Строение и механические свойства сосудов

Стенка всех кровеносных сосудов, за исключением капилляров, построена из вязкоэластического материала. Поэтому крупные сосуды способны к значительным обратимым изменениям размера при действии на их стенку внешней деформирующей силы, а также при активном сокращении и расслаблении гладкой мускулатуры самой стенки.

Для выяснения общих механических свойств сосудистой стенки и их изменения при патологических состояниях изучают ее изолированные полоски; при этом определяют кривые растяжения (см. рис. 83) при тангенциальной (по направлению окружности поперечного сечения) или продольной (вдоль длинной оси сосуда) деформации под действием соответственно сил f01 и f. Статические кривые растяжения сосудистой стенки (рис. 82) подобны соответствующим характеристикам деформации скелетной мышцы (см. рис.78).

Наибольший интерес представляет деформация целого сосуда. Ее обычно наблюдают в условиях, когда деформирующая сила создается внутренним избыточным давлением р. При варьировании р в основном изменяется просвет (площадь поперечного сечения) сосуда, а длину можно считать постоянной величиной. Такое явление происходит в организме в естественных условиях течения крови по кровеносным сосудам и играет большую роль в гемодинамических процессах (см. гл. 12). Найдем количественную связь между параметрами кровеносного сосуда и внутренним давлением.

Примем, что сосуд имеет цилиндрическую форму. Рассмотрим сегмент такого сосуда длиной l с внутренним радиусом поперечного сечения г и толщиной стенки h (рис. 83). Плоскостью, проходящей через диаметр, условно разделим сосуд в продольном направлении на две половины. Образовавшееся внутреннее сечение имеет площадь. На эту площадку действует сила f, обусловленная давлением: f = р ? 2rl. Сила f стремится разъединить две половины сосуда, в результате чего в сосудистой стенке появляются упругие силы, направленные тангенциально (по касательной) к окружности поперечного сечения и перпендикулярно площадкам продольного сечения стенки. Суммарная тангенциальная упругая сила ft , очевидно, определяется выражением ft = ут ? 2hl, где ут – тангенциальное напряжение в стенке; 2hl – сумма площадей продольных сечений стенки, к которым приложена fт.

Силы f и fт уравновешивают друг друга, так что

Это выражение носит название уравнения Ламе. Оно описывает равновесное состояние сосуда при данном давлении р.

В общем случае при сдвиге р изменяются и r и h. Однако можно считать, что объем стенки, равный 2рrhl при r ?h, представляет собой неизменную величину, поскольку l = const, произведение rh тоже можно принять в качестве неизменного параметра. Тогда уравнение Ламе можно записать в виде

где a = rh и не зависит от р и r. Проанализируем теперь состояние сосуда после изменения давления на dp, которому соответствуют изменения тангенциального напряжения на d ут и радиуса на dr. В этом состоянии давление, напряжение и радиус равны соответственно (р + dp), (ут+ dут) и (r + dr) и, согласно соотношению Ламе,

Раскрывая скобки в правой части этого уравнения и пренебрегая членами, содержащими dpdr или (dr)2, получаем

Вычитая (10.10) из (10.12), имеем

В этом выражении dут – это то тангенциальное напряжение, которому соответствует изменение длины стенки по окружности на 2р(r + dr) – 2рr. По закону Гука

где Е – эффективный модуль упругости сосудистой стенки. При объединении уравнений (10.14) и (10.13) получается, что

Это выражение легко преобразовать в зависимость изменения просвета сосуда от dp. Исходная величина просвета s равна рr2, его изменение ds = d(рr2) = 2рrdr. Отсюда dr = ds/2рr, и подстановка этого соотношения в (10.15) дает:

Выражения (10.15) и (10.16) – основные уравнения деформации кровеносного сосуда: расширения при увеличении давления на dp или сужения при уменьшении давления на dp.

