血液レオロジー

血液レオロジー（haemorheology、ギリシャ語のαἷμα, haima「血」に由来する haemo と、ギリシャ語のῥέω rhéō「流れ」と-λoγία, -logia「研究」に由来する rheology ）は、血液とその要素である血漿および細胞 の流動特性を研究する学問である。適切な組織灌流は、血液のレオロジー特性が一定レベル内にある場合にのみ起こる。これらの特性の変化は、疾患プロセスにおいて重要な役割を果たしている。^[1]血液の粘度は、血漿粘度、ヘマトクリット（細胞要素の99.9%を構成する赤血球の体積分率）、および赤血球の機械的特性によって決まる。赤血球は独特の機械的挙動を示し、赤血球変形能および赤血球凝集という用語で議論することができる。^[2]このため、血液は非ニュートン流体として挙動する。そのため、血液の粘度は、ずり速度によって変化します。運動中や収縮期ピーク時などの流量増加時に経験するような高ずり速度では、血液の粘度は低下します。したがって、血液はずり流動性流体です。逆に、血管径の増加や閉塞部の下流や拡張期などの流量の低下によりずり速度が低下すると、血液の粘度は上昇します。また、赤血球凝集性の増加によっても、血液の粘度は上昇します。

血液粘度は、血液の流れに対する抵抗の尺度です。血液の濃さや粘着性としても説明できます。この生物物理学的特性により、血管壁に対する摩擦、静脈還流率、心臓が血液を送り出すために必要な仕事、組織や臓器に運ばれる酸素の量が決定的に決まります。心血管系のこれらの機能は、それぞれ血管抵抗、前負荷、後負荷、灌流に直接関係しています。^[要出典]

血液粘度の主な決定要因は、ヘマトクリット、赤血球の変形可能性、赤血球の凝集、および血漿粘度です。血漿の粘度は水分含有量と高分子成分によって決まるため、血液粘度に影響を与えるこれらの要因は、血漿タンパク質濃度と血漿中のタンパク質の種類です。 ^[3]ただし、ヘマトクリットは全血粘度に最も強い影響を及ぼします。ヘマトクリットが 1 単位増加すると、血液粘度が最大 4% 増加します。^[2]この関係は、ヘマトクリットが増加するにつれてますます敏感になります。ヘマトクリットが 60 または 70% に上昇すると (多血症でよく見られます)、^[4]血液粘度は水の 10 倍にもなり、流れの抵抗が増加するため血管を通る血液の流れが大幅に遅くなります。^{[5]これにより、}酸素供給が減少することになります。^[6]血液粘度に影響を与える他の要因には温度があり、温度が上昇すると粘度が低下します。これは、血液粘度の上昇によって血液循環に問題が生じる 低体温症の場合に特に重要です。

従来の心血管リスク要因の多くは、全血粘度と独立して関連付けられています。

貧血は血液粘度を低下させ、心不全を引き起こす可能性がある。^{[7]さらに、血漿粘度の上昇は}冠動脈疾患や末梢動脈疾患 の進行と相関している。^{[3] [4]}

パスカル秒（Pa·s）で表すと、 37℃での血液の粘度は通常3× ¹⁰⁻³～4×10−3で^あり、 [ ^8]センチメートル・グラム・秒単位系ではそれぞれ3～4センチポアズ（ cP）である。 ${\displaystyle \mu}$

${\displaystyle \mu =(3\sim 4)\cdot 10^{-3}\,Pa\cdot s}$

${\displaystyle \nu ={\frac {\mu }{\rho }}={\frac {(3\sim 4)\cdot 10^{-3}Pa\cdot s}{1.06\cdot 10^{3}{\frac {kg}{m^{3}}}}}=(2.8\sim 3.8)\cdot 10^{-6}\,{\frac {m^{2}}{s}}}$、

