Koncepcja sztywności tętnic w profilaktyce chorób sercowo-naczyniowych.pdf

Epidemiologia i prewencja/ Epidemiology and prevention

Koncepcja sztywności tętnic w profilaktyce chorób

sercowo-naczyniowych

The concept of arterial stiffness in cardiovascular disease prevention

Grzegorz Kopeć 1 , Mateusz Podolec 2 , Hanna Dziedzic 1 , Bartosz Sobień 1

1 Klinika Chorób Serca i Naczyń, Instytut Kardiologii, Uniwersytet Jagielloński Collegium Medicum ,

Krakowski Szpital Specjalistyczny im. Jana Pawła II

2 Klinika Choroby Wieńcowej, Instytut Kardiologii, Uniwersytet Jagielloński Collegium Medicum ,

Krakowski Szpital Specjalistyczny im. Jana Pawła II

Kardiol Pol 2010; 68: 364-368

Wprowadzenie

W 2007 r. Europejskie Towarzystwo Nadciśnienia Tęt-

niczego oraz Europejskie Towarzystwo Kardiologiczne umie-

ściło na liście tzw. wczesnych uszkodzeń narządowych,

odgrywających istotną rolę w stratyfikacji ryzyka sercowo-

-naczyniowego, zwiększoną > 12 m/s szyjno-udową pręd-

kość fali tętna (ang. c arotid-femoral pulse wave velocity ,

cfPWV) będącą markerem sztywności aorty. Pomiar pręd-

kości fali tętna, cieszący się dużym zainteresowaniem bada-

czy, nie został dotychczas przyjęty do codziennej praktyki

lekarskiej, pozostając domeną ośrodków klinicznych. Celem

artykułu jest przybliżenie koncepcji sztywnienia tętnic, pato-

mechanizmów tego procesu oraz sposobów jego pomiaru.

aktywnej pracy tłoka gromadzi ona nadmiar pompowanej

wody, aby w fazie biernej przekazać ją do węża strażackie-

go. W modelu tym pompa jest odpowiednikiem serca,

powietrznia – aorty, wąż gaśniczy – tętnic przewodzących,

a końcówka węża – naczyń oporowych [1].

W czasie skurczu serca (pompy) wyrzucana krew roz-

ciąga aortę, gromadząc się w wytworzonej w ten sposób

„powietrzni”, aby w czasie rozkurczu odpłynąć ku obwo-

dowi. Gdyby nie zdolność aorty do zmiany objętości, uwa-

runkowana elastycznością jej ściany, krążenie krwi odby-

wałoby się w sposób przerywany, a w fazie rozkurczu serca

tkanki nie byłyby odpowiednio zaopatrywane w tlen

i składniki odżywcze.

Mimo że model powietrzni w sposób atrakcyjny obra-

zuje funkcje aorty, to nie odzwierciedla on w pełni zna-

czenia tego naczynia w fizjologii krążenia. Dodatkowo

błędnie zakłada obecność osobnych struktur układu naczy-

niowego pełniących funkcję amortyzującą i przewodzącą.

W rzeczywistości aorta i jej odgałęzienia pełnią jednocześ-

nie każdą z nich, choć należy zaznaczyć, że wraz z prze-

mieszczaniem się ku obwodowi układu tętniczego zdol-

ności amortyzujące się zmniejszają, a transport krwi staje

się dominującą funkcją tętnic.

Komplementarnym modelem układu tętniczego jest

model dystrybucyjny, omówiony poniżej, odzwierciedlający

rozchodzenie się fali tętna wzdłuż układu naczyń [2, 3].

