Hemorreología

Hemorreología, también escrita hemorreología (del griego 'αἷμα, haima 'sangre' y reología, del griego ῥέω rhéō, 'flujo' y -λoγία, -logia 'estudio de'), o reología sanguínea, es el estudio de las propiedades de flujo de la sangre y sus elementos del plasma y las células. La perfusión tisular adecuada sólo puede ocurrir cuando las propiedades reológicas de la sangre se encuentran dentro de ciertos niveles. Las alteraciones de estas propiedades desempeñan un papel importante en los procesos patológicos. La viscosidad de la sangre está determinada por la viscosidad del plasma, el hematocrito (fracción de volumen de los glóbulos rojos, que constituyen el 99,9% de los elementos celulares) y las propiedades mecánicas de los glóbulos rojos. Los glóbulos rojos tienen un comportamiento mecánico único, que puede analizarse bajo los términos deformabilidad de los eritrocitos y agregación de eritrocitos. Por eso, la sangre se comporta como un fluido no newtoniano. Como tal, la viscosidad de la sangre varía con la velocidad de cizallamiento. La sangre se vuelve menos viscosa a velocidades de cizallamiento altas, como las que se experimentan con un mayor flujo, como durante el ejercicio o en el pico de sístole. Por tanto, la sangre es un líquido diluyente. Por el contrario, la viscosidad de la sangre aumenta cuando la velocidad de corte disminuye con un mayor diámetro de los vasos o con un flujo bajo, como en el caso de una obstrucción o en diástole. La viscosidad de la sangre también aumenta con el aumento de la agregabilidad de los eritrocitos.

Viscosidad de la sangre

La viscosidad de la sangre es una medida de la resistencia de la sangre a fluir. También se puede describir como el espesor y la viscosidad de la sangre. Esta propiedad biofísica lo convierte en un determinante crítico de la fricción contra las paredes de los vasos, la tasa de retorno venoso, el trabajo requerido por el corazón para bombear sangre y la cantidad de oxígeno que se transporta a los tejidos y órganos. Estas funciones del sistema cardiovascular están directamente relacionadas con la resistencia vascular, la precarga, la poscarga y la perfusión, respectivamente.

Los principales determinantes de la viscosidad de la sangre son el hematocrito, la deformabilidad de los glóbulos rojos, la agregación de glóbulos rojos y la viscosidad del plasma. La viscosidad del plasma está determinada por el contenido de agua y los componentes macromoleculares, por lo que estos factores que afectan la viscosidad de la sangre son la concentración de proteínas plasmáticas y los tipos de proteínas en el plasma. Sin embargo, el hematocrito tiene el mayor impacto sobre la viscosidad de la sangre total. Un aumento de una unidad en el hematocrito puede provocar un aumento de hasta un 4% en la viscosidad de la sangre. Esta relación se vuelve cada vez más sensible a medida que aumenta el hematocrito. Cuando el hematocrito aumenta al 60 o 70%, lo que suele ocurrir en la policitemia, la viscosidad de la sangre puede llegar a ser hasta 10 veces mayor que la del agua, y su flujo a través de los vasos sanguíneos se retarda mucho debido al aumento de la resistencia al flujo. Esto conducirá a una disminución del suministro de oxígeno. Otros factores que influyen en la viscosidad de la sangre incluyen la temperatura, donde un aumento de la temperatura da como resultado una disminución de la viscosidad. Esto es particularmente importante en la hipotermia, donde un aumento en la viscosidad de la sangre causará problemas con la circulación sanguínea.

Importancia clínica

Muchos factores de riesgo cardiovascular convencionales se han relacionado de forma independiente con la viscosidad de la sangre total.

La anemia puede reducir la viscosidad de la sangre, lo que puede provocar insuficiencia cardíaca. Además, la elevación de la viscosidad del plasma se correlaciona con la progresión de las enfermedades coronarias y de las arterias periféricas.

Nivel normal

En pascales-segundo (Pa·s), la viscosidad de la sangre a 37 °C es normalmente de 3 × 10⁻³ a 4 × 10⁻³, respectivamente 3 - 4 centipoise (cP) en el segundo sistema de unidades del centímetro gramo.

