CC BY
24
УДК 612.13.601.1
A.B. Требухов, Е.Е. Требухова
Антиконстрикторный эффект эндотелия магистральных артерий как фактор стабилизации периферического кровотока
Постановка задачи. Исследование ауторегуляторных реакций стенки магистральных артерий при действии потока и давления широко проводилось в нашей стране и за рубежом [1-
3, 7-8] . Однако несмотря на это вопрос о вкладе эндотелия в модуляцию гемодинамических свойств и параметров стенки магистральных артерий при действии подобных факторов в условиях реального организма остается до сих пор нерешенным.
Целью настоящей работы явилось исследование вклада эндотелия в модуляцию биомеханических свойств и гемодинамических параметров магистральных артерий в условиях естественного сердечного цикла.
Материалы и методы исследования. В качестве объекта исследования быш выбран участок левой общей сонной артерии кролика породы «Серым великан», обоего пола, в возрасте 6 мес., с массой тела 3,5±0,5 кг. Исследование проводились в условиях острого опыта под ке-таминовым наркозом. В ходе препаровки, с тщательным соблюдением гемостатической техники, выделялся участок левой общей сонной артерии кролика. Регистрацию диаметра сосуда производили контактным прецизионным датчиком емкостного типа по методике, описанной в [3] . Регистрация изменения внутрисосудистого давления осуществлялась прямым способом, при помощи артериального катетера, введенного в просвет сосуда через наружную сонную артерию и соединенного с датчиком артериального давления хирургического полиграфа «Салют». Одновременная запись кривых диаметра и давления производилась на самопишущем устройстве Н3031.
Результаты и их обсуждение: Поцикло-вые изменения давления и внешнего диаметра сосуда в условиях сердечного цикла, зарегистрированные на общей сонной артерии кролика, приведены на рисунке 1а.
Взаимоотношения изменения интрамурального давления и диаметра сосуда, как следует из рисунка, не однотипны - синхронность хода кривых диаметра и давления варьирует, различаясь в фазы анакроты и катакроты пульсовой волны. В фазу анакроты пульсовой волны форма кривой диаметра близко соответствует пульсовой кривой давления, в то время как
в катакроту, на преддикротическом участке, характерно отставание изменения кривой диаметра сосуда от изменения кривой давления, нивелирующиеся на постдикротический участке исследуемых кривых. С целью анализа вязко-упругих свойств стенки артерии в ходе сердечного цикла быш проведен количественный, поцикловой расчет величин диаметра и давления (табл.).
Рис. 1. Зарегистрированные одновременные изменения диаметра (Эмм) общей сонной артерии кролика и давления (Рммрт. ст.) в ходе сердечного цикла: 1 - а) интактный сосуд; б) деэндотелизованный сосуд;
2 - соотношение кривыгх диаметра и давления (обозначения, как в пункте 1)
Полученные закономерности отражены на рисунке 2. Ход кривых диаметра сосуда от давления различен для анакроты и катакроты пульсовой волны. Ветвь разгружения кривой диаметр-давление располагается выше, чем ветвь нагружения для аналогичных точек давления, т.е. имеет место динамический гистерезис. Феноменология статического гистерезиса, описанного в литературе в условиях изотонических нагрузок стенки артерии, обусловлена изменением упруго-вязких свойств сосудистой стенки, которые в свою очередь определяются деятельностью комплекса ее компонентов -гладкой мускулатуры!, эластина и коллагена [5] .
В условиях динамических нагрузок, где действие фактора имеет периодический характер, эластин и коллаген не могут играть существенной роли в процессе подобной релаксации стенки артерии. Быстрая перестройка механических свойств артерии за период одного сердечного
Зависимость прироста внешнего диаметра Э (относительно единицы) и модуля упругости (Е) стенки сонной артерии кролика от давления (Р) крови в ходе сердечного цикла (п, Бх, при р<0.05) .
