы.

Магистральные артерии являясь транспортным (проводящим) для крови и одновременно демпфирующим звеном между сердцем и органными капиллярами, не являются сугубо пассивными, как представлялось ранее, («эластическим», «резервуарным» по Фолков, и соавт., 1976 ) компонентами циркуляторной системы, они способны активно влиять на гемодинамические процессы происходящие в ней. Стенка артерий, как было показано в эксперименте, не индифферентна к действующим на неё механическим воздействиям, возникающим при движении крови, она ауторегуляторна и способна активно реагировать на них и трансформировать их амплитудно-частотные характеристики, за счет изменения своих гидродинамических (точнее гемодинамических) и механических свойств, направленных на оптимизацию как системного, так и периферического кровотока.

Как было показано в нашей работе, динамическое растяжение крупных артерий давлением и потоком в ходе сердечного цикла порождает активные, не связанные с деятельностью вегетативной нервной системы, процессы происходящие в их стенке. Повышение тонуса артерий, происходящее с ростом трансмурального давления, в начале систолы (анакрота), уменьшает объём крови, продвигаемой на периферию, но увеличивает линейные скорости в системе. Это обеспечивает быструю доставку порции крови на периферию, и наоборот снижение тонизации артерии в диастолу (катакрота) (за счет накопленной энергии в систолу, опосредованной действием ЭРФ) способствует выполнению «емкостной» функции артериями «котла» (прежде всего аорты) и стабилизации кровотока в диастолу, к концу которой тоническая активность гладких мышц артерий вновь повышается. Подобные свойства артерий зависят от условий гемодинамики (т.е. биомеханического «фона», на котором они развиваются, действия БАВ и т.п.) и, главным образом, от величины осцилляторного давления, и нивелируются при его значениях, превышающих средне – физиологические величины.

Магистральные артерии реагируют не только на изменение величины трансмурального давления, но и на величину кровотока того или иного органного региона. В нашем исследовании было показано, что способность артерий к дилатации в ответ на увеличение скорости, протекающей по ним крови, неоднородна в пределах артериального дерева. Амплитуда потоковой реактивности артерий имеет регионарные вариации и имеет векторную зависимость. Наибольшая чувствительность к антероградному потоку свойственна периферическим отделам магистральных сосудов, в то время как наибольшей чувствительностью к ретроградному потоку обладают «центральные» сосуды циркуляторного русла. На наш взгляд, подобного рода векторная чувствительность сосудов, очевидно способствует ограничению ретроградного потока в системе, не выгодного с точки зрения гемодинамики для функционирования сердца. С теоретической точки зрения представляет интерес и то, что описанные в работе функциональные особенности сосудов «котла» могут вносить определенный вклад в известную феноменологию периферической трансформации пульсовой волны.

К сожалению, следует отметить, что в наших исследованиях феноменология потоковой и регионарной анизотропии сосудов «котла» осталась до конца не выясненной, и нуждается в дальнейшей разработке. Нами высказывалось предположение, что детерминирующим звеном дилатационной активности поток – зависимых реакций регионарных артерий является их исходный диаметр или тонус.

Вопрос о генезе векторной чувствительности артерий остается открытым. Один из возможных механизмов этого феномена может быть связан с регионарными морфо - функциональными особенностями эндотелия артерий, а также с геометрическими особенностями самих сосудов. Решение этих вопросов будет способствовать дальнейшему углублению представлений о механизмах работы и регуляции сердечно - сосудистой системы.

ЛИТЕРАТУРА

1. Балашов С.А., Мелькумянц А.М. Изменение тонуса сонных артерий кошек в ответ на изменение скорости кровотока // Бюллетень экспериментальной биологии и медицины. 1984, №11, С. 515-517.

2. Балашов С.А. Регуляция просвета артерий при изменениях вязкости и скорости течения крови // Диссертация на соискание ученой степени кандидата биологических наук. Москва, 1987.

3. Балашов С.А., Мелькумянц А.М. Избирательное блокирование чувствительности артерий к скорости течения крови. Труды I Республиканской конференции “Молекулярные и клеточные механизмы адаптации в норме и патологии” - М., 1986.

4. Блатнер Р., Кассен Х., Деринг Х. Эксперименты на изолированных препаратах гладких мышц. М.: Мир -, 1983. -280 с.

5. Боровник А.С., Голубинская В.О., Тарасова О.С., Родионов И.М. Исследование реакций изолированных сосудов на раздражение симпатических нервов // Методология флоуметрии. 1999, №2, С. 167-179.

6. Вестергоф Н., Босман Ф., Де Вриз К. Дж., Ноодерграаф А. Аналоговое исследование артериальной системы человека., Гидродинамика кровообращения. Сборник переводов под редакцией С.А. Регирера, М., Мир, 1971, С. 181 – 214.

7. Вознесенский Н.А., Чучалин А.Г., Антонов Н.С. Окись азота и легкие // Пульмонология, 1998, т.8, №2, С. 21-31.

8. Воронов И.Б. Другие рецепторы в сосудистой стенке.// Регуляция кровообращения.– Л.: Наука, 1986, С. 175–182.

9. Всеволодов Г.Ф. Упругие свойства стенки кровеносных сосудов// Дисс. на соискание учёной степени кандидата мед. наук. - Л., 1947.-406 с.

10. Габриелян Э.С. Физиология и фармакология сосудистой стенки.-Ереван.:1987. - 216 с.

11. Гидродинамика кровообращения. Сборник переводов под редакцией С.А. Регирера, М., Мир, 1971, С. 180.

12. Дворецкий Д.П. Динамическое растяжение сосудов: роль в регуляции их тонуса и реактивности // XVII съезд Всероссийского физиологического общества им. Павлова: Тез.докл. Ростов–на-Дону, 1998.

13. Дворецкий Д.П. Роль динамической деформации кровеносных сосудов в регуляции их тонуса. // Физиологический журнал СССР, 1990, №8, с.961-976.

14. Дворецкий Д.П., Недошивин В.П. Влияние амплитуды и частоты пульсаций крови на тонус периферических сосудов // Физиологический журнал СССР, 1991, №9, С. 76-81.

15. Дворецкий Д.П., Недошивин В.П. Влияние пульсаций артериального давления на резистивную функцию сосудов разной органной и видовой принадлежности и с разным исходным тонусом // Физиологический журнал им. Сеченова , 1993, т. 79 (8), с. 50-57.