Krew wyrzucana z serca jest źródłem fali ciśnieniowej, okre-

ślanej też jako fala tętna i przewodzonej wzdłuż tętnic

z prędkością (tzw. prędkość fali tętna – ang. pulse wave

velocity , PWV) znacznie przewyższającą prędkość

Podstawowe modele układu tętniczego

Tętnice pełnią dwie zasadnicze funkcje: przewodzącą,

której celem jest rozprowadzenie krwi z serca przez tętnicz-

ki, a następnie naczynia włosowate do tkanek, oraz amor-

tyzującą – polegającą na zamianie pulsacyjnego, uwarunko-

wanego cykliczną pracą serca przepływu krwi w aorcie

wstępującej na ciągły, stały przepływ w naczyniach

mikrokrążenia [1]. W 1769 r. funkcję aorty obrazowo opisał

angielski lekarz Stephen Hales, porównując ją do powietrz-

ni (w literaturze nazywanej z języka niemieckiego Windkes-

sel ), tj. wypełnionej powietrzem (stąd nazwa) kopuły zbior-

nika wodnego stanowiącego element gaśnicy strażackiej. Jej

zadaniem jest zamiana przerywanego strumienia wody

wydostającego się z pompy na ciągły strumień wydostający

się z węża pożarniczego. Dzięki odpowiedniej budowie w fazie

Adres do korespondencji:

dr n. med. Grzegorz Kopeć, Klinika Chorób Serca i Naczyń, Instytut Kardiologii, Uniwersytet Jagielloński Collegium Medicum ,

Krakowski Szpital Specjalistyczny im. Jana Pawła II, ul. Prądnicka 80, 31-202 Kraków, tel.: +48 12 614 33 99, faks: +48 12 614 34 23,

e-mail: gkopec@szpitaljp2.krakow.pl

Kardiologia Polska 2010; 68: 3

Koncepcja sztywności tętnic w profilaktyce chorób sercowo-naczyniowych

365

przepływu krwi w naczyniu [1], uwarunkowaną właściwo-

ściami ściany naczynia oraz gęstością wypełniającej je cie-

czy, co opisuje równanie zaproponowane w 1878 r. jedno-

cześnie i niezależnie przez dwóch uczonych – Moensa

i Kortewega [4]:

pogrubienia ściany oraz zwiększenia sztywności [9]. Okreś-

lenie „sztywność tętnicy” ma charakter czysto opisowy

i oznacza pewne cechy jakościowe determinujące zdolność

naczynia do zmiany średnicy (objętości) pod wpływem

działającego na nie ciśnienia krwi [10, 11]. Jest ono odwrot-

nością innego, również czysto opisowego określenia – „ela-

styczność”.

Najważniejsze zmiany strukturalne prowadzące do

zwiększenia sztywności tętnic elastycznych to fragmen-

tacja włókien elastycznych pod wpływem cyklicznych,

długotrwałych zmian napięcia ściany naczynia, zwiększe-

nie zawartości kolagenu, tworzenie wiązań poprzecznych

i glikacja włókien kolagenowych, wapnienie oraz pogru-

bienie ściany naczynia [12].

Zasadniczy wpływ na sztywność tętnic elastycznych

ma wielkość ciśnienia krwi, co wynika z ich złożonej budo-

wy. Przy rozciąganiu tętnicy małymi siłami napięcie

rozkłada się głównie na łatwo poddające się rozciąganiu

włókna elastyczne, dlatego przy małych ciśnieniach sztyw-

ność tętnicy jest mniejsza. Przy zwiększeniu ciśnienia

napięcie przenosi się dodatkowo na oporne na rozciąganie

włókna kolagenowe, co powoduje zwiększenie się sztyw-

ności tętnicy [1].

PWV = √ (Eh/2rq),

gdzie: PWV – prędkość fali tętna, E – moduł Younga, h – grubość ściany

naczynia, r – promień światła naczynia, q – gęstość cieczy.

Przytaczając ten wzór, należy bezwzględnie zaznaczyć, że

zastosowany w tym równaniu moduł Younga jest różny

dla każdego odcinka tętniczego i co więcej – zmienia się

w zależności od wielkości ciśnienia krwi w naczyniu.

Fala tętna biegnąca od serca wzdłuż aorty i jej

odgałęzień, tzw. fala postępowa [2], w miejscu znacznej

zmiany oporu naczyniowego, zwykle na granicy tętnic prze-

wodzących i wysokooporowych tętniczek, oraz w miejscach

podziału tętnic [3] odbija się i wraca w kierunku serca jako

tzw. fala odbita [5].

