Гемодинамика и кровоток

Принципы кровотока

В этом разделе описаны простые принципы кровотока, которые важны для понимания роли допплера и проведения ультразвукового исследования сосудов. Основополагающие принципы механики жидкости, применяемые к потоку крови, сложны и подробно обсуждаются в ряде текстов, в том числе в книгах Макдональда, 1 Каро и др., 2 Страки и Вестерхофа 3 , а также в главах книг по ультразвуковой допплерографии Эванса и др. ал. 4 и Тейлор и др. 5

Кровеносные сосуды несут кровь от сердца по легочному и системному артериальному кровообращению и обратно к сердцу через венозную сеть. Атерома развивается в артериях и затрудняет ток крови в большей или меньшей степени в зависимости от степени обструкции, возникшей в результате ее присутствия.

ТИПЫ ПОТОКА

Двумя основными состояниями потока являются ламинарное и турбулентное. При низкой скорости поток жидкости является ламинарным ( рис. 2-1А ). Это характеризуется движением жидкости по четко определенным траекториям, называемым линиями тока. При очень высоких скоростях поток жидкости является турбулентным ( рис. 2-1Б ); отдельные элементы жидкости больше не движутся по четко определенным траекториям, и в движении жидкости присутствует случайная составляющая.

Представления о ламинарном и турбулентном течении впервые возникли при рассмотрении течения в длинных прямых трубах. Было обнаружено, что безразмерное число, называемое числом Рейнольдса ( Re ), полезно для характеристики потока жидкости. Число Рейнольдса определяется как:

где ρ — плотность жидкости, L — диаметр сосуда, V — средняя скорость, а μ — вязкость жидкости. Для широкого спектра жидкостей переход к турбулентности происходит при значении Re около 2000. Для потока, в котором Re составляет около 2000, течение жидкости будет чередоваться между турбулентным и ламинарным. Когда скорость увеличивается настолько, что Re превышает критическое значение, для развития турбулентности потребуется небольшое количество времени. Поэтому при пульсирующем потоке поток может быть ламинарным при значениях Re , превышающих критическое значение, поскольку турбулентность не успевает развиться до того, как скорость крови уменьшится.

Существует также третье состояние потока, называемое возмущенным потоком, которое относится к изменениям величины и направления скорости, которые происходят при низких значениях Re . Наиболее важным примером этого является явление вихрей, которые представляют собой области циркулирующего потока, часто возникающие при некоторых очевидных изменениях в геометрии сосуда, таких как стеноз или нормальная луковица сонной артерии. Характер образования вихрей будет меняться по мере увеличения степени стеноза и скорости крови. Во время устойчивого потока при низких значениях Re вихрь будет стабильным и ограничен областью непосредственно за стенозом. При низкой скорости поток жидкости внутри вихря фактически ламинарный. При более высоких значениях Re через равные промежутки времени будет происходить образование вихрей. Опять же, это не совсем турбулентность, поскольку величина и направление скорости в любом месте не случайны, а подчиняются регулярному шаблону. При еще более высоких значениях Re вихреобразование будет сочетаться со случайными структурами течения истинной турбулентности. Выброшенные вихри проходят несколько диаметров вниз по течению и в конечном итоге затухают, поскольку их энергия поглощается за счет вязких потерь. Во время пульсирующего потока образование вихрей может происходить только в течение части сердечного цикла.

Влияние состояния потока на форму доплеровского сигнала показано на рисунке 2-2 . Доплеровские спектры нормальной бедренной артерии показаны на рисунке 2-2А ; в этом случае течение ламинарное. В объеме образца величина и направление скорости крови одинаковы для всех эритроцитов, следовательно, ширина спектра мала, а контур волны плавный. В постстенотической области пораженной артерии форма допплеровского сигнала более сложная ( рис. 2-2Б ). Кровь, находившаяся в состоянии покоя в постстенотической области во время диастолы, ускоряется в объеме образца. Для этой крови поток является ламинарным, а начальный наклон кривой имеет плавный контур с низкой спектральной шириной, тогда как кровь, которая находилась в престенотической области во время диастолы, должна пройти через стеноз, создавая нарушенный и турбулентный поток внутри образца. объем. Изменение величины и направления скорости, которое это вызывает, приводит к увеличению ширины спектра ( рис. 2-2B ), и контур сигнала перестает быть гладким.