16. Дворецкий Д.П., Ярцев В.Н., Караченцева О.В., Гранстрем М.П. Реактивность изолированных артерий. Роль их динамического растяжения // Российский физиологический журнал, 1998, т.84, №1-2, С.30-38.

17. Дворецкий Д. П. 75 лет институту физиологии им. И. П. Павлова Российской академии наук // Рос. Физиол. Ж. им И. М. Сеченова., 2000, Т. 86, № 11, с. 1381 – 1387.

18. Демченко И.Т. , Босо А.Е., Жиляев С.Ю., Москвин А.Н., Гуцаева Д.Р., Атонич Д.Н., Беннет П.Б., Пиантадоси К.А. // Российский физиологический журнал, 2000, т.86, №12, С. 1594-1603.

19. Джанколи Д. Физика. М.: Мир, 1989. – 656с.

20. Джонсон П. Периферическое кровообращение. М.: Медицина, 1982,

-440 с.

21. Долгов В.В. Морфо-функциональная характеристика эндотелия сосудистой стенки в норме и при атеросклерозе // Диссертация на соискание ученой степени кандидата медицинских наук. Москва, 1987.

22. Иванова О.В. Состояние эндотелий - зависимой вазорегуляции и некоторые показатели гемостаза у больных с факторами риска и клиническими проявлениями атеросклероза // Диссертация на соискание ученой степени кандидата медицинских наук. Москва, 1997 .

23. Иванова О.В., Рогоза А.Н. Определение чувствительности плечевой артерии к напряжению сдвига на эндотелии у больных гипертонической болезнью // Кардиология, 1998, № 2, С. 37-42.

24. Кандель А.П. К характеристике сосудистых реакций на растяжение артерий // Физиологический журнал СССР, 40, 3, 1954, С. 289-294.

25. Каро К., Медли Т., Шротер Р., Сид У. Механика кровообращения. M: Мир -,1981.- 624 с.

26. Картамышев С.П., Балашов С.А., Мелькумянц А.М. Роль механочувствительности эндотелия в развитии острой стадии коллатерального кровоснабжения у кошек // Физиологический журнал им. Сеченова, 1996, т.82, N4, С. 39-47.

27. Киселев В.Д., Кондыков А.А., Поморова Ю.Г., Требухов А.В., Филатова О.В. Анализ биомеханических свойств артериальной стенки в зависимости от давления и вектора потока // Известия АГУ. Барнаул, 2000, вып. 3., С.84-86.

28. Козлова Л.А., Требухов А.В. Регионарные особенности эндотелий-зависимой регуляции диаметра артерий потоком //Материалы ХХХV международной студенческой конференции "Студент и научно-технический прогресс", Новосибирск, 1997, С20-21.

29. Конради Г.П. Периферические механизмы поддержания сосудистого тонуса// В сб.: Вопросы регуляции кровообращения, Изд-во АН СССР, Л., 1963, С.5-63.

30. Конради Г.П. Регуляция сосудистого тонуса. / В сб.: Вопросы регуляции кровообращения, Изд-во «Наука», Л., 1973, С. 300-328.

31. Мажбич Б. И. Осциллловазометрия артериальных сосудов конечностей. – Новосибирск: Наука, 1990. – 150 с.

32. Манухина Е.А, Малышев И.В., Микоян Н.Н. Увеличение продукции оксида азота в органах крысы при тепловом шоке. // Бюллетень экспериментальной биологии и медицины, 1996, №5, С.520-524.

33. Манухина Е.А. , Азаматов И.П., Малышев И.В. Влияние теплового шока на эндотелий- опосредованные реакции изолированной аорты крысы // Бюллетень экспериментальной биологии и медицины, 1996, N8, С. 148-152.

34. Манухина Е.А., Лапшин К.К. Влияние адаптации к физической нагрузке на эндотелий – опосредованные реакции изолированных сосудов и продукцию NO у крыс. //Физиологический журнал им. Сеченова, 1996, т.82, N7, С.29-32.

35. Мелькумянц А.М. Исследование чувствительности крупных артерий к скорости течения крови: Дис. канд. биол. наук. - М., 1982. - с. 140.

36. Мелькумянц А.М., Балашов С.А. Обусловленная эндотелием регуляция артерий соответственно напряжению сдвига //Роль эндотелия в физиологии и патологии сосудов // Итоги науки и техники, М., 1989, Т.38: –170 с.

37. Мелькумянц А.М., Балашов С.А. Скоpость кpовотока - постоянно действующий фактоp дилатации аpтеpий // Бюллетень экспериментальной биологии и медицины, 1985, №1, С.7 - 9.

38. Мелькумянц А.М., Балашов С.А., Картамышев С.П. Антиконстрикторный эффект чувствительности эндотелия к напряжению сдвига // Физиологический журнал им. Сеченова, 1992 т. 82 (4), С. 93-101.

39. Мелькумянц А.М., Балашов С.А., Хаютин В.М. Регуляция просвета магистральных артерий в соответствии с напряжением сдвига на эндотелии // Физиологический журнал им. Сеченова, 1992 т. 78 (6), С. 70-78.

40. Мелькумянц А.М., Веселова Е.С., Хаютин В.М. Реакция бедренных артерий кошек на увеличение скорости кровотока // Бюллетень экспериментальной биологии и медицины, 1981, №8, С. 7 - 9.

41. Мелькумянц А.М., Веселова Е.С. Чувствительность аpтеpий к скорости тока и вязкости крови// Тpуды I всесоюзного биофизического съезда.-М., 1982,С. 56-60.

42. Мелькумянц А.М., Хаютин В.М., Веселова Е.С. Чувствительность бедренной артерии кошки к скорости течения перфузионных растворов// Бюллетень экспериментальной биологии и медицины,1982, т.93, №6, С.7- 10.

43. Никольский В.П. Эффект стабилизации градиента давления в малых артериях при изменениях кровотока // Дисс. канд. физ.-мат. наук.-Москва, 1987.

44. Никольский В.П., Рогоза А.Н., Хаютин В.М. Эффект стабилизации падения давления при изменениях скорости течения крови. // Физиологический журнал СССР, 1991, С.9 – 17.