Параметр Точки пульсовой кривой
Катакрота Анакрота
1 2 3 4 1 2 3
Интактный сосуд (п=16)
Р (мм.рт.ст.) 105,0 86,5 66,2 75,1 63,3 83,8 105,0
Sx ±3,5 ±3,0 ±2,5 ±2,5 ±2,0 ±3,0 ±3,5
D (мм) 1,00 0,93 0,75 0,78 0,65 0,81 1,00
Sx ±0 ±0,02 ±0,05 ±0,05 ±0,06 ±0,05 ±0
Sгист. (^^ (см ) 2,04±0,12
Е х 106 н/м2 2,50 0,61 1,10 0,30 0,59 1,01 2,21
Sx ±0,16 ±0,04 ±0,07 ±0,02 ±0,04 ±0,07 ±0,15
Деэндотелизованный сосуд (п=8)
P (мм.рт.ст.) 105,00 85,93 69,00 75,43 62,60 86,07 105,00
Sx ±4,69 ±4,69 ±4,20 ±4,20 ±4,52 ±2,43 ±4,69
D (мм) 1,00 0,84 0,70 0,74 0,61 0,85 1,00
Sx ±0,00 ±0,02 ±0,04 ±0,03 ±0,05 ±0,01 ±0,00
Sгист. (d/p) (см ) 0,5±0,08
Е х 106 н/м2 0,10 0,14 0,45 0,13 0,07 0,12 0,10
Sx ±0,007 ±0,009 ±0,03 ±0,008 ±0,005 ±0,008 ±,007
цикла может быть объяснена работой функционально-лабильного компонента стенки -гладкой мускулатуры, активность которой, как известно, находится под сложным как нейрогенным, гуморальным, так и ауторегуляторным (миогенным) контролем. Степень влияния нейрогенного фактора в данном случае исключалась особенностью проведения препаровки, а гуморальное факторы ввиду их относительной временной инертности могут играть лишь фоновую роль и не могут вызвать столь быстрого изменения активности мускулатуры. Од-
1’2 ~\
0,6
0,4 -I--------1--------1--------,---------1--------,
60 70 80 90 100 110
Р^хи.р т. ст.)
Рис. 2. Изменения диаметра (относительно единицы) общей сонной артерии (деэндотелизованный сосуд) кролика и давления в течение одного сердечного цикла (п=16, Бх)
нако известно, что механогенные факторы -прежде всего внутрисосудистое давление и поток - способны модулировать активное состояние гладкой мускулатуры, действуя как непосредственно на нее, так и через систему эндотелия. Для исследования роли эндотелия в этом процессе была проведена серия опытов с сосудами, эндотелий которых был разрушен по методике Хаютина [6] . На рисунке 1б представлены поцикловые кривые изменения давления и диаметра деэндотелизованного сосуда, зарегистрированные в ходе сердечного цикла. Как видно из рисунка, деэндотелиза-ция артерии способствует тонизации сосуда и снижению его исходного диаметра, при этом его прирост не претерпевает значительных изменений в величине. Сравнительное сопоставление пульсовых кривых диаметра и давления для интактного и деэндотелизованного сосуда выявляет изменение формы пульсовой кривой диаметра, и следовательно, ее зависимость от целостности эндотелиального слоя.
Из рисунков 2-3 следует, что кривые диаметр - давление для стенки интактного и де-нудированного сосудов демонстрируют феномен динамического гистерезиса, проявление которого различно в исследуемых случаях. Вариабельной частью исследуемых кривых, зависимой от целостности эндотелия, как следует из рисунка, является участок кривой,
1’2 Л
1 0,3 Р
0,6
0,4
50 70 90 110 130
Р(им.рт.с т.)
Рис. 3. Изменения диаметра (относительно единицы) общей сонной артерии (деэндотелизованный сосуд) кролика и давления в течение одного сердечного цикла (п=8, Бх)
соответствующий фазе катакроты пульсовой волны. 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 ее деэндотелизации. Для количественной оценки степени релаксации стенки артерии по приведенным зависимостям кривых диаметр-давление производился расчет площадей петель динамического гистерезиса для каждого из рассматриваемых случаев. Средние расчетные значения площадей гистерезиса приведены в таблице. Как следует из полученных данных, удаление эндотелия сопровождается достоверным (р<0,05) уменьшением площади петли гистерезиса. Относительный прирост диаметра артерии при изменении внутрисосудистого давления и потока, как было показано выше, больше в случае деэн-дотелизованного сосуда, чем интактного. Прирост диаметра сосуда зависит от степени изначальной тонизации его активного компонента, и чем она больше, тем меньше исходный диаметр сосуда и, соответственно, тем больше его относительный прирост. 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. Для оценки усредненной жесткости материала стенки использовался эффективный дифференциальный модуль упругости (Е) , предложенный Hudets [9] . Расчет модуля упругости артериальной стенки для 16 сосудов показал, что зависимость Е от давления (Р) в
ходе сердечного цикла, в диапазоне 1052,5 до 631,9 ммрт.ст. не линейна (табл.) . Во всех исследуемых случаях зависимость Е-Р в цикле нагрузки-разгрузки сосуда давлением в ходе сердечного цикла демонстрирует выраженную в той или иной мере геометрическую форму «восьмерки».