При нормальной циркуляции поток в основном ламинарный; однако нарушение кровотока может наблюдаться в определенных сосудах, таких как сонные артерии. Рециркуляция кровотока обычно наблюдается в области луковицы, а в дистальной области может наблюдаться нарушение кровотока. Для целей клинической допплерографии практически не проводится различий между нарушенным и турбулентным потоком. Наличие спектрального уширения часто свидетельствует о патологических изменениях в сосуде.

Краткое изложение пунктов, касающихся состояния потока, представлено в Блоке 2.1.

ДАВЛЕНИЕ И ЭНЕРГИЯ

В кровообращении основной принцип заключается в том, что для того, чтобы кровь текла, необходимо создать градиент давления; это происходит в результате сокращения сердца и последующего выброса крови в аорту и системные сосуды.

Энергия — полезное понятие в механике жидкости. Когда существует устойчивый поток несжимаемой жидкости без трения, принципы сохранения энергии можно использовать для получения уравнения Бернулли.

Это простое выражение показывает, что внутри циркуляции будет происходить взаимообмен между различными типами энергии. Однако в человеческом теле поток не является устойчивым, и приведенное выше уравнение необходимо немного изменить, чтобы учесть энергию, необходимую для ускорения жидкости. 4 Энергия сохраняется в этой простой идеальной системе без потерь. В кровообращении энергия теряется в виде тепла за счет вязких эффектов, проявляющихся за счет трения крови о стенку сосуда и между соседними слоями крови. Потери энергии наиболее высоки в области стеноза, так как при турбулентном потоке и вихревом движении наблюдается значительное трение.

При стенозе происходит увеличение кинетической энергии крови, связанное с увеличением скорости кровотока, а согласно уравнению Бернулли происходит соответствующее падение артериального давления. Если бы внутри системы не было потерь энергии, то уменьшение скорости (и, следовательно, кинетической энергии) в постстенотической области было бы компенсировано возвращением давления на престенотический уровень. На практике потеря энергии из-за турбулентности и образования вихрей приводит к падению давления на стенозе, величина которого зависит от степени стеноза.

Наиболее распространенным применением уравнения Бернулли является прогнозирование падения давления на стенозированном сердечном клапане. 6 Уравнение можно упростить до:

где V — измеренная скорость в м/с, а P — падение давления в мм рт. ст. Вопросы, касающиеся давления и энергии, обобщены во вставке 2.2 .

ПРОФИЛИ СКОРОСТИ

Спектр допплеровского ультразвука критически связан с детальным изменением скорости внутри интересующего сосуда. Скорость крови будет меняться в зависимости от ее положения внутри сосуда; это называется профилем скорости. Наиболее часто упоминаемым профилем скорости является параболический профиль скорости.

Строго говоря, параболический профиль скорости применим только к установившемуся ламинарному потоку в длинной прямой трубе, когда максимальная скорость наблюдается в центре сосуда и нулевая скорость на краю сосуда ( рис. 2-1А ). Профиль радиально-симметричный, а это значит, что он одинаков независимо от того, какой диаметр рассматривается. Форма профиля представляет собой точное математическое уравнение параболы.

Профили скорости в сосудах тела обычно более сложны; они могут не быть даже приблизительно радиально-симметричными и меняются со временем в течение сердечного цикла. Стоит изучить различные эффекты, которые будут влиять на истинные профили скорости в циркуляции.