При высоком модуле упругости сосудистой стенки часто оказывается, что второй член в скобках в уравнениях (10.15) и (10.16) гораздо меньше первого члена и им можно пренебречь. Тогда уравнения деформации принимают более простой вид:

Эти выражения широко используются при описании течения крови, распространения пульса по кровеносным сосудам (см. гл. 12). Уравнения (10.15) и (10.16), а также (10.17) и (10.18) применяются для расчета эффективного модуля упругости сосудистой стенки, характеризующего тангенциальную деформацию. Для этого, как видно из указанных выражений, в эксперименте необходимо измерить давление внутри сосуда, его радиус, толщину стенки и изменение давления и радиуса.

Деформация сосудов артериальной части системы кровообращения протекает в организме в динамических условиях: подъем давления и последующий его спад совершаются за непродолжительное время. В этих условиях, как говорится на с. 197, модуль упругости зависит от времени и всегда выше модуля упругости, рассчитанного для состояния равновесия [см. уравнение (10.7)]. Для определения зависящего от времени динамического модуля упругости используются два метода. При первом методе искусственно вызывают периодическое изменение радиуса путем циклического механического сжатия сосуда и измеряют dp и dr, а затем рассчитывают модуль упругости по уравнению типа (10.15). В зависимости от частоты деформации динамический модуль упругости отражает упругие свойства стенки в разные моменты времени после начала деформации. Скажем, при частоте 5Гц это время равно примерно 0,1 с.

Другой способ косвенный. Он состоит в измерении скорости распространения по сосуду волны давления (см. гл. 12, уравнение 12.18). На рис. 84 в качестве примера показана зависимость модуля упругости нижней полой вены собаки от напряжения ут при исследовании в эксперименте in situ.

Оказалось, что динамический модуль упругости резко возрастает при увеличении напряжения в сосудистой стенке (давления внутри сосуда) и, что особенно важно, может по крайней мере на порядок превосходить статический модуль упругости (см. рис. 84). Аналогичная картина наблюдается на артериях человека. Например, динамический модуль упругости (определяемый первым способом при частоте деформации 10 Гц) восходящей дуги аорты может составлять в зависимости от возраста 106 – 3? 106Н/м2, а статический – всего около 5 ? 104 Н/м2. Совершенно ясно, что быстропротекающие процессы деформации кровеносных сосудов в организме необходимо описывать динамическим, а не статическим модулем упругости.

Течение крови имеет следующие особенности:

1.В артериальной части системы кровообращения течение пульсирующее.

2.Сосуды радиально и продольно растяжимы, разветвлены и изогнуты.

3.В крупных сосудах может возникать турбулентное течение.

Сердечный насос, крупные артерии и вены образуют систему макроциркуляции, главная функциональная цель которой – обеспечить движение и транспорт крови. Система микроциркуляции состоит из артериол, венул, капилляров и артериовенозных анастомозов. Задача этой системы – распределить сердечный выброс между различными органами в соответствии с их потребностями.

1. Амортизирующие сосуды (аорта, легочная артерия и прилегающие к ним участки больших артерий). Выраженные эластические свойства таких сосудов обеспечивают амортизацию (сглаживание) периодических систолических волн кровотока.

2. Резистивные сосуды (в основном мелкие артерии и артериолы) оказывают наибольшее сопротивление кровотоку. Изменения степени сокращения мышечных волокон этих сосудов приводят к изменениям их диаметра и, следовательно, гидродинамического сопротивления. Сокращение гладких мышц этих сосудов является основным механизмом регуляции объемной скорости кровотока в различных сосудистых областях, а также распределения сердечного выброса по разным органам.

3. Сосуды-сфинктеры (последние отделы артериол)определяют в основном площадь обменной поверхности капилляров, изменяя число капилляров, функционирующих в каждый определенный момент.

4. Обменные сосуды (в основном капилляры) обеспечивают такие важнейшие процессы как диффузия и фильтрация.