45. Никулин А.А. Сосудистая стенка, её структура, иннервация и эндокринно-гуморальные факторы регуляции тонуса. // Научные труды. Сосудистая стенка. – Рязань, 1976, т.57. - С. 3 - 5.

46. Поясов И.З. Изменение резистивной и емкостной функции сосудов скелетной мышцы при амплитудно-частотной модуляции перфузионного кровотока // Российский физиологический журнал,1998, т.84, №9, С.884-892.

47. Поясов И.З. Роль пульсовых характеристик кровотока в регуляции сопряженных функций органных сосудов. // XVII съезд Всероссийского физиологического общества им. Павлова: Тез.докл. Ростов–на-Дону, 1998.

48. Поясов И.З., Савельев А.К. Влияние амплитуды и частоты пульсовых колебаний кровотока на резистивную и обменную функцию сосудов скелетных мышц. // Физиологический журнал СССР,1989, т. 75(4),С.548-554.

49. Пуpиня Б.А., Касьянов В.А. Биомеханика крупных кровеносных сосудов человека. Рига 1980, - 260 с.

50. Репин В.С., Долгов В.В., Залкина О.Э., Поздняков О.М. Полиморфизм и повреждения эндотелия: количественная оценка методом сканирующей электронной микроскопии- в кн. Стенка сосудов в атеро - тромбогенезе. -М:. Медицина, 1983: С. 14-31.

51. Рогоза А.Н. Механические свойства малых аpтеpий мышечного типа // Диссеpтация на соискание ученой степени к.б.н.АМН СССР ВКНЦ-М., 1982.

52. Родионов И.М., Тарасова О.С., Тимин Е.Н., Власова М.А., Мачков В.В. Участие миогенной реакции в вазомоторных ответах сосудов с разной толщиной стенки.//XVII съезд Всероссийского физиологического общества им. Павлова: Тез.докл. Ростов–на-Дону, 1998.

53. Романов Ю.С. Гетерогенность эндотелия сосудов человека: связь с атеросклерозом и механизмы возникновения // Диссертация на соискание ученой степени к.м.н. Москва, 1989.

54. Савицкий Н.Н. Биофизические основы кровообращения и клинические методы изучения гемодинамики. Л.: Медицина 1974.- 390 с.

55. Смешко В.Н., Хаютин В.М. Чувствительность артерий мышечного типа к скорости кровотока // Физиологический журнал СССР, 1979, т.65, №2, С.291-298.

56. Солодков А.П., Л.Е. Беляева, В.И. Шебенко Ауторегуляция коронарных сосудов после острой кровопотери и её сочетании с предварительно перенесенным стрессом // Российский физиологический журнал, 2001, т.87, №9, С. 1250-1259.

57. Сосудистый эндотелий // Под ред. В.А. Куприянова. - Киев: Здоровье, 1986. - 247 с.

58. Тарасова О.С., А.В. Зотов, И.М. Родионов, В.О. Голубинская, А.С. Боровик. Нейрогенное сокращение хвостовой артерии крысы в изобарических условиях: влияние трансмурального давления и эндотелия // Российский физиологический журнал, 2001, т.87, №5, С. 608-619.

59. Тарасова О.С., Власова М.А., Боровик А.С., Тимин Е.Н., Родионов И.М. Исследование реактивности сосудов на норадреналин при регионарной гипотензии // Методология флоуметрии, №4, 1998, С. 135-148.

60. Титце У., Шенк К. Полупроводниковая схемотехника. – М –Мир –, 1982. – 512 с.

61. Ткаченко Б.И. Венозное кровообращение. М.: Медицина, 1979.-224с.

62. Ткаченко М.Н. Исследование роли эндотелия в развитии реактивной гиперемии // Диссертация на соискание ученой степени к.м.н. Киев, 1989.

63. Ткаченко Б.И., Левтов В.А. Сравнительная характеристика органных сосудов // Физиология кровообращения. Физиология сосудистой системы. – Л. Наука, 1984, С. 595-596.

64. Утепов Я.Я. Корреляция между анатомическими особенностями аорты и проявлением атеросклероза // Бюллетень экспериментальной биологии и медицины, 1997, №8, С.124-127

65. Фанг Я.Ч. Математические модели зависимости напряжение – деформация для живых мягких тканей // Механика полимеров, 1975, №5, С. 850-867.

66. Филатова О.В. Взаимодействие давления и потока в эндотелий- зависимой регуляции диаметра артериальных сосудов // Диссертация на соискание ученой степени кандидата биологических наук. Томск, 1993.

67. Филатова О.В., Киселев В.Д. Требухов А.В., Козлова Л.Г. Регионарные различия в зависимых от эндотелия сосудистых реакциях на повышение скорости потока // Российский физиологический журнал, 85 (№12), С. 1503-1511, 1999.

68. Филатова О.В., Киселев В.Д. Эндотелий – зависимая регуляция диаметра сонных артерий кроликов у разных возрастных групп кроликов // Российский физиологический журнал, 84 (5-6), С. 500-506, 1998.

69. Филатова О.В., Киселев В.Д., Томилова И.Н., Требухов А.В Регионарные особенности регуляции градиента давления в артериальном русле человека // Известия АГУ. Барнаул, 1999.вып. 3 (13). С.65-70.

70. Филатова О.В., Киселев В.Д., Филатов К.Н. Изучение модуля упругости Юнга в зависимости от трансмурального давления в условиях квазистатического гистерезиса. // Актуальные вопросы возрастной, прикладной и экологической физиологии. Барнаул, АГУ, 1991.

71. Филатова О.В., Клименко И.В., Требухов А.В. Стато-динамические биомеханические свойства артериального русла в связи с сочетанной эндотелий – зависимой регуляцией давлением и потоком в различных возрастных группах, в зависимости от пола, особенностей поведения животных // XVII съезд Всероссийского физиологического общества им. Павлова: Тез.докл. Ростов–на-Дону, 1998.

72. Филатова О.В., Филатов К.Н. Взаимодействие давления и потока в эндотелий-зависимой регуляции диаметра артериальных сосудов. // Успехи физиологических наук, 1994, Т. 25, № 4, С.103-105.

73. Филатова О.В., Филатов К.Н. Взаимодействие давления и потока в эндотелий - зависимой регуляции диаметра артериальных сосудов. // Успехи физиологических наук, 1994, т. 25, N 4, С. 103-104.