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

${displaystyle nu ={frac {mu ♪♪ }={frac {(3sim 4)cdot 10^{-3}{1.06cdot 10^{3}}=(2.8sim 3.8)cdot 10^{-6},{frac {m} {m}{s}} {m} {m} {m} {m} {m} {m} {m} {m}{s}}} {m} {m} {m} {m} {m} {m} {m} {m} {m} {m} {m} {m} {m} {m} {} {} {m}} {} {} {}}} {} {} {} {} {}} {}}}} {} {} {} {} {} {}}} {} {}} {} {} {}{s} {} {} {}} {}} {}}} {} {}}}}}}}}}} {} {} {}}{}}} {} {} {}} {}}} {}} {} {} {}}} {} {}}}}}}}}}} {} {}}}}}} {}}}}} {}}}}}}}}}}} {}}}}}}}}}}}}}}$

La viscosidad de la sangre se puede medir mediante viscosímetros capaces de realizar mediciones a varias velocidades de corte, como un viscosímetro rotacional.

Viscoelasticidad sanguínea

La sangre es un fluido viscoelástico, lo que significa que posee características tanto viscosas como fluidas. El componente viscoso surge principalmente de la viscosidad del plasma sanguíneo, mientras que el componente elástico surge de la deformación de los glóbulos rojos. A medida que el corazón se contrae, la energía mecánica se transfiere del corazón a la sangre; una pequeña parte de la energía se disipa por la viscosidad de la suspensión, otra parte se almacena como energía elástica en los glóbulos rojos y la energía restante se utiliza para impulsar la circulación sanguínea y, por tanto, se convierte en energía cinética. Los fluidos viscoelásticos constituyen una clase más amplia de fluidos llamados fluidos no newtonianos.

Los glóbulos rojos ocupan aproximadamente la mitad del volumen de la sangre y poseen propiedades elásticas. Esta propiedad elástica es el factor que más contribuye al comportamiento viscoelástico de la sangre. El gran porcentaje de volumen de glóbulos rojos con un nivel de hematocrito normal deja poco espacio para el movimiento y la deformación de las células sin interactuar con una célula vecina. Los cálculos han demostrado que el porcentaje de volumen máximo de glóbulos rojos sin deformación es del 58%, que está en el rango de niveles normales. Debido al espacio limitado entre los glóbulos rojos, es obvio que para que la sangre fluya, una interacción significativa entre células desempeñará un papel clave. Esta interacción y tendencia de las células a agregarse contribuye de manera importante al comportamiento viscoelástico de la sangre. La deformación y agregación de los glóbulos rojos también se combina con cambios inducidos por el flujo en la disposición y orientación como tercer factor importante en su comportamiento viscoelástico. Otros factores que contribuyen a las propiedades viscoelásticas de la sangre son la viscosidad del plasma, la composición del plasma, la temperatura y la velocidad de flujo o velocidad de cizallamiento. Juntos, estos factores hacen que la sangre humana sea viscoelástica, no newtoniana y tixotrópica.

Cuando los glóbulos rojos están en reposo o a velocidades de cizallamiento muy pequeñas, tienden a agregarse y apilarse de una manera energéticamente favorable. La atracción se atribuye a grupos cargados en la superficie de las células y a la presencia de fibrinógeno y globulinas. Esta configuración agregada es una disposición de celdas con la menor cantidad de deformación. Con velocidades de cizallamiento muy bajas, la propiedad viscoelástica de la sangre está dominada por la agregación y la deformabilidad celular es relativamente insignificante. A medida que aumenta la velocidad de corte, el tamaño de los agregados comienza a disminuir. Con un aumento adicional en la velocidad de corte, las células se reorganizarán y orientarán para proporcionar canales para que pase el plasma y se deslicen las células. En este rango de velocidad de cizalla baja a media, las celdas se mueven con respecto a las celdas vecinas permitiendo el flujo. La influencia de las propiedades de agregación sobre la viscoelasticidad disminuye y la influencia de la deformabilidad de los glóbulos rojos comienza a aumentar. A medida que las velocidades de corte aumentan, los glóbulos rojos se estirarán o deformarán y se alinearán con el flujo. Se forman capas de células, separadas por el plasma, y el flujo ahora se atribuye a capas de células que se deslizan sobre capas de plasma. La capa de células permite un flujo de sangre más fácil y, como tal, hay una viscosidad y elasticidad reducidas. La viscoelasticidad de la sangre está dominada por la deformabilidad de los glóbulos rojos.

