Неинвазивная диагностика нарушения эластических свойств артериальных сосудов

О.А. Жирнова, Н.Ф. Берестень, О.Р. Пестовская, Е.Я. Богданова

Кафедра функциональной диагностики и клинической физиологии РМАПО
E-mail:

РЕФЕРАТ: Обзор литературы освещает основные механизмы нарушения эластичности сосудистой стенки и дает представление о возможностях современных неинвазивных методов оценки эластических свойств артериальных сосудов.

КЛЮЧЕВЫЕ СЛОВА: артериальная эластичность, артериальная жесткость, механические свойства артериальной стенки.


Артериальная система обладает двумя важными взаимосвязанными функциями. Первая – доставка адекватного количества крови от сердца к периферическим тканям, то есть проводящая функция; вторая – демпфирование колебаний АД, обусловленных интермиттирующим желудочковым выбросом [1, 2].

Нарушение проводящей функции артерий является наиболее частой причиной сердечно-сосудистых осложнений и проявляется в виде стеноза или окклюзии артерий. Однако спектр артериальных нарушений шире и включает в себя неатероматозную перестройку (ремоделирование) артерий, возникающую в связи с гемодинамической нагрузкой, например, при артериальной гипертензии. Вызванное гипертонией сосудистое ремоделирование представляет собой компенсаторный механизм, который нормализует повышенное напряжение на артериальные стенки. Последствия этого ремоделирования отличаются от тех, которые характерны для стено-окклюзирующего поражения. Неатероматозное ремоделирование нарушает демпфирующую функцию артерий с изменением постнагрузки ЛЖ и коронарной перфузии [3].

Нарушение упруго-эластических свойств артерий прогрессирует с возрастом или является последствием заболеваний, таких как артериальная гипертензия, сахарный диабет, атеросклероз, хроническая почечная недостаточность и т.д. [4-11]. Снижение артериальной эластичности также является маркером увеличения сердечно-сосудистого риска, включая инфаркт миокарда, остановку сердца и внезапную смерть, а также инсульт, деменцию и почечные заболевания [(3,12-17].

Изолированная систолическая гипертония (определяющаяся как САД > 140 и ДАД < 90 mmHg) и повышение пульсового АД являются клиническими проявлениями снижения артериальной эластичности [18-21]. Распространенность гипертонии увеличивается с возрастом таким образом, что более 60% людей старше 65 лет являются гипертониками с САД > 140 mmHg и/или ДАД > 90 mmHg [22]. Увеличение периферического сосудистого сопротивления в комплексе с повышенной артериальной жесткостью у пожилых лиц приводит к развитию изолированной систолической гипертонии [23]. Однако, в отличие от молодых гипертоников, у которых факторами риска для сердечно-сосудистых событий являются повышение САД, ДАД и среднего АД, изолированная систолическая гипертония, повышение ПАД и увеличение СРПВ представляют более существенную угрозу в плане инсультов, инфарктов миокарда и внезапной смерти для пожилых пациентов [20,21]. Фактически, сообщается, что каждое повышение САД на 2 mmHg увеличивает риск развития инсульта на 7% и ишемической болезни сердца на 5%. Анализ данных Systolic Hypertension in the Elderly Program (SHEP) показал, что прирост ПАД более 10 mmHg на фоне активной терапии ассоциировался с повышенным риском развития инсульта у пожилых лиц. Эти отличия подразумевают различные патофизиологические механизмы гипертонии у молодых и пожилых пациентов и, возможно, необходимость различного терапевтического подхода [22].

Таким образом, исследование механических свойств артерий – их упругости, растяжимости, предела прочности и пр. – приобретает в последнее время не только теоретическое, но и клинико-прикладное значение, так как позволяет проводить раннюю диагностику атеросклероза, артериальной гипертензии, производить оценку «относительного (биологического) возраста» кровеносных сосудов, сердечно-сосудистого риска, динамики заболевания и эффекта лекарственной терапии.

Сосудистая эластичность определяется сложным взаимодействием между устойчивыми и динамическими изменениями структурных и клеточных элементов сосудистой стенки. Эти сосудистые изменения находятся под влиянием гемодинамических сил и «внешних факторов», таких как гормоны, хлорид натрия, уровень глюкозы и т.д. [22].

Стенки артерий эластического типа имеют особенный коллаген-эластический каркас, который играет ведущую роль в выполнении основной функции этих сосудов – передаче пульсовой волны и превращении пульсирующего тока крови в более равномерный. Эластический каркас средней оболочки (медии) состоит из концентрических мембран, образованных соединяющимися между собой пластинами. В свою очередь однослойные или многослойные пластины формируются эластическими волокнами с регулярной направленностью. Интима и адвентиция также состоят из коллаген-эластических мембраноподобных структур, расположенных в одной плоскости параллельно друг другу, ориентированных, в отличие от медии, преимущественно продольно. Благодаря мембраноподобным структурам адвентиция обладает, вероятно, определенным модулем упругости, но вследствие преобладания коллагеновых волокон главной ее задачей является сопротивление растяжению стенки сосуда [24].

Стабильность, упругость, и податливость сосудистой стенки зависят от относительного вклада двух белков: коллагена и эластина. Относительное содержание этих молекул обычно стабильно поддерживается медленным, но динамическим процессом их производства и деградации. Нарушение регуляции данного равновесия, возникающее вследствие воспалительного процесса, приводит к перепроизводству атипичного коллагена и уменьшению количества нормального эластина, что в результате способствует повышению сосудистой жесткости. Увеличение внутрипросветного давления, или гипертония, также стимулирует чрезмерное производство коллагена. На макроскопических образцах сосудов эти молекулярные изменения проявляются в виде утолщения комплекса интима-медии в 2-3 раза в возрасте от 20 до 90 лет, а также гипертрофии сосудистого слоя гладких мышц. Гистологическое исследование интимы сосудов с повышенной жесткостью выявляет поврежденные и беспорядочно лежащие эндотелиальные клетки, повышенное содержание коллагена, поврежденные молекулы эластина, инфильтрацию сосудистых гладкомышечных клеток макрофагами и мононуклеарными клетками, повышенное содержание матриксных металлопротеиназ, трансформирующего фактора роста (TGF)-β, внутриклеточных участков адгезии молекул и цитокинов. В дополнение к утолщению и уплотнению сосудистой стенки с возрастом происходит постепенное увеличение диаметра просвета центральных артерий. Так, в возрасте от 20 до 60 лет восходящая аорта увеличивает свой диаметр на 9% за каждые 10 лет [22].

Внеклеточный матрикс (ВКМ) стенки сосуда состоит из коллагена, эластина, гликопротеинов и протеогликанов. Первые два обеспечивают структурную целостность и эластичность и потенциально регулируются матриксными металлопротеиназами (MMП). Своими коллагенолитическим и эластинолитическим эффектами MMП разрушают ВКМ, соответственно создавая менее эффективный коллаген и поврежденные молекулы эластина. Сосудистые клетки, так же как и клетки воспаления (макрофаги и полиморфонуклеарные нейтрофилы), производят коллагеназы (ММП-1, ММП-8, ММП-13) и эластазы (ММП-7). Дальнейшее разрушение базальной мембраны ВКМ и стимулирование хемотактических агентов происходит посредством активации гелатиназ (MMP-2 и MMP). Ферментативная активность регулируется повышенной генной экспрессией, посттрансляционной активацией расщепления про-ММП белка, взаимодействием ММП-ММП, а также плазмином, тромбином и реактивными соединениями кислорода (РСК). Отложения хондроитинсульфата, гепаринсульфата, протеингликанов и фибронектина также могут уплотнять ВКМ и повышать жесткость стенки сосуда. Молекулы коллагена, обеспечивающие прочность стенки сосуда при растяжении, представляют собой поперечно-связанные нити, что придает им устойчивость к гидролитическим ферментам. Потеря целостности этих межмолекулярных соединений вызывает распад коллагенового матрикса. Кроме того, в связи с медленной скоростью гидролитического обновления коллаген особенно чувствителен к неферментативному гликозилированию его вышеупомянутых поперечных соединений. Это приводит к повышению содержания коллагена с более неорганизованным и дисфункциональным распределением волокон. Молекулы эластина также стабилизированы поперечными связями (ферментом липоксигеназой). Разрушение этих поперечных связей способствует ослаблению структуры эластина и предрасполагает к минерализации кальцием и фосфором, что способствует увеличению артериальной жесткости. Кроме того, активация серина и металлопротеаз приводит к появлению поврежденных молекул эластина. Изменения в производстве эластина и молекулярных восстановительных механизмов дополнительно способствуют потере сосудистой эластичности [22].

Артериальная жесткость также обусловлена конечными продуктами гликозилирования (AGEs), которые являются результатом неферментативного протеинового гликолиза стойких поперечных связей между белками, такими как коллаген. Связанный с AGEs коллаген более жесток и менее восприимчив к гидролитическому процессу. Это приводит к накоплению структурно неорганизованных молекул коллагена. Точно так же восприимчивы к AGEs молекулы эластина. AGEs может также затронуть эндотелиальную функцию клеток, подавляя активность оксида азота и увеличивая количество оксидантов, таких как пероксинатрин. AGEs может увеличить сосудистую жесткость через ММП, способствовать развитию эндотелиальной дисфункции, снижать эндотелий-зависимое расширение просвета, ухудшать ответ на сосудистое повреждение, влиять на ангиогенезис и способствовать формированию атеросклеротических бляшек [22].