5. Емкостные сосуды (главным образом вены) благодаря своей высокой растяжимости способны вмещать или выбрасовать большие объемы крови без существенного влияния на другие параметры кровотока. В связи с этим могут играть роль резервуаров крови.

6. Шунтирующие сосуды (артериовенозные анастомозы) осуществляют прямые связи между мелкими артериями и венами в обход капиллярного ложа. Присутствуют не во всех тканях.

Стенки всех артерий и вен имеют сходное строение и делится на три слоя: внутреннюю, среднюю и наружную оболочки.

Коллаген – белок с высокой прочностью на разрыв и относительно малой растяжимостью. Форма волокон коллагена в стенке сосуда напоминает серпантин, и возможно некоторое растяжение стенки без натяжения волокон. Коллогеновые волокна вносят основной вклад в жесткость стенки и предохраняют ее от разрушения.
Эластин – белок, обладающий большой растяжимостью, его упругость важна для смягчения импульсов давления, возникающих при сокращениях сердца.
Веретенообразные гладкомышечные клетки электрически соединены друг с другом и механически связаны с эластическими и коллагеновыми волокнами. Функция – создавать активное напряжение сосудистой стенки и изменять величину просвета сосудов в зависимости от физиологических потребностей.

Надежность капилляра: малый d, толщина стенки.

Закон Лапласа: зависимость перепада капиллярного гидростатического давления p на поверхности раздела двух фаз от межфазного поверхностного натяжения σ: ΔP=P1— P2= εσ, где P1 — давление с вогнутой стороны поверхности, P2 — с выпуклой стороны, R1, R2 — радиусы кривизны двух взаимно перпендикулярных нормальных сечений поверхности в данной точке, R1 – стремится к 0, R2 – стремится к бесконечности: Рτ = σ (1/R1 + 1/ R2). σ = РτR2/hR, F = P2Rl, F= σ2hl, где 2 и l сокращаются в этих уравнениях и получается, что РR = σh, а отсюда следует, что σ = РR/h – это есть уравнение Ламе, σт – тангенциальные напряжения в стенке сосуда.(уравнение деформации сосудов)

10. Факторы, обеспечивающие движение крови по кровеносным сосудам. Влияние эластических свойств на гемодинамику. Роль эффекта компрессионной камеры.

1. Работа сердца.

2. Разность давления в различных участках.

3. Сокращение скелетной мускулатуры.

4. Присасывающая способность сердца и легких.

5. Наличие клапанов в венах.

Закон Пуазейля дает количественную характеристику основных факторов, обеспечивающих движение крови по сосудам: Q = (P1 – P2) Пr4/8ηl, где Q – объем крови, протекающий за единицу времени через поперечное сечение сосуда, P1 – P2 – градиент давления в начале и конце системы, l – длина сосуда, r – радиус сосуда, η – вязкость крови. Потенциальная энергия для осуществления кровотока создается в результате работы сердца. Эластичные стенки сосуда растягиваются: накапливается кровь. Эффект компрессионной камеры: после систолы 16 кПа давление не падает до 0, наступает диастола. Растянутые сосуды спадают и потенциальная энергия, сообщает им сердцем через кровь, переходит в кинетическую энергию тока крови, при этом поддерживая диастолическое давление приблизительно равное 11 кПа. Компрессионная камера – аорта с эластичными стенками, смягчает удар сердца.

Рекомендуемые страницы:

Механические свойства сосудов

Сосуды являются важными элементами в целостном организме. В зависимости от морфологического строения стенок кровеносные сосуды делятся на эластические (с преобладанием эластической ткани), мышечные (с преобладанием гладкомышечной ткани) и смешанные.

