Содержание к диссертации
Введение
Глава 1. Математическая модель сопряжения электрических и механических явлений в клетках сердечной мышцы 30
1.1. Объединенная математическая модель электромеханического поведения сердечной мышцы 30
1.2. Виртуальные последовательные дуплеты
1.3. Методы анализа механизмов механоэлектрической обратной связи с использованием математической модели
Глава 2. Исследование механизмов механоэлектрической обратной связи в рамках модели одиночной клетки 76
2.1. Электрические и механические явления в кардиомиоцитах 5
2.2. Неоднородность миокардиальиой ткани
2.3. Математическое моделирование электромеханического сопряжения
2.4. Мышечный дуплет как простейшая модель неоднородного миокарда
2.5. Влияние начальной длины виртуальной мышцы на потенциал действия є изометрических сокращениях
2.6. Влияние времени нанесения малого укорочения виртуальной мышцы па потенциал действия и напряжение, генерируемое мышцей
2.7. Влияние скорости навязанного укорочения виртуальной мышцы на характеристики сокращения и потенциала действия 88
2.8. Сравнение навязанного растяжения и укорочения виртуальной мышцы 91
2.9. Влияние длительности и амплитуды цикла "быстрое укорочение - быстрое растяжение " на длительность потенциалов действия 94
2.10. Влияние времени нанесения циклических деформаций 'быстрое растяжение -быстрое укорочение' виртуальной мышцы на потенциал действия 97
2.11. Явление перекреста ПД в фазу реполяризации при растяжении виртуальной мышцы 102
2.12. Возникновение внеочередных потенциалов действия после растяжения и укорочения виртуальной мышцы 105
2.13. Анализ механизмов механоэлектрической обратной связи при помощи метода фиксации потенциала действия 109
2.14. Влияние укорочения виртуальной мышцы в постнагрузочиых сокращениях на потенциал действия 112
2.15. Изменение потенциала действия при переходе от изометрических условий сокращения виртуальной мышцы к изотоническим 117
2.16. Механизмы механоэлектрического сопряжения на клеточном уровне (выводы)... 122
Глава 3. Исследование механизмов механоэлектричсской обратной связи в неоднородном миокарде (последовательный дуплет) 129
3.1. Различие электрической активности у механически неоднородных препаратов миокарда (быстрая и медленная мышца) 129
3.2. Объединение мышц в последовательный дуплет 133
3.3. Введение задержек стимуляции в последовательном дуплете 138
3.4. Механоэлектрическое сопряжение в модели неоднородного миокарда (выводы)... 152
Заключение 156
Библиографический список использованной литературы 159
Приложение 167
- Виртуальные последовательные дуплеты
- Неоднородность миокардиальиой ткани
- Влияние времени нанесения малого укорочения виртуальной мышцы па потенциал действия и напряжение, генерируемое мышцей
- Влияние времени нанесения циклических деформаций 'быстрое растяжение -быстрое укорочение' виртуальной мышцы на потенциал действия
Введение к работе
Элементарной функциональной единицей, определяющей способность сердечной мышцы развивать напряжение и укорачиваться, является кардиомиоцит. Совокупность процессов, контролирующих электрические и механические явления в кардиомиоцитах, очень сложна. Эти процессы тесно взаимосвязаны друг с другом петлями прямых и обратных связей. Поэтому анализ этих процессов крайне затруднителен.
Важным теоретическим инструментом, способным помочь в выявлении взаимосвязей между механическими и электрическими процессами в кардиомиоцитах, является математическое моделирование.
Моделирование процессов, происходящих в кардиомиоцитах, стало возможным после тщательного описания схем физико-химических процессов, происходящих в клетках сердечной мышцы, и выяснения молекулярных основ этих процессов. Вторым важным условием явилось экспериментальное определение констант скоростей процессов, контролирующих механические и электрические процессы в кардиомиоцитах, что позволило описывать внутриклеточные процессы формально-математическим языком. И, наконец, третьим важным условием явилось развитие мощных вычислительных средств, одно- и многопроцессорных компьютеров, использование которых позволяет не только численную реализацию математических моделей, но анализ и визуализацию получаемых результатов.