В дополнение к структурным изменениям артериальная эластичность значительно зависит от сигналов с эндотелиальных клеток и тонуса сосудистых гладких мышц (ГМ). Тонус ГМ может быть изменен непосредственно путем механической стимуляции, частично из-за растяжения клеток, изменений кальциевых сигналов и паракриновых медиаторов, таких как ангиотензин II, эндотелин и оксид азота [25]. Эндотелиальная дисфункция клинически проявляется ослабленной вазодилатацией на ацетилхолин. Это происходит частично от неустойчивости между оксидом азота, эндотелиальным фактором, констрикторными гормонами и оксигеназами (циклооксигеназа, оксидаза NADPH и ксантиноксидаза). Выработка оксида азота может быть самостоятельно уменьшена или увеличена путем синтеза ингибитора естественного оксида азота (NOS), асимметричного диметиларгинина, связанного с сосудистым напряжением [22, 26].

Множество гормонов, как известно, модулируют сосудистую эластичность. Ангиотензин II (AII) стимулирует формирование коллагена, вызывает ремоделирование матрикса и сосудистую гипертрофию, снижает азотную окисно-зависимую передачу сигналов, увеличивает окислительные процессы и уменьшает синтез эластина. Кроме того, AII стимулирует выработку цитокинов и факторов роста в матриксе, которые способствуют увеличению воспалительной реакции. Синтез альдостерона (ALDO), прежде всего, управляется действием AII на ангиотензин-1-рецепторы и также способствует увеличению сосудистой жесткости и гипертонии путем стимулирования гипертрофии сосудистых гладких мышц и фиброзу. Действие ALDO близко связано с эндотелином-1. Влияние ALDO увеличивает производство эндотелина-1, обладающего вазоконстриктивным и фиброзным действием на артериальные сосуды.

Пищевая соль увеличивает сосудистую жесткость с возрастом, а диеты с низким содержанием натрия улучшают артериальную эластичность. В ответ на NaCl стимулируется тонус гладких мышц, структура сосудистой стенки изменяется. При этом увеличивается средний слой с гипертрофированными гладкими мышцами, повышенным количеством коллагена и эластина. Потребление соли взаимодействует с полиморфизмами генов, таких как ангиотензина I – рецепторов, оксида азота. Натрий также ослабляет функцию эндотелия, уменьшая производство оксида азота, стимулируя ингибитор NOS – асимметричный диметиларгинин и увеличивая деятельность оксидазы NADPH. Это приводит к расширенному возбуждению РСК как общего механизма увеличения артериальной жесткости [22].

У пациентов с диабетом и метаболическим синдромом увеличение артериальной жесткости наблюдается во всех возрастных группах [4,11]. Основная причина, вероятно, связана с резистентностью к инсулину, так как артериальная эластичность и резистентность к инсулину положительно коррелируют. Хроническая гипергликемия и гиперхолестеринемия увеличивают местную активность системы альдостерон-ангиотензина-ренина (РААС) и экспрессию ангиотензин-1-рецепторов в сосудистой ткани, способствуя развитию гипертрофии стенки и фиброзу. Сама гиперинсулинемия также имеет пролиферативный эффект. Ослабление толерантности к глюкозе увеличивает неферментативное гликозилирование белков в поперечных соединениях коллагена (AGEs) и изменяет механические свойства промежуточной ткани артериальной стенки. Увеличение жесткости связано с эндотелиальной дисфункцией, вызванной высоким содержанием ЛПНП, свободных жирных кислот, эндотелина-l, неадекватными вазодилататорными эффектами инсулина и уменьшением уровня адипонектина и натрийуретических пептидов. Важно, что увеличенная артериальная жесткость при метаболическом синдроме не является последствием установленного диабета, а скорее вызвана тонким гормональным и метаболическим отклонением с самого начала развития резистентности к инсулину [22].

Увеличение артериальной жесткости у пациентов с хронической почечной недостаточностью является сильным независимым предиктором смертности в данной популяции больных [3]. Артериальная эластичность при почечных заболеваниях вовлекает несколько механизмов. Утолщение КИМ происходит в ответ на повышенное напряжение на стенки сосудов при гипертонии. Увеличенное внеклеточное матриксное содержание коллагена и пролиферация гладких мышц связаны с активацией системы РААС. Далее, эластичность и усвояемость коллагена и других протеинов ВКМ уменьшаются вследствие формирования AGE и реакций с метиглиоксалом и другими реактивными карбонильными составами, которые увеличены у пациентов с уремией. Снижение артериальной эластичности при почечных заболеваниях также связано с диффузным отложением кальция в медии без наличия воспаления, формируя гистологическую картину, весьма отличающуюся от кальцификации при атеросклеротических бляшках [22].

Пульсация артериального кровотока, вызванная прерывистым выбросом крови из сердца, демпфируется на капиллярном уровне за счет сочетания двух факторов: растяжимости крупных артерий и сопротивления, производимого трением, в малых артериях и артериолах. Эти свойства артерий (эластичность и высокое сопротивление артериол) делают ее похожей на гидравлический фильтр, который преобразует пульсирующий выброс из сердца в непрерывный кровоток в капиллярах [2].

Роль гидравлического фильтра: сердце выбрасывает кровь прерывисто, большая часть крови попадает в артериальную систему фазу быстрого изгнания, занимающего лишь половину систолы. Меньшая часть энергии сердечного сокращения переходит в кинетическую энергию движения крови, но большая часть переходит в потенциальную энергию сосудистой стенки за счет ее растяжения кровью, поступившей в систолу. В диастолу эластичная отдача (т.е. стремление эластичных стенок вернуться к исходному состоянию) превращает эту потенциальную энергию в кинетическую энергию потока крови. Если бы артериальные стенки были жесткими, то кровоток к капиллярам во время диастолы прекращался. Гидравлический фильтр уменьшает рабочую нагрузку на сердце, так как для перекачки кровотока по жестким трубкам в гидравлической системе требуется больше энергии. Чем более растяжима система, тем эффективнее работает гидравлический фильтр. Соответственно с увеличением ригидности (жесткости) артериальной системы происходит увеличение затрат энергии сердцем [27-29].

Описанная выше стереоархитектоника различных элементов сосудистой стенки, по-видимому, является оптимальной для осуществления магистральными артериями своей демпфирующей функции – превращения пульсирующего артериального потока в стабильный, необходимый периферическим тканям и органам, что обеспечивается растяжением эластических мембран медии, которое ограничивается коллагеновами волокнами и регулируется сокращением гладких мышц. Нарушение архитектоники средней оболочки и потеря ее эластичности в результате возрастных или патологических изменений могут отразиться на магистральных артериях как «сосудах котла» [6].

Нарушение демпфирующей функции может являться первичным и возникать в условиях, когда в сосудистой стенке нарушается отношение коллагеновых и эластических компонентов (при артериосклерозе). Артериосклероз, представляющий собой первичную дегенерацию медии в грудной аорте и центральных артериях, ведет к развитию неатероматозной перестройки (ремоделированию) артерий, возникающей в связи с гемодинамической нагрузкой, и характеризуется дилатацией, диффузной гипертрофией и ригидностью артерий. Эти изменения сочетаются с рядом гемодинамических сдвигов, таких как повышение скорости кровотока в систолу и повышение систолического при нормальном и даже сниженном диастолическом давлении [3, 30]. При этом, однако, следует учитывать, что эти изменения гемодинамики, особенно если они связаны с возрастными изменениями в организме, могут нивелироваться нарушением сердечного выброса [2].

Важнейшими последствиями усилившейся ригидности являются изменение постнагрузки ЛЖ с формированием гипертрофии ЛЖ и повышением потребности миокарда в кислороде; нарушение коронарной перфузии и распределения субэндокардиального кровотока, что объясняется изменениями характеристик АД, а именно повышением систолического и пульсового давления, и является независимым предиктором риска поражения сердца и развития инфаркта миокарда [12, 13, 14, 31-35].

Эластические свойства артериальной системы влияют на АД посредством двух механизмов. Первый, прямой механизм состоит в повышении систолического АД вследствие выброса крови из левого желудочка в ригидную (жесткую) артериальную систему. Второй, непрямой механизм действует через влияние ригидности артериальной стенки на скорость распространения пульсовой волны (СРПВ) и продолжительность прямой и отраженной пульсовых волн. В систолу создается волна давления, эта идущая вперед волна давления отражается в любой точке артериального дерева, вызывая отраженную «эхо»-волну, распространяющуюся в обратном направлении к восходящей аорте. У лиц с растяжимыми артериями и низкой СРПВ отраженная волна возвращается в восходящую аорту в период диастолы. Это запаздывание является благоприятным, так как в этом случае отраженная волна не накладывается на систолическую фазу и не влияет на систолическое АД. Напротив, отраженная волна достигает восходящий отдел аорты во время диастолы, повышая диастолическое АД. Это способствует усилению коронарной перфузии без повышения постнагрузки ЛЖ. При ригидности артерий, когда СРПВ возрастает, отраженная волна возвращается раньше, во время систолы, что приводит к повышению пикового и конечного систолического давления в восходящей аорте и сопровождается увеличением постнагрузки ЛЖ и усилением потребления кислорода миокардом. Одновременно снижается диастолическое АД, которое определяет коронарную перфузию. Более того, повышение систолического АД вызывает гипертрофию миокарда, повреждает диастолическую функцию ЛЖ и снижает выброс из ЛЖ [34, 36, 37]. Кроме того, повышенное систолическое и пульсовое давление ускоряют повреждение артерий, что формирует порочный круг [12, 14, 29].