ここで密度である。血液粘度は回転粘度計など、様々なせん断速度で測定できる粘度計で測定することができる。^[9]${\displaystyle \rho}$

血液は粘弾性流体であり、粘性と流動性の両方の特性を備えています。粘性成分は主に血漿の粘性によって発生し、弾性成分は赤血球の変形によって発生します。心臓が収縮すると、機械的エネルギーが心臓から血液に伝達されます。エネルギーの一部は懸濁液の粘性によって消散し、別の部分は赤血球に弾性エネルギーとして蓄えられ、残りのエネルギーは血液循環を促進するために使用され、運動エネルギーに変換されます。粘弾性流体は、非ニュートン流体と呼ばれるより大きなクラスの流体を構成します。

赤血球は血液の体積の約半分を占め、弾性特性を持っています。この弾性特性は、血液の粘弾性挙動に最も大きく寄与する要因です。通常のヘマトクリットレベルでは、赤血球の体積率が大きいため、隣接する細胞と相互作用せずに細胞が運動したり変形したりする余地はほとんどありません。計算によると、変形のない赤血球の最大体積率は58％で、これは通常発生するレベルの範囲内です。^[10]赤血球間のスペースが限られているため、血液が流れるためには、細胞間の大きな相互作用が重要な役割を果たすことは明らかです。この相互作用と細胞の凝集傾向は、血液の粘弾性挙動に大きく寄与しています。赤血球の変形と凝集は、粘弾性挙動の3番目の主要要因として、流れによって引き起こされる配置と方向の変化とも結びついています。^{[11] [12]}血液の粘弾性特性に寄与する他の要因には、血漿粘度、血漿組成、温度、および流量またはせん断速度があります。これらの要因が組み合わさって、人間の血液は粘弾性、非ニュートン性、チキソトロピー性を持つようになります。^[13]

赤血球が静止しているとき、または非常に小さいずり速度のときには、エネルギー的に好ましい方法で凝集して積み重なる傾向がある。この引力は、細胞表面の荷電基とフィブリノーゲンおよびグロブリンの存在による。^[14]この凝集構成は、変形が最も少ない細胞の配置である。非常に低いずり速度では、血液の粘弾性特性は凝集によって支配され、細胞の変形可能性は比較的重要ではない。ずり速度が増加すると、凝集体のサイズが減少し始める。ずり速度がさらに増加すると、細胞は再配置され、血漿が通過して細胞が滑るためのチャネルを提供するように配向する。この低から中程度のずり速度の範囲では、細胞は隣接する細胞に対して小刻みに動き、流れを可能にする。凝集特性が粘弾性に与える影響は減少し、赤血球の変形可能性の影響が増加し始める。ずり速度が大きくなると、赤血球は伸びたり変形したりして流れに沿って整列する。細胞層が形成され、血漿によって分離され、流れは細胞層が血漿層の上を滑ることで生じます。細胞層により血液の流れが容易になり、粘度と弾性が低下します。血液の粘弾性は、赤血球の変形性によって左右されます。

マクスウェル モデルは、マクスウェル流体またはマクスウェル物質に関するものです。マクスウェル モデルの物質は流体であり、つまり、保存方程式の連続性プロパティを尊重します。流体は物質の相のサブセットであり、液体、気体、プラズマ、およびある程度の可塑性固体が含まれます。マクスウェル モデルは、さまざまなフロー状況に転置されるモデルの積分体積内のグローバル測定によって、粘弾性のローカルな保存値を推定するために作成されています。血液は、赤血球などのさまざまな細胞が血漿内で不連続になっている複雑な物質です。赤血球は完全な球体ではないため、サイズと形状も不規則です。さらに血液体積の形状を複雑にしているのは、赤血球が血液サンプル体積内で同一に分布していないことです。これは、赤血球が、有名なFåhræus-Lindqvist 効果の表現と呼ばれる最高速度領域の方向に速度勾配とともに移動し、Thurston によって説明された鞘またはプラグ フロー内で凝集または分離するためです。^[15]典型的には、以下に説明するマクスウェルモデルは、物質（均一な青色）を体積（青色）内のどこにでも完全に分散した粒子流体として均一に考慮していますが、サーストンは、マクスウェルモデルの図で高さ方向をyと​​すると（ y ~H）、赤血球の塊、プラグが高速領域に多く存在し、低速領域（y ~0）に自由細胞層があることを明らかにしています。これは、マクスウェルモデルで変形するプラズマ流体相が、マクスウェルによる解析モデルから完全に逃れる内部ライニングに従って歪んでいることを意味します。^[要出典]