Целью данной диссертационной работы было построение
математической модели электромеханической функции кардиомиоцитов,
описывающей широкий класс механических и электрических явлений в
кардиомиоцитах, а также проведение анализа роли различных
внутриклеточных механизмов электромеханического и
механоэлектрического сопряжения в этих явлениях.
Кроме того, особое внимание уделено проблеме электромеханического и механоэлектрического сопряжения в неоднородном миокарде. Это связано с
тем, что в последнее время стремительно накапливаются данные о том, что кардиомиоциты различных слоев сердечной ткани, а также различных отделов сердца отличаются по своим механическим, электрическим и биомеханическим свойствам.
Виртуальные последовательные дуплеты
Кроме того, все токи могут быть разделены по виду регуляции проводимости ионных каналов: 1. токи через каналы с постоянной проводимостью (фоновые токи), например, іька и ІьСа\ 2. токи через каналы, проводимость которых зависит только от мембранного потенциала— / -/, ipi\a , 3. токи через каналы, проводимость которых определяется изменением мембранного потенциала и кинетикой открытия-закрытия самого канала — ік, ісаі и др.; 4. Обменные ТОКИ - IfraCa, Ір Описание ионных токов через специфические каналы в модели Нобла опирается на классические уравнения Ходжкина-Хаксли [90], которые используются для описания свойств воротных механизмов (см. ниже) натриевых, калиевых и кальциевых токов, а именно для описания их зависимости от времени и электрического напряжения. Рассмотрим, каким образом описываются в модели основные ионные токи. Натриевые каналы. Быстрый натриевый ток ім„ и продол.жительный натриевый ток ipsa. Быстрый натриевый ток /д„ вызывает быструю деполяризацию мембраны в начале потенциала действия (Рис. 1.1.2, фаза 0), так как через канал, пропускающий селективно ионы Na+, проходит большой по амплитуде, и, в то же время, кратковременный ток. Натриевый канал может находиться в одном из трех состояний: открытом, закрытом инактивированном и закрытом, способном к открытию. Эти состояния определяются пространственным положением особых частиц - «ворот», входящих в состав мембранного канала.
Для натриевого ионного канала переход из закрытого в открытое состояние зависит от определенной конформации «m-ворот», а переход из открытого состояния в инактивированное - положением «h-ворот». Таким образом, для того чтобы ионы натрия имели возможность проходить через канал необходимо, чтобы оба вида «ворот» были открыты, тогда как закрытие хотя бы одних приводит к закрытию всего канала. Уравнение Ходжкина-Хаксли для величины быстрого внутрь направленного тока через натриевые каналы /д„ записывается следующим образом: в котором Р]\а - вероятность нахождения канала в открытом состоянии, gAa максимальная проводимость канала, т - активационный коэффициент, определяющий вероятность открытия «т-ворот»; h - инактивационный коэффициент, определяющий вероятность закрытия «h-ворот». Активационный коэффициент имеет третью степень, так как экспериментальные данные указывают на кооперативное взаимодействие трех частиц, управляющих открытием натриевого канала. Изменение вероятностей тик описывается традиционными кинетическими уравнениями вида: в которых учитываются специфические потенциал-зависимые временные характеристики переходов управляющих частиц из открытого в закрытое состояние и обратно в зависимости от мембранного потенциала Ет. В частности, в модели Нобла, используемой в нашей объединенной модели, зависимости для коэффициентов уравнений (5) базируются на основе экспериментальных данных и записываются следующим образом:
В итоге, величины т и h зависят и от времени и от потенциала. В модели учтен также продолжительный натриевый ток ipNa, который, в отличие от тока /дъ, значительно меньше по амплитуде, активируется позднее и медленнее деактивируется. Показано, что этот ток важен для поддержания плато ПД (Рис. 1.1.2, фаза 2). Вероятность нахождения этого канала в открытом состоянии ір,л Я определяется только мембранным потенциалом: и gpj a - максимальная проводимость канала. Калиевые каналы и калиевые токи Семейство калиевых каналов в клетках сердца разнообразно, они играют важную роль в формировании потенциала покоя и потенциала действия. Все калиевые токи являются наружу направленными при физиологических значениях потенциала действия Ет, так как калиевый равновесный электрохимический потенциал Ек лежит ниже потенциала покоя. Рассматривают три основных тока через калиевые каналы, различных по своим характеристикам: задержанный выходящий калиевый ток іКь калиевый ток аномального выпрямления іщ и кратковременный выходящий калиевый ток /V Задержанный выходящий ток ік обеспечивает реполяризацию мембраны к концу ПД (Рис. 1.1.2, фаза 3).