Клиническая оценка эластических свойств сосудистой стенки проводится обычно на крупных артериях эластического и мышечно-эластического типа. В частности, исследуются стенки аорты, общих сонных и бедренных артерий [5, 38].

Общепринятым диагностическим методом исследования нарушений упруго-эластических свойств артерий является измерение скорости распространения пульсовой волны. Увеличение скорости распространения пульсовой волны является независимым фактором риска сердечно-сосудистых осложнений [39-44]. Наиболее распространенным вариантом измерения СВПВ является использование метода сфигмометрии [39].

Сфигмометрия – это графический метод исследования механических колебаний артериальной стенки, возникающих при прохождении пульсовой волны. Сфигмограммы можно получить, накладывая датчик непосредственно на место, где прощупывается пульсирующий сосуд. В зависимости от того, какие артерии исследуются, различают сфигмограммы центрального пульса (Сэ) (их можно получить на артериях эластичного типа – аорте и ее крупных ветвях, например, общей сонной артерии) и периферического пульса (См) (на артериях мышечного типа – артерии верхних и нижних конечностей) [39].Синхронное исследование сосудов разных уровней позволяет вычислить скорость пульсовой волны. Для этого измеряется время запаздывания начала систолического подъема периферического пульса Δt от центрального и расстояние между точками исследования (рис.1).

Синхронное исследование ОСА и ОБА для вычисления скорости пульсовой волны

Рисунок 1. Синхронное исследование ОСА и ОБА для вычисления скорости пульсовой волны.

Таким же образом можно определить СРПВ с помощью синхронно снятых реограмм или любых других гемодинамических кривых [45-47]. Известны методики измерения СРПВ, основанные на синхронной регистрации периферической сфигмограммы и ЭКГ, как эквивалента центрального пульса [39].

По данным В.П. Куликова и соавт. [39], линейная скорость крови в аорте и ее ветвях не превышает 0,5-0,6 м/с, но пульсовая волна передается со скоростью от 4 м/с до 10 м/с и выше. При уплотнении сосудов, которое закономерно происходит с возрастом, СРПВ увеличивается:

Сэ в 14-30 лет = 5,7 м/сСм в 14-20 лет = 6,1 м/с
31-50 лет = 6,6 м/с21-30 лет = 6,8 м/с
51-70 лет = 8,5 м/с31-40 лет = 7,1 м/с
71 и старше = 9,8 м/с41-50 лет = 7,4 м/с
 50 и старше = 9,3 м/с

Отношение См/Сэ в норме 1,1-1,3, где Сэ – СРПВ по сосудам эластичного типа, См – СРПВ по сосудам мышечного типа.

По данным E.D. Lehmann и соавт. [48], скорость распространения пульсовой волны в аорте у практически здоровых лиц составляет 8,2±2,1 м/с, а при атеросклеротическом поражении – 10,4±3,1 м/с.

По данным В.Г. Лелюк, С.Э. Лелюк, значение СРПВ в аорте у практически здоровых лиц колеблется в пределах 3,9-8,4 м/с [5].

По данным Международного Форума Европейского общества по артериальной гипертензии и Европейского общества кардиологов (ЕОАГ – ЕОК), значение СРПВ > 12 м/с было предложено как показатель существенных нарушений аортальной функции в среднем возрасте [49, 50].

Увеличение СРПВ по сравнению с должной указывает на патологическое уплотнение сосудов, которое может наблюдаться при атеросклерозе, артериальной гипертонии, диабетической ангиопатии, либо на повышение тонуса сосудов (при исследовании артерий мышечного типа) [39, 40, 41, 51].

Значительно меняются эти показатели при различных поражениях сосудистой стенки. Так, в ранних стадиях гипертонической болезни СРПВ по аорте (Сэ) умеренно повышена или остается в пределах нормы. СРПВ по мышечным сосудам (См) в большинстве случаев значительно повышена. Отношение См/Сэ всегда больше 1. Это говорит о более или менее равномерных нарушениях растяжимости и мышечных и эластических сосудов в ранние стадии ГБ. Поздние стадии ГБ характеризуются значительным увеличением Сэ. В сосудах мышечного типа СРПВ нарастает в меньшей степени. Отношение См/Сэ меньше 1. Следовательно, в условиях гипертензии устанавливаются иные соотношения физико-механических свойств эластических и мышечных сосудов. Это своего рода приспособительный механизм, выравнивающий неблагоприятные условия для работы сердца, вызванные повышением АД.

Для количественной характеристики эластических свойств сосудистой стенки при патологической структурной перестройке используется ряд стандартных показателей: модуль эластичности Петерсона, индекс жесткости, коэффициент податливости, коэффициент растяжимости, модуль Юнга, степень деформации просвета, которые можно охарактеризовать следующим образом [12, 13, 52-56]:

Модуль эластичности Петерсона, Ер – способность возвращаться к исходному состоянию.

Индекс жесткости (stiffness index), β (бетта) – величина, обратная растяжимости, определяет способность артериальной стенки к сопротивлению деформации.

Коэффициент податливости (compliance coefficient), CC – ответная, согласованная с АД пропускная способность артериального русла. Представляет собой отношение dV/dP, т.е. отношение приращения объема крови в сосуде к увеличению развиваемого при этом давления (изменение объема на единицу давления). Именно податливость артерий позволяет превращать пульсирующий кровоток в крупных артериях в непрерывный. Кроме того, он определяет величину пульсового давления и скорость достижения среднего давления.

Коэффициент растяжимости (distensibility coefficient), DC – рассчитывается для сравнения эластических свойств структур с различными начальными размерами и определяется как относительное изменение поперечного сечения сосуда на единицу давления – dV/dPV, где V – начальный объем.

Модуль Юнга (упругости, Young’s incremental elastic modulus), Einc – в противоположность DС или CС, которые дают представление об «эластичности» артерии как полой структуры, модуль Юнга дает прямую информацию о внутренних эластических свойствах материала, из которого построена сосудистая стенка, независимо от геометрии сосуда. Увеличенный модуль Юнга есть характеристика более ригидного биоматериала.

Деформация просвета (стрейн диаметра, lumen strain), LS – также отражает изменение объема при каждой систоле и характеризует наличие возрастных или патологических изменений.

Непосредственное определение упругости (эластичности), растяжимости и прочности живых тканей человека встречает затруднения, т.к. численной характеристики, определяющей эластичность сосудов, в аналитическом виде не существует. С этой целью прибегают к лабораторно-экспериментальным и косвенным методам исследования [57, 58].

Так, о прочности сосудов можно судить по величине их относительного удлинения (растяжимости):

ε = Δl/l × 100%,

где ε – относительное удлинение;
l – первоначальная длина;
Δl – абсолютное удлинение.

Прямые измерения величины относительного удлинения грудной аорты показали, что растяжимость ее зависит от состояния стенки. Стенки аорты у людей, умерших от атеросклероза и гипертонической болезни, слаборастяжимы (52-61%), а у здоровых лиц растяжимость аорты составила 78-153%. Наиболее растяжима стенка аорты в детском возрасте – около 217%, у лиц среднего возраста она ниже – 94-100%, в пожилом возрасте – 60-70%.

Кроме того, косвенно механическое состояние сосудов артериальной или венозной системы можно оценить через их емкость для крови. Но у артерий и вен разные механические свойства. Для этого и был предложен универсальный способ оценки механического состояния сосуда (его эластичности или растяжимости) посредством изучения compliance (податливости). Это специфический параметр, применяющийся для характеристики механических свойств стенок сосудов различных отделов системы кровообращения и представляющий собой отношение dV/dP , т.е. отношение приращения объема крови в сосуде к увеличению развиваемого при этом давления (изменение объема на единицу давления) [59]. Податливость артерий и вен различна; так, например, у вен она в 20 раз больше, чем у артерий [2]. Именно податливость артерий позволяет превращать пульсирующий кровоток в крупных артериях в непрерывный, кроме того, определяет величину пульсового давления и скорость достижения среднего давления [2, 51].

Известно, что уровень среднего артериального давления зависит от двух физиологических факторов: сердечного выброса и периферического сопротивления. Однако высшая точка, которую среднее АД достигнет при равновесии, независима от эластических свойств артериальных стенок. При равновесии среднее АД должно достигать такого уровня, при которой скорость оттока крови из артериальной системы будет равна сердечному выбросу (скорости притока в артериальную систему). В соответствии с законом Ома видно, что сердечный выброс зависит только от градиента давления и сопротивления кровотоку.

Q = (Pl – P2)/R

Отсюда податливость определяет лишь скорость, при которой будет достигнут новый уровень значения равновесия среднего АД, но не определяет его новую величину. На примере, когда податливость низкая (жесткие сосуды), небольшой прирост объема сердечного выброса, превышающий скорость оттока из артериальной системы, значительно увеличивает среднее АД. Следовательно, среднее АД быстро достигнет своего нового равновесного уровня. Наоборот, при высокой податливости (эластичные сосуды) значительные объемы крови могут быть вмещены в артериальную систему при относительно малых изменениях давления. Поэтому новое значение равновесия среднего АД достигается с более медленной скоростью [2, 27, 28].

Податливость артериальной системы также оказывает влияние на пульсовое давление. Пульсовое артериальное давление является функцией одного физиологического фактора – систолического объема, который вместе со вторым физическим фактором (артериальная эластичность) будет определять артериальное пульсовое давление. Если сравнить действие приращения объема у молодого и пожилого человека при равенстве сердечного выброса и общего периферического сопротивления, то окажется, что одинаковое приращение объема станет причиной более значительного увеличения пульсового давления в менее эластичных артериях у пожилого человека, чем в более эластичных артериях у молодого человека. Наоборот, при условии, что податливость артерии остается постоянной величиной, пульсовое давление зависит от сердечного выброса. Т.е. большее приращение объема приводит к большему увеличению среднего давления и большему пульсовому давлению. Это видно на примере, когда пациенты с сердечной недостаточностью имеют пониженное пульсовое давление, т.к. их систолический объем очень мал. Напротив, люди с большим систолическим объемом, что бывает при недостаточности артериального клапана, склонны к повышенному пульсовому давлению [2].

