Антиконстрикторный эффект эндотелия магистральных артерий как фактор стабилизации периферического кровотока

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

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

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

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

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

Рис. 3. Изменения диаметра

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

а

1

ъ

и

н

120

Р

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

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

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.