理論的には、マクスウェルモデル内の流体は、パイプ、回転細胞、静止状態など、他の流体形状でもまったく同じように動作します。しかし、実際には、血液の特性はその形状によって異なり、血液は常識的に流体として研究するには不適切な材料であることがわかっています。そのため、マクスウェルモデルは、シースフローとプラグフローにおける細胞の分布に関して、血管内のサーストンモデル^[15]に従って実際の状況で完成する必要がある傾向を示します。^{[引用が必要]}

小さな立方体の血液を考えてみると、心臓の拍動と境界からのせん断力によって血液に力が作用します。立方体の形状の変化には 2 つの要素があります。

• 回復可能で血液構造内に蓄えられる弾性変形。
• 粘性エネルギーの連続的な入力に関連する滑り。

力が除去されると、立方体は部分的に回復します。弾性変形は元に戻りますが、滑りは元に戻りません。これが、弾性部分が非定常流でのみ顕著になる理由です。定常流では、滑りは増加し続け、時間に依存しない力の測定では弾性の寄与が無視されます。

図1は、力が加えられたときの血液の評価に必要な以下のパラメータを計算するために使用できます。

せん断応力: ${\displaystyle \tau ={\frac {F}{A}}}$

せん断ひずみ: ${\displaystyle \gamma ={\frac {D}{H}}}$

せん断速度: ${\displaystyle {\dot {\gamma }}={\frac {V}{H}}}$

正弦波の時間変化フローは、心臓の脈動をシミュレートするために使用されます。時間変化フローにさらされる粘弾性材料は、 と の間で位相変化を生じ、で表されます。 の場合、応力とひずみは同位相であるため、材料は純粋に弾性であり、一方が他方によって引き起こされる応答は即時です。= 90° の場合、ひずみは応力より 90 度遅れるため、材料は純粋に粘性です。粘弾性材料は、0 度から 90 度の間になります。 ${\displaystyle \tau}$${\displaystyle \gamma}$${\displaystyle \phi}$${\displaystyle \phi =0}$${\displaystyle \phi}$

正弦波の時間変化は に比例します。したがって、応力、ひずみ、せん断速度の大きさと位相関係は、この関係とラジアン周波数を使用して記述されます。ここで、 はヘルツ単位の周波数です。 ${\displaystyle e^{i\omega t}}$${\displaystyle \omega =2\pi f}$${\displaystyle f}$

せん断応力: ${\displaystyle \tau ^{*}=\tau e^{-i\phi }}$

せん断ひずみ: ${\displaystyle \gamma ^{*}=\gamma e^{-i{\frac {\pi }{2}}}}$

せん断速度: ${\displaystyle {\dot {\gamma }}^{*}={\dot {\gamma }}e^{-i0}}$

複素せん断応力の成分は次のように表すことができます。

${\displaystyle \tau ^{*}=\tau '-i\tau ''}$

ここで、は粘性応力、は弾性応力である。複素粘性係数は、複素せん断応力と複素せん断速度の比をとることで求められる。^[16]${\displaystyle \tau'}$${\displaystyle \tau ''}$${\displaystyle \eta^{*}}$

${\displaystyle \eta ^{*}={\frac {\tau ^{*}}{{\dot {\gamma }}^{*}}}=({\frac {\tau '}{\dot {\gamma }}}+i{\frac {\tau ''}{\dot {\gamma }}})=\eta '+i\eta ''}$

同様に、複素動的弾性率 G は、複素せん断応力と複素せん断ひずみの比をとることによって得られます。

${\displaystyle G={\frac {\tau ^{*}}{\gamma ^{*}}}=({\frac {\tau ''}{\gamma }}+i{\frac {\tau '}{\gamma }})}$