В принципе, податливость косвенно является мерой растяжимости определенного отдела сосудистой системы, однако растяжимость и податливость различны. Непосредственно растяжимость (distensibility) определяется как относительное изменение поперечного сечения сосуда на единицу давления. В свою очередь, модуль эластичности Ер является обратно пропорциональным податливости.

Частичное изменение диаметра артерии (dD/D), или strain диаметра, в течение сердечного цикла также отражает изменение объема при каждой систоле [130].

По данным R.S. Reneman et al. (60), средние значения коэффициентов податливости и растяжимости общей сонной артерии у практически здоровых лиц (средний возраст 48±15 лет) составили 0,9±0,1 мм2/Мпа и 11,7±1,7 Мпа-1 соответственно.

Ниже представлены значения стандартных показателей эластичности ОСА, полученные у здоровых лиц, по данным Selzer R.H. et al [61]:

Модуль эластичности Петерсона (kPa)= 140,9(56,1) – 142,2(55,4)
Индекс жесткости, β = 10,91(4,01) – 10,99(3,69)
Модуль Юнга (kPa) = 629,8(210,3) – 636,4(218,0)
Индекс растяжимости (%/kPa) = 1,64(0,57) – 1,65(0,54)
Индекс податливости (mm2/kPa) = 0,842(0,310) – 0,856(0,319)

Основные количественные характеристики упруго-эластических свойств стенки ОСА, полученные В.Г. Лелюк и С.Э. Лелюк у практически здоровых лиц, составили [5]:

Коэффициент податливости (mm2 × mmHg-1) = 0,17±0,07
Коэффициент растяжимости (10-3 × mmHg-1) = 6,8±3,1
Модуль эластичности Петерсона (mmHg) = 378±155
Индекс жесткости (усл.ед.) = 3,9±1,5
Модуль Юнга (mmHg × mm-1) = 732±403
Деформация просвета (%) = 13,2±5,5

Нормальные величины модуля Юнга, полученные Г.И. Кунцевич и соавт. [62], в общей сонной артерии у лиц женского пола составили 522±105 Н/м2, у лиц мужского пола – 535±102 Н/м2, в общей бедренной артерии – 682±110 Н/м2 у мужчин и 620±112 Н/м2 у женщин.

Многочисленные исследования показали, что эластичность сосудистой стенки зависит от возраста, что объясняется дегенерацией эластических волокон с последующей фиброзно-склеротической трансформацией сосудистой стенки при старении [5, 63-66]. Обозначенная зависимость подтверждается R.S. Reneman и соавт. (60), изучившими деформацию просвета ОСА в различных возрастных группах. Так, деформация просвета диаметра ОСА в результате каждого сердечного сокращения гораздо ниже у пожилых людей (50-59 лет) – 5±2%, чем у молодых (10-19 лет) – 14±3%.

G. Gamble, J. Zorn et al. [66] также отметили тесную взаимосвязь каждого из этих показателей с возрастом:

Ep = 1.0+12.9×возраст, r=0.80;
Einc = 314.5+13.9×возраст, r=0.48;
CC = 22.6-0.26×возраст, r=-0.63;
DC = 64.0-0.65×возраст, r=-0.78.

A. Schmidt-Trucksass, D. Grathwohl, A. Schmid, R. Boragk [63] наблюдали прогрессивное 2-2,5-кратное уменьшение индексов эластичности DC и CC в возрастном диапазоне от 17 до 75 лет.

Подобная же тенденция снижения эластичности с возрастом отмечалась K. Yasuoka и K. Harada (67), исследовавшими индекс жесткости стенки брюшного отдела аорты у 103 здоровых детей.

Следовательно, увеличение модуля эластичности, индексов жесткости и модуля Юнга с возрастом и уменьшение коэффициентов податливости (compliance), растяжимости (distensibility), а также стрейна диаметра отражают снижение эластических свойств и повышение жесткости стенок артерий по мере старения. Однако следует иметь в виду, что в живом организме растяжимость, упругость и прочность сосудистой стенки определяются не только состоянием ее эластических и коллагеновых волокон, но и зависят от тонуса ее мышечных оболочек.

Снижение эластичности и растяжимости сосудистой стенки наблюдается как у лиц с атеросклерозом, так и у лиц с различными факторами его риска (повышением уровня артериального давления, холестерина, сахарным диабетом, гипертрофией миокарда левого желудочка) [68]. На начальных стадиях атеросклероза отмечается существенное снижение этих показателей, максимально выраженное в зонах локализации атеросклеротических бляшек [5].

Jacques D. Barth, David H. Blankenhorn [69] для оценки эластических свойств сосудов у здоровых лиц и лиц, имеющих признаки атеросклероза сонных артерий, помимо вычисления модуля эластичности Петерсона использовали показатель «strain диаметра». При этом было выявлено, что для артерий, подверженных атеросклеротическому процессу, характерно повышение значения модуля эластичности (Ер = 208,6±32,4 кРа), снижение стрейна диаметра (3,16±0,43%), а также увеличение значений систолического (7,68±0,32 мм) и диастолического (7,44±0,29 мм) диаметра по сравнению с контрольной группой (Ер = 148,8±14,9 кРа, стрейн диаметра = 4,12%, Dsys = 6,43±0,18 мм, Ddia = 6,18±0,18 мм).

T.D. Karamitsos, H.I. Karvounis, T.P. Didangellos [11] исследовали индексы эластичности брюшного отдела аорты у больных сахарным диабетом 1-го типа. Так, показатель жесткости (stiffness) имел тенденцию к увеличению, в то время как показатель растяжимости (distensibility) снижался по мере увеличения продолжительности заболевания. Кроме того, в группе лиц, больных сахарным диабетом, значения индекса растяжимости были существенно ниже (3,1±1 (10-6 см2/dyn) и 5,5±1 (10-6 см2/dyn) соответственно), а значения индекса жесткости выше (4,7±2 и 2,5±0,7 соответственно) по сравнению со здоровой группой.

Последствием снижения эластичности артериальных сосудов является изменение постнагрузки ЛЖ с формированием гипертрофии ЛЖ и повышением потребности миокарда в кислороде [3]. Кроме того, изменения жесткости артерий, наблюдаемые при артериальной гипертонии, по некоторым данным, коррелируют с риском развития сердечно-сосудистых осложнений и смертности [70, 71].

W.A. Riley et al. [72] проводили подобное исследование состояния ОСА у постинсультных больных. Ими было выявлено, что толщина КИМ и растяжимость (distensibility) представляют различные свойства сосудистой стенки, и измерение обоих этих параметров обеспечивает оптимальную характеристику атеросклероза сонных артерий и аорты. Комбинированное увеличение толщины комплекса интима-медиа (>0,9 mm) и уменьшение коэффициента растяжимости (DС) (<24×10-3/kPa) тесно взаимосвязаны с атеросклерозом, оба являются факторами риска тромбоза, наличия атеросклеротических бляшек и предвестниками ишемического инсульта. Так, пациенты с атеросклерозом крупных артерий имели ТИМ=1,04 мм, DC=19,93±6,84 ×10-3/kPa, пациенты с кардиоэмболическими инсультами имели ТИМ = 1,0 мм, DC = 20,24±9,24 ×10-3/kPa.

В попытке оценить упруго-эластические свойства сосудов, помимо описанных выше методов определения показателей эластичности артерий, в последнее время были разработаны новые ультразвуковые методы, направленные на изучение движения стенки артерии (Arterial Wall Motion). Данные методы главным образом основаны на анализе изображения в В- и М-режимах, а также анализе данных доплеровского исследования [73-77].

Формирование Тканевого Допплеровского Изображения (Tissue Doppler Imaging – TDI) является сравнительно новой коммерческой технологией, первоначально разработанной для формирования изображения миокарда, который нашел широкое применение в эхокардиографии. TDI – это цветная доплеровская технология, которая оптимизирована для обеспечения изображения движения ткани, а не кровяного потока, имеющая высокое пространственное и временное разрешение. С недавнего времени TDI стали применять для изображения движения артериальной стенки, главным образом, артерий эластического типа, с целью оценки их растяжимости и эластичности [47, 78-80].

Метод тканевого допплеровского исследования (ТДИ) базируется на тех же принципах, которые используются в обычном допплеровском формировании изображения кровотока (Д-ЭхоКГ). При этом ТДИ позволяет задействовать два главных отличия между сигналами, получаемыми от крови и от ткани. Скорости кровотока в полостях желудочков и крупных сосудах сравнительно высоки и достигают 100-150 см/с. В то же время скорость движения ткани (миокарда, сосудистой стенки) медленнее по сравнению со скоростью внутрисердечных и внутрисосудистых потоков крови. Так, скорость движения миокарда – 5-15 см/с, скорость движения сосудистой стенки – 1-5 см/с. Кроме того, амплитуда отраженного доплеровского сигнала, воспринимаемого датчиком от ткани, значительно выше амплитуды сигнала скорости от потока крови [73-75, 81].