74. Фолков Б., Нил Э. Кровообращение. М. :Медицина 1976. 463 с.

75. Форейт Й. Емкостные датчики неэлектрических величин. – М.: Энергия -, 1966. –159 с.

76. Хаютин В.М. Артериальная сеть скелетных мышц: орган в органе. Управление деятельностью висцеральных систем. Л. 1983, С. 180 – 195.

77. Хаютин В.М. Регуляция просвета аpтеpий, определяемая чувствительностью эндотелия к скорости течения и вязкости крови // Вестник АМН СССР, 1987, N 6, С. 89-95.

78. Хаютин В.М. Механорецепция эндотелия артериальных сосудов и механизмы защиты от развития гипертонической болезни // Кардиология, 1996, №7, с. 27-35.

79. Хаютин В.М., Рогоза А.Н. Регуляция кровеносных сосудов, порождаемая приложенными к ним механическими силами // Физиология кровообращения: Регуляция кровообращения. – Л.: Наука, 1986, С. 37-64.

80. Хем А., Кормак Д. Гистология. М.: Мир, 1983. –Т.4-245с.

81. Цедерс Э.Э., Слуцкий Л.И., Пуриня Б.А. Связь между механическими характеристиками брюшной аорты человека и её биохимическим составом // Механика полимеров. - М., 1975, № 2. - С. 320 - 325.

82. Цедерс Э.Э., Касьянов В.А. Установка для исследования стенок кровеносных сосудов при динамическом режиме // Механика полимеров. – 1978. – N 4 – С. 745 – 747.

83. Цедерс Э.Э., Цубака Н. Я. , Путниньш О. Э. Применение ультразвука в диагностике сердечно–сосудистых заболеваний // Известия АН Латв. ССР. 1978. N 10 (375) – С. 137–114.

84. Шендеров С. М., Рогоза А. Н. Миогенный тонус и механика кровеносных сосудов // Физиология человека иживотных. – М.: ВИНИТИ, 1979. – Т. 23. – С. 3–45.

85. Шехтер А.В., Нестайко Г.В., Крымский Л.Д. Эластические мембраны стенки артерий // Вестник АМН СССР, 1978, N1, c.30-39.

86. Языков В.В. Роль механогенного фактора в формировании вазомоций при артериальной нормо и гипертензии // XVII съезд Всероссийского физиологического общества им. Павлова: Тез.докл. Ростов–на-Дону, 1998.

87. Ярцев В.Н., Караченцева О.В. Влияние pH перфузата на реактивность изолированных сегментов брыжеечной артерии крысы // XVII съезд Всероссийского физиологического общества им. Павлова: Тез.докл. Ростов–на-Дону, 1998.

88. Ярцев В.Н., Караченцева О.В., Дворецкий Д.П. Миогенные реакции изолированной брыжеечной артерии крысы: влияние закисления перфузата и исходного тонуса сосуда. // Российский физиологический журнал, 2001, т.87, №2, С. 239-247.

89. Akopov S.E. Nitric oxide (ЭРФ) enhances the vasorelaxing effect of dihydropyridine calcium antagonists in isolated human middle cerebral arteries. // Clin. Pharmacol., 1996 Mar;18(2): Р.101-104.

90. Angus J.A.,Cocks T.M. The half of endothelium-derived relaxing factor released from bovine aortic endothelial cells in culture // J. Phisiology, 1987, vol. 388, Р.71-81.

91. Ashley S. Izzard, Anthony M. Heagerty Impaired flow-dependent dilatation in distal mesenteric arteries from spontaneously hypertensive rat // J. Phys., 1999, 518.1, Р. 239-245.

92. Barnet R., Mallos P., Shapiro S. Relationship of aortic pressure and diameter in the dog. // J. Appl. Physiol.1961, vol.16, Р. 545 –548.

93. Bayliss W.M. On the local reactions of the arterial wall to change of internal pressure // J. Physiol. (Lond.) 1902. V 28, Р. 220 - 237.

94. Belay T. Endothelium inhibits adrenergic nerve responses //Amer.J.Physiol.,1987, vol.253, №4, Р. H792-H798.

95. Bell D.R., Stein P.D. High flow attenuates relaxation by acetylcholine in isolated perfuse canine femoral arteries // Heart and vessels, 1988, №4, Р.14-18.

96. Belleau L., Earley L. Autoregulation of renal blood flow in the presence of angiotensin infusion.//Amer.J.Physiol.,1967, vol. 213,6, Р.1590-1595.

97. Beny J.L., Brunet P.C. Electrophysiological and mechanical effects of substance P and acetylcholine on rabbit aorta. // J. of Physiology, 1988, vol. 398, Р. 277-289.

98. Bergel D.H. The static elastic properties of the arterial wall // J.Physiol. 1961, vol.156, No.3, Р.445-457.

99. Bevan J.A. Shear stress, the endothelium and the balance between flow-induced contraction and dilation in animals and man.// Int. J. Microcirc. Clin. Exp, 1997 Oct, 17:5, Р. 248-256.

100. Bjornberg J., Maspers M., Mellander S. Acta Physiol Scand 1989, V. 135, P. 83 –94. Цитировано по: Хаютин В.М. Механорецепция эндотелия артериальных сосудов и механизмы защиты от развития гипертонической болезни // Кардиология, 1996, № 7, С. 27 – 35.

101. Branston N.M., Symon L., Crockard H.A. Recovery on the cortical evoked response following middle cerebral artery occlusion in baboons: relation to local blood flow and PO2. // Stroke,1976, Р. 151.

102. Bruce IN, Harris CM, Nugget A., McDermott B.J., Johnston G.D., Bell AL Enhanced endothelium-dependent vasodilator responses in patients with systemic vasculitis. // Scand.J. Rheumatol., 1997, 26:4, Р. 318-324.

103. Burton A.C. Relation of structure to function of the tissues of the wall of blood vessels // Physiol. Rev. 34, 1954, P. 619-642.

104. Busse R. Bassenge E. Regulation des Gefa tonus under das Endothelium // Z. Kardid, 1985, V 74, P. 99 - 106.

105. Busse R., R.D. Bauer, A. Schabert, Y. Summa, P. Bumm, E. Wetterer. The mechanical properties of exposed human common carotid arteries in vivo. // Basic Res. Cardiol. 74: 1979, Р. 545-554.