Этот выходящий (реполяризующий) ток увеличивается при деполяризации мембраны, обеспечивая уменьшение мембранного потенциала до потенциала покоя. Согласно экспериментальным данным ток ік состоит из трех составляющих: быстро активирующийся -быстро деактивирующийся ток iKrIs быстро активирующийся - медленно деактивирующийся ток iKf2 и медленно активирующийся - медленно деактивирующийся ток iKs. Компоненты задержанного выходящего калиевого тока ік записываются в виде: где gк -максимальная проводимость для каждого калиевого тока / , Рк вероятность нахождения каждого калиевого канала в открытом состоянии. Рассматриваемые калиевые каналы могут находиться в двух состояниях - открытом и закрытом. Вероятности Рк записываются в виде: xri, xr2, xs - коэффициенты, определяющие вероятность открытия ворот калиевых каналов для токов iKrl, iKr2 и iKs. Для коэффициентов Х(. записываются кинетические уравнения, коэффициенты которых ах (Ет), /? (Ет) определяют зависимость вероятности открытия канала от мембранного потенциала: Калиевый ток аномального выпрямления iKi стабилизирует потенциал покоя вблизи Ек (Рис. 1.1.2, фаза 4), а также влияет на реполяризацию мембраны, участвуя в подержании плато ПД (Рис. 1.1.2, фаза 2 и 3). Его свойство аномального выпрямления связано с тем, что, во-первых, каналы, проводящие іКі, с большей вероятностью пропускают ток внутрь клетки, чем наружу, а, во-вторых, ток инактивируется во время развития потенциала действия, способствуя дальнейшей деполяризации мембраны. Этот ток считается фоновым, вероятность Рщ того, что канал находится в открытом состоянии, не зависит от времени, а определяется только лишь мембранным
Неоднородность миокардиальиой ткани
Установлено, что сердце неоднородно по механическим свойствам. Это проявляется как на уровне всего сердца, так и на уровне отдельных регионов миокардиальной ткани камер. К настоящему времени стремительно накапливаются данные о том, что клетки миокарда в одной и той же камере сердца могут существенно отличаться. Появляются экспериментальные результаты, которые позволяют охарактеризовать неодинаковость кардиомиоцитов с точки зрения их различий в механических свойствах, электрических свойствах и различий на молекулярном уровне.
Механическая неоднородность кардиомиоцитов Кардиомиоциты, извлеченные из субэпикардиального, срединного и субэндокардиального слоев стенки желудочка различаются по свои механическим свойствам. Показано, что клетки субэпикардиального слоя обладают меньшей диастолической жесткостью, чем клетки субэндокардиального слоя [59]. Такие трансмуральные различия могут быть связаны с различным сродством тропопина С к кальцию в клетках, что может являться следствием разного распределения изоформ миозина vb v2 и Уз, различающихся по скорости циклирования поперечных мостиков [60]. Трансмуральные различия активных механических свойств зарегистрированы на изолированных кардиомиоцитах морской свинки [61, 62] и собаки [63]. В желудочке собаки субэндокардиальные клетки характеризуются: 1) большей амплитудой ненагруженного укорочения, 2) меньшей скоростью укорочения (в % к общей длине клетки), 3) большим временем достижения максимума укорочения, 4) меньшей скоростью расслабления. Электрическая неоднородность кардиомиоцитов Потенциал действия субэпикардиальных клеток имеет выраженную фазу начальной реполяризации с глубокой впадиной (так называемая конфигурация «spike-and-dome»). Такая форма ПД менее выражена у срединных клеток и отсутствует у субэндокардиальных. В изолированных кардиомиоцитах длительность ПД уменьшается от срединных клеток к субэндокардиальным и субэпикардиальным [63].