これらの方程式を一般的な粘弾性項に関連付けると、貯蔵弾性率 G' と損失弾性率 G" が得られます。

${\displaystyle G=G'+iG''}$

粘弾性マクスウェル材料モデルは、血液の粘弾性特性を表すためによく使用されます。このモデルでは、純粋に粘性のダンパーと純粋に弾性のスプリングを直列に接続して使用します。このモデルを解析すると、ダッシュポット定数とスプリング定数の観点から複素粘性が得られます。

${\displaystyle \eta ^{*}={\frac {\eta _{dash}}{1+i\omega ({\frac {\eta _{dash}}{E_{spring}}})}}=\eta '-i\eta ''}$

血液の粘弾性の構成モデルとして最もよく使われるのは、オルドロイド B モデルです。低せん断速度での赤血球の凝集と分散によるせん断減粘挙動を特徴付けるオルドロイド B 非ニュートン モデルにはいくつかのバリエーションがあります。ここでは、運動量方程式と全応力テンソルを組み合わせた 3 次元オルドロイド B モデルを考えます。^[17] 非ニュートン流が使用され、血液の粘度が血管径 d とヘマトクリット h の関数であることが保証されます。オルドロイド B モデルでは、せん断応力テンソル B と配向応力テンソル A の関係は次のように表されます。 ${\displaystyle \mu (h,d)}$

${\displaystyle S+\gamma \left[{\frac {DS}{Dt}}-\Delta V\cdot S-S\cdot {(\Delta V)}^{T}\right]=\mu (h,d)\left[B+\gamma \left({\frac {DB}{Dt}}-\Delta V\cdot B-B\cdot {(\Delta V)}^{T}\right)\right]-gA+C_{1}\left(gA-{\frac {C_{2}I}{\mu (h,d)^{2}}}\right)}$

ここで、D/Dt は物質微分、V は流体の速度、C1、C2、g は定数です。S と B は次のように定義されます。 ${\displaystyle \gamma }$

${\displaystyle S=\mu B+gA}$

${\displaystyle B=\Delta V+(\Delta V)^{T}}$

赤血球は血流と血管壁の両方から強い機械的刺激を受けており、そのレオロジー特性は微小循環における生物学的機能の有効性に重要です。^[18]赤血球自体は粘弾性特性を示すことが示されています。赤血球の機械的特性を調べるために使用される方法はいくつかあります。

• マイクロピペット吸引^[19]
• マイクロインデント
• 光ピンセット
• 高周波電気変形試験

これらの方法は、せん断、曲げ、面積拡張係数、緩和時間の観点から赤血球の変形性を特徴付けるのに役立ちました。^[20]しかし、粘弾性特性を調べることはできませんでした。光音響測定などの他の技術が実装されています。この技術では、単一パルスレーザービームを使用して組織に光音響信号を生成し、信号の減衰時間を測定します。線形粘弾性の理論によれば、減衰時間は粘性弾性比に等しいため、赤血球の粘弾性特性を得ることができます。^[21]

粘弾性を評価するために使用された別の実験技術は、細胞表面に結合した強磁性ビーズを使用するものでした。その後、光磁気ツイストサイトメトリーを使用して磁性ビーズに力が適用され、研究者は赤血球の時間依存応答を調べることができました。^[22]

${\displaystyle T_{s}(t)}$は単位ビード体積あたりの機械的トルク（応力の単位）であり、次のように表されます。

${\displaystyle T_{s}(t)=cH\cos \theta }$

ここで、H は印加された磁気ねじり磁場、はビーズの磁気モーメントの元の磁化方向に対する角度、c はビーズを既知の粘度の流体内に置いてねじり磁場を印加することによって行われる実験によって求められるビーズ定数です。 ${\displaystyle {\theta }}$

複素動的弾性率G は、振動応力とひずみの関係を表すために使用できます。

${\displaystyle G=G'+iG''}$

ここでは貯蔵弾性率、 は損失弾性率です。 ${\displaystyle G'}$${\displaystyle G''}$

${\displaystyle G'={\frac {\sigma _{0}}{\varepsilon _{0}}}\cos \phi }$

${\displaystyle G''={\frac {\sigma _{0}}{\varepsilon _{0}}}\sin \phi }$

ここで、およびは応力とひずみの振幅であり、はそれらの間の位相シフトです。 ${\displaystyle \sigma _{0}}$${\displaystyle \varepsilon _{0}}$${\displaystyle \phi }$