Диаметр кровеносных сосудов и тканевой состав их стенок различны в зависимости от типа сосуда (рис. 17.9). Как правило, в стенках артерий больше эластической ткани и меньше коллагеновых волокон, чем в стенках вен; вены же, напротив, более богаты коллагеновыми волокнами. Капилляры имеют эндотелиальный слой, но их стенки лишены мышечной и соединительной ткани. Стенки всех крупных артерий имеют три оболочки: внутреннюю, среднюю и наружную.

Эндотелиальные клетки, выстилающие сосуд изнутри, играют важную роль в гемодинамике, нарушение их целостности ведет к риску возникновения тромбов.

Лимфатические сосуды, выполняющие особую функцию, по строению сходны с венами, отличаясь от них меньшей толщиной и большей проницаемостью. Лимфатические сосуды пронизывают почти все органы, за исключением кожи, волос, роговицы и некоторых других.

Рис. 17.9. Строение кровеносных сосудов различных отделов сосудистой

системы. Вся сосудистая сеть выстлана слоем эндотелиальных клеток;

количество же мышечной и соединительной ткани в стенках различных сосудов варьирует (R.F. Rushmer, 1970)

Лимфатическая система образована преимущественно околовенозными, т. е. идущими вдоль вен (а также вдоль артерий) лимфатическими сосудами. Эти сосуды бывают глубокими и поверхностными и по структуре напоминают вены, отличаясь от них меньшей толщиной стенки и большей проницаемостью. Как и вены, они имеют клапаны, препятствующие обратному току лимфы.

В среднем ток лимфы у человека составляет 1,4 мл/кг веса в 1 ч, или около 2 л за сутки. Каждый 24 ч в лимфу переходит от 1 /4 до половины всех белков плазмы крови.

Току лимфы способствуют как сокращения мышц, так и сокращения непосредственно самих лимфатических сосудов. На него влияют также изменения давления в тканях и капиллярах.

Закупорка (или сдавление) лимфатических сосудов в результате воспалительных процессов вызывает заболевание, называемое слоновостью, характеризующееся прекращением оттока лимфы и непомерным увеличением и утолщением тканей конечности.

Так же как и в венах, в лимфатических сосудах существует градиент давления, направленный от периферии к центральным сосудам (грудному и правому лимфатическим протокам).

Стенки кровеносных сосудов постоянно подвергаются периодическому нагружению пульсирующим давлением. В материале стенок, рассматриваемом как линейно-вязкоупругий (Y. Fung, 1981) и подверженным действию периодического напряжения, изменяющегося по определенному закону, результирующие деформации будут запаздывать на определенную фазуΔφ, величина которой зависит от свойств исследуемого материала. Комплексный динамический модуль упругости для такого материала определяется как Един = Е’ + jE’. Здесь Е’ — упругий модуль, а Е” — модуль потерь, определяемые по формулам Е’ = Е cosΔφ и Е” = Е sinΔφ, где Е — модуль упругости.

Динамический модуль упругости при частоте выше 1—2 Гц практически не изменяется, его увеличение происходит только при более низких частотах. Угол запаздывания относительно мал и составляет менее 10°. В пределах физиологических давлений при частоте 2 Гц отношение Е” / Е’ < 0,123, что указывает на малую вязкую компоненту по сравнению с упругой. При периодическом изменении давления в пределах 2,5—15,0 кПа (20—120 мм рт. ст.) проявляются вязкоупругие свойства стенки сосуда — образуется выраженная петля гистерезиса.

Прочность на разрыв стенки артериального сосуда определяется двумя характеристиками: разрушающими напряжениями и деформацией, которые в конечном счете зависят от скорости деформирования перед разрывом. С увеличением скорости деформирования разрушающие напряжения увеличиваются по сравнению со статическим напряжением, а разрушающие деформации могут достигать 100 %. С возрастом механические свойства артериальных сосудов человека изменяются. Разрушающие напряжения к 60-ти годам уменьшаются в 2—2,5 раза по сравнению с двадцатилетним возрастом, а разрушающие деформации — на 20—30% в зависимости от типа сосуда.