106. Cappelli-Bigazzi M., Battaglia C., Pannain S., Chiariello M., Ambrosio G. Role of oxidative Metabolism on endothelium-dependent vascular relaxation of isolated vessels // Journal of Molecular Cellular Cardiology, 1997, 29, Р. 871-879.

107. Chang J.Y., Hardebo J.E., Owman C.H. Differential vasomotor action of noradrenaline, serotonin, and histamine in isolated basilar artery from rat and guinea-pig // Acta Physiol. Scand., 1988, vol. 132, Р.91-102.

108. Chen H., Chen CC, Jen C.J. Effects of age and hypertension on endothelium-dependent vasodilating responses. // Chin. J. Physiol., 1997 Sep 30;40(3): Р. 157-164.

109. Chen R.N., Inman S.R., Stowe N.T., Novick A.C. Role of endothelium-derived relaxing factor in the maintenance of renal blood flow in a rodent model of chronic hydronephrosis. // Urology 1995 Sep;46(3), Р. 438-442.

110. Chen Meng-Qin, Cao Ji-Min // Shengli kexue jinzhan == Progr. Physiol. Sci. 27(3): 203-209. 1996 // РЖ. Физиология и морфология человека и животных. 1: 04М2.388. 1998.

111. Chong T- Chong, Yen Mao-Hsiung, Li Shi-Yuan, Ding Yu Alterations of nitric oxide synthase expression with aging and hypertension in rats // Hypertension, 1998, vol.31, N2, Р.643 – 648.

112. Collins P., Griffith T.,Henderson A., Lewis M. Endothelium-derived factor alters calcium fluxes in rabbit aorta: A cyclic guanosine monophosphate-mediated effect// J.Physiol, 1986, vol.381, Р. 427-437

113. Cooke P. H., Fay F. S., Correlation between fiber length, ultrastructure and the length–tension relationship of mammalian smooth muscle // J. Cell. Biol., 1972, V 52, N 1, P. 105 – 116.

114. Dainty I.A., McGrath J.C., Spedding M., Templeton A.G.B. Optimization of conditions for the demonstration of the influence of endothelium derived factor on rings of blood vessels // J.Physiology, vol.392,1987, Р. 1021-1028.

115. Dartsch P.C. Betz E. Response of cultured endotelial cells to mechanical stimulation // Basic. Res. Cardiol., 1989, V84, №3, P. 268 - 281.

116. de Wit C., Jahrbeck B., Schofer C., Bolz S.S., Pohl U. Nitric oxide opposes myogenic pressure responses predominantly in large arterioles in vivo. // Hypertension, 1998 Mar, 31:3, Р.787-794.

117. Dewey C.F. Effect of fluid flow on living vascular cells // J. of Biomechanical engineering, 1984, V 106, №1, P. 31-35.

118. Dewey C.F. Effect of fluid flow on living vascular cells// J. Of Biomechanical Engineering, 1984, V 106, №1, P. 31 - 35.

119. Dobrin P.B. Mechanical properties of arteries // Phyziol. Rev., 1978, vol. 58, N 2 , Р. 397 - 460.

120. Dobrin P.B., Rovick A.A. Influence of vascular smooth muscle on contactile mechanics and elasticiti of arteries // Amer. J.Physiol., 1969, vol.217, No.6, P.1644-1651.

121. Dorup I., Skajaa K., Sorensen K. E. Normal pregnancy is associated with enhanced endothelium – dependent flow-mediated vasodilatation // American Journal of Physiology, 1999, vol. 276, Р. H821- H825.

122. Drexler H., Horning B. Endothelial dysfunction in human disease // Journal of Molecular Cellular Cardiology, 1999, 31, Р. 51-60.

123. Driscol T., Moir T., Eckstein R. Autoregulation of coronary blood flow. 1961, Р. 94-102.

124. Edwards G., Dora K.A., Gardener M.J., Garland C.J., Weston A.H. K+ is an endothelium-derived hyperpolarizing factor in rat arteries // Nature, 1998 Nov, 396:6708, Р. 269-272.

125. Folkow B. A study of the factors influencing the tone of denervated blood vessels perfused at varions pressures // Acta Physiol.Scand., 27,1, 1953, Р. 99-117.

126. Folkow B. Description of the myogenic hypothesis // Circa. Res.,14, 1964, Suppl. 1, Р. 279-287.

127. Folkow B. Intravascular pressure as s factor regulating the tone of the small vessels // Acta Рhysiol.Scand., 4, 1969, Р. 289-310.

128. Folkow B. Transmural pressure and vascular tone; some aspects of an old controversy // Arch. Intern. Pharmacodyn., 139,3, (1962), Р. 455-469.

129. Fry D.L. Acute vascular endothelial changes associated with increased blood velocity gradiente // Circ. Res., 1968, V 22, P. 165-197.

130. Furshgott R.F., Zawadski J.V. The oblidatory role of endothelial cells in the relaxation of arterial smooth muscle by acetylcholine // Nature ( Lond. ), 1980, V - 288, Р. 373 - 376.

131. Furchgott R.F. The role of endothelium in the responsis of vascular smootz muscle to drugs // Annu Rev–Pharmacol. Toxicol, 1984, V 24, P. 175 – 197.

132. Geary G.G., Krause D.N., Duckles S.P. Gonadal hormones affect diameter of male rat cerebral arteries through endothelium-dependent mechanisms // Am. J. Physiology, 2000, vol. 279, I2, H610-H618.

133. Gerova M., Smiesko V., Gero J., Batza E. Dilatation of conduit coronary artery induced by high blood flow // Physiol. Bohemoslov., 1983, V 32, № 1, P. 55 - 63.

134. Glasser S.P., Selwyn A.P., Ganz P. Atherosclerosis: risk factors and the vascular endothelium. // Am. Heart J. 1996 Feb;131(2): Р. 379-384.

135. Gow B. C. The influence of vascular smooth muscle on the viscoelastic properties of blood vessels // Cardiovascular fluid dinamics. – L., N. Y.: Acad. Press, 1972. – Vol. 2. – P. 66–110.

136. Grander P. O. Dinamic and static components in the myogenic controls of vascular tone in cat sceletal muscle // Acta Physiol. Scand. 107,1979, Р.35-44.