W skrócie, najważniejszą cechą modelu dystrybucyj-

nego jest prędkość przemieszczania się fali tętna wzdłuż

elastycznego przewodu (tętnice przewodzące) łączącego

serce z naczyniami oporowymi.

U zdrowych, młodych osób elastyczna aorta łatwo

zwiększa swoją objętość pod wpływem krwi wyrzucanej

z serca, co zapobiega nadmiernemu zwiększeniu się ciśnie-

nia skurczowego. Następnie, po zamknięciu zastawki aor-

talnej stopniowo wraca do wyjściowej objętości, przeka-

zując w sposób płynny krew do tętnic obwodowych.

Wywołana skurczem serca fala tętna stosunkowo leniwie

biegnie w kierunku tętnic oporowych (np. w aorcie

ok. 3–5 m/s), od których się odbija i wraca do aorty

wstępującej dopiero w okresie rozkurczu [1, 6]. Nakładając

się na ramię zstępujące fali postępowej, zwiększa ciśnie-

nie rozkurczowe, co sprzyja odpowiedniej perfuzji tętnic

wieńcowych. Jak wynika z powyższego opisu, elastyczna

aorta zmniejsza wahania ciśnienia tętniczego, co przeja-

wia się małymi wartościami ciśnienia tętna.

Sztywność aorty –

konsekwencje hemodynamiczne

Ocena sztywności może dotyczyć dowolnie wybranych

odcinków tętnic. Aorta jest jednak podstawowym obsza-

rem zainteresowań badaczy, co wynika z kilku faktów. Po

pierwsze, aorta jest główną częścią układu buforującego

przepływ krwi w naczyniach i dlatego odpowiada za więk-

szość patologicznych konsekwencji procesu sztywnienia

tętnic elastycznych [1]. Po drugie, utrata podatności naczyń

z wiekiem i w procesie miażdżycy dotyczy przede wszyst-

kim aorty, a nie występuje w bardziej obwodowych tętni-

cach, jak tętnica ramienna czy udowa [13]. Z tego powodu

zmienność sztywności aorty, a nie tętnic obwodowych, jest

interesująca z punktu widzenia oceny ryzyka powikłań

naczyniowych. Co więcej, wykazano prognostyczną war-

tość pomiaru sztywności tego naczynia [14].

Zwiększenie sztywności aorty jest równoznaczne

z ograniczeniem zdolności magazynowania przez nią krwi

w okresie skurczu. Przy zmniejszonych możliwościach

zwiększenia objętości naczynia krew wyrzucana z lewej

komory serca powoduje gwałtowny wzrost ciśnienia skur-

czowego. Równie gwałtownie ciśnienie zmniejsza się

w okresie rozkurczu ze względu na upośledzony mecha-

nizm powietrzni. Wywołane w ten sposób zmiany hemo-

dynamiki potęgowane są szybkim powrotem fali odbitej

wzdłuż sztywnego naczynia do piersiowego odcinka aor-

ty, co powoduje jej nakładanie się na ramię wstępujące

fali postępowej. Ostatecznie zwiększa się ciśnienie skur-

czowe w aorcie oraz lewej komorze, zmniejsza ciśnienie

rozkurczowe, a tym samym ciśnienie perfuzji tętnic wień-

cowych oraz wzrasta ciśnienie tętna [1].

Determinanty sztywności tętnic

Za właściwości elastyczne naczynia odpowiada przede

wszystkim błona środkowa zbudowana z blaszek i włókien

sprężystych (elastycznych), odpornych na rozciąganie włókien

kolagenowych, komórek mięśni gładkich oraz substancji pod-

stawowej [7]. Proporcje poszczególnych elementów ściany

zmieniają się wzdłuż drzewa naczyniowego, co powoduje, że

wraz z przemieszczaniem się w kierunku jego obwodu zwi-

ększa się sztywność tętnic [8]. W proksymalnej części aorty

oraz początkowych gałęziach łuku aorty, charakteryzujących

się najmniejszą sztywnością, włókna sprężyste dominują nad

włóknami kolagenowymi. Proporcja ta ulega odwróceniu

w dystalnym odcinku aorty piersiowej (ok. 5 cm nad prze-

poną) i dalszych odcinkach (powyżej 5 cm od ujścia) tętnic

odchodzących od łuku aorty [1].