Входной эффект

На профиль скорости в сосуде сильное влияние оказывает расстояние интересующей области от входа в сосуд. Для длинного прямолинейного сосуда при устойчивом течении профиль изначально плоский на входе в сосуд. С увеличением расстояния от входа профиль будет меняться, становясь параболическим на расстоянии, называемом длиной входа ( рис. 2-3 ).

Сужение сосуда

Для устойчивого потока постепенное сужение конуса будет иметь тенденцию заострять профиль скорости.

Расширение сосуда

На участках увеличения площади поперечного сечения сосуда создается неблагоприятный градиент давления в направлении потока; то есть происходит снижение давления в направлении потока, что имеет тенденцию замедлять поток. Для центральной области высоких скоростей этому препятствует большой импульс, но на краю сосуда скорости малы и направление движения у стенки изменится на противоположное, если происходит достаточно быстрое увеличение площади поперечного сечения сосуда с расстоянием. . Для описания этого явления часто используется фраза «разделение потока»; то есть высокоскоростная центральная струя расположена рядом с областью, в которой поток имеет низкую скорость и рециркулирует. Образование вихрей в этих условиях отмечалось выше; как центральная струя, так и вихри затухают после прохождения длины, эквивалентной нескольким диаметрам, и ламинарное течение восстанавливается. На рис. 2-4 показаны профили скорости в области небольшого стеноза. Когда расширение менее сильное, например, при постепенном расширении конуса, профиль скорости просто становится более притупленным.

Изогнутые сосуды

На рис. 2-5 показано, что профиль скорости при установившемся потоке в изогнутом сосуде перекошен к внешней стенке, когда входной профиль параболический, и перекошен к внутренней стенке, когда входной профиль плоский.

Y-образное соединение

На рис. 2-6 показаны профили скорости Y-образного соединения. Можно видеть, что профили перекошены внутри двух ветвей, так что более высокие скорости возникают на внутренних сторонах двух ветвей. На рис. 2-7 показаны двухмерные профили скорости, полученные в реалистичной модели бифуркации сонной артерии с умеренным стенозом непосредственно проксимальнее бифуркации на пике систолы. Профили скорости достаточно симметричны в общей сонной артерии и при стенозе, но имеется явная асимметрия у входа во внутреннюю сонную артерию.

Пульсирующий поток

Во время пульсирующего потока профиль скорости будет меняться на протяжении сердечного цикла. На рис. 2-8 показаны профили длинной прямой трубки с формой волны скорости, аналогичной той, что наблюдается в бедренной артерии.

Турбулентность

Как говорилось выше, скорости при турбулентности имеют случайную составляющую, поэтому необходимо брать среднее значение по времени. Если это сделать, то усредненный профиль скорости во время установившегося турбулентного потока окажется притупленным, с высокими градиентами скорости вблизи стенки сосуда ( рис. 2-1Б ).

Вторичные движения потока

Во многих описанных выше геометрических ситуациях компоненты потока являются трехмерными, что означает, что будет некоторое вторичное движение потока в плоскости, перпендикулярной оси сосуда. Эти движения можно легко продемонстрировать с помощью моделей потока и методов инъекции красителя, и есть несколько исследований in vivo, которые утверждают, что это продемонстрировали.7 , 8

Краткое изложение моментов, касающихся профилей скорости, представлено во вставке 2.3 .

ПРОСТАЯ МОДЕЛЬ ПОТОКА

Создание градиента давления внутри артериальной системы осуществляется выбросом крови в артериальное дерево сердцем. Сопротивление R потоку сегмента сосуда можно определить как:

где Q — расход через сосуд, а Р 1 и Р 2 — давления на входе и выходе сосуда. Один из способов выразить это уравнение состоит в том, чтобы сказать, что для поддержания потока на постоянном уровне разница давлений должна быть больше, когда сопротивление потоку увеличивается. Строго говоря, эта формула применима только для условий установившегося потока; поэтому оно полезно главным образом для понимания общих концепций кровотока в артериях, а для пульсирующего потока необходимо использовать более сложную версию этого уравнения. Для длинного прямого сосуда сопротивление потоку зависит от четвертой степени диаметра. Следовательно, сегмент сосуда диаметром 2 мм будет иметь сопротивление в 16 раз больше, чем аналогичный сегмент диаметром 4 мм.