Неоднородность в морфологии ПД отражает значительные различия в экспрессии ионных токов, особенно калиевых [64, 65].Относительно большой кратковременный, наружу направленный ток ІІ0 наблюдается в клетках субэпикардиального и срединного слоев, следствием чего является выраженность в них конфигурации «spike-and-dome». В клетках срединного слоя наблюдается меньшая плотность задержанного выходящего калиевого тока iKs [63] и устойчивого натриевого тока /АЛЙ [66]. В комбинации эти токи дают более длительный ПД в этих клетках. Ток через Na -Са обменник также различается в клетках разных слоев [67]. Этот ток наиболее сильный в клетках срединного слоя, что также может служить причиной более длительного ПД в этих клетках. Вероятно, различия в этом токе могут также определять отличие в процессе электромеханического сопряжения в разных слоях стенки желудочка. Различие в длительности ПД клеток сердечной ткани может быть следствием некоторых патологий. Так, при локальной ишемии, замедление сокращения определенных регионов сердца, связанное с гипертрофией, сопровождается удлинением потенциала действия [62, 68]. Важное функциональное значение играет различие во времени активагіші различных участков камер сердца.
Эта задержка возникает естественным образом в результате сложной геометрии направления сердечных волокон в стенке сердца и конечной скорости распространения электрического возбуждения (например, в сердце собаки, скорость составляет 44 см/с, [69]). Субэндокардиальные слои активируются раньше субэпикардиальных слоев. В нормальном миокарде человека временная задержка активации указанных участков мнокардиальнои ткани составляет Юме [70]. Можно предположить, что трансмуральный градиент ДПД служит защитой от обратного хода распространения волны возбуждения и ре-ентри, обеспечивая однонаправленность распространения возбуждения от субэндокардиального слоя к субэпикардиалыюму слою и их реполяризации в обратном направлении. Рассогласованность процессов деполяризации и реполяризации при патологии может приводить к возникновению различного рода аритмий [71], что нередко служит причиной летального исхода. Одним из показателей, используемых при изучении электрической неоднородности миокарда, является значение дисперсии реполяризации (ДР). Она определяется как разность между моментами наиболее раннего и наиболее позднего завершения реполяризации потенциалов действия в клетках рассматриваемого участка миокардиальной ткани.
Значение ДР выбрано в качестве показателя, исходя из экспериментальных и клинико-физиологических наблюдений, которые указывают на то, что ДР является существенным фактором риска возникновения нарушений ритма [50, 72]. А именно, с точки зрения, электрических процессов, дисперсия реполяризации, приводящая к возникновению разности потенциалов между отдельными участками миокардиальной ткани, может становиться причиной внеочередного возбуждения, не связанного с функцией нормальных водителей ритма [73] (ссылка дана по работе [72]). Неоднородность Са + переходного процесса в кардиомиоцитах Трансмуральные различия в характеристиках кальциевого переходного процесса показаны на изолированных кардиомиоцитах желудочка кролика [74] и собаки [63]. Время достижения максимума кальциевого переходного процесса значительно меньше в субэпикардиальных клетках миокарда собаки по сравнению с клетками субэндокардиального и срединного слоев [63]. Максимальная амплитуда кальциевого переходного процесса не имеет значимых различий в клетках желудочка кролика [74]. В этих клетках, также как и в кардиомиоцитах собаки, скорость спада концентрации свободного внутриклеточного кальция больше в субэпикардиальных кардиомиоцитах, чем в других типах клеток. Другими словами, существует близкое соответствие между длительность ПД и длительностью кальциевого переходного процесса [63, 74]. Кроме того, в субэпикардиальных клетках содержание кальция в СР значительно больше, чем в клетках субэндокардиального и срединного слоев [63]. Таким образом, можно говорить, что существуют внутренние различия в процессе электромеханического сопряжения в кардиомиоцитах разных слоев стенки желудочка.