Модуль упругости интактной сосудистой стенки (Е) для сонной артерии в процессе сердечного цикла изменяется от 2,5х106±0,16 н/м2 (систола) до 0,3х106±0,02н/м2 (диастола). Модуль упругости интактного сосуда (рис. 4а) минимален в начале фазы анакроты пульсовой кривой и достигает максимума в начале фазы катакроты. При снижении артериального давления в сосуде (фаза катакроты) жесткость стенки снижается ниже соответствующих значений жесткости в фазе анакроты пульсовой волны. При появлении дикротичес-кого зубца на пульсовой кривой давления 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 0,3х106±0,02 н/м2. К концу диастолы модуль упругости стенки сосуда возрастает, достигая начальных значений жесткости сосуда в систолический период (фаза катакроты) . Модуль упругости стенки деэндоте-лизованного сосуда ниже, чем интактного, и в процессе сердечного цикла изменяется от 0,1х106±0 , 007 н/м2 (систола) до
0,07х106±0,005н/м2 (диастола) (рис. 4б) . Тенденция изменения модуля упругости стенки деэн-дотелизованного сосуда в ходе пульсовой волны давления однотипна и не претерпевает в ходе цикла выраженных изменений. В фазу катакроты модуль упругости снижается по сравнению со значениями модуля, соответствующими ветви нагружения (период анакроты) . К периоду, совпадающему с появлением на пульсовой кривой дикротического зубца, модуль нарастает, достигая максимальных значений, после чего вновь снижается до величин, близких по значению к аналогичным точкам модуля упругости для фазы анакро-ты. На основании вышеизложенного можно заключить, что активность гладких мышц артериальной стенки вариабельна по отношению к фазам пульсовой волны и зависит от интактности эндотелия. Проведенное изучение механических свойств сосудистой стенки в диапазоне давлений от 105 2,5 до 631,9 ммрт. ст. показало, что восходящая ветвь (анак-рота) петли гистерезиса кривой диаметр - дав-
3 и
2,5 -
2 -
а
и -
н 1 -
0,5 -
о -
40
-ь
100
Р (мм рт.ст.)
а
1
ъ
и
н
120
Р(мм рт.ст.)
б
Рис. 4. Зависимость модуля упругости (Е) от в ходе сердечного цикла для интактного сосуда
ление, в данном диапазоне осциляций давлений, определяется функционированием активной гладкой мускулатурой и эластина, а нисходящая ветвь (катакрота) - пассивными элементами сосудистой стенки и пассивной гладкой мускулатурой - в начале катакро-ты, с ее активацией в постдикротических областях диастолических давлений. В цикле нагрузка - разгрузка сосуда давлением имеет место явление гистерезиса кривой модуль упругости - давление. Изменение модуля упругости сосудистой стенки деэндотелизован-ного сосуда не выявило достоверных различий (Р>0,05) в его величине в фазу нагружения и разгружения сосуда давлением, указывая на активность гладкомышечного аппарата сосудистой стенки в течение всего осцилляторно-го цикла. Эндотелий способен модулировать активное состояние гладкой мускулатуры сосуда соответственно фазам пульсовой волны давления, что может быть объяснено с позиций взаимоотношений расхода крови и величины давления в ходе сердечного цикла. Известно, что давление и расход крови в начале систолы растут одновременно лишь до определенного предела, при достижении которого нарушается их синфазность, скорость кровотока при этом снижается быстрее, чем величина давления, что связывают с появлением отраженных компонентов волны давления [5] . Для физиологической интерпретации полученных результатов и оценки роли эндотелия в исследуемом процессе, было проведено исследование изменения потока в системе на математической модели, в основе которой был положен закон Хагена - Пуазейля [4] . Цель исследования - на основании полученных в эксперименте данных изучить влияние эндотелия, опосредованное активностью гладких мышц, на трансформацию величины скорос-
давления (Р) для стенки сонной артерии кролика (п=16) (а) и деэндотелизованного сосуда (б) (п=8)
ти потока в ходе сердечного цикла. 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 диаметром, равном максимальному (т.е. систолическому) диаметру интактного сосуда. Полученные в результате расчетов кривые представлены на рисунке 5.