Простая модель потока к органу показана на рисунке 2-9 . Чистый поток контролируется сочетанием сопротивления мелких сосудов (артериол) и сопротивления крупных сосудов (артериалов). В здоровом кровообращении основные артерии имеют относительно большой диаметр и их сопротивление потоку невелико; Основными сосудами сопротивления являются артериолы. С помощью этой модели можно понять основные клинические проявления атеросклероза; Увеличение сопротивления в крупной распределительной артерии из-за атеромы должно быть компенсировано снижением сопротивления мелких артерий и артериол, чтобы сохранить приток к капиллярному руслу. По мере прогрессирования заболевания кровоток поддерживается за счет расширения артериол до тех пор, пока не будет достигнута точка, в которой артериолярная сеть полностью расширена. Дальнейшее прогрессирование проксимального заболевания приводит к уменьшению притока к органу и развитию ишемии, поскольку дальнейшая компенсаторная дилатация невозможна. У пациентов с хромотой нижних конечностей наличие тяжелого поражения проксимальных отделов приводит к тому, что дистальная артериолярная сеть полностью расширяется в состоянии покоя, чтобы поддерживать приток крови к мышцам нижних конечностей. Хотя этого достаточно в покоящейся конечности, сочетание проксимального стеноза и максимального расширения артериол означает, что невозможно добиться дальнейшего увеличения кровотока, чтобы справиться с повышенными метаболическими потребностями конечности.

Из приведенной выше модели следует концепция критического стеноза. По мере увеличения степени сужения при единичном изолированном стенозе достигается точка, в которой дистальная дилатация артериол максимальна. Следовательно, любое увеличение степени стеноза за пределами этой точки приводит к уменьшению кровотока. Эксперименты, проведенные на животных, показывают, что эта точка критического стеноза достигается при уменьшении площади примерно на 90%, что соответствует уменьшению диаметра примерно на 70%. Две величины, представляющие интерес для ультразвуковой допплерографии, — это объемный расход и скорость крови; Связь между этими двумя параметрами согласно разработанной выше модели показана на рисунке 2-10 . 9 По мере уменьшения калибра сосуда объем крови, текущей по сосуду, сохраняется за счет увеличения скорости. Однако выше точки критического стеноза (стеноз 70% диаметра) объем крови начинает уменьшаться. Следует также отметить, что скорость достигает максимума при диаметре стеноза около 85%, а затем снижается, так что при очень узких стенозах скорость относительно низкая.

Два последовательных стеноза имеют большее общее сопротивление по сравнению с каждым стенозом, рассматриваемым индивидуально. На практике в комбинированном сопротивлении последовательных стенозов преобладает стеноз с наименьшим диаметром просвета.

Концепция критического стеноза полезна, но в ее применении к атеросклерозу не следует заходить слишком далеко. По мере развития атеросклероза в игру вступают различные другие компенсаторные механизмы в попытке сохранить перфузию. К ним относятся развитие коллатерального кровообращения и степень местной дилатации пораженного артериального сегмента. Кроме того, наблюдается повышение эффективности извлечения кислорода из крови. Краткое описание этого раздела приведено во вставке 2.4 .

ПУЛЬСИРУЮЩИЙ ПОТОК И ДИСТАЛЬНОЕ СОПРОТИВЛЕНИЕ

Ультразвуковая допплерография обычно используется для оценки дистального сопротивления потоку. Здесь рассматривается происхождение пульсирующих сигналов и их связь с дистальным сопротивлением.

