CC BY
39
УДК 612.13.601.1
О.В. Филатова, А.В. Требухов
ИССЛЕДОВАНИЕ ВЯЗКОЭЛАСТИЧНЫХ СВОЙСТВ БРЮШНОЙ АОРТЫ КРОЛИКОВ, ВЫЗВАННЫХ ДИНАМИЧЕСКИМИ НАГРУЗКАМИ В РАЗЛИЧНЫХ Д ИАПАЗОНАХ ДАВЛЕНИЯ
Изучение вязкоэластичных свойств крупных артериальных сосудов необходимо для понимания деятельности сердечно-сосудистой системы. Биомеханические свойства артерий совместно с геометрическими параметрами определяют давление, диаметр, скорость распространения пульсовой волны в различных частях артериального русла.
Исследование биомеханических свойств крупных артерий в условиях динамических нагрузок в разных диапазонах трансмурального давления определяется тем, что вязкоэластичные свойства крупных артерий в условиях динамических нагрузок исследовались в узком диапазоне трансмурального давления [1, 2]. Изучение вязкоэластичных свойств артериальных сосудов на фоне перфузии с постоянной скоростью потока приобретает актуальность в связи с открытием феномена эндотелий- зависимой поток-индуцируемой регуляции диаметра артериальных сосудов [3, 4, 5].
Целью настоящей работы явилось экспериментальное выявление биомеханических свойств артериальных сосудов в условиях динамических нагрузок в широком диапазоне артериального давления.
Методика
Кроликов породы "серый великан" обоего пола (возраст 3-5 мес.) анестезировали кетами- ном внутривенно в дозе 13 мг/кг массы тела. Премедикация проводилась аминазином 2% -0. 05 мл/кг массы тела. Производили препаровку, в ходе которой выделяли участок брюшной аорты. На дистальные и проксимальные концы участка накладывались лигатуры и вводились канюли, с которыми посредством поливинилх-лоридных трубок была связана экспериментальная установка, состоящая из насоса роликового типа, ртутного манометра, датчика артериального давления, электромагнитного стабилизатора давления, фрикционного насоса, контактного датчика диаметра емкостного типа, многоканального регистратора Н3031. Вся система заполнялась раствором Тироде (мМ: №аС1 136.9,КЪ 2.68, СаСЬ 1.8, М§С1 1.05, №аНССЬ 11.9,№а2НР04 0.42, глюкоза 5.55 ) с добавлением 3% желатина [5]. Температура раствора поддерживалась термостатом марки LW-1 автоматически на уровне 37.0 ± 0.5 °С. Измерение диаметра проводилось датчиком диаметра, давление регистрировалось датчиком
артериального давления, включенным параллельно ртутному манометру. Для создания механических колебаний давления использо
вался фрикционный насос, работающий с частотой 1Гц ± 0.1 (60 колебаний в минуту). Величина давления регулировалась амплитудой работы насоса, электромагнитным стабилизатором давления и поддерживалась автоматически на определенном уровне. Скорость потока жидкости в системе поддерживалась роликовым насосом на уровне 7,5 мл/мин. Все данные регистрировались после 30-минутного периода стабилизации. Для визуализации и анализа данных использовались графические возможности пакета MathCad. Величину модуля упругости Юнга рассчитывали при помощи формулы, предложенной Hudetz [6]. Данные представлены в виде среднего±ошибка среднего. Статистическую оценку результатов производили, используя парный тест Стъюдента.
Экспериментальные данные и обсуждение результатов исследования
Рммрт.ст 30
Рис.1. Запись кривых изменения диаметра и давления в ходе динамических нагрузок.
А - перфузионное давление, мм рт. ст., Б - наружный диаметр артерии, мм
Типичные кривые изменения диаметра и давления в ходе динамических нагрузок, зарегистрированные синхронно, представлены на рисунке 1. Повышение артериального давления на 30 мм рт. ст. в различных диапазонах при перфузии с постоянной скоростью потока (7,5 мл/мин) вызывает синхронное изменение диаметра артериального сосуда. После восстановления исходного уровня трансмурального давления диаметр артерии монотонно возвращается к исходному значению. Форма кривой диаметра и давления при динамических нагрузках близко соответствует пульсовой кривой. Зависимость диаметра артерии от давления в диапазонах давления 0-30, 60-90, 120-150, 150-180 мм рт. ст. представлена на рисунке 2.
Исследование вязкоэластичных свойств брюшной аорты кроликов
0,880,84 0,8
0,76
10 20 30 40 Р, мм рт.ст.
Р, мм рт.ст.
1,7
2 1,675
5
Q 1,65 1,625
10 120 130 140 150 160 Р, мм рт.ст.
Р, мм рт.ст.
Рис. 2. Прирост диаметра брюшной аорты кролика в зависимости от циклического нагружения давлением в диапазоне давления:А-0—30 мм рт. ст., Б - 60—90 мм рт. ст., В -120—150 мм рт. ст., Г - 150—180 мм рт. ст.
Зависимость диаметра брюшной аорты от давления во всех диапазонах демонстрирует феномен гистерезиса (несовпадение кривых при
дистои стенки и может служить показателем
активированное1
гладкой мускулатуры сосуда.