Wraz z wiekiem struktura ściany tętnic elastycznych

się zmienia. Typowo dochodzi do poszerzenia średnicy,

Kardiologia Polska 2010; 68: 3

366

Grzegorz Kopeć et al.

Zwiększenie ciśnienia skurczowego zwiększa obciąże-

nie lewej komory i jej zapotrzebowanie na tlen oraz sprzy-

ja przerostowi jej mięśnia. Jedną z praktycznych przesłanek

zainteresowania tematyką sztywności aorty jest zdolność

jej wskaźników do przewidywania incydentów sercowo-

naczyniowych. Najwięcej informacji z tego zakresu pocho-

dzi z badań, w których do oznaczania sztywności aorty

posługiwano się cfPWV [3]. Jak wykazano, cfPWV przewi-

duje ryzyko zgonu z dowolnej przyczyny oraz z przyczyn

sercowo-naczyniowych u pacjentów ze schyłkową niewy-

dolnością nerek [15–17], nadciśnieniem tętniczym [14, 18],

cukrzycą typu 2 [19, 20] i u osób starszych [21]. Jest także

niezależnym predyktorem choroby niedokrwiennej serca

oraz udaru mózgu w populacji osób zdrowych [22].

W cytowanych badaniach wartość predykcyjna cfPWV

była silna nawet po wystandaryzowaniu względem kla-

sycznych czynników ryzyka chorób sercowo-naczyniowych

oraz ciśnienia tętna na tętnicy ramiennej. W jednym z nich

[18] pozostawała istotna również wtedy, gdy do modelu

regresji wieloczynnikowej włączono wielkość ryzyka cho-

roby niedokrwiennej serca obliczonego na podstawie skali

Framingham, co sugeruje, że pomiar cfPWV wnosi dodat-

kowe informacje o ryzyku, poza otrzymanymi na podsta-

wie oceny klasycznych czynników ryzyka chorób sercowo-

-naczyniowych.

Uważa się, że pomiar sztywności aorty niesie informa-

cję na temat zintegrowanego wpływu uszkadzających czyn-

ników ryzyka na układ krążenia, w której zawiera się rów-

nież indywidualna podatność danego pacjenta. Podczas gdy

pomiar poszczególnych czynników ryzyka daje informacje

jedynie na temat ich osobniczego natężenia, sztywność aor-

ty informuje o konsekwencjach dla układu naczyniowego,

jakie wynikają z obecności tych czynników ryzyka [3].

Możliwe jest zastąpienie w wymienionych wzorach

średnicy (D) przez objętość (V) naczynia. Otrzymujemy wte-

dy np. podatność objętościową, objętościowy moduł ela-

styczny itd. Jak wynika z przedstawionych wzorów, do oce-

ny tych wskaźników konieczny jest pomiar średnicy

danego odcinka naczynia oraz ciśnienia, jakie w nim panu-

je. Jak wykazano w badaniach doświadczalnych na ludz-

kiej aorcie piersiowej i brzusznej poddawanej działaniu

wzrastającego ciśnienia, zależność ciśnienie–średnica ma

charakter nieliniowy [24]. Dlatego też definiuje się ją jako

wynik dzielenia nieskończenie małej zmiany średnicy

naczynia i nieskończenie małej zmiany ciśnienia [1].