Влияние времени нанесения малого укорочения виртуальной мышцы па потенциал действия и напряжение, генерируемое мышцей
С помощью математической модели исследовано влияние быстрого укорочения мышцы (высвобождения до некоторой длины) на длительность ПД в зависимости от времени нанесения деформации в течение контрольного изометрического сокращения. Экспериментальные данные, полученные на изолированных полосках желудочка лягушки, с аналогичным экспериментальным протоколом [2], представлены на Рис. 2.6.1. Результаты численного моделирования представлены на Рис. 2.6.2. Виртуальная мышца генерировала напряжение в изометрических условиях. Контрольная начальная длина Lcont соответствовала длине саркомера 2.23 мкм.
Длина виртуальной мышцы мгновенно уменьшалась на 5 % с контрольной длины в разные моменты развития контрольного потенциала действия, Есо,и (Рис. 2.6.2, нижняя панель), и поддерживалась на новой длине до конца сокращения. Рассмотрены следующие моменты нанесения деформации: начало плато ПД (10 % реполяризации) - ПД(); середина плато ПД (30 % реполяризации) - ПД3( ; после завершения реполяризации (99 % реполяризации) - ПД99. Как показано на Рис. 2.6.2 мгновенное укорочение виртуальной мышцы приводило к дополнительной деполяризации (Eh Е2) и инактивации напряжения, развиваемого мышцы (7/-7 ). Изменение потенциала действия после самой поздней деформации незначительно (Е3). 4 % по сравнению с контрольным (с 179 мс до 194 мс), тогда как при нанесении деформации на уровне ПД3() (Рис. 2.6.2, Li) длительность ПДод увеличивалась на 20 % (со 179 мс до 215 мс), то есть, чем ближе Рис. 2.6.2 укорочения мышцы на генерацию напряжения и ПД в зависимости от времени начала деформации. Сверху изменение длительности ПД. вниз: длина мышцы (в % от Lmax), Если виртуальную мышцу напряжение мышцы (в% от ТГ1ач). _ п/ мгновенно укорачивать на 5 % потенциал действия. Черным и серым кружком помечены моменты времени сразу после окончания приводит деполяризации мембраны на 2.5 мВ, что (Ь + 20мс), когда для анализа влияния потенциала действия ПД9% это момента нанесения па ПД применялся метод сравнения интегралов от токов разности (см. текст) составляет примерно 1.5 % от амплитуды потенциала действия. Результаты моделирования хорошо согласуются с экспериментальными данными, полученными на папиллярной мышце кошки [6, 107] и полоске желудочка лягушки [2].