Рис. 3. Зависимость дифференциального модуля упругости Юнга от величины циклического изменения давления. По оси X отложено давление. Точками обозначены шаги давления с интервалом 5 мм рт. ст. По оси У - модуль упругости Юнга (10^<Н/м2)
нагружении сосуда давлением и его разоружении), обусловленный вязкоэластическими свойствами сосудистой стенки. Наиболее вариабельной частью кривых диаметр-давление в условиях динамических нагрузок является ветвь разгружения петель гистерезиса, которая характеризует вязкоэластичные свойства сосу
Таким образом, на основании данных первой серии экспериментов можно предположить, что с ростом трансмурального давления увеличивается степень релаксации напряжения гладкой мускулатуры сосудистой стенки. При этом нисходящая ветвь петли гистерезиса приобретает выпуклую форму на интервалах давлений 0-30 мм рт. ст., 60-90 мм рт. ст. Однако с ростом трансмурального давления кривая приобретает более пологую форму, т.е происходит уменьшение площади петли гистерезиса. Расчет показал, что площадь петли гистерезиса возрастает от диапазона 0-30 мм рт. ст. (0,14±0,03 см) к интервалу давлений 60-90 мм рт. ст. (0,28±0,03 см), снижается к интервалу 120-150 мм рт. ст. (0,1±0,024), наименьшая площадь петли гистерезиса наблюдается в диапазоне давлений 150-180 мм рт. ст. (0,063 ± 0,02 см2) (Р<0,05 ).
Для выяснения участая компонентов стенки сосуда в реакци ях на увеличение трансмурального давления был проведен расчет дифференциального модуля упругости. На рисунке 3 приведены кривые зависимое™ дифференциального модуля упругости Юнга от величины трансмурального давления для изученных диапазонов. Кривая зависимое™
дифференциального модуля упругости Юнга от давления во всех диапазонах давлений демонстрирует нелинейность: для всех диапазонов давлений упругие деформации в конце цикла нагрузка— разгрузка сосуда давлением ниже, чем в начале цикла. Наиболее это выражено в диапазоне 120— 150 мм рт. ст. В интервале давлений 60—90 мм рт. ст. на участке, соответствующем давлению 66-84 (ветвь нагружения) и 78—87 мм рт. ст. (ветвь раз- гружения), кривая зависимости дифференциального модуля упругости Юнга от давления выходит на плато. В интервале давлений 120—150 мм рт. ст. наблюдается резкое повышение жесткости стенки сосуда после начала разгрузки сосуда давлением (интервал для кривой 120 -150 мм рт. ст.), по сравнению с ветвью нагружения. Дифференциальный модуль упругости в начале цикла нагрузки сосуда давлением больше, чем в его середине (в диапазонах давлений 120—150, 150—180 мм рт. ст.), а затем резко возрастает до своих максимальных значений, проявляемых в данном диапазоне.
Расчет значения модуля упругости Юнга показал, что участие компонентов сосудистой стенки не однотипно. Так, в диапазонах давлений 0-30 мм рт. ст. петля гистерезиса определяется деятельностью эластина и в меньшей мере гладкой мускулатуры (модуль упругости чистого эластина равен 3*105 Н/м2 , гладкой мускулатуры от 105 до 2*106
Н/м2, коллагена-108 Н/м2). В диапазоне давлений 60-90 как восходящая, так и нисходящая ветви петли гистерезиса определяются работой гладкой мускулатуры и эластина. В диапазоне давлений 120-150 мм рт. ст. к гладкой мускулатуре и эластину присоединяется жесткий скелетон, но его роль здесь незначительна (очевидно, участвуют волокна не коллагена, входящего в состав адвен- тиции, а коллагена, оплетающего гладкомышечные клетки). При давлении выше 150 мм рт. ст. большая часть нагрузки приходится на жесткий скелетон.
Таким образом, исследование динамических биомеханических свойств артерий в различных диапазонах артериального давления выявило, что сосуды демонстрируют различные свойства в зависимости от величины давления. Площадь петли гистерезиса в зависимости диаметра артерии от давления увеличивается от диапазона 0-30 мм рт. ст. к диапазону 60-90 мм рт. ст., затем прогрессивно снижается к диапазону 150-180 мм рт. ст. Расчет величины модуля упругости Юнга выявил, что в разных диапазонах трансмурального давления деформациям подвергаются различные компоненты сосудистой стенки.
Работа поддержана грантом Госкомвуза N95- 0-4.4-128.
ЛИТЕРАТУРА
1. Dobrin P.B.Mechanical properties of arteries // Phyziol. Rev. 1978 Vol. 58. №2.
2. Hudetz AG., Monos E. A semi-empirical nonlinear viscoelastic model of the arterial wall // Acta Physiologica Hungarica. 1986. Vol. 67. №2.
3. Смешко В., Хаютин B.M., Герова М., Геро Я., Рогоза А.Н.
Чувствительность малой артерии мышечного типа к скорости
кровотока: реакции самоприспо- собления просвета артерии //
Физиологический ^рнал СССР. 1979. Т. 65. №2.
4. Мелькумянц AM., Балашов С.А. Скорость кровотока -постоянно действующий фактор дилатации артерий // Бюллетень экспериментальной биологии и медицины. 1985. №1.
5. Хаютин В.М. Регуляция просвета артерий, определяемая чувствительностью эндотелия к скорости течения и вязкости крови // Вестник АМН СССР. 1987. .№6.
6. Hudetz A.G. Incremental elastic modulus for orthotropic incompressible arteries // J. Biomech. 1979. Vol. 12.