Для конкретного элемента крови именно градиент давления, а не фактическое давление, ускоряет кровь. Градиент давления связан с разницей давлений по обе стороны элемента крови ( рис. 2-11 ). Когда градиент давления положительный, кровь будет ускоряться вдоль сосуда; когда градиент отрицательный, кровь будет замедляться. Соответствующая форма волны потока находится путем детального расчета градиента давления в интересующем месте.

Кровь, выбрасываемая сердцем в систолу, поступает в аорту, где вызывает локальное расширение аорты и дистальных артерий за счет местного высокого давления. Расширенный участок спускается по артериальному дереву в виде волны давления ( рис. 2-12 ). Если бы артерия была длинной и прямой, то в определенном месте вдоль сосуда давление достигло бы максимума, а затем снизилось бы до исходного значения ( рис. 2-13А ), что привело бы к форме волны потока только с прямым потоком ( рис. 2-13Б ). 10 На практике известно, что волны потока в артериях могут иметь периоды обратного потока, и этот раздел посвящен пониманию происхождения этого обратного потока.

Периоды обратного кровотока обычно возникают в артериях, снабжающих мышцы в состоянии покоя, например, в плечевой артерии или бедренных артериях. Однако при физической нагрузке или в периоды реактивной гиперемии обратный поток исчезает, и на протяжении всего сердечного цикла наблюдается прямой поток. Эта разница в форме волны потока обусловлена ​​различиями в амплитуде отраженных волн давления и потока. Как отмечалось выше, в длинной прямой трубе отраженные волны отсутствуют. Однако артериальная система представляет собой разветвленную сеть, и расположение ветвей заставит часть волны давления отражаться и двигаться обратно вверх по течению. Основной источник отраженных волн находится в артериолярных соединениях, которые являются основными сосудами сопротивления в организме ( рис. 2-14 ). Когда артериолы сильно сужены, как в случае с покоящейся мышцей, амплитуда отраженных волн высока, что приводит к обратному току. С другой стороны, при физической нагрузке или реактивной гиперемии артериолы расширены, амплитуда отраженных волн мала и обратный компонент кровотока утрачен. Эта взаимосвязь между степенью диастолического кровотока и сопротивлением нижестоящего потока используется в качестве диагностического инструмента, например, в акушерстве, где допплеровские сигналы пупочной артерии используются для индикатора плацентарного сопротивления кровотоку. Нормальная плацента имеет низкое сопротивление потоку, и пупочные волны показывают поток на протяжении всего сердечного цикла. Отсутствие конечно-диастолического кровотока связано с повышенным сопротивлением потоку и аномальным развитием плаценты, что приводит к увеличению частоты осложнений у плода. Исследования на овцах предоставили убедительные доказательства, послужившие основой для этой работы. 11

Прежде чем рассматривать детали того, как отраженные волны вызывают обратный поток, стоит рассмотреть простое явление волн на воде, чтобы проиллюстрировать некоторые концепции. Если буй поместить в океан, он будет двигаться вверх и вниз вместе с волнами, но высота буя не дает никакой информации о направлении движения волны. Если две волны движутся навстречу друг другу с противоположных направлений и пересекаются в месте расположения буя, то высота буя увеличится вдвое при пересечении волн за счет аддитивного эффекта, возникающего от двух волн. При возвращении в артериальную систему возникнет отраженная (обратная) волна давления, которая пойдет обратно вверх по артериальному дереву и объединится с идущей вперед волной давления аддитивным образом, следовательно, суммарное давление будет больше ( рис. 2-15 ). Существует также отраженная (обратная) волна потока, которая также движется обратно вверх по артериальному дереву. Однако в случае волны течения важное значение имеет направление движения. Поскольку обратная волна потока движется в направлении, противоположном поступательной волне потока, результатом будет вычитание обратной волны из прямой волны, что затем приводит к обратному потоку ( рис. 2-). 16 ).

Краткое содержание этого раздела представлено во вставке 2.5 .