Дополнительная деполяризация и удлинение ПД в ответ на быстрое укорочение мышцы в фазу плато объясняется в модели кооперативностью образования кальций-тропониновых комплексов. Мгновенное укорочение мышцы приводит к ускорению распада этих комплексов. Следовательно, [Са +]j увеличивается, что приводит к изменению временного хода тока через Na -Са обменник, причем эти изменения зависят от того, в какую фазу потенциала действия была нанесена деформация. Укорочение мышцы в фазу плато ПД, уменьшает реполяризующий ток //vac а при потенциалах, близких к потенциалу покоя, увеличивает деполяризующий ток /дься Для того чтобы выяснить, почему одинаковое укорочение мышцы в разные фазы ПД приводит к различному увеличению длительности ПД, применим метод интегралов от токов разности. Рассмотрим значение мембранного потенциала через 20 мс после нанесения деформации (td + 20Mc), когда уже наблюдаются существенные изменения потенциалов действия (на Рис. 2.6.2 эти моменты времени отмечены кружками: черный -для укорочения на уровне ПДю и серый - для укорочения на уровне ПДзо). Для первого укорочения разность потенциалов действия в рассматриваемой точке AE(td + 20Mc) между ПД в контрольном сокращении и после деформации составляет 5 мВ. Для второго случая эта разность составляет 8.8 мВ. В Табл. 2.6.1 сравниваются величины изменения мембранного потенциала, вызванные изменением величины заряда, переносимого каждым видом ионных токов. Метод сравнения интегралов от разности токов показал, что главной причиной положительной разности АЕ после навязанного укорочения является ток через Na+-Ca2+ обменник, /№Cw, который инициирует деполяризацию и последующее уменьшение наружу направленного К+ тока, ікі, то есть AiKi 0. Сравнивая данные для укорочений на уровнях ПДШ и ПДзо, можно заметить, что деполяризующее влияние АІкаса при более высоких потенциалах больше, чем вклад Аіци тогда как при более позднем укорочении, наоборот.
Влияние времени нанесения циклических деформаций 'быстрое растяжение -быстрое укорочение' виртуальной мышцы на потенциал действия
При помощи объединенной модели исследовалось изменение ПД во время циклов "быстрое растяжение - быстрое укорочение". На Рис. 2.10.1 приведены результаты экспериментов, полученные на левом желудочке кролика [1], в которых в каждом цикле в различные моменты времени объем желудочка сначала быстро увеличивался, а затем уменьшался (нижняя панель) и при этом фиксировался монофазный потенциал действия на двух участках желудочка, передней и боковой стенке (верхняя и редняя панель, Рис. 2.10.1). В экспериментах показано, что при кратковременном увеличении объема желудочка в разные фазы ПД наблюдается ускорение реполяризации. На Рис. 2.10.1 показана суперпозиция циклических деформаций и монофазных ПД, зарегистрированная в эксперименте. Минимальные значения, до которых уменьшается потенциал после деформации, соединены огибающей. Кроме того, при циклических деформациях в этих экспериментах показано, что при деформациях сразу после окончания ПД могут возникать внеочередные ПД (верхняя и средняя панель, Рис. 2.10.1). Условия этого эксперимента были повторены при численном моделировании. В численных экспериментах мышца растягивалась на 5 % с длины и удерживалась на новом уровне в течение 20 мс, а затем возвращалась на прежний уровень. На Рис, 2.10.2 черная жирная линия — ПД в контрольном цикле, тонкие линии - временной ход ПД в ответ на циклические деформации, которые наносились в разные моменты развития В 100 п —1 450 94-1 потенциала действия.
В численных экспериментах мы использовали два значения проводимости механочувствительных каналов gwsc При проводимости gMsc = 0.013 мкСм (Рис. 2.10.2.А) навязанное растяжение сначала вызывало ускорение реполяризации, а so tмс Рис. 2.10.2. Влияние времени нанесения циклических деформаций появлению быстрое растяжение - быстрое укорочение на потенциал действия. В численных экспериментах невозможно было воспроизвести при последующее укорочение замедляло ее. Более заметные, изменения ПД наблюдались, когда мы задавали большую проводимость этих каналов (&адс = 0-09 мкСм, Рис. 2.10.2.Б). Кроме того, как видно из рисунка, циклические деформации после окончания ПД приводили к внеочередных потенциалов действия. Такой эффект использовалась ненулевая проводимость помощи модели, если проводимость механочувствительных каналов. А: ПД механочувствительных при условии, что giiSc 0.0lS мкСм, Б: ПД при условии, что gMSc = 0.09 мкСм, задавалась нулевой. И В: изменение длины виртуальной введение мышцы (в % Lmax) каналов только достаточно большой проводимости gmc позволило получить внеочередные потенциалы действия в ответ на растяжение (см. далее). Как и в случае навязанного мгновенного укорочения (см. раздел 2.2), изменения длительности ПД зависели от уровня реполяризации, в момент деформации виртуальной мышцы. При циклических деформациях в раннюю фазу плато (до уровня 1% при 2MSC= 0.013 мкСм (Рис. 2Л0.2.А) и до UJho при gxtsc 0.09 мкСм (Рис. 2.10.2.Б)), чем позже мышца деформировалась, тем позже заканчивался ПД. В ответ на растяжение ПД резко уменьшался, а затем, при обратном укорочении, восстанавливался и даже удлинялся по сравнению с контрольным ПД. Начиная с определенного момента реполяризации (при потенциалах, указанных ранее, Рис. 2.10.2.А), циклическая деформация приводила к укорочению ПД по сравнению с контрольным. Это происходило вследствие того, что в ответ на растяжение возникала значительная реполяризация, которая не компенсировалась небольшой по величине деполяризацией, возникающей после обратного укорочения мышцы.