W praktyce klinicznej zaniedbuje się fakt nieliniowej

zależności ciśnienie–średnica i wyżej wymienione wskaź-

niki oblicza się zwykle jako zmianę średnicy naczynia pod

wpływem skurczowo-rozkurczowej różnicy ciśnień, to zna-

czy ciśnienia tętna [1]. Do pomiaru zmian średnicy naczyń

stosuje się głowice ultrasonograficzne o wysokiej roz-

dzielczości, natomiast do oceny ciśnień wewnątrz bada-

nej tętnicy metodę tonometrii aplanacyjnej [6, 25, 26].

Wymienione wskaźniki służą do opisu właściwości ela-

stycznych łatwo dostępnych badaniu ultrasonograficzne-

mu tętnic powierzchownych, takich jak tętnica szyjna

wspólna czy tętnica udowa, choć zastosowanie rezonan-

su magnetycznego pozwala na dokładną ocenę lokalnej

sztywności również głęboko przebiegających tętnic, takich

jak aorta.

Do scharakteryzowania odcinkowych (regionalnych)

właściwości elastycznych naczyń stosuje się pomiar pręd-

kości fali tętna (PWV), uznawany za złoty standard w oce-

nie sztywności tętnic [3]. Zgodnie z równaniem przedsta-

wionym przez Francka oraz Bramwella i Hilla [27], które

jest modyfikacją przedstawionego wyżej równania Moen-

sa i Kortewega, prędkość fali tętna jest odwrotnie pro-

porcjonalna do rozciągliwości objętościowej tętnicy:

PWV = √ (VdP/dVq),

gdzie: VdP/dV – odwrotność rozciągliwości objętościowej,

q – gęstość krwi.

Wynika z tego, że im sztywniejsza jest tętnica, tym PWV

większa.

W praktyce klinicznej PWV wzdłuż określonego seg-

mentu naczyniowego oblicza się ze wzoru na prędkość, to

znaczy dzieląc drogę fali tętna przez czas potrzebny na jej

pokonanie. Do rejestracji fali tętna wykorzystuje się różne

metody: piezoelektryczną [28], osłuchową [29] lub ultra-

sonograficzną [30]. Za punkt referencyjny na wykresie fali

tętna, względem którego oceniany jest czas propagacji fali,

przyjmuje się zazwyczaj koniec rozkurczu, tuż przed miej-

scem początku stromego narastania fali tętna [3].

Dwa najczęściej stosowane systemy do nieinwazyjnej

oceny aortalnej prędkości fali tętna to Complior® [28] oraz

SphygmoCor® [31]. System Complior wykorzystuje dwa

przetworniki mechaniczne umieszczane nad tętnicą szyjną

wspólną i tętnicą udową, dzięki czemu fala tętna jest reje-

strowana w obu miejscach jednocześnie, a czas propaga-

Metody oceny sztywności tętnic

Jak wspomniano, do opisu sztywności tętnic stosuje się

liczne wskaźniki [4]. Można je podzielić na dwie główne

grupy – oceniające sztywność lokalną lub odcinkową (regio-

nalną) [23]. Do opisu lokalnych właściwości elastycznych

tętnic stosuje się najczęściej następujące parametry:

• moduł elastyczny – zmiana ciśnienia (dP) potrzebna do

zwiększenia średnicy naczynia (D) o 100%, (dP×D)/dD

(mmHg),

• moduł Younga – zmiana ciśnienia (dP) przypadająca na

1 cm 2 grubości ściany naczynia (h) potrzebna do zwięk-

szenia średnicy naczynia o 100%, (dP×D)/(dD×h)

(mmHg/cm),

• rozciągliwość – względna zmiana średnicy naczynia

(dD/D) pod wpływem określonego wzrostu ciśnienia (dP),

dD/(D×dP) (1/mmHg); jest odwrotnością modułu ela-

stycznego,

• podatność – bezwzględna zmiana średnicy naczynia (dD)

pod wpływem określonego wzrostu ciśnienia (dP), dD/dP

(cm/mmHg).