Количественное измерение расхода

Хотя количественное измерение кровотока возможно, ошибка обычно довольно велика, вероятно, от 20% до 100%.12 , 13 В некоторых приложениях такие ошибки могут быть допустимыми, например, когда существует большое изменение расхода, порядка 300%, от нормального до ненормального. Однако одним из факторов, который снижает эффективность кровотока как чувствительного индикатора заболевания, поражающего орган или конечность, является то, что механизмы регуляции кровообращения часто могут поддерживать уровень кровоснабжения до тех пор, пока заболевание не достигнет достаточно далекой стадии.

При расчете объемного расхода в зависимости от циркуляции крови необходимо учитывать множество факторов:

1. Поток пульсирующий, поэтому скорость варьируется в течение сердечного цикла. Скорость также варьируется в зависимости от просвета сосуда. Кроме того, турбулентность и возмущенный поток приводят к тому, что векторы потока отклоняются от центральной оси сосуда, что приводит к неточной оценке угла и его коррекции. Сложные схемы течения могут возникать в изогнутых сосудах и вблизи бифуркаций, поэтому предположение о ламинарном или пробковом течении следует тщательно проверять для каждого применения. Турбулентность, наблюдаемая на сонограмме или цветном допплеровском изображении, делает невозможным точное измерение объемного расхода.
2. На практике трудно обеспечить равномерное облучение кровеносного сосуда, и результирующая ошибка мгновенной средней скорости может быть очень большой, возможно, более 50%. Максимальную скорость, используемую при расчете мгновенной средней скорости (см. ниже), можно измерить примерно до 5%, если убедиться, что ультразвуковой луч проходит через центр сосуда. Всегда следует иметь в виду, что ошибки спектрального уширения могут быть большими, до 50%, при измерении максимальной скорости широкоапертурными антеннами. 14
3. Калибр податливых артерий варьируется в зависимости от сердечного цикла. Пульсация артерии может изменить ее поперечное сечение до 20%, поэтому, если это возможно, следует использовать мгновенное измерение диаметра (см. ниже).
4. Точность измерения диаметра сосуда, или площади поперечного сечения, обратно пропорциональна размеру сосуда, и погрешности измерения обычно весьма велики, до 20% для сосуда диаметром 10 мм, что затрудняет методику измерения. сомнительная ценность для малых судов. Площадь поперечного сечения и скорость следует измерять в одном и том же месте; кроме того, возникнут ошибки, если плоскость сканирования не будет точно под прямым углом к ​​оси сосуда. Особые усилия следует приложить для уменьшения погрешности измерения диаметра, поскольку в формуле поперечного сечения диаметр возведен в квадрат (площадь = πr 2 ), а это увеличивает погрешность.
5. Для ламинарного течения в прямолинейном сосуде угол луч-сосуд может быть определен с точностью до 2° или 3°. Однако даже при такой точности, если угол луч-корпус сделать больше 60ᵒ, ошибка расчета скорости быстро возрастает выше 10%, так что в этой ситуации расчетные скорости будут иметь связанные с ними значительные ошибки.

Зная источники ошибок, можно предпринять шаги для их минимизации. Простой подход к измерению основан на формуле:

«Мгновенное» означает значение, измеренное в рассматриваемой точке сердечного цикла.

Мгновенную среднюю скорость можно рассчитать, взяв среднее значение скоростей на спектральном дисплее. В этом расчете используются как уровень мощности каждой скорости в спектре, так и сама скорость. Уровень мощности для каждой скорости является мерой количества ячеек, движущихся с этой скоростью. Чтобы этот расчет был точным, сосуд должен быть озонирован равномерно, чего нелегко добиться из-за рассогласования и искажений луча.

Другой способ получить мгновенную среднюю скорость — измерить максимальную скорость и принять профиль скоростей поперек сосуда, например пробку или параболический профиль. При поршневом потоке все клетки крови движутся с одинаковой скоростью, поэтому мгновенная средняя скорость равна максимальной. Для параболического потока мгновенная средняя скорость равна половине максимальной скорости. Максимальная скорость легко измеряется на спектральном дисплее при условии, что часть луча проходит через центр сосуда.

Мгновенное поперечное сечение легче всего рассчитать по мгновенному диаметру, измеренному с помощью М-скана, созданного одновременно с сонограммой; предположение о круглом поперечном сечении данного диаметра кажется разумным для артерий и вносит небольшую ошибку. Диаметр также можно получить с помощью B-сканирования при условии, что он записан в то же время и в том же месте, что и спектр, используемый на сонограмме.

Усреднение мгновенной скорости потока за сердечный цикл дает среднюю скорость потока.

На практике эти измерения не могут быть легко достигнуты в некоторых системах, и ниже приведена более практичная формула для определения объемного расхода в мл/мин.

В этих случаях усредненную по времени максимальную скорость ( TAV max ) можно рассчитать за несколько сердечных циклов и, предполагая параболический поток, разделить на два, чтобы получить расчетную усредненную по времени среднюю скорость ( TAVmean ) . Некоторые системы рассчитывают усредненную по времени среднюю скорость непосредственно по спектральному дисплею. Аналогичным образом, лишь немногие системы обеспечивают измерение диаметра, усредненное по времени, и поэтому для расчета площади необходимо использовать мгновенное измерение диаметра, обычно на основе изображения, застывшего в систоле. Альтернативно, площадь сосуда может быть измерена непосредственно по поперечному изображению сосуда, при этом необходимо убедиться, что разрез представляет собой истинное поперечное сечение сосуда, полученное в систолу.

Измерение объемного расхода сложно и обычно не предпринимается, так как легко допустить ошибки в 100%, 12 но в литературе мало данных, которые дают точные данные об ошибках на практике. В общих чертах его следует рассматривать как инструмент исследования, а к результатам следует относиться с должной осторожностью в отношении потенциальных ошибок.

Артериальное движение

В разделе о давлении и энергии выше было описано, как кровь, выбрасываемая сердцем, перемещается по эластичным артериям, вызывая их растяжение.

Исследовать растяжение артерий можно с помощью ультразвуковых систем. Обычно артерию визуализируют в продольной плоскости и исследуют растяжение в выбранном месте. Артерия увеличивается в диаметре во время систолы и уменьшается во время диастолы. Обычно общее растяжение составляет 10% диаметра или около 0,5 мм для сосуда диаметром 5 мм.

Степень растяжения артерии связана с эластичностью артерии; жесткие артерии не будут сильно растягиваться, тогда как эластичные артерии растянутся больше. По данным растяжения и артериального давления можно оценить показатель эластичности, называемый модулем упругости при деформации под давлением. 15

Это позволяет легко оценить жесткость артерий, что позволяет применять его у пациентов, например, с аневризмой брюшной аорты. 16 Модуль упругости деформации под давлением является мерой структурной жесткости артерии и зависит от толщины артериальной стенки. Было бы очень желательно измерить модуль упругости артерии, также называемый модулем Юнга; однако для этого требуется знание толщины стенки, которую трудно измерить с помощью ультразвуковой визуализации.

Измерение движения стенок с помощью коммерчески доступных систем постепенно внедряется. Они направлены главным образом на оценку опосредованной потоком дилатации. Это явление, при котором средний диаметр артерии слегка увеличивается после короткого периода отсутствия кровотока. Обычно рассматривают плечевую артерию и останавливают кровоток путем надувания манжеты на короткий период времени. Степень увеличения диаметра после освобождения манжеты используется как мера функции эндотелия. Многолетние исследования показали, что увеличение общего диаметра можно измерить с помощью ультразвука.17 , 18

Выводы

Изучение гемодинамики включает применение принципов механики жидкости к кровотоку в системе кровообращения и дает представление о событиях, происходящих как в нормальных, так и в больных сосудах. Очень важно понимать эти принципы гемодинамики, чтобы иметь возможность проводить допплеровские исследования и понимать результаты, полученные во время процедур.