Укорочение ПД при циклических деформациях возникает раньше по времени в случае большей gmc- Это объясняется тем, что одно и то же растяжение в начальную фазу плато приводит к более интенсивному ре поляризующему току IMSC при большей проводимости механочувствительных каналов. Это сопровождается большим снижением мембранного потенциала, следствием чего является изменение мембранных токов. Так как изменение некоторых мембранных токов определяется также и степенью их активации в момент до и после деформации, то дальнейшее развитие потенциала действия при различных gmc зависит от кинетики мембранных токов после деформационных изменений. Численные эксперименты показывают, что в случае большой gMsc растяжение мышцы активирует реполяризующие калиевые токи при более ранних деформациях, чем при малой gMsc Отметим еще одну особенность электрического ответа при большой gMsc, а именно немонотонность его изменений, связанную с тем, что при более поздних деформациях, в фазу медленной реполяризации, при циклическом изменение длины мышцы опять наблюдается увеличение ДПД, как, например, в случае, когда деформация наносится на уровне ПДЙО (Рис. 2.10.2.Б). И более того, при растяжении мышцы после окончания ПД наблюдались внеочередные потенциалы действия.
Такая более выраженная деполяризация, чем в случае с проводимостью gjusc- 0.013 мкСм, объясняется тем, что после удлинения мышцы, деполяризующий ток через механочувствительные каналы активируется сильнее, тем самым, затягивая процесс реполяризации. Возвращение мышцы на прежнюю длину реполяризует мембрану так, что при этом потенциал быстро возвращается к значениям потенциала покоя (как, например, при деформации на уровне ПД45). Однако если растяжение происходит после завершения ПД, возникает дополнительный ПД, причиной которого в данном случае является исключительно активация механочувствительных каналов. Помимо кратковременных деформаций на временной ход потенциалов действия (Рис. 2.10.2.А,Б) нанесены потенциалы действия виртуальной мышцы, которая была растянута перед возникновением ПД (жирные серые линии) до той же длины, что и при циклических деформациях и оставалась на этой длине в течение всего цикла сокращение-расслабление. При SMSC= 0.013 мкСм потенциал действия мышцы, которая была растянутой в течение всего цикла, заканчивается раньше контрольного ПД и потенциалов действия при циклических деформациях (Рис. 2.10.2.А). Это объясняется тем, что при циклических деформациях, возврат мышцы на прежнюю длину после растяжения дополнительно деполяризует мембрану виртуальной мышцы. В случае большой gMSc потенциал действия растянутой мышцы пересекает ПД, полученный при контрольном сокращении, в фазу реполяризации (Рис. 2.10.2.В, о причинах см. ниже). Заметим, что в работе [1] для анализа изменений монофазного ПД в ответ на циклические деформации желудочка кролика (Рис. 2.10.1) также использовалась электрофизиологическая модель Нобла с описанием механочувствительных каналов (Рис. 4.С в [1]). Приведенные в этой работе результаты численного моделирования качественно совпадают с нашими результатами изменения ПД при циклических деформациях, полученными в