Скорости миокарда и сосудистой стенки могут быть записаны в импульсно-волновом или цветовом допплеровских тканевых формах исследования. Импульсно-волновая тканевая допплерография (ТД) в кардиологии используется для исследования движения фиброзных колец атрио-вентрикулярных клапанов, по движению которых судят о продольной сократимости миокарда желудочков [60]. В ангиологии с помощью импульсно-волновой тканевой допплерографии можно оценить движение сосудистой стенки в поперечном направлении, т.е. скорость расширения просвета сосуда, по которой можно судить об упруго-эластических свойствах стенки [11, 47, 78, 82]. Цветовые данные, в свою очередь, могут быть получены на дисплее либо в виде М-режима, либо в виде двухмерного режима с наложением цветового кодирования серошкального изображения. Так как ТДИ имеет способность к цветовому кодированию скорости в интервале времени до 3 мс, то автоматизированный анализ цветового кодированного доплеровского изображения ткани является более надежным методом количественной оценки ее движения и скорости [47].

Тканевое допплеровское исследование (ТДИ) позволяет анализировать движение ткани по нескольким параметрам: скорость, ускорение и смещение. Так, в кардиологии такой количественный анализ тканевого доплеровского изображения (ТДИ) позволяет выделить участки активного и пассивного нарушения движения миокарда в отдельно выделенном участке. При исследовании сосудистой стенки мы можем говорить только о пассивном ее движении, так как стенка смещается (растягивается) под воздействием определенного объема крови, выбрасываемого сердцем при каждой систоле.

Ограничением импульсно-волновой тканевой допплерографии (ТД) по сравнению с ТДИ является то, что ТД позволяет исследовать движение ткани только в одном выбранном объеме, этот метод имеет высокое временное и низкое пространственное разрешение, поэтому невозможно провести раздельное исследование различных слоев стенки сосуда или миокарда [75, 81].

Каждый из методов тканевого исследования имеет особенности, определяющие область их использования. Так, A. Eriksson et al. [47] провели исследование стенки общей сонной артерии на аппарате ATL HDI 5000 в режиме цветного тканевого допплера с целью разработки наиболее подходящей системы установок режима тканевого допплера, при которых получаемые результаты были бы наиболее пригодны и достоверны. Проанализировав все параметры установки, исследователи пришли к выводу, что при проведении тканевой допплерографии необходимо стараться получить:

  • показатель частоты кадров выше 100 Гц
    (максимальный полученный ими показатель частоты кадров составил 114 Гц);
  • плотность линии TDI (TDI line density) – минимальную
    (минимальный полученный ими показатель плотности линий – 8);
  • предел TDI скорости должен составлять 15±9,6 мм/с;
  • TDI чувствительность должна быть высокая;
  • необходимо производить запись не менее трех сердцебиений.

Таким образом, для стандартизации и анализа получаемых данных ТДИ следует работать по алгоритму и соблюдать последовательность количественного анализа данных «кинопетли» тканевого допплеровского изображения [47, 75, 81]:

  1. Получение двухмерного изображения исследуемой стенки, установка нулевого угла опроса, зона интереса должна располагаться в центре изображения стенки, параллельно лучу.
  2. Выбор контрастности 2Д-ТДИ, для того чтобы подчеркнуть границу между тканью стенки и полостью сосуда. Установка контрастности проводится до уровня, который визуально кажется немного усиленным. При этом нужно избегать появления «цветового окрашивания» других структур вне сосуда.
  3. Размер цветового окна следует отрегулировать таким образом, чтобы его ширина была минимальной (около 18 мм); установить цветовое окно следует на область ближней и/или дальней стенки под максимально прямым углом к продольной оси артерии.
  4. Предел скорости установить на 1,4 см/с с целью снижения алайзинг-эффекта.
  5. Наличие высокой частоты кадров.
  6. Для постобработки ТДИ необходимо записать «кинопетлю» тканевого допплеровского изображения на протяжении 3 и более сердечных циклов при наличии синусового ритма у всех обследуемых, при этом полость сосуда должна быть максимально визуализирована на продольной плоскости с оптимальным изображением ближней и дальней стенки, на задержке дыхания и в неподвижном положении пациента. Применение пробы с задержкой дыхания при исследовании и записи ТДИ данных позволяет уменьшить количество помех и артефактов [73-75, 81].

ТДИ имеет следующие ограничения, которые влияют на качество исходной тканевой информации, подвергаемой количественному анализу: эффект «Aliasing», реверберации, шум и др.; обязательное достижение высокой частоты кадров: цветовой режим ТДИ должен иметь частоту кадров от 100 и выше в 1 секунду. Наш собственный опыт показывает, что высокая частота кадров уменьшает шум, поэтому оптимальной является максимально доступная частота кадров.

Количественный анализ скорости движения артериальной стенки подразумевает программную постобработку тканевого допплеровского изображения, в результате которой получают и анализируют графики средних скоростей движения передней или задней стенки артерии. Значения скорости движения артериальной стенки, полученные при постобработке тканевого изображения, на 20% ниже скоростей, полученных ТД [74, 81].

Для выделения четких критериев особенностей движения артериальной стенки большое значение играют скоростные показатели, временная последовательность и длительность фаз движения сосудистой стенки во время сердечного цикла, что может быть рассчитано по графикам средней скорости ТДИ.

Первоначально методы тканевой допплерографии были введены в ангиологию с целью неинвазивного измерения диаметра сосуда и толщины стенки артерии. В основе этих методов лежит использование амплитуды, фазы или обнаружение Doppler-сигналов от стенок сосуда. Полученные сигналы преобразуются в кривую смещения ближней и дальней стенок (displacement), что в свою очередь позволяет получать величину изменения диаметра сосуда с разрешением до 1 мкм [68, 83].

Craig J. Hartley et al. [84] описали сравнительно простой метод определения количественного смещения стенки сосуда, сигналы которых были приобретены с помощью модифицированного 20-МГЦ импульсно-волнового Doppler-велосиметра, при этом контрольный объем (SV) в режиме импульсно-волнового тканевого допплера устанавливался в область ближней (и/или дальней) стенки сосуда. Полученный сигнал преобразовывался в кривую смещения ближней (Q) и дальней (I) стенок (displacement). По формуле ω=dφ/dt, где φ – арктангенс (Q/I), автоматически вычислялась скорость движения стенки (ω). Путем вычитания смещения ближней и дальней стенок определялась кривая изменения диаметра (net diameter change).

Изучению движения сосудистой стенки посвятили свои исследования H. Hasegawa et al. [85]. Они исходили из того, что если одновременно измерить сигналы скорости, исходящие от поверхности intima и adventitia, то путем интегрирования разницы между этими двумя скоростями можно получить изменение толщины артериальной стенки. Аналогично можно одновременно измерить небольшие скорости от поверхности ближней и задней стенки артерии и путем интегрирования разницы между этими сигналами получить изменение диаметра полости сосуда.

На рисунке 2 в направлении сверху вниз представлены графики скорости движения стенки (wall velocity), изменения диаметра артерии (net diameter change), смещения ближней (near wall motion) и дальней стенок (far wall motion), скорости кровотока в артерии (blood velocity), которые были получены Craig J. Hartley et al. [84]. Точка (1) является точкой начала систолы. Отрезок (1-2) соответствует периоду быстрого растяжения, во время которого на графике скорости стенки регистрируется положительный антеградный пик. Точка (2) является концом периода растяжения и началом периода расслабления, при этом на графике скорости стенки она определяется в точке пересечения кривой с изолинией, а на графике изменения диаметра соответствует точке модуляции. Точка модуляции, или inflection (inf), на участке графика увеличения диаметра определяется в точке пересечения минимума скорости стенки (wall velocity) с кривой увеличения диаметра от минимума (min) до максимума (max). Точка (3) соответствует моменту закрытия аортального клапана. На графике изменения диаметра и скорости кровотока она отображается в виде соответствующих инцизур. На графике скорости артериальной стенки точка (3) соответствует ретроградному отрицательному пику.

Синхронная запись графиков скорости движения стенки, изменения диаметра артерии, смещения ближней и дальней стенок, скорости кровотока в артерии

Рисунок 2. Синхронная запись графиков скорости движения стенки (wall velocity),
изменения диаметра артерии (net diameter change), смещения ближней (near wall motion)
и дальней стенок (far wall motion), скорости кровотока в артерии (blood velocity).
(Craig J. Hartley et al. Am J Physiol Heart Circ Physiol., 2004; 287: 1426-1432).

Часто у молодых лиц сразу после отрицательного пика на графике скорости артериальной стенки может регистрироваться второй значительно меньший положительный пик (точка 4), который представляет собой дикротическую волну, как указатель отраженной пульсовой волны от периферийных артерий и бифуркации. У более пожилых лиц, старше 40-50 лет, второй положительный пик временного профиля скорости стенки часто отсутствует [63].

По графику изменения диаметра, помимо минимальных (Dmin) и максимальных (Dmax) его значений, можно определить индекс прироста диаметра, или индекс аугментации (augmentation index). Индекс аугментации (АI) вычисляется как (Dmax – inf)/(Dmax – Dmin). Этот индекс позволяет оценить вклад отраженной возвратной пульсовой волны давления в центральное пульсовое давление. Чем выше индекс аугментации и амплитуда отраженной волны, тем больше влияние отраженной волны на центральное пульсовое давление [84, 86].