Как следует из рисунка, 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. Форма кривой объемная скорость потока - давление (0-Р) для реальных сосудов отлична от аналогичной кривой для жесткой трубки. Прирост кровотока в сегменте сосуда, как следует из проведенных расчетов, нелинейный. Крутизна нарастания скорости потока в системе зависит от диаметра сосуда и величины градиента давления. Нелинейность прироста кровотока в системе для реального сосуда зависит от активности его гладкомышечного аппарата, определяющего его диаметр и соответственно гидродинамические свойства. В период анакроты кривые зависимости 0-Р у интактного и деэндотелизованно-го сосудов совпадают, а крутизна спада кривой в период катакроты варьирует и зависит от присутствия (функциональной активности) эндотелия. Скорость снижения кровотока в период катакроты у деэндотелизованного сосуда больше, чем в период анакроты, а у интактно-го сосуда эти соотношения обратные. Скорость снижения величины кровотока в случаях жесткой трубки и деэндотелизованного сосуда превышает скорость кровотока в период анакро-
Рис. 5. Относительный прирост объемной скорости кровотока в сосуде в ходе сердечного цикла (значение потока приведены относительно единицы)
ты (рис. 5 - катакрота «жт.» (жесткая трубка) , «дэ» (деэндотелизованный сосуд) ) , в то время как у интактного сосуда («ин.») она меньше и плавнее. Быстрое снижение кровотока в период катакроты, происходящее со снижением давления, очевидно, не может не сказаться на коэффициенте полезного действия функций артерий как магистралей и соответствующей эффективности доставки крови на периферию сосудистого русла.
Выводы
1. Зависимость диаметр-давление при динамических нагрузках сосуда трансмуральным давлением в ходе сердечного цикла демонстрирует феномен гистерезиса.
2. Эндотелий магистральных артерий при динамических нагрузках сосуда давлением ока-
зывает константное релаксирующее действие на гладкую мускулатуру стенки сосуда, эффект которого зависит от величины трансмурального давления.
3. Зависимость модуля упругости стенки артерии от давления в ходе сердечного цикла носит сложный нелинейный характер.
4. В диапазоне давлений от 105 2,5 до 631, 9 мм.рт.ст. восходящая ветвь петли гистерезиса (фаза анакроты) кривой диаметр - давление определяется функционированием активной гладкой мускулатуры и эластина, а нисходящая ветвь (фаза катакроты) - пассивными элементами сосудистой стенки.
5. Антиконстрикторный эффект эндотелия способствует оптимизации магистральной функции артерий и стабилизации периферического кровотока.
Литература
1. Смешко В.Н., Хаютин В.М. Чувствительность артерий мышечного типа к скорости кровотока // Физиологический журнал СССР. 1979. Т. 65. №2.
2. 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.
3. Филатова О.В., Филатов К.Н. Взаимодействие давления и потока в эндотелий-зависимой регуляции диаметра артериальных сосудов. // Успехи физиологических наук. 1994. Т. 25. №4.
4. Джанколи Д. Физика. М., 1989.
5. Каро К., Педли Т., Шротер Р., Сид У. Механика кровообращения. М., 1981.
6. Хаютин В.М. Регуляция просвета артерий, определяемая чувствительностью эндотелия к скорости течения и вязкости крови / / Вестник АМН СССР. 1987. №6.
7. Фолков Б., Нил Э. Кровообращение. М., 1976.
7. Dartsch P.C. Betz E. Response of cultured endotelial cells to mechanical stimulation // Basic. Res. Cardiol., 1989. Vol. 84. №3.
8. Rubanyi G.M. Endothelium - dependent pressure - induced contraction of isolated canine carotid arteries // Am. J. Physiology. 1988. Vol. 255.
9.Hudetz A.G. Incremental elastic modulus for orthotropic incompressible arteries // J. Biomech., 1979. V. 12.