Kardiologia Polska 2010; 68: 3

Koncepcja sztywności tętnic w profilaktyce chorób sercowo-naczyniowych

367

cji fali jest obliczany jako czas opóźnienia fali na tętnicy

udowej w stosunku do fali na tętnicy szyjnej wspólnej. Ten

wykonany w sposób nieinwazyjny pomiar istotnie korelu-

je z wynikami bezpośredniej oceny prędkości fali tętna

w aorcie [32]. Z kolei w systemie SphygmoCor fala tętna

jest rejestrowana za pomocą tonometru aplanacyjnego

osobno na tętnicy szyjnej i tętnicy udowej, a czas propa-

gacji fali tętna jest obliczany jako różnica między czasami

opóźnienia fal tętna rejestrowanymi w obu tych miejscach

względem poprzedzających je załamków R w EKG. Mimo

że w tym systemie fala na obu tętnicach pochodzi z dwóch

odrębnych skurczów serca, uważa się, że przy odpowied-

nio krótkim czasie dzielącym oba pomiary ewentualne

zmiany czasu izowolumetrycznego skurczu lewej komory

czy częstotliwości rytmu serca nie mają istotnego wpływu

na ocenę czasu propagacji fali tętna [3].

nie licznych opracowań na ten temat wykracza poza ramy

tego artykułu. Warto jednak wspomnieć niedawno opu-

blikowany przegląd systematyczny prac, w których oce-

niano związek cfPWV ze wspomnianymi czynnikami ryzy-

ka. Potwierdzono zasadnicze znaczenie wieku i wielkości

ciśnienia tętniczego oraz podkreślono słaby wpływ cukrzy-

cy i brak zależności z takimi czynnikami, jak: stężenie cho-

lesterolu całkowitego, cholesterolu LDL, cholesterolu HDL,

trójglicerydów, palenie papierosów, masa ciała [39].

Piśmiennictwo

1. Safar MF, O’Rourke ME. Arterial stiffness in hypertension. Elsevier

2006.

2. Rajzer M, Kawecka-Jaszcz K. Podatność tętnic w nadciśnieniu

tętniczym. Od patofizjologii do znaczenia klinicznego. Nadciśnienie

Tętnicze 2002; 6: 61-73.

3. Laurent S, Cockcroft J, Van Bortel L, et al. Expert consensus

document on arterial stiffness: methodological issues and clinical

applications. Eur Heart J 2006; 27: 2588-605.

4. Mackenzie IS, Wilkinson IB, Cockcroft JR. Assessment of arterial

stiffness in clinical practice. Q J Med 2002; 95: 67-74.

5. O’Rourke MF. Pressure and flow waves in systemic arteries and

the anatomical design of the arterial system. J Appl Physiol 1967;

23: 139-49.

6. Kelly RP, Hayward CS, Avolio AP, et al. Non-invasive determination

of age-related changes in the human arterial pulse. Circulation

1989; 80: 1652-9.

7. Dingemans KP, Teeling O, Lagendijk JH, et al. Extracellular matrix

of the human aortic media: an ultrastructural histochemical study

of the adult aortic media. Anat Rec 2000; 258: 1-14.

8. Latham RD, Westerhof M, Skipema P, et al. Regional wave travel

and reflections along human aorta: a study with 6 simultaneous

micromanometric pressures. Circulation 1985; 72: 1257-69.

9. Benetos A, Laurent S, Hoeks AP, et al. Arterial alterations with

aging and high blood pressure. A noninvasive study of carotid and

femoral arteries. Arterioscler Thromb Vasc Biol 1993; 13: 90-7.

10. Safar ME. Arterial stiffness: a simplified overview in vascular

medicine. In: Safar ME, Frohlich ED (eds.). Atherosclerosis, large

arteries and cardiovascular risk. Karger 2007.

11. Izzo JL, Shykoff BE. Arterial Stiffness: Clinical relevance,

measurement, and treatment. Rev Cardiovasc Med 2001; 2: 29-40.

12. Lakatta EG, Levy D. Arterial and cardiac aging: major shareholders

in cardiovascular disease enterprises: part I: aging arteries: a ‘set

up’ for vascular disease. Circulation 2003; 107: 139-46.