Arno Schmidt-Trucksa и Dominik Grathwohl [64] также применили тканевое допплеровское исследование для непосредственного измерения скорости движения (W) ближней и дальней стенок ОCA у здоровых мужчин. Изображения стенки ОСА были получены линейным датчиком 10-МГЦ, частота повторения импульса 3,0 kHz. Производилось измерение движения ближней (Wn) и дальней стенки (Wf) ОСА в течение нескольких полных сердечных циклов. Все измерения были выполнены с установкой контрольного объема на уровне слоя intima или adventitia, допуская, что для анализа движения стенки сжатие артериальной стены в течение систолы незначительное. Был измерен максимум временного профиля скорости расширения стенки (Wexp), который регистрировался приблизительно в середине периода растяжения (distension) ОСА. Также была проанализирована зависимость скорости кровотока, толщины КИМ, изменения диаметра и скорости движения стенки от возраста. В результате показатели пиковой скорости движения стенки значительно снижались с возрастом на 0,12 см/с за 10 лет. Таким образом, было доказано, что Wexp является параметром, характеризующим эластичность артериальной стенки. Полученные ими данные доказали, что мультипараметрическая оценка сосудов способствует лучшему пониманию возрастных изменений, происходящих в артериальной стенке, и может явиться основанием для дальнейших исследований с целью выявления взаимосвязи между атеросклеротическими факторами риска или сердечно-сосудистыми заболеваниями и локальными изменениями в области ОСА.

Исследовав движение стенки общей сонной артерии у лиц молодого и пожилого возраста, A. Schmidt-Trucksass, D. Grathwohl и соавт. [63] также выявили, что ближняя и дальняя артериальные стенки показывают различные по значению скорости Wv. В начале фазы растяжения скорости стенок отклонялись в противоположных направлениях: с положительным значением для ближней стенки и отрицательным для дальней. Четко регистрировались характерные положительный и отрицательный пики на графиках скорости обеих стенок. Расстояние от з.R на ЭКГ до появления пика скорости растяжения для обеих стенок составило 335,8±45,7 мс. Кривая скорости Wv становилась положительной через 79.1±19.4 мс после зубца R, быстро ускорялась до пикового значения, которое регистрировалось на 95.2±17.3 мс позже, затем замедлялась, и кривая пересекала нулевую линию на расстоянии 289.7±80.8 мс от зубца R, что означало конец фазы растяжения (систолы). С началом фазы диастолы кривая отклонялась в отрицательную фазу, образуя диастолический ретроградный пик. Далее кривая возвращалась на изолинию и приобретала волнообразную форму вплоть до начала следующего сердечного цикла, что было более характерно для молодых людей и редко проявлялось у пожилых.

Рисунок 3. А – график скорости движения передней стенки ОСА.
Б – график скорости движения задней стенки ОСА.
(Schmidt-Trucksass A, Grathwohl D и соавт. Ultrasound Med Biol. 1998 Jun; 24(5):639-646) [92].

Анализ скорости в области дальней и ближней стенки ОСА в течение систолы показал быстрое ускорение положительных скоростей ближней стенки ОCA в сочетании с низкими отрицательными скоростями дальней стенки ОCA в раннюю систолу (рисунок 3 а, б).

Это указывает на незначительное смещение стенки сонной артерии в противоположную от датчика сторону в направлении позвоночника и более значительное смещение по направлению к датчику, что может быть вызвано более низким сопротивлением мягкой ткани со стороны кожи, чем со стороны позвоночника. В этом отношении дифференциальный анализ движения ближней и дальней артериальной стенки мог бы быть информативным, поскольку низкое региональное напряжение сдвига стенки и развитие атеросклеротических бляшек тесно взаимосвязаны, как это было продемонстрировано на примере задней стенки инфраренального отдела аорты (Moore et al., 1994) [87]. Временной профиль скорости стенки Wv пересекал ось Х приблизительно через 290 мс после зубца R на ЭКГ. Этот момент является окончанием периода растяжения. Тем не менее, у некоторых лиц значения скорости дальней артериальной стенки оставались положительными, указывая на направленное движение стенок ОCA к датчику. Особенно часто наблюдается подобное направленное движение задней стенки ОCA у молодых лиц, вероятно, из-за пульсации кровяного потока [78].

Ученые также отметили наличие у молодых лиц значительно меньшего второго положительного пика временного профиля Wv, который представляет дикротическую волну, как указатель отраженной пульсовой волны от периферических артерий и бифуркации. У лиц старше 40-50 лет второй пик временного профиля Wv часто отсутствовал вследствие того, что прохождение пульсовой волны и ее отражение в сосудистой системе у пожилых людей происходит быстрее [88]. В результате этого отраженная волна накладывается на временной профиль Wv в фазу поздней систолы, при этом на графике скорости движения стенки после основного систолического антеградного пика может регистрироваться дополнительный один или несколько антеградных пиков – точка 5 (рисунок 3). На графике изменения диаметра он является эквивалентом поздней систолической волны, который регистрируется между точкой модуляции (inf) и максимальным значением диаметра. Помимо пикового значения систолической скорости Wv, вычислялось также среднее ускорение до пика Wv (meanAC). В своем исследовании ученые наблюдали прогрессивное уменьшение пиковых значений скорости (Wv), среднего ускорения (МeanAC) с 2-2,5-кратным уменьшением в возрастном диапазоне от 17 до 75 лет [78].

Наравне со стандартными показателями Ер, бетта, модуля Юнга, податливости и растяжимости пиковая систолическая скорость движения стенки рассматривалась учеными как один из параметров артериальной эластичности. При анализе зависимости пиковой скорости движения стенки и ее ускорения (mean AC) и артериальных показателей растяжимости и податливости была выявлена высокая корреляция с обоими показателями эластичности (r=0,81 и r=0,73 соответственно) [78]. Таким образом, параметры, полученные путем измерения скорости движения стенки, возможно, являются пригодными для оценки артериальной эластичности.

Тем не менее, существуют различия между коэффициентами растяжимости (DC) и податливости (CC) с одной стороны и между пиковой скоростью (Wv) и средним ускорением (mean AC) с другой стороны. Коэффициенты растяжимости и податливости, также как и Ер, бетта и м. Юнга, вычислены на основе общего изменения систоло-диастолического диаметра, допуская, что как эластические, так и коллагеновые компоненты артериальной стенки содействуют механике стенки. Пиковая скорость Wv и meanAC измеряются в течение быстрого увеличения диаметра перед точкой модуляции, главным образом отражая эластические компоненты стенки, которые, вероятно, принимают доминирующую нагрузку в начале периода растяжения. Таким образом, DC и CC, а также Wv и meanAC содействуют анализу различных компонентов артериальной стенки [78].

J.C. Steinbach, M.I. Saboya et al. [89] также проводили работу с целью подтверждения возможности использования тканевого допплера в оценке эластичности артериальной стенки. Учеными был обследован 31 здоровый пациент в возрасте 26-77 лет, без наличия атеросклеротических бляшек или высокого артериального давления. С помощью TDI на аппарате ATL HDI 5000 и программного обеспечения HDI Lab были измерены максимальная скорость и среднее ускорение движения стенки ОСА (VMax и AccMax), которые далее были скорректированы для артериального диаметра и пульсового давления (VMax cor и AccMax cor). Данные параметры сравнивались с показателями эластичности, рассчитанными в М-режиме. В результате была выявлена высокая корреляция VMax и VMax cor с возрастом (r=0,75), а также с показателями эластичности: коэффициентом податливости (r=0,84), коэффициентом жесткости (r=0,69), скоростью пульсовой волны (r=0,68) и модулем эластичности Юнга (r=0,79).

Помимо работ, направленных на изучение движения стенки сонных и бедренных артерий, существуют исследования, изучающие эластические свойства аорты [11, 67, 90].

K. Yasuoka и K. Harada [67] использовали тканевую допплерографию для обследования здоровых детей с целью определения нормальных значений скорости стенки брюшного отдела аорты и оценки их зависимости от возраста. Метод ТД был использован в импульсно-волновом режиме. Контрольный объем толщиной 1 мм устанавливался в область передней стенки брюшной аорты. Используя ТД, были измерены максимальная скорость расширения стенки во время систолы (пик S) и максимальная скорость сжатия стенки во время диастолы (пик D), а также измерялся диаметр брюшной аорты в М-режиме, систолическое, диастолическое и среднее артериальное давление. Средние значения пика S и пика D составили 4,23±1,14 см/с и 2,16±0,45 см/с соответственно. Как пик S, так и пик D имели низкие значения у младенцев и значительно увеличивались с возрастом (r=0.63, p<0,0001 и r=0.36, p=0.0002 соответственно). В результате было выявлено, что аортальный индекс жесткости брюшной аорты был связан с возрастом и не коррелировал с пиками S и D. Отмечалась достоверная обратная корреляционная связь между пиком S и ЧСС (r=0,27), а также значимая прямая корреляция между пиком S и САД (r=0,42), пиком S и ДАД (r=0,24).

T.D. Karamitsos, H.I. Karvounis et al. [11] исследовали показатели эластичности и скорость передней стенки аорты у больных сахарным диабетом 1-го типа. При этом скорость движения стенки аорты (Sao) уменьшалась с увеличением продолжительности заболевания (r=-0,48). В группе лиц, больных сахарным диабетом, зарегистрированные значения скорости стенки аорты были ниже по сравнению со здоровой группой (4,9±1,2 см/с и 5,7±0,9 см/с соответственно). Кроме того, отмечалась высокая корреляция между индексом жесткости и скоростью движения аортальной стенки (r=-0,49) как в группе здоровых лиц, так и в группе с диабетом 1-го типа. Т.е с увеличением жесткости скорость движения артериальной стенки снижалась.