Modelo Maxwell

El modelo Maxwell se refiere a fluidos Maxwell o material Maxwell. El material en el modelo Maxwell es un fluido, lo que significa que respeta las propiedades de continuidad para ecuaciones conservadoras: los fluidos son un subconjunto de las fases de la materia e incluyen líquidos, gases, plasmas y, hasta cierto punto, sólidos plásticos. El modelo de Maxwell está hecho para estimar valores conservadores locales de viscoelasticidad mediante una medida global en el volumen integral del modelo para ser transpuesto a diferentes situaciones de flujo. La sangre es un material complejo donde diferentes células, como los glóbulos rojos, están discontinuas en el plasma. Su tamaño y forma también son irregulares porque no son esferas perfectas. Para complicar aún más la forma del volumen sanguíneo, los glóbulos rojos no se distribuyen de manera idéntica en un volumen de muestra de sangre porque migran con gradientes de velocidad en dirección a las áreas de mayor velocidad, lo que provoca la famosa representación del efecto Fåhræus-Lindqvist, agregados o separados en flujos de vaina o tapón descritos. por Thurston. Normalmente, el modelo de Maxwell que se describe a continuación considera uniformemente el material (color azul uniforme) como un fluido de partículas perfectamente distribuidas en todo el volumen (en azul), pero Thurston revela que los paquetes de glóbulos rojos, tapones, están más presentes en la región de alta velocidad., si y es la dirección de la altura en la figura del modelo de Maxwell, (y~H) y hay una capa de celdas libres en el área de velocidad inferior (y~0) lo que significa que la fase fluida del plasma que se deforma según el modelo de Maxwell se deforma siguiendo revestimientos internos que escapan por completo del modelo analítico de Maxwell.

En teoría, un fluido en un modelo de Maxwell se comporta exactamente de manera similar en cualquier otra geometría de flujo como tuberías, celdas giratorias o en estado de reposo. Pero en la práctica, las propiedades de la sangre varían con la geometría y la sangre ha demostrado ser un material inadecuado para ser estudiado como fluido en el sentido común. Entonces, el modelo de Maxwell proporciona tendencias que deben completarse en una situación real, seguido del modelo de Thurston en un recipiente con respecto a la distribución de células en los flujos de vaina y tapón.

Si se considera un pequeño volumen cúbico de sangre, con fuerzas que actúan sobre él mediante el bombeo del corazón y fuerzas de corte desde los límites. El cambio de forma del cubo tendrá 2 componentes:

• Deformación elástica que es recuperable y se almacena en la estructura de la sangre.
• Deslizamiento que se asocia con una entrada continua de energía viscosa.

Cuando se elimina la fuerza, el cubo se recuperaría parcialmente. La deformación elástica se invierte pero el deslizamiento no. Esto explica por qué la porción elástica sólo se nota en flujo inestable. En flujo estacionario, el deslizamiento seguirá aumentando y las mediciones de la fuerza que no varía en el tiempo ignorarán las contribuciones de la elasticidad.

La Figura 1 se puede utilizar para calcular los siguientes parámetros necesarios para la evaluación de la sangre cuando se ejerce una fuerza.

Shear Stress: ${displaystyle tau ={frac {F}{A}}$

Shear Strain: ${displaystyle gamma ={frac {} {H}}$

Tasa de oveja: ${fnMicrosoft {fnfnMicrosoft {fnMicrosoft {fnMicrosoft {\fnMicrosoft {\fnMicrosoft {\\\\\\\fnMicrosoft\\\fnMicrosoft\\\\\\\\\\\\\fn\\\\\\\\\\\\\\\\\\\\\\\\\\\\\\\\\\\\\\\\\\\\\\\\\\\\\\\\\\\\\\\\\\\\\\\\\\ }={frac {H}}$

Un tiempo sinusoidal que varía el flujo se utiliza para simular la pulsación de un corazón. Un material viscoelástico sometido a un flujo variable de tiempo resultará en una variación de fase entre ${displaystyle tau }$ y ${displaystyle gamma }$ representado por ${displaystyle phi }$. Si ${displaystyle phi =0}$, el material es un puramente elástico porque el estrés y la tensión están en fase, de modo que la respuesta de uno causado por el otro es inmediata. Si ${displaystyle phi }$ = 90°, el material es puramente viscoso porque la cepa se retrasa en 90 grados. Un material viscoelástico estará en algún lugar entre 0 y 90 grados.