上記の関係から、複素弾性率の成分は、トルクの変化と時間の変化を比較して作成されたループから決定されます。このループは、グラフで表すとループを形成します。計算では、- d(t) ループの限界と、- d(t) ループによって囲まれた領域 A (サイクルあたりのエネルギー散逸を表す) が使用されます。位相角、貯蔵弾性率 G'、損失弾性率 Gは次のようになります。${\displaystyle T_{s}(t)}$${\displaystyle T_{s}(t)}$${\displaystyle \phi }$

${\displaystyle \phi =\sin ^{-1}{\frac {4A}{\pi \Delta T_{s}\Delta d}}}$

${\displaystyle G'={\frac {\Delta T_{s}}{\Delta d}}\cos \phi }$

${\displaystyle G''={\frac {\Delta T_{s}}{\Delta d}}\sin \phi ={\frac {4A}{\pi \omega \Delta d^{2}}}}$

ここでdは変位です。

図 3 に示すヒステリシスは、赤血球に存在する粘弾性を表しています。これが膜分子の変動に関係しているのか、それとも細胞内ATP濃度によって制御される代謝活動に関係しているのかは不明です。これらの相互作用を完全に調査し、赤血球の根底にある粘弾性変形特性を明らかにするには、さらなる研究が必要です。

生体内での血液の粘弾性挙動を見る場合、動脈、毛細血管、静脈の影響も考慮する必要があります。血液の粘度は大動脈の血流に主な影響を及ぼしますが、赤血球の弾性変形能に起因する弾性は細動脈と毛細血管に主な影響を及ぼします。^[23]動脈壁の波動伝播、局所血行動態、壁せん断応力勾配を理解することは、心血管機能のメカニズムを理解する上で重要です。動脈壁は異方性で不均質であり、異なる生体力学的特性を持つ層で構成されているため、動脈が血流に及ぼす機械的影響を理解することは非常に困難です。^[24]

医学的観点から、血液の粘弾性特性を研究することの重要性は明らかです。心臓弁や血液ポンプなどの心血管補綴装置の開発に伴い、複雑な形状における脈動血流の理解が求められています。具体的な例としては、血液の粘弾性の影響と、それが脈動血液ポンプの試験に与える影響が挙げられます。^[25]心肺バイパス中の血液粘弾性と局所的および全体的な脳血流との間には強い相関関係があることが実証されています。^[26]

これはまた、人工器官の研究と試験のための血液類似体の開発への道を開きました。グリセリンと水の古典的な類似体は、粘性と慣性効果をよく再現しますが、実際の血液の弾性特性を欠いています。そのような血液類似体の1つは、血液の複素粘性の粘性成分と弾性成分の両方に一致するように開発されたキサンタンガムとグリセリンの水溶液です。^[27]

正常な赤血球は変形可能ですが、鎌状赤血球症などの多くの病気では、弾力性が低下して変形しにくくなります。変形性が低下した赤血球は流れに対する抵抗が大きくなり、赤血球凝集が増加して酸素飽和度が低下し、さらなる合併症を引き起こす可能性があります。鎌状赤血球症の場合のように変形性が低下した細胞が存在すると、血漿層の形成が阻害される傾向があり、粘弾性を測定することで阻害の程度を定量化できます。^[28]

初期の理論的研究では、血液は非ニュートン粘性流体として扱われていた。初期の研究では、定常流中の血液を評価し、その後は振動流を使用していた。^[29]テキサス大学のジョージ・B・サーストン教授は、1972年に血液が粘弾性であるという考えを初めて提示した。定常流中の血液を調べた以前の研究では、弾性状態は流れの開始時に血液中に蓄えられ、流れが定常状態に達するとその存在が隠れるため、弾性特性は無視できるほど小さいことが示された。初期の研究では、定常流で見つかった特性を使用して、非定常流状況の特性を導出した。^{[30] [31]} 医療処置とデバイスの進歩により、血液の機械的特性に対する理解が深まった。^[要出典]