13. Boutouyrie P, Laurent S, Benetos A, et al. Opposing effects of aging

on distal and proximal large arteries in hypertensives. J Hypertens

1992; 10 (Suppl. 6): S87-91.

14. 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.

15. Blacher J, Safar ME, Guerin AP, et al. Aortic pulse wave velocity

index and mortality in end-stage renal disease. Kidney Int 2003;

63: 1852-60.

16. Blacher J, Guerin AP, Pannier B, et al. Impact of aortic stiffness on

survival in end-stage renal disease. Circulation 1999; 99: 2434-9.

17. Safar ME, Blacher J, Pannier B, et al. Central pulse pressure and

mortality in end-stage renal disease. Hypertension 2002; 39: 735-8.

18. Boutouyrie P, Tropeano AI, Asmar R, et al. Aortic stiffness is an

independent predictor of primary coronary events in hypertensive

patients: a longitudinal study. Hypertension 2002; 39: 10-5.

Sztywność aorty a czynniki ryzyka chorób

sercowo-naczyniowych i miażdżyca

Liczne prace udowodniły związek sztywności aorty

z ryzykiem incydentów sercowo-naczyniowych i zgonów.

Stało się to podstawą do poszukiwania możliwych mecha-

nizmów tej zależności. Po pierwsze, blaszkom miażdżyco-

wym w tętnicach wieńcowych towarzyszą blaszki

miażdżycowe w aorcie, które przez zmianę struktury tęt-

nicy mogą zwiększać jej sztywność. Po drugie, możliwe

jest, że śródbłonek aktywnie reguluje sztywność aorty,

a jego dysfunkcja leży u podstaw zarówno miażdżycy tęt-

nic wieńcowych, jak i sztywności aorty. Znamienny jest

fakt, iż szereg leków poprawiających funkcję śródbłonka

poprawia również funkcjonowanie aorty i innych naczyń

elastycznych [33]. Obserwacje znacznie nasilonego sztyw-

nienia aorty u pacjentów ze schyłkową niewydolnością

nerek tłumaczy się kumulacją w osoczu naturalnych inhi-

bitorów syntazy tlenku azotu, takich jak asymetryczna

dimetyloarginina (ang. asymetrical dimethylarginine ,

ADMA) [34]. Związek pomiędzy sztywnością aorty a funkcją

śródbłonka wykazano w pracach doświadczalnych

u zwierząt i u ludzi [35].

Po trzecie, zmiany hemodynamiki w aorcie i jej

odgałęzieniach towarzyszące sztywnieniu aorty mogą

sprzyjać dysfunkcji śródbłonka i rozwojowi miażdżycy [36].

Jak wcześniej opisano, sztywnieniu aorty towarzyszy zwię-

kszanie się ciśnienia tętna, które w sposób ilościowy opi-

suje pulsacyjny charakter przepływu krwi. Jak wykazano

w badaniach na kulturach komórek śródbłonka, pulsacyj-

ny przepływ zwiększa produkcję wolnych rodników i sprzy-

ja upośledzeniu funkcji śródbłonka [37, 38]. Z drugiej stro-

ny, jak wspomniano wyżej, zmniejszenie biodostępności

NO zwiększa sztywność aorty, a tym samym ciśnienie tęt-

na. Związek między sztywnością aorty a funkcją

śródbłonka wydaje się więc dwukierunkowy.

Dane dotyczące związku czynników ryzyka chorób

sercowo-naczyniowych innych niż wiek i nadciśnienie tęt-

nicze ze sztywnością aorty nie są jednoznaczne. Omówie-

Kardiologia Polska 2010; 68: 3

368

Grzegorz Kopeć et al.

19. Shoji T, Emoto M, Shinohara K, et al. Diabetes mellitus, aortic

stiffness, and cardiovascular mortality in end-stage renal disease.

J Am Soc Nephrol 2001; 12 :2117-24.

20. Cruickshank K, Riste L, Anderson SG, et al. Aortic pulse-wave

velocity and its relationship to mortality in diabetes and glucose

intolerance: an integrated index of vascular function? Circulation

2002; 106: 2085-90.