La variación del tiempo sinusoidal es proporcional a ${displaystyle e^{iomega t}$. Por lo tanto, la relación tamaño y fase entre el estrés, la tensión y la tasa de derrame se describen utilizando esta relación y una frecuencia radiante, ${displaystyle omega =2pi f}$ eran ${displaystyle f}$ es la frecuencia en Hertz.

Shear Stress: ${displaystyle tau ^{*}=tau e^{-iphi }$

Shear Strain: ${displaystyle gamma ^{*}=gamma e^{-i{frac ♪ } {2}}}$

Tasa de oveja: ${fnMicrosoft {fnfnMicrosoft {fnMicrosoft {fn\fnMicrosoft {\\fnMicrosoft {\\\fn\\\\fnMicrosoft\\\\fn\\\\\\\\\\\\\fn\\\fn\\\\\\\\\\\\\\\\\\\\\\\\\\\\\\\\\\\\\\\\\\fn\\\\\\\\\\\\\\\\\\\\\\\\\\\ } {}={dot {gamma}e^{-i0}$

Los componentes del esfuerzo cortante complejo se pueden escribir como:

${displaystyle tau ^{*}=tau '-itau'}$

Donde ${displaystyle tau}$ es el estrés viscoso y ${displaystyle tau}$ es el estrés elástico. El complejo coeficiente de viscosidad ${displaystyle eta ^{*}$ se puede encontrar tomando la relación del complejo estrés de la cizaña y la compleja tasa de cizallería:

${displaystyle eta ^{*}={frac {tau ^{*}{dot} {f} {fnK} {fnK}}= {fnMic {tau}{dot {gmma}}= {gnfn0}}} {fnfnK} {fnfnfnK}}}} {cH0}}}}}}} {fnfnfnfnfnfnfnKfnKfnKfnKfnKfnfnKfnKfnKfnKcH0}}}}}}}}}}}}}}}}}}}}}}}}}}}}}}}}}}}}}}}}}\\\\\\\\\fnfnfnfn\fnfnKfnKfnK\\\\\\\fnK\fnK ¿Qué?$

De manera similar, el módulo dinámico complejo G se puede obtener tomando la relación entre el esfuerzo cortante complejo y la deformación cortante compleja.

${displaystyle G={frac {fnMicroc {fnh} {fnh}} {fnh} {fnh} {fnh}} {fnfn}}} {fnfnfnK}}} {fnK}}} {fnK}}}}} {fnKf}}}} {f}}} {f}}}}}}}} {f}}}}}}}}}\\\\\f}\\\\\\\\\fnKfnfnK\f}\\f}\\\fnKfnKfnKfnK\fnK\\fnKfnKf}}}}fnKfnKfnKfnKfn}}}}}}}}}}}}}}}}}}} ''{gamma }i{tau}{gamma }}$

Relacionando las ecuaciones con términos viscoelásticos comunes obtenemos el módulo de almacenamiento, G', y el módulo de pérdida, G".

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

Un modelo de material viscoelástico de Maxwell se usa comúnmente para representar las propiedades viscoelásticas de la sangre. Utiliza un amortiguador puramente viscoso y un resorte puramente elástico conectados en serie. El análisis de este modelo da la viscosidad compleja en términos de la constante del amortiguador y la constante del resorte.

${displaystyle eta ^{*}={frac {eta ##{dash}{1+iomega ({frac {eta ¿Qué?$

Modelo Oldroyd-B

Uno de los modelos constitutivos más utilizados para la viscoelasticidad de la sangre es el modelo Oldroyd-B. Hay varias variaciones del modelo no Newtoniano Oldroyd-B caracterizando el comportamiento del adelgazamiento de las lágrimas debido a la agregación y dispersión de glóbulos rojos a baja tasa de derrames. Aquí consideramos un modelo tridimensional Oldroyd-B junto con la ecuación de impulso y el tensor total del estrés. Se utiliza un flujo no newtoniano que asegura que la viscosidad de la sangre ${displaystyle mu (h,d)}$ es una función de diámetro del vaso d y hematocrito h. En el modelo Oldroyd-B, la relación entre el tensor de estrés de la cizaña B y el tensor de tensión de orientación A es dada por:

${displaystyle S+gamma left[{frac {fnMicrosoft Sans Serif} {fnMicrosoft Sans Serif} {fnMicrosoft Sans Serif}} {f}}}}cdot} {cH} {cH} {cH}} {cH}} {cH} {c}}}} {cHFF}} {c}} {c}} {c}}}}}}}}}}}} {c}}}}} {c}}}}}} {c} {c} {c}}}} {c}}}}} {c}}}}}}}}}}}}}}}}}}}} {c} {c}}}}}}}}} {c}}}} {c}}}}}}}}}}}}}}}} {c}}}}}}}}}}}}}}}}}}}}}}}}}}}}}}}}}$

donde D/Dt es el derivado material, V es la velocidad del fluido, C1, C2, g, ${displaystyle gamma }$ son constantes. S y B se definen de la siguiente manera:

${displaystyle S=mu B+gA}$

${displaystyle B=Delta V+(Delta V)}$

Viscoelasticidad de los glóbulos rojos

Los glóbulos rojos están sujetos a una intensa estimulación mecánica tanto del flujo sanguíneo como de las paredes de los vasos, y sus propiedades reológicas son importantes para su eficacia en el desempeño de sus funciones biológicas en la microcirculación. Se ha demostrado que los glóbulos rojos por sí solos exhiben propiedades viscoelásticas. Existen varios métodos utilizados para explorar las propiedades mecánicas de los glóbulos rojos, como:

• micropipette aspiration
• micro indentación
• tweezers ópticos
• pruebas de deformación eléctrica de alta frecuencia

Estos métodos funcionaron para caracterizar la deformabilidad de los glóbulos rojos en términos de cizallamiento, flexión, módulos de expansión del área y tiempos de relajación. Sin embargo, no pudieron explorar las propiedades viscoelásticas. Se han implementado otras técnicas como las mediciones fotoacústicas. Esta técnica utiliza un rayo láser de un solo pulso para generar una señal fotoacústica en los tejidos y se mide el tiempo de decadencia de la señal. Según la teoría de la viscoelasticidad lineal, el tiempo de desintegración es igual a la relación viscosidad-elasticidad y por lo tanto se podrían obtener las características de viscoelasticidad de los glóbulos rojos.

Otra técnica experimental utilizada para evaluar la viscoelasticidad consistió en utilizar perlas de ferromagnetismo unidas a la superficie de una célula. Luego se aplican fuerzas a la perla magnética mediante citometría de torsión magnética óptica, lo que permitió a los investigadores explorar las respuestas dependientes del tiempo de los glóbulos rojos.

${displaystyle T_{s}(t)}$ es el par mecánico por unidad de volumen de cuentas (unidades de estrés) y se da por:

${displaystyle T_{s}(t)=c Hcos theta }$

donde H es el campo de torsión magnética aplicada, ${displaystyle {theta}}$ es el ángulo del momento magnético de la cuentas en relación con la dirección de magnetización original, y c es la constante de cuentas que se encuentra por experimentos realizados colocando la cuentas en un fluido de viscosidad conocida y aplicando un campo de torsión.

El módulo dinámico complejo G se puede utilizar para representar las relaciones entre la tensión y la deformación oscilantes:

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

Donde ${displaystyle G.$ es módulo de almacenamiento y ${displaystyle G'}$ es módulo de pérdida:

${displaystyle G'={frac {sigma ¿Qué? ¿Por qué?$

${displaystyle G'={frac {sigma ¿Qué? ¿Por qué?$

Donde ${displaystyle sigma ¿Qué?$ y ${displaystyle varepsilon ¿Qué?$ son las amplitudes del estrés y la tensión y ${displaystyle phi }$ es el cambio de fase entre ellos.

De las relaciones anteriores, los componentes del módulo complejo se determinan a partir de un bucle que se crea comparando el cambio de par con el cambio de tiempo que forma un bucle cuando se representa gráficamente. Los límites ${displaystyle T_{s}(t)}$ - d(t) loop and the area, A, bounded by the ${displaystyle T_{s}(t)}$ - d(t) loop, que representa la disipación energética por ciclo, se utilizan en los cálculos. El ángulo de fase ${displaystyle phi }$, módulo de almacenamiento G' y módulo de pérdida G entonces convertirse en:

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

${displaystyle G'={frac {Delta T_{s}{ Delta.$

${displaystyle G'={frac {Delta T_{s}{ Delta d}sin phi = {4A}{pi omega ¡Delta!$

donde d es el desplazamiento.