Таким образом, практическое применение ТДИ при исследовании магистральных артерий существенно дополнит наши представления о нарушении их упруго-эластических свойств и, следовательно, может являться методом оценки сердечно-сосудистого риска.


Литература

  1. Алмазов В., Петрищев Н.Н., Шляхто Е.В., Леонтьев Н.В. Клиническая патофизиология. М.: ВУНМЦ,1989. С.29-35.
  2. Фундаментальная клиническая физиология / Под ред. А.Г. Камкина и А.А. Каменского. Москва.: издательский центр «Академия», 2004. С.31-43.
  3. Лондон Ж.М. Перевод Захаровой Е.В. Ремоделирование артерий и артериальное давление у больных с уремией// Нефрология и диализ. 2000. Т. 2. №3.
  4. Арутюнян Н.М. Комплексное ультразвуковое исследование в диагностике клинически асимптомных ангиопатий при сахарном диабете второго типа. Автореф. дис. канд. мед. наук; М., 2008. 17 с.
  5. Лелюк В.Г., Лелюк С.Э. Ультразвуковая ангиология. 3-е изд., доп. и перераб. М.: Реал Тайм, 2007. 416 с.
  6. Сторожалов Г., Червякова Ю. Оценка эластических свойств артериальной стенки у больных с артериальной гипертензией // Врач. 2005. №11. С.33-36.
  7. Червякова Ю.Б. Оценка эластических свойств артерий у больных с артериальной гипертензией разных возрастных групп: Автореф. дисс. канд. мед. наук. М.,2007. 26 с.
  8. Avolio A. Ageing and wave reflection, J Hypertens 1992; 10(Suppl): S83-S86.
  9. Benetos A, Laurent S, Hoeks AP, Boutotiyrie P.H., Safar M.E. Arterial alterations with ageing and high blood pressure. A noninvasive study of carotid and femoral arteries, Arterioscler Thromb, 1993; 13: 90-97.
  10. Cameron J.D., Jennings Q.L., Dart A.M. The relationship between arterial compliance, age, blood pressure and serum lipid levels, J Hypertens. 1995. 13: 1718-1723.
  11. Karamitsos T. D., Karvounis H. I., Didangellos T. P. et al. Usefulness of color tissue Doppler imaging in assessing aortic elastic properties in Type 1 diabetic patients. Diabetic Medicine, 2006. 23 (11): 1201-1206.
  12. Врублевский А.В., Бощенко А.А., Карпов Р.С. Комплексная ультразвуковая оценка атеросклероза грудного отдела аорты и коронарных артерий. Томск: STT, 2007. 180 с.
  13. Илюхин О.В., Калганова Е.Л., Лопатин Ю.М. Стенокардия напряжения и эластические свойства магистральных артерий // Вестник ВолГМУ. 2005. №2 (14). С.53-57.
  14. Каро К., Педли Т., Шротер Р., Сид У. Механика кровообращения. М.: Мир, 1981. 624 с.
  15. Laurent S, Boutouyrie P, Asmar R, et al. Aortic stiffness is an independent predictor of all-cause and cardiovascular mortality in hypertensive patients. Hypertension 2001. 37: 1236-41.
  16. Laurent S, Katsahian S, Fassot C, Tropeano A, Gautierl Laloux B, et al. Aortic stiffness is an independent predictor of fatal stroke in essential hypertension. Stroke, 2003. 34: 1203-1206.
  17. Vinereanu D., Nicolaides E, Boden L et al. Conduit arterial stiffness is associated with impaired left ventricular subendocardial function. Heart, 2003. 89: 449-451.
  18. Сторожалов Г., Червякова Ю. Оценка эластических свойств артериальной стенки у больных с артериальной гипертензией // Врач. 2005. №11. С.33-36.
  19. Pini R, Cavallini MC, Bencini F Cardiovascular remodeling is greater in isolated systolic hypertension than in diastolic hypertension in older adults: the Insufficienza Cardiaca negli Anziani Residenti (ICARE) a Dicomano Study. J Am Coll Cardiol. 2002 Oct 2; 40(7): 1283-1289.
  20. Pini R; Cavallini M.C.; BenciniF. et al. Cardiac and Vascular Remodeling in Older Adults With Borderline Isolated Systolic Hypertension. Hypertension, 2001. 38: 1372-1376.
  21. Roman MJ, Pickering TG, Schwartz JE, Pini R, Devereux RB. Relation of arterial structure and function to left ventricular geometric patterns in hypertensive adults. J Am Coll Cardiol. 1996 Sep, 28(3): 751-756.
  22. Susan J. Zieman; Vojtech Melenovsky; David A. Kass. Mechanisms, Pathophysiology and Therapy of Arterial Stiffness. Arteriosclerosis, Thrombosis, and Vascular Biology. 2005. 25: 932-943.
  23. Лазебник Л., Комиссаренко И., Милюкова О. и др. Артериальная гипертония у пожилых //Врач. 2000. № 7. С.25-27.
  24. Стенка сосудов в атеро- и тромбогенезе / Под ред. Е.И. Чазова, В.Н. Смирнова. АМН СССР. М.: Медицина, 1983. С.61-86.
  25. Физиология сосудистых гладких мышц / Под ред. М.Ф. Шуба, Н.Г. Кочемасова. Киев: Наукова думка, 1988. С.5-8.
  26. Гуревич М.И., Берштейн С.А. Гладкие мышцы сосудов и сосудистый тонус. Киев: Редакция биологической литературы. Изд. «Наукова думка», 1972. С.127-160.
  27. Каро К., Педли Т., Шротер Р., Сид У. Механика кровообращения. М.: Мир, 1981. 624 с.
  28. Морман Д., Хеллер Л. Физиология сердечно-сосудистой системы. Пер. с англ. // Под ред. Р.В. Болдыроева. С-Петербург: Питер. 2000. С.102-218.
  29. Фолков Б., Нил Э. Кровообращение. М.: Медицина, 1976. 463 с.
  30. Dzau V.J., Gibbons G.H. Vascular remodeling: mechanisms and implications, J Cardiovasc Pharmacol 1993; 21: 81-85.
  31. Kaiser D.R., Mullen K., Bank A.J. Brachial artery elastic mechanics in patients with heart failure. Hypertension. 2001. 38(6): 1440-1445.
  32. Mary J. Roman; Antonello Ganau; Pier Sergio Saba; Riccardo Pini; Thomas G. Pickering; Richard B. Devereux Impact of Arterial Stiffening on Left Ventricular Structure. Hypertension. 2000. 36: 489-494.
  33. Papaioannou TG, Protogerou A, Papamichael C, Mathioulakis D, Tsangaris S, Karatzis E, et al. Experimental and clinical study of the combined effect of arterial stiffness and heart rate on pulse pressure; differences between central and peripheral arteries, din Exp Pharmacol Physiol, 2005. 32: 210-217.
  34. Pini R, Cavallini MC, Staglianò L, Tarantini F, Marchionni N et al. Blood pressure normalization is associated with normal left ventricular mass but not carotid geometry: the ICARe Dicomano Study. J Hypertens. 2006 May; 24(5): 973-979.
  35. Vinereanu D., Nicolaides E, Boden L et al. Conduit arterial stiffness is associated with impaired left ventricular subendocardial function. Heart, 2003. 89: 449-451.
  36. Fabio G.; Ferdinando F.; Francesca F.R. et al. Left ventricular diastolic function and carotid artery wall in elderly athletes and sedentary controls. Biomed. Pharmacother., 2004, vol.58; №8: 437-442.
  37. Mottram P M, Haluska B A, Leano R et al. Relation of arterial stiffness to diastolic dysfunction in hypertensive heart disease. Heart 2005. 91: 1551-1556.
  38. Balkestein E.J., Staessen J.A., Wang J.G. et al. Carotid and femoral artery stiffness in relation to three candidate genes in a white population. Hypertension. 2001. 38(5): 1190-1197.
  39. Клиническая патофизиология и функциональная диагностика. Изд. 3-е. Куликов В.П., Доронина Н.Л., Орлова А.Ф. и др. / Под ред. проф. Куликова В.П. и доц. Дорониной Н.Л. Барнаул. 2004. 416 с.
  40. Милягин В.А., Милягина И.В., Греков М.В. и др. Новый автоматизированный метод определения скорости распространения пульсовой волны // Функциональная диагностика. 2004. №1. 33-39.
  41. Рогоза А.Н., Заирова А.Р., Ощенкова Е.В. Выявление нарушения вазомоторной функции эндотелия у молодых больных с «мягкой» артериальной гипертонией методом измерения скорости пульсовой волны при пробе с реактивной гиперемией // Функциональная диагностика. 2008. №3. С.9-15.
  42. Asmar R, Benetos A, Topouchian J, Laurent P. et al. Assessment of arterial distensibility by automatic pulse wave velocity measurement. Validation and clinical application studies. Hypertension. 1995. 26: 485-490.
  43. Asmar R., Topouchian J., Pannier B.at al. Pulse wave velocity as endpoint in large-scale intervention trial. The Complior study. J. Hypertens. 2001. Vol 19, № 4: 813-818.
  44. Koen D. Reesink, Evelien Hermeling, M. Christianne Hoeberigs, Robert S. Reneman, Arnold P.G. Hoeks Carotid artery pulse wave time characteristics to quantify ventriculo-arterial responses to orthostatic challenge//J Appl Physiol 2007; February 22: 1-37.
  45. Asmar R. Arterial stiffness and pulse wave velocity clinical applications. Paris, 1999. 167 p.