137. Greenwerg S.S., Wilcox D.E., Rubanyi G.M. Endotelium derived relaxing factor released from canine femoral artery by acetylcholine can not by identified as free nitric oxide by electron paramagnetic resonants spectroscopy // Circ., Res., 1990, V 67, N6, P. 1444 - 1452

138. Griffith T.M. Aminoguanidine selectively inhibits inducible nitric oxide synthase / / Br.J.Pharmacology,1993, vol. 110, Р. 226-230.

139. Griffith T.M., Edwards D.H., Davies R.L., Harrison T.J., Evans KT ЭРФ coordinates the behaviour of vascular resistance vessels. // Nature, 1987, vol. 329, Р. 442-445.

140. Gryglewski R.J. The role of oxygen free radicals in the destruction of endothelium-derived relaxing factor (ЭРФ).// Agents and actions, 1987, vol. 22, 3/4, Р.351-352.

141. Hasegawa K. Nishimura H. Humoral factor mediates acetylcholine-induced endothelium-dependent relaxation of chicken aorta. // Gen. Comp. Endocrinol., 1991 Oct, 84:1, Р. 164-169.

142. Hintze T.H., Vather S.F. Reactive dilatation of large coronary arteries in conscious dogs // Circ. Res., 1984, V 54, P. 50 - 57.

143. Hudetz A.G. Incremental elastic modulus for orthotropic incompressible arteries // J. Biomech. - 1979. - V. 12 - P. 651 -655.

144. Hudetz A.G., Monos E. A semi-empirical nonlinear viscoelastic model of the arterial wall // Acta Physiologia Hungarica,1986, vol.67, No.2, P. 173 - 191.

145. Hutchenson I.R., Griffith T.M., Release of endothelium – derived relaxing factor is modulated both by frequency and amplitude of pulsate flow // Am. J. Physiol., 1991,vol.261 (1), H257-H262.

146. Hutcheson I.R., Griffith T.M. Heterogeneous populations of K+ channels mediate ЭРФ release to flow but not agonists in rabbit aorta. //Am. J. Physiol., 1994 Feb;266(2 Pt 2): pH590-596.

147. Izzard A.S., Heagerty A.M. Impaired flow-dependent dilatation in distal mesenteric arteries from the spontaneously hypertensive rat // The Journal of Physiology , 1999, 518.1, Р. 239-245.

148. Johnson P.S. Autoregulatory responses of cat mesenterie arterioles measured in vivo. // Circ.Res.,1968,22,2, Р. 198-212.

149. Jones R.D., Berne R.M. Local regulation of blood flow in skeletal muscle. 1964, Р. 30-38.

150. Kaiser L., Hull S.S., Sparks H.V. Methylene blue and ETYA block flow-dependent dilatation in canine femoral artery // Am. J. Physiol., 1986, vol.250, №6, Р. H974-H981.

151. Kallay K., Debreczeni L.A. Effect of human serum albumin on renal blood flow autoregulation in the anaesthetised dog. // Acta Physiol. Acad. sci. Hung.,1970, vol. 38,1, Р. 9-17.

152. Keaney JF .Jr., Vita J.A. Atherosclerosis, oxidative stress, and antioxidant protection in endothelium-derived relaxing factor action. // Prog. Cardiovasc. Dis., 1995 Sep-Oct;38(2): Р.129-154.

153. Lansman J. B., Hallan T. J. Rink T. J. Single stretch activated ion channels in vascular endothelial cells as mechanotransdusers // Nature, 1987, V 325, P. 811-813.

154. Leitinger N., Oguogho A., Rodrigues M., Sinzinger H. The effect of NO/ЭРФ and monocytes/macrophages on LDL-oxidation. //J. Physiol. Pharmacol., 1995 Dec; 46(4): Р. 385-408.

155. Love A.E.H. A treatise on mathematical elasticity. 3 rd ed. Cambridge University Press.- 1920. – R.690.

156. Lyons D., Roy S., Patel M., Benjamin N., Swift C.G. Impaired nitric oxide-mediated vasodilatation and total body nitric oxide production in healthy old age.// Clin. Sci. (Colch), 1997 Dec, 93:6, P. 519-525

157. Mahender M., Vorp David A., Brilliar Timothy R., Komes R.L., Halter Brack G. Sixty minutes of non – pulsatile flow in vivo leads to decreased endothelium – dependent arterial relaxation // Am. Biomed., 1996, vol.24, P.124-128.

158. Malmejac J. Les regulations vasculaires locales.// Ann. Physiol.,15,vol 4., P. 621-670.

159. Matrougui K., Schiavi P., Guez D., Henrion D. High sodium intake decreases pressure-induced (myogenic) tone and flow-induced dilation in resistance arteries from hypertensive rats. // Hypertension, 1998 Jul, 32:1, P.176-179.

160. Mc Donald D.A. Blood flow in arteries./ Edward Annold, London 1974.

161. Meehan A.G., David F.S., Mergett I.C. Influence of endothelium on the amplification by serotonin of vasoconstrictor responses to noradrenaline and sympathetic nerve stimulation in rabbit isolated ear artery.// European Journal of Pharmacology, 1987,vol 141, P.339-346.

162. Melon P. Endothelial dysfunction and angiotensin-converting enzyme inhibitors in coronary disease // Rev. Med. Liege 1998 Jun;53(6): p353-354

163. Мelkumyants А.М., Balashov A.V., Veselova E.S., Khayutin V.M. Continuous control of the lumen of feline conduit arteries by blood flow rate.- Cardiovasc. Res.-1987.-21. № 12 – 863-870.

164. Motoyama T., Kawano H., Kugiyama K., Hirashima O., Ohgushi M., Yoshimura M., Ogawa H. Endothelium-dependent vasodilatation in the brachial artery is impaired in smokers: effect of vitamin C.// Am. J. Physiol, 1997 Oct, 273:4 Pt 2, H1644-1650.

165. Nakano T., Tominago R., Nagano I., Okabe H., Yasui H. Pulsatile flow enhances endothelium – derived nitric oxide release in peripheral vasculature // American Journal of Physiology, 2000, vol. 278, P. H1098- H1104.

166. Nakano T; Otsuka Y; Kato R Tension-induced release of endothelium-derived relaxing factor; possible role in establishment of desensitization of norepinephrine-induced contraction in rat aorta. // Jpn. J. Pharmacol, 1990 Dec, P. 491-494.

