血管彈性

脈血管壁層組，層含量膠、彈性蛋白、血管平滑肌細胞以及細胞外基質（圖1）

膜：血管膜皮層，基膜（締組織），層（即膜彈層）組。膜般平滑肌細胞。只有在內膜發生增生時，內膜中方出現平滑肌細胞。這是一種非正常狀態。

層：層血管壁厚層構。講，承層構。質量傳輸觀講，膽固醇的沉積也主要發生在大動脈的中層。不同部位的血管，構造性能差異很大。中層具有多層環狀結構。環層間有結締組織層相隔，環層內含有彈性纖維、膠原蛋白纖維和平滑肌細胞。

外膜：外膜是一層鬆散的結締組織。在大於1mm的血管壁外膜內有淋巴管、神經纖維和滋養毛細血管。血管壁中層的外緣的營養主要是靠這些滋養毛細血管提供。靜脈中的淋巴管能伸進中層，但動脈的中層沒有淋巴管。

目前所知的影響血管力學行為的主要物質是彈性蛋白、脂質蛋白纖維和平滑肌。彈性蛋白纖維的楊氏模量較小，約為3-6×10­dyn/cm，抗張強度較低，應力-應變曲線滯后環面積很小，應力鬆弛也不明顯，很接近於完全彈性體。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10dyn/cm，抗張強度很高。滯后環和應力鬆弛現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，血管無法承受動脈中的巨大壓力。平滑肌的滯后環面積較大，平滑肌的應力鬆弛非常顯著，應力鬆弛可趨於零。血管的力學性質不僅取決於它的組分及各組分的含量。更取決於它的構造及細胞結構。但細胞結構對其力學性質影響的定量測量比較困難。

實時上，血管是結構複雜的活體複合材料，屬於粘彈性體，目前還沒有準確、完善的本構方程描述它。因此在研究具體問題時，一般要先弄清哪些血管性質與所研究的問題有關，從而達到簡化模型的目的。

由於血管彈性的存在，血管壁與血流將會發生耦合運動。血管壁的運動關係主要分兩種：一是壓力與半徑的關係（徑向運動），一是壓力與長度的關係（軸向運動）。

3.1壓力—半徑關係

這一關係在動脈系統血流動力學的研究中是最重要的。在彈性動脈中，管徑的脈動與壓力脈動波基本上是同形同步的。另外離心臟越遠，越小（R為血管半徑，P為血管內壓力），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—長度關係

體內的血管系統，由於受到因血液粘性引起的血流牽拽力、血管彎曲處血流慣性衝擊力的作用，血管會隨管內壓力的脈動而周期性地產生軸向長度變化。血管在長度方向上的變化基本上也是與壓力脈動波同形同步的。在管外約束較小，且血液牽拽力較大的肺動脈，升主動脈的軸向長度變化較大，而其它血管變化較小。

針對血管的離體力學特性，早在上個世紀60、70年代，國外的研究者就已經開展了大量研究。不僅發展了離體實驗技術，建立了對血管複雜力學特性進行描述的方法，還獲得了人體心肌及主要血管離體力學特性的大量數據。但是由於離體血管組織的力學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特性已經不能滿足當前醫學和生物學研究的需要。於是人們開始探索在體血管力學特性測量的新方法和新理論。

彈性成像（Elasticity Imaging）是發展最快的一類方法，並已在多種軟組織的在體測量中應用。這類方法基本原理是：對組織施加一個特定激勵，利用超聲成像、磁共振成像或者光學成像等方法，結合數字信號處理或者數字圖像處理的技術，估計出組織內部的應變分佈，從而反映組織內部的力學屬性的差異。根據採用的成像模態不同, 彈性成像主要包超聲彈性成像、磁共振彈性成像和光學相干斷層彈性成像等。根據組織激勵方式不同，又可以分為靜態\准靜態壓縮彈性成像、低頻振動激勵的聲彈性成像、聲輻射力脈衝成像、剪切波彈性成像等。但是，傳統彈性成像通常得到的是激勵條件下組織的應變分布圖，儘管這樣的結果對於定性地分辨血管組織的力學特性比較有效，但難以定量、準確地測量血管組織的力學特性。

為此，近十幾年來，生物力學成像（Biomechanical Imaging，BMI）逐漸開始成為生物組織在體測量的熱點。這種方法通過MRI，US等成像方法得到組織的變形和應變，然後建立描述待測組織的變形規律的力學模型，在此基礎上，通過逆問題求解的方法來得到組織的力學特性。儘管這種方法本質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特性分佈。由於這種方法中涉及逆問題求解，這就需要在建立力學模型及選定初值時要充分考慮其收斂性問題，因此通過離體實驗建立適當的模型，獲取相應的必要參數，在此基礎上，通過生物力學成像獲取血管組織的在體力學特性是一種具有應用前景的方法。

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