La histéresis que se muestra en la figura 3 representa la viscoelasticidad presente en los glóbulos rojos. No está claro si esto está relacionado con las fluctuaciones moleculares de la membrana o con la actividad metabólica controlada por las concentraciones intracelulares de ATP. Se necesitan más investigaciones para explorar completamente estas interacciones y arrojar luz sobre las características subyacentes de la deformación viscoelástica de los glóbulos rojos.

Efectos de los vasos sanguíneos

Al observar el comportamiento viscoelástico de la sangre in vivo, es necesario considerar también los efectos de las arterias, capilares y venas. La viscosidad de la sangre tiene una influencia primaria sobre el flujo en las arterias más grandes, mientras que la elasticidad, que reside en la deformabilidad elástica de los glóbulos rojos, tiene una influencia primaria en las arteriolas y los capilares. Comprender la propagación de ondas en las paredes arteriales, la hemodinámica local y el gradiente de tensión de corte de la pared es importante para comprender los mecanismos de la función cardiovascular. Las paredes arteriales son anisotrópicas y heterogéneas, compuestas de capas con diferentes características biomecánicas, lo que hace que sea muy difícil comprender las influencias mecánicas que las arterias contribuyen al flujo sanguíneo.

Razones médicas para una mejor comprensión

Desde el punto de vista médico, se hace evidente la importancia de estudiar las propiedades viscoelásticas de la sangre. Con el desarrollo de prótesis cardiovasculares, como válvulas cardíacas y bombas de sangre, se requiere la comprensión del flujo sanguíneo pulsante en geometrías complejas. Algunos ejemplos específicos son los efectos de la viscoelasticidad de la sangre y sus implicaciones para las pruebas de bombas de sangre pulsátiles. Se han documentado fuertes correlaciones entre la viscoelasticidad sanguínea y el flujo sanguíneo cerebral regional y global durante la circulación extracorpórea.

Esto también ha abierto el camino para desarrollar un análogo de la sangre con el fin de estudiar y probar dispositivos protésicos. El análogo clásico de la glicerina y el agua proporciona una buena representación de la viscosidad y los efectos de inercia, pero carece de las propiedades elásticas de la sangre real. Uno de esos análogos de la sangre es una solución acuosa de goma xantana y glicerina desarrollada para igualar los componentes viscoso y elástico de la viscosidad compleja de la sangre.

Los glóbulos rojos normales son deformables, pero muchas afecciones, como la anemia falciforme, reducen su elasticidad, lo que los hace menos deformables. Los glóbulos rojos con deformabilidad reducida tienen una impedancia cada vez mayor al flujo, lo que provoca un aumento de la agregación de glóbulos rojos y una reducción de la saturación de oxígeno, lo que puede provocar más complicaciones. La presencia de células con deformabilidad disminuida, como es el caso de la anemia falciforme, tiende a inhibir la formación de capas plasmáticas y midiendo la viscoelasticidad se puede cuantificar el grado de inhibición.

Historia

En los primeros trabajos teóricos, la sangre se trataba como un fluido viscoso no newtoniano. Los estudios iniciales habían evaluado la sangre durante un flujo constante y, posteriormente, utilizando un flujo oscilante. El profesor George B. Thurston, de la Universidad de Texas, presentó por primera vez la idea de que la sangre era viscoelástica en 1972. Los estudios anteriores que observaron la sangre en flujo constante mostraron propiedades elásticas insignificantes porque el régimen elástico se almacena en la sangre durante el inicio del flujo y por lo que su presencia queda oculta cuando un flujo alcanza el estado estacionario. Los primeros estudios utilizaron las propiedades encontradas en flujo estacionario para derivar propiedades para situaciones de flujo inestable. Los avances en los procedimientos y dispositivos médicos requirieron una mejor comprensión de las propiedades mecánicas de la sangre.

Ecuaciones constitutivas

Las relaciones entre el esfuerzo cortante y la velocidad de corte de la sangre deben determinarse experimentalmente y expresarse mediante ecuaciones constitutivas. Dado el complejo comportamiento macrorreológico de la sangre, no sorprende que una sola ecuación no describa completamente los efectos de diversas variables reológicas (p. ej., hematocrito, velocidad de corte). Por lo tanto, existen varios enfoques para definir estas ecuaciones, algunos son el resultado de datos experimentales de ajuste de curvas y otros se basan en un modelo reológico particular.

• Modelo de fluido newtoniano donde tiene una viscosidad constante a todas las tasas de desgaste. Este enfoque es válido para altas tasas de corte (${displaystyle {dot {gamma}}}}}} {fnMicrosoft}$) donde el diámetro del vaso es mucho más grande que los glóbulos.
• El modelo de fluido Bingham tiene en cuenta la agregación de glóbulos rojos a bajas tasas de derrame. Por lo tanto, actúa como un sólido elástico bajo el nivel del umbral de estrés de esquila, conocido como estrés de rendimiento.
• Modelo de Einstein donde pira₀ es el fluido de suspensión Viscosidad Newtoniana, "k" es una constante dependiente de la forma de partículas, y H es la fracción de volumen de la suspensión ocupada por partículas. Esta ecuación es aplicable para las suspensiones que tienen una fracción de partículas de bajo volumen. Einstein mostró k=2.5 para partículas esféricas.

${displaystyle mu _{a}={mu} ¿Por qué?$

• Modelo de Casson donde "a" y "b" son constantes; a tasas muy bajas, b es el estrés de corte de rendimiento. Sin embargo, para la sangre, los datos experimentales no pueden ajustarse a todas las tasas de derrame con sólo un conjunto de constantes "a" y "b", mientras que es posible un ajuste bastante bueno aplicando la ecuación en varios rangos de velocidades de corte y obteniendo así varios conjuntos de constantes.

${fnMicrosoft Sans Serif} {fnMicrosoft Sans Serif} 0,5 = {{a} {fnMicrosoftgamma} Silencio.$

• Quemada modelo donde k₀, k_JUEGO y γ_c son constantes. Esta ecuación encaja con precisión en los datos sanguíneos sobre una amplia gama de tasas de derrame.

${displaystyle mu _{a}={mu} - ¿Qué?$

${displaystyle k={k_{0}+k_{inf {1+{0.5}}}}$

${displaystyle gamma {}={gamma} {gamma} - Sí.$

Otras características

El efecto Fåhraeus

El hallazgo de que, para la sangre que fluye constantemente en tubos con diámetros inferiores a 300 micrómetros, el hematocrito promedio de la sangre en el tubo es menor que el hematocrito de la sangre en el depósito que alimenta el tubo se conoce como efecto Fåhræus.. Este efecto se genera en la longitud de entrada de concentración del tubo, en la que los eritrocitos se mueven hacia la región central del tubo a medida que fluyen aguas abajo. Se estima que esta longitud de entrada es aproximadamente la distancia que recorre la sangre en un cuarto de segundo para sangre en la que la agregación de glóbulos rojos es insignificante y el diámetro del vaso es mayor que aproximadamente 20 micrómetros.

El efecto Fåhræus-Lindqvist

A medida que la dimensión característica de un canal de flujo se acerca al tamaño de las partículas en una suspensión; Cabe esperar que el modelo continuo simple de la suspensión no sea aplicable. A menudo, este límite de aplicabilidad del modelo continuo comienza a manifestarse en dimensiones características del canal que son aproximadamente 30 veces el diámetro de las partículas: en el caso de sangre con una dimensión característica de glóbulos rojos de 8 μm, se produce una falla aparente a aproximadamente 300 micrómetros.. Esto fue demostrado por Fåhraeus y Lindqvist, quienes descubrieron que la viscosidad aparente de la sangre era una función del diámetro del tubo para diámetros de 300 micrómetros y menos cuando hacían fluir sangre con hematocrito constante desde un depósito bien agitado a través de un tubo. El hallazgo de que para tubos pequeños con diámetros inferiores a aproximadamente 300 micrómetros y para caudales más rápidos que no permiten una agregación apreciable de eritrocitos, la viscosidad efectiva de la sangre depende del diámetro del tubo se conoce como efecto Fåhræus-Lindqvist.