167. Nicoll P.A.,Webb R.L. Vascular pattern and active vasomotion as determiners of flow through minute vessels. //Angiology,1955, №6,4, Р.291-308.

168. Niimi Y., Azuma H., Hirakawa K. Repeated endothelial removal augments intimal thickening and attenuates ЭРФ release. // Am. J. Physiol., 1994 Apr; 266(4 Pt 2): P. H1348-56.

169. Ohhashi T; Takahashi N. Acetylcholine-induced release of endothelium-derived relaxing factor from lymphatic endothelial cells.// Am. J. Physiol, 1991 Apr, 260:4 Pt 2, H1172-8.

170. Ono H., Nakagawa Y., Tamai S., Mizumoto S. Preservation of the vasodilative effect of endothelium-derived relaxing factor in the hind limb of the rat. // Microsurgery 1994;15(12): Р. 865-70

171. Pacicca C, von der Weid PY, Beny JL. Effect of nitro-L-arginine on endothelium-dependent hyperpolarizations and relaxations of pig coronary arteries. // J. Physiol., 1992, Nov, 457, P. 247-56.

172. Pagni S., Storey J., Ballen J., Montgomery W. Factors affecting internal mammary artery graft survival: how is competitive flow from a patent native coronary vessel a risk factor? // Journal of surgical research, 1997, vol.71, P.

173. Paterno R., Faraci F.M., Heistad D.D. Age-related changes in release of endothelium-derived relaxing factor from the carotid artery. // Stroke , 1994 Dec; 25(12), P. 2457-2460.

174. Peach J.M., Singer H.A., N. J. Izzo, Loeb A.L. Role of calcium in endothelium –dependent relaxation of arterial smooth muscle //Am. J.Cardiol., 1987, vol. 59, P.A35-A43.

175. Peng W., Hoidal JR., Farrukh I.S. Regulation of Ca(2+)-activated K+ channels in pulmonary vascular smooth muscle cells: role of nitric oxide. // J. Appl. Physiol., 1996 Sep;81(3): Р.1264-272

176. Pohl U., Busse R., Kuon E., Basseng E. Pulsatile perfusion stimulates the release of endothelial antacoids //J.Appl.Cardiol.,1986,VOL 1.P215-235.

177. Price J.M., Coskinas E., Cabell J.F. Intrinsic relaxation factors and length-dependent sensitivity in the rat aorta.// Proc. Soc. Exp. Biol. Med, 1992 Oct, 201:1, Р.34-39.

178. Quyyumi AA Endothelial function in health and disease: new insights into the genesis of cardiovascular disease // Am. J. Med., 1998 Jul 6, 105:1A, P.32S-39S.

179. Rosenblum W.I. Is the ЭРФ in the cerebral circulation NO? Its release by shear and the dangers in interpreting the effects of NOS inhibitors. // Keio J. Med., 1998 Sep;47(3): P. 142-149.

180. Rubanyi G.M. Endothelium – dependent pressure – induced contraction of isolated canine carotid arteries // Am. J. Physiology, 1988, vol. 255, P.783-787.

181. Rubanyi G.M., Freay A.D., Kauser K., Johns A., Harder D.R. Mechanoreception by the endothelium: mediators and mechanisms of pressure- and flow – induced vascular responses // Blood Vessels, 1990, V. 27, № 2-5, P. 240-257.

182. Schricker K., Ritthaler T., Kramer B.K., Kurtz A. Effect of endothelium-derived relaxing factor on renin secretion from isolated mouse renal juxtaglomerular cells// Acta Physiol Scand, 1993 Nov, 149:3, Р.347-54.

183. Schwarzacher S., Krejcy K., Ferber W., Weidinger F. Altered reactivity of the inferior vena cava to noradrenaline and acetylcholine following the blockade of ЭРФ-biosynthesis with NG-nitro-L-arginine methyl ester // Clin Exp Pharmacol Physiol 1996 Jun-Jul;23(6-7): Р. 490-492

184. Shikano K., Long C.J., Ohlstein E.H.,Berkowitz B.A. Comparative pharmacology of endothelium-derived relaxing factor and nitric oxide// The Journal of pharmacology and experimental therapeutics., 1988, vol.247, N 3, P. 873-881.

185. Shimoda L.A., Norins N.A., Madden J.A. Responses to pulsatile flow in piglet isolated cerebral arteries // Pediatr Res, 1998 Apr, 43:4 Pt 1, P. 514-520.

186. Smiesko V., Kozik J., Dolezel S. Role of endothelium in the control of arterial diameter by blood flow // Blood Vessels- 1985 - V 22 - P. 247 - 251. and Methodol. Proc. 28th Int. Congr. Physiol. Sci., Budapest, 13 - 19 July, 1980. Budapest; Oxford - 1981 - P. 263-292.

187. Smiesko V., Kozik J., Dolezel S. The control of arteri al diameter by blood flow velocity is dependant urn intact endothelium // Physiol. Bohemoslov., 1983, 32:334, P.558.

188. Smith.V., Ryan J.W., Michie D.D., Smith D. Endothelial projections as revealed by scanningelectron microscopy // Science, 1971, V 12, Р. А173-А178.

189. Speden R. N., Warren D.M., Myogenic adaptation of rabbit ear arteries to pulsatile internal pressure // J. Physiol. 391(2), 1987, P. 313-323.

190. Steinberg H.O., Bayazeed B., Hook G., Johnson A., Cronin J., Baron A.D. Endothelial dysfunction is associated with cholesterol levels in the high normal range in humans // Circulation, 1997 Nov, 96:10, P.3287-3293.

191. Sugawara M., Tohse N., Nagashima M., Yabu H., Kudo R. Vascular reactivity to endothelium-derived relaxing factor in human umbilical artery at term pregnancy // Can J Physiol Pharmacol 1997, Jul;75(7): P. 818-824.

192. Sugiyama Tatsuo, Kawamura Koichi, Nanjo Hiroshi, Sageshima Masato, Masuda Hirotake Loss of arterial dilatation in the reendothelialized area of the flow-loaded rat common carotid artery // Arteriosclerosis, thrombosis and vascular biology., 1997, vol. 17, P. 3083-3091.

193. Suzuki H., Chen G., Yamamoto Y. Endothelium-derived hyperpolarizing factor (EDHF). // Jpn. Circ. J., 1992 Feb, 56:2, P.170-174.

194. Takaba I., Funami M., Matsuda M. Experimental studies the peripheral circulation and morphological changes during pulsatile and nonpulsatile cardiopulmonary bypass // Proc. 3rd Mect. Int. Soc. Artif. Cleveland, Ohio, 1982. P. 276-279.

195. Tanaka K. Is nitric oxide really important for regulation of the cerebral circulation? Yes or no? // Keio J Med, 1996 Mar;45(1): P.14-27.

196. Tang Y.G., Zheng Y.F. Endothelium-derived relaxing factor activates calcium-activated potassium channels of resistance vessel smooth muscle cells// Sci.China (Biol.), 1993 Apr, 36:4, 439-50.

197. Thomas G., Mostaghim R., Ramwell P. Endothelium Dependent vascular relaxation by arginine containing polypeptides // Biochemical and biophysical research communications.,1986, vol. 141, №2, P.446-451.

198. Thorin Trescases N; Bevan JA High levels of myogenic tone antagonise the dilator response to flow of small rabbit cerebral arteries // Stroke, 1998 Jun, 29:6, P. 1194-1200.

199. Treiber F., Papavassiliou D., Gutin B., Malpass D., Yi W., Islam S., Davis H., Strong W. Determinants of endothelium-dependent femoral artery vasodilation in youth// Psychosom. Med, 1997 Jul, 59:4, P. 376-381.

200. Van Bibber R., Traub O., Kroll K., Feigl E.O. ЭРФ and norepinephrine-induced vasodilation in the canine coronary circulation // Am. J. Physiol.,1995 May;268 (5 Pt 2): P. H1973-81.

201. Van de Voorde J., Vanderstichele H., Leusen I. Release of endothelium – derived relaxing factor from human umbilical vessels // Circulation research, 1987, vol. 60, P.517-522.

202. Vederninikov Y.P., Graser T., Tiedt N. Is there an abluminal release of endothelium-derived relaxing factor (ЭРФ)? // Basic research in cardiology, 1987, vol. 82, P. 172-177.

203. Vitvitsky E.V., Griffin J.P., Collins M.H., Spray T.L., Gaynor J.W. Increased pulmonary blood flow produces endothelial cell dysfunction in neonatal swine. // Ann. Thorac. Surg., 1998 Oct, 66:4, 1372-7.

204. Woolfson RG, Poston L. Effect of NG-monomethyl-L-arginine on endothelium dependent relaxation of human subcutaneous resistance arteries // Clin. Sci. (Colch), 1990 Sep, 79:3, 273-8.

205. Yamaguchi K., Takasugi T., Mori M., Fujita H., Oyamada Y., Suzuki K., Miyata A., Aoki T., Suzuki Y. Significance of endothelium-derived relaxing factor (ЭРФ) on pulmonary vasoconstriction induced by hypoxia and hypercapnia // Adv. Exp. Med. Biol. 1996;388: P. 473-481.

206. Yanagisawa M., Kurihara H., Kimura S., Goto K., Masaki T. A novel peptide vasoconstictor, endothelin, is produced by vascular endothelium and modulates smooth muscle Ca2+ channels // Journal of hypertension, 1988, vol. 6, P.188 -191.

207. Ziegler T., Hamson V., Brunner H., Hayoz D. Influence of oscillatory and unidirectional flow on nitric oxide synthase in cultured endothelial cells // Hypertension., 1997, 30, №4, P.991-997.

208. Zonta F., Barbieri A., Reguzzoni M., Calligaro A. Quantitative changes in pharmacodynamic parameters of noradrenaline in different rat aorta preparations: influence of endogenous ЭРФ // J. Auton. Pharmacol., 1998, Jun, 18:3, P. 129-138.

209. Zygmunt P.M., Plane F., Paulsson M., Garland C.J., Hagestott E.D. Interactions between endothelium-derived relaxing factors in the rat hepatic artery: focus on regulation of EDHF// Br. J. Pharmacol., 1998, Jul, 124:5, P. 992-1000.

НАУЧНОЕ ИЗДАНИЕ

ОЛЬГА ВИКТОРОВНА ФИЛАТОВА

АНДРЕЙ ВЛАДИМИРОВИЧ ТРЕБУХОВ

ВЛАДИМИР ДМИТРИЕВИЧ КИСЕЛЕВ

ВЗАИМОДЕЙСТВИЕ ДАВЛЕНИЯ И ПОТОКА

В РЕГУЛЯЦИИ ДИАМЕТРА КРУПНЫХ АРТЕРИАЛЬНЫХ СОСУДОВ

МОНОГРАФИЯ

Редактор: Н.Я. Тырышкина

Подготовка оригинал макета Д.В. Тырышкин

Изд. лиц. ЛР 020261 от 14.01.1997 г.

Подписано в печать 4.05.2003. Печать офсетная.

Бумага офсетная. Формат 60 х 84/ 16. Уч. изд. л. 8,0

Тираж 100 экз. Заказ 281.

Издательство Алтайского государственного унивеситета:

Типография Алтайского государственного унивеситета:

656049, Барнаул, ул. Димитрова, 66

[main page] [send mail] http:\\ user.rol.ru\physiol

п.п.	D_нач	DD%	Qmax	Vmax	DD% / Qmax	DD% / Vmax	Вариабель-ность органного кровотока [13 ]	Тонус
r_xy² r_xy	1	2	3	4	5	6	7	8
1	1	0,563	0,0106	0,617	0,543	0,131	0,47	0,716
2	-0,754	1	0,163	0,573	0,687	0,488	0,632	0,608
3	-0,103	0,404	1	0,269	0,00036	0,0022	0,354	0,097
4	-0,786	0,757	0,519	1	0,272	0,019	0,755	0,663
5	-0,737	0,829	0,006	0,522	1	0,635	0,267	0,408
6	-0,363	0,699	0,047	0,140	0,797	1	0,099	0,146
7	-0,686	0,795	0,595	0,869	0,517	0,316	1	0,82
8	-0,846	0,78	0,311	0,814	0,639	0,382	0,906	1

Артерия	К _Ант.	К _Ретр.
Сонная артерия	0,04±0,003	0,07±0,005
Брюшная аорта	0,014±0,001	0,05±0,003
Подвздошная артерия	0,06±0,006	0,12±0,005
Бедренная артерия	0,07±0,004	0,06±0,005