血液のせん断応力とせん断速度の関係は、実験的に決定し、構成方程式で表現する必要があります。血液の複雑なマクロレオロジー挙動を考えると、1 つの方程式でさまざまなレオロジー変数 (ヘマトクリット、せん断速度など) の影響を完全に説明できないのは当然のことです。したがって、これらの方程式を定義するにはいくつかの方法があり、いくつかは曲線フィッティング実験データの結果であり、その他は特定のレオロジー モデルに基づいています。

• ニュートン流体モデルでは、すべてのせん断速度で粘度は一定です。このアプローチは、血管の直径が血球よりもはるかに大きい高せん断速度（）に対して有効です。 ^[32]${\displaystyle {\dot {\gamma }}>700\,s^{-1}}$
• ビンガム流体モデルは、低せん断速度での赤血球の凝集を考慮しています。したがって、降伏応力と呼ばれるせん断応力の閾値レベル以下では、弾性固体として機能します。
• アインシュタイン モデルでは、η ₀は懸濁液のニュートン粘度、k は粒子の形状に依存する定数、H は粒子が占める懸濁液の体積分率です。この式は、粒子の体積分率が低い懸濁液に適用されます。アインシュタインは、球状粒子の場合、k=2.5 を示しました。

${\displaystyle \mu _{a}={{\mu _{0}}\times {(1+kH)}}}$

• Casson モデルでは、「a」と「b」は定数です。非常に低いせん断速度では、b は降伏せん断応力です。ただし、血液の場合、1 セットの定数「a」と「b」だけではすべてのせん断速度にわたって実験データを適合させることはできませんが、複数のせん断速度範囲にわたって方程式を適用し、複数の定数セットを取得することで、かなり良好な適合が可能になります。

${\displaystyle {\tau }^{0.5}={{a}{|\gamma |}^{0.5}+b^{0.5}}}$

• Quemada モデル。k ₀、k _∞、γ _cは定数です。この式は、非常に広範囲のせん断速度にわたって血液データを正確に適合します。

${\displaystyle \mu _{a}={{\mu _{0}}{{(1-0.5kH)}^{-2}}}}$

${\displaystyle k={{k_{0}+k_{\inf }{\gamma ^{0.5}}_{r}} \over {1+{\gamma ^{0.5}}_{r}}}}$

${\displaystyle \gamma _{r}={{\gamma } \over {\gamma _{c}}}}$

直径 300 マイクロメートル未満のチューブ内を血液が安定して流れる場合、チューブ内の血液の平均ヘマトクリット値は、チューブに血液を供給するリザーバー内の血液のヘマトクリット値よりも低くなるという発見は、Fåhræus 効果として知られています。この効果は、チューブの集中入口長で発生し、赤血球は下流に流れるにつれてチューブの中央領域に向かって移動します。この入口長は、赤血球の凝集が無視できるほど小さく、血管の直径が約 20 マイクロメートルを超える血液の場合、血液が 1/4 秒間に移動する距離とほぼ等しいと推定されます。^[1]

流路の特性寸法が懸濁液中の粒子のサイズに近づくと、懸濁液の単純な連続体モデルは適用できなくなると予想される。多くの場合、連続体モデルの適用限界は、特性チャネル寸法が粒子径の約 30 倍になると現れ始める。特性赤血球寸法が 8 μm の血液の場合、約 300 μm で明らかな失敗が発生する。これは Fåhræus と Lindqvist によって実証された。彼らは、よく撹拌されたリザーバーからチューブを通して一定ヘマトクリットの血液を流したとき、直径 300 μm 以下の血液の見かけの粘度はチューブ径の関数であることを発見した。直径が約 300 μm 未満の小さなチューブと、赤血球の凝集がほとんど起こらない高速流速の場合、血液の有効粘度はチューブ径に依存するという発見は、Fåhræus-Lindqvist 効果として知られている。^[1]

• アルフレッド・L・コプリー
• ブラッドハンマー
• バイオレオロジー、生体液の流動特性（レオロジー）の研究。
• 血行動態
• 過粘稠度症候群
• ルーローは、赤血球凝集体がとる構成です。