21. Meaume S, Benetos A, Henry OF. Aortic pulse wave velocity

predicts cardiovascular mortality in subjects > 70 years of age.

Arterioscler Thromb Vasc Biol 2001; 21: 2046-50.

22. Mattace-Raso FU, van der Cammen TJ, Hofman A, et al. Arterial

stiffness and risk of coronary heart disease and stroke: the

Rotterdam Study. Circulation 2006; 113: 657-63.

23. Van Bortel LM, Duprez D, Starmans-Kool MJ, et al. Clinical

applications of arterial stiffness, Task Force III: recommendations

for user procedures. Am J Hypertens 2002; 15: 445-52.

24. Langewouters GJ, Wesseling KH, Goedhard WJ. The static elastic

properties of 45 human thoracic and 20 abdominal aortas in vitro

and the parameters of a new model. J Biomech 1984; 17: 425-35.

25. Laurent S, Caviezel B, Beck L, et al. Carotid artery distensibility and

distending pressure in hypertensive humans. Hypertension 1994;

23: 878-83.

26. Van Bortel LM, Balkestein EJ, van der Heijden-Spek JJ, et al. Non-

invasive assessment of local arterial pulse pressure: comparison

of applanation tonometry and echo-tracking. J Hypertens 2001;

19: 1037-44.

27. Bramwell JC, Hill AV. The velocity of the pulse wave in man. Proc

Soc Lond ( Biol ) 1922; 93: 298-306.

28. Asmar R, Benetos A, Topouchian J, et al. Assessment of arterial

compliance by automatic PWV measurements. Validation and

clinical application studies. Hypertension 1995; 26: 485-90.

29. Bulpitt CJ, Cameron JD, Rajkumar C, et al. The effect of age on

vascular compliance in man: which are the appropriate measures?

J Hum Hypertens 1999; 13: 753-8.

30. Chen CH, Nakayama M, Talbot M, et al. Verapamil acutely reduces

ventricular-vascular stiffening and improves aerobic exercise

performance in elderly individuals. J Am Coll Cardiol 1999; 6: 1602-9.

31. Adji A, O’Rourke MF. Determination of central aortic systolic and

pulse pressure from the radial artery pressure waveform. Blood

Press Monit 2004; 9: 115-21.

32. Podolec P, Kopeć G, Podolec J, et al. Aortic pulse wave velocity and

carotid-femoral pulse wave velocity: similarities and discrepancies.

Hypertens Res 2007; 30: 1151-8.

33. Van Bortel LM, Struijker-Boudier HA, Safar ME. Pulse pressure,

arterial stiffness, and drug treatment of hypertension.

Hypertension 2001; 38: 914-21.

34. Vallance P, Leone A, Calver A, et al. Accumulation of an

endogenous inhibitor of nitric oxide synthesis in chronic renal

failure. Lancet 1992; 339: 572-5.

35. Kopeć G, Podolec P, Podolec J, et al. Atherosclerosis progression

affects the relationship between endothelial function and aortic

stiffness. Atherosclerosis 2009; 204: 250-4.

36. Kopeć G, Podolec P. Central pulse pressure: is it really an independent

predictor of cardiovascular risk? Hypertension 2008; 52: e4.

37. Ziegler T, Silacci P, Harrison VJ, et al. Nitric oxide synthase

expression in endothelial cells exposed to mechanical forces.

Hypertension 1998; 32: 351-5.

38. Silacci P, Desgeorges A, Mazzolai L, et al. Flow pulsatility is a critical

determinant of oxidative stress in endothelial cells. Hypertension

2001; 38: 1162-6.

39. Cecelja M, Chowienczyk P. Dissociation of aortic pulse wave

velocity with risk factors for cardiovascular disease other than

hypertension. Hypertension 2009; 54: 1328-36.

Kardiologia Polska 2010; 68: 3

Plik z chomika:

Inne pliki z tego folderu:

Inne foldery tego chomika: