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血管彈性
血管彈性是維持血管正常生理功能的重要特性，人體血液循環(huán)的脈動(dòng)性就是血流與彈性血管壁持續(xù)作用的結(jié)果。在分析人體動(dòng)脈中的流體力學(xué)現(xiàn)象時(shí)，必然要涉及到血管的彈性。早在18世紀(jì)，提出過力學(xué)中楊氏模量的Young，就在其著作《論血液的運(yùn)動(dòng)》（1808年）一文中首先論述了脈搏的傳播的速度和動(dòng)脈血管彈性的關(guān)系，并導(dǎo)出了公式。如果血管彈性下降，將會(huì)對心血管系統(tǒng)產(chǎn)生多方面的影響，例如引發(fā)單純性收縮期高血壓、降低血管系統(tǒng)對心臟泵血的容納量、增加脈動(dòng)對重要器官的沖擊破壞風(fēng)險(xiǎn)等。另一方面，許多疾病或不良生活習(xí)慣也會(huì)引起血管彈性下降，例如：高血壓、糖尿病、肥胖、吸煙、高膽固醇等。
基本信息
| 提出時(shí)間 | 1808年 |
| 學(xué)科 | 醫(yī)學(xué) |
| 出自 | 《論血液的運(yùn)動(dòng)》 |
血管壁
動(dòng)脈血管壁由三層組成，其中每層都含不同量的膠原、彈性蛋白、血管平滑肌細(xì)胞以及細(xì)胞外基質(zhì)（圖1）
內(nèi)膜：血管內(nèi)膜由內(nèi)皮層，基膜（結(jié)締組織），外層（即內(nèi)膜彈性層）組成。內(nèi)膜一般無平滑肌細(xì)胞。只有在內(nèi)膜發(fā)生增生時(shí)，內(nèi)膜中方出現(xiàn)平滑肌細(xì)胞。這是一種非正常狀態(tài)。
中層：中層是血管壁最厚的一層結(jié)構(gòu)。從力學(xué)上來講，也是承受應(yīng)力最大的一層結(jié)構(gòu)。從質(zhì)量傳輸?shù)挠^點(diǎn)來講，膽固醇的沉積也主要發(fā)生在大動(dòng)脈的中層。不同部位的血管，構(gòu)造性能差異很大。中層具有多層環(huán)狀結(jié)構(gòu)。環(huán)層間有結(jié)締組織層相隔，環(huán)層內(nèi)含有彈性纖維、膠原蛋白纖維和平滑肌細(xì)胞。
外膜：外膜是一層松散的結(jié)締組織。在大于1mm的血管壁外膜內(nèi)有淋巴管、神經(jīng)纖維和滋養(yǎng)毛細(xì)血管。血管壁中層的外緣的營養(yǎng)主要是靠這些滋養(yǎng)毛細(xì)血管提供。靜脈中的淋巴管能伸進(jìn)中層，但動(dòng)脈的中層沒有淋巴管。
血管彈性
目前所知的影響血管力學(xué)行為的主要物質(zhì)是彈性蛋白、脂質(zhì)蛋白纖維和平滑肌。彈性蛋白纖維的楊氏模量較小，約為3-6×10dyn/cm，抗張強(qiáng)度較低，應(yīng)力-應(yīng)變曲線滯后環(huán)面積很小，應(yīng)力松弛也不明顯，很接近于完全彈性體。血管的彈性主要由彈性蛋白纖維提供。膠原纖維的彈性模量很高，可達(dá)10dyn/cm，抗張強(qiáng)度很高。滯后環(huán)和應(yīng)力松弛現(xiàn)象較彈性蛋白纖維顯著。膠原纖維在血管中是載荷的主要承受者。沒有它，血管無法承受動(dòng)脈中的巨大壓力。平滑肌的滯后環(huán)面積較大，平滑肌的應(yīng)力松弛非常顯著，應(yīng)力松弛可趨于零。血管的力學(xué)性質(zhì)不僅取決于它的組分及各組分的含量。更取決于它的構(gòu)造及細(xì)胞結(jié)構(gòu)。但細(xì)胞結(jié)構(gòu)對其力學(xué)性質(zhì)影響的定量測量比較困難。
實(shí)時(shí)上，血管是結(jié)構(gòu)復(fù)雜的活體復(fù)合材料，屬于粘彈性體，目前還沒有準(zhǔn)確、完善的本構(gòu)方程描述它。因此在研究具體問題時(shí)，一般要先弄清哪些血管性質(zhì)與所研究的問題有關(guān)，從而達(dá)到簡化模型的目的。
彈性與變形
由于血管彈性的存在，血管壁與血流將會(huì)發(fā)生耦合運(yùn)動(dòng)。血管壁的運(yùn)動(dòng)關(guān)系主要分兩種：一是壓力與半徑的關(guān)系（徑向運(yùn)動(dòng)），一是壓力與長度的關(guān)系（軸向運(yùn)動(dòng)）。
3.1壓力—半徑關(guān)系
這一關(guān)系在動(dòng)脈系統(tǒng)血流動(dòng)力學(xué)的研究中是最重要的。在彈性動(dòng)脈中，管徑的脈動(dòng)與壓力脈動(dòng)波基本上是同形同步的。另外離心臟越遠(yuǎn)，越小（R為血管半徑，P為血管內(nèi)壓力），即血管看上去“越硬”，因此將血管看成剛性管越合理。再就是同一根血管，平均壓力越大，越小（即壓力上升引起血管硬化），其原因是彈性纖維被拉直了。
3.2壓力—長度關(guān)系
體內(nèi)的血管系統(tǒng)，由于受到因血液粘性引起的血流牽拽力、血管彎曲處血流慣性沖擊力的作用，血管會(huì)隨管內(nèi)壓力的脈動(dòng)而周期性地產(chǎn)生軸向長度變化。血管在長度方向上的變化基本上也是與壓力脈動(dòng)波同形同步的。在管外約束較小，且血液牽拽力較大的肺動(dòng)脈，升主動(dòng)脈的軸向長度變化較大，而其它血管變化較小。
測量
針對血管的離體力學(xué)特性，早在上個(gè)世紀(jì)60、70年代，國外的研究者就已經(jīng)開展了大量研究。不僅發(fā)展了離體實(shí)驗(yàn)技術(shù)，建立了對血管復(fù)雜力學(xué)特性進(jìn)行描述的方法，還獲得了人體心肌及主要血管離體力學(xué)特性的大量數(shù)據(jù)。但是由于離體血管組織的力學(xué)特性與在體情況下存在很大的不同，單純測量離體血管的力學(xué)特性已經(jīng)不能滿足當(dāng)前醫(yī)學(xué)和生物學(xué)研究的需要。于是人們開始探索在體血管力學(xué)特性測量的新方法和新理論。
彈性成像（Elasticity Imaging）是發(fā)展最快的一類方法，并已在多種軟組織的在體測量中應(yīng)用。這類方法基本原理是：對組織施加一個(gè)特定激勵(lì)，利用超聲成像、磁共振成像或者光學(xué)成像等方法，結(jié)合數(shù)字信號(hào)處理或者數(shù)字圖像處理的技術(shù)，估計(jì)出組織內(nèi)部的應(yīng)變分布，從而反映組織內(nèi)部的力學(xué)屬性的差異。根據(jù)采用的成像模態(tài)不同, 彈性成像主要包超聲彈性成像、磁共振彈性成像和光學(xué)相干斷層彈性成像等。根據(jù)組織激勵(lì)方式不同，又可以分為靜態(tài)\準(zhǔn)靜態(tài)壓縮彈性成像、低頻振動(dòng)激勵(lì)的聲彈性成像、聲輻射力脈沖成像、剪切波彈性成像等。但是，傳統(tǒng)彈性成像通常得到的是激勵(lì)條件下組織的應(yīng)變分布圖，盡管這樣的結(jié)果對于定性地分辨血管組織的力學(xué)特性比較有效，但難以定量、準(zhǔn)確地測量血管組織的力學(xué)特性。
為此，近十幾年來，生物力學(xué)成像（Biomechanical Imaging，BMI）逐漸開始成為生物組織在體測量的熱點(diǎn)。這種方法通過MRI，US等成像方法得到組織的變形和應(yīng)變，然后建立描述待測組織的變形規(guī)律的力學(xué)模型，在此基礎(chǔ)上，通過逆問題求解的方法來得到組織的力學(xué)特性。盡管這種方法本質(zhì)上仍可歸為一種彈性成像，但這種方法可以得到定量的組織力學(xué)特性分布。由于這種方法中涉及逆問題求解，這就需要在建立力學(xué)模型及選定初值時(shí)要充分考慮其收斂性問題，因此通過離體實(shí)驗(yàn)建立適當(dāng)?shù)哪Ｐ停@取相應(yīng)的必要參數(shù)，在此基礎(chǔ)上，通過生物力學(xué)成像獲取血管組織的在體力學(xué)特性是一種具有應(yīng)用前景的方法。
參考閱讀
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