  46. Avolio A. Ageing and wave reflection, J Hypertens 1992; 10(Suppl): S83-S86.
  47. Eriksson А., Greiff E. et al. Arterial Pulse Wave Velocity with Tissue Doppler Imaging. Ultrasound in Med.& Biol., 2002; vol. 28, №5: 571-580.
  48. Lehmann E.D. Elastic properties of the aorta. Lancet 1993; 342:1417.
  49. Карпов Ю.А. Европейские рекомендации по артериальной гипертензии – главное событие 2007 г.// Русский медицинский журнал. 2007. Том 15, №20, С.1405.
  50. The Task Forse for the management of arterial hypertension of the European Society of Hypertension and of the European Society of Cardiology. 2007 Guidelines for the management of arterial hypertension. J. Hypertens. 2007, 25: 1105-1187.
  51. Филимонов В.И. Руководство по общей и клинической физиологии. Медицинское информационное агентство, 2002. 960 с.
  52. Врублевский А.В., Бощенко А.А., Карпов Р.С. Мультиплановое чреспищеводное ультразвуковое исследование в диагностике атеросклеротического поражения магистральных коронарных артерий и грудного отдела аорты // Ультразвуковая и функциональная диагностика. 2002. №2. С.62-75.
  53. Кочкина М.С., Затейщиков Д.А., Сидоренко Б.А. Измерение жёсткости артерий и её клиническое значение // Кардиология. 2005. №1. С.63-71.
  54. Никитин Ю.П., Лапицкая И.В. Артериальная жесткость: показатели, методы определения и методологические трудности // Кардиология. 2002. №3. С.66-79.
  55. Фофанов П.Н. Упруговязкие свойства стенок артериальных сосудов, сосудистый тонус. Ленинград, 1977. 254 с.
  56. Nichols W.W. Clinical measurement of arterial stiffness obtained from noninvasive pressure waveforms. Am J Hypertens. 2005. Jan; 18(1 Pt 2): 3S-10S.
  57. Морман Д., Хеллер Л. Физиология сердечно-сосудистой системы. Пер. с англ. // Под ред. Р.В. Болдыроева. С-Петербург: Питер 2000. С.102-218.
  58. Патологическая физиология / Под ред. А.Д. Адо, М.А. Адо, В.И. Пыцкого, Г.В. Порядина, Ю.А. Владимирова. М.: Триада-Х, 2002. 616 с.
  59. Клиническое руководство по ультразвуковой диагностике. 5 том / Под ред. В.В. Митькова, В.А. Сандрикова. М.: Видар. 1998. 360 с.
  60. Reneman R.S., Hoeks A.P.G., Westerhof N: Non-invasive assessment of artery wall properties in humans-methods and interpretation. J Vasc Invest 1996. 2(2): 53-64.
  61. Selzer R.H, Mack W.J.,. Lee P.L et al. Improved common carotid elasticity and intima-media thickness measurements from computer analysis of sequential ultrasound frames. Atherosclerosis, 2001. 154: 185-193.
  62. Кунцевич Г.И., Несук О.М., Гаврилова Е.А., Барвынь О.В. Комплексная диагностика состояния артериальной стенки общих сонных и общих бедренных артерий по данным ультразвукового исследования у больных с клиническими проявлениями ИБС // Ультразвуковая диагностика. 2000. №3. С.71-77.
  63. Arno Schmidt-Trucksäss, Dominik Grathwohl, Andreas Schmid et al. Structural, Functional, and Hemodynamic Changes of the Common Carotid Artery With Age in Male Subjects. Arterioscler. Thromb. Vasc. Biol. 1999. 19: 1091-1097.
  64. Arno Schmidt-Truksass et al. Assessment of carotid wall motion and stiffness with Tissue Doppler Imaging. Ultrasound in Med.& Biol. 1998. vol.24, №5: 639-646.
  65. Benetos A, Laurent S, Hoeks AP, Boutotiyrie P.H., Safar M.E. Arterial alterations with aging and high blood pressure. A noninvasive study of carotid and femoral arteries, Arterioscler Thromb. 1993. 13: 90-97.
  66. Gamble G, Zorn J, Sanders G, MacMahon S, Sharpe N. Estimation of arterial stiffness, compliance, and distensibility from M-mode ultrasound measurements of the common carotid artery. Stroke. 1994. Jan 25(1): 11-16.
  67. Yasuoka K.,Harada K. Wall Motion Velocities of Abdominal Aorta Measured by Tissue Doppler Imaging in Normal Children. Pediatric Cardiology. 2005; vol. 26, №4: 323-327.
  68. Hoeks A.P.G, Brands P.J, Willigers J.M, and Reneman R.S. Non-invasive measurement of mechanical properties of arteries in health and disease. Proc Inst Mech Eng. 1999. 213: 195-202.
  69. Jacques D. Barth, David H. Blankenhorn, Emily Wickham, June Y. Lai, HP. Chin, and Robert H. Selzer. Quantitative ultrasound pulsation study in human carotid artery disease. Arterioscler. Thromb. Vasc. Biol. 1988. №8: 778-781.
  70. Laurent S, Boutouyrie P, Asmar R, et al. Aortic stiffness is an independent predictor of all-cause and cardiovascular mortality in hypertensive patients. Hypertension. 2001. 37: 1236-41.
  71. Laurent S, Katsahian S, Fassot C, Tropeano A, Gautierl Laloux B, et al. Aortic stiffness is an independent predictor of fatal stroke in essential hypertension. Stroke. 2003. 34: 1203-1206.
  72. Riley W.A, Evans G.W, Sharrett A.R, Burke G.L, Barnes R.W. Variation of common carotid artery elasticity with intimal-medial thickness: the ARIC study. Atherosclerosis risk in communities. Ultrasound Med Biol. 1997. 23: 157-164.
  73. Алехин М.Н. Возможности практического использования тканевого допплера. Тканевой допплер, принципы метода и его особенности. Основные режимы, методика регистрации и анализа//Ультразвуковая и функциональная диагностика. 2002. №3. С.115-125.
  74. Алехин М.Н. Тканевой допплер в клинической эхокардиографии. М. 2006. 120с.
  75. Амаржаргал Б. Роль тканевого допплеровского исследования в оценке состояния миокарда левого желудочка у больных с артериальной гипертензией: Дис. канд.мед.наук.; ГОУ ДПО РМАПО. М., 2008. 153с.
  76. Bang J, Dahl T, Bruinsma A, Kaspersen J.H, Nagelhus Hernes T.A, Myhre H.O: A new method for analysis of motion of carotid plaques from RF ultrasound images. Ultrasound Med Biol. 2003. 29(7): 967-76.
  77. Magnus Cinthio, Asa Ryden Ahlgren, Jonas Bergkvist, Tomas Jansson, Hans W Persson, and Kjell Lindstrom. Longitudinal movements and resulting shear strain of the arterial wall. Am J Physiol Heart Circ Physiol. 2006. № 10.
  78. Arno Schmidt-Truksass et al. Assessment of carotid wall motion and stiffness with Tissue Doppler Imaging. Ultrasound in Med.& Biol. 1998; vol.24, №5: 639-646.
  79. Haluska BA, Jeffriess L, Brown J, Downey M, Carlier SG, Marwick TH. Derivation of the distensibility coefficient using tissue Doppler as a marker of arterial function. Clin Sci (Lond). 2008 Mar; 114(6): 441-447.
  80. Long A, Rouet L, Bissery A, Goeau-Brissonniere O, Sapoval M. Aortic compliance in healthy subjects: evaluation of tissue Doppler imaging. Ultrasound Med Biol. 2004 Jun; 30(6): 753-759.
  81. Ткаченко С.Б., Берестень Н.Ф. Тканевое допплероское исследование миокарда. М.: Реал Тайм, 2006. 176 с.
  82. Kumar V Ramnarine, Tim Hartshorne, Yvonne Sensier et al. Tissue Doppler imaging of carotid plaque wall motion: a pilot study. Cardiovascular Ultrasound. 2003; № 1:17.
  83. Rabben S.I, Bjaerum S., Sorhus V., Torp H. Ultrasound-based vessel wall tracking: an autocorrelation technique with RF center frequency estimation. Ultrasound Med Biol. 2002. 28: 507-517.
  84. Craig J. Hartley, Anilkumar K. Reddy,1 Sridhar Madala et al. Noninvasive ultrasonic measurement of arterial wall motion in mice. Am J Physiol Heart Circ Physiol. 2004. 287: 1426-1432.
  85. Hasegawa H., Kanai H., Chubachi N., Koiwa Y. Non-invasive evaluation of Poisson’s ratio of arterial wall using ultrasound. Electronics letters, 1997. Vol. 33, No.4.
  86. Nichols W.W., Singh B.M. Augmentation index as a measure of peripheral vascular disease state. Curr Opin Cardiol. 2002. 17: 543-551.
  87. Moore J.E. et al. Fluid wall shear stress measurement in a model of human abdominal aorta: oscillatory behavior and relasionship to atherosclerosis. Atherosclerosis, 1994. 110: 225-240.
  88. O'Rourke M.F., Mancia G. Arterial stiffness. J Hypertens. 1999. 17: 1-4.
  89. Steinbach J.C., Saboya M.-I., Le Bourg F. et al. A New Approach to Arterial Rigidity: Ultrasonic Tissue Mode Imaging. Archives des maladies du ceur et des vaisseaux. 2003; tome 96, № 7/8, PP.725-728.
  90. Huang Y, Hu B, Huang PT, Sun HY, Zhu JA. Abdominal aortic wall motion of healthy and hypertensive subjects: evaluation of tissue Doppler velocity imaging. J Clin Ultrasound. 2008 May; 36(4): 218-225.