[发明专利]用于在活体内确定活体顺应函数及系统血流量的装置

说明书

本发明涉及一种在单活体内根据血压P(t)和参考心脏输出量COref来确定出活体心室下游血管系统顺应函数C(P)=dv/dp的装置。

本发明还涉及一种用于连续地确定出系统血流量q(t)的装置，其中可以连续地确定出主动脉及其附近区域内的血压P(t)。

上面所述的方法及装置都是公知的。过去，已研制了多种根据主动脉血压计算心脏输出量(CO)的方法。一方面，所提出的方法是根据几个特征值如平均主动脉压(MAP)、心脏的收缩及舒张压(AP_SyS,AP_dia)、喷射时间(ET)以及患者数据(年龄，性别，体重，身高)[4,6,7]来确定CO，而另一方面，所用的算法是应用脉动血压曲线的全部轮廓线来计算心脏输出量[1,5,20]。在后面的也被称作脉冲轮廓分析的方法中，迄今为止采用了两种不同的计算法。首先，可以利用一些校正系数根据主动脉血压直接计算出CO[19,20]，而另外的做法[5,25]则是根据压力加上特定的假设来计算血流量，并假定此血流量与主动脉内的实际血流量相一致从而用于确定心脏输出量。

首先由Hales[26]提出并由Frank[27]用来确定心脏一次搏动量(SV)及心率、心脏输出量的传统Windkessle模型，只利用周围电阻R及顺应性C来模拟上述心血管系统。在此模型中，主动脉血流量用q(t)表示，当给定C和R时通过测得的血压p(t)来进行计算。但深入的研究表明这种简单的模型只是不完全地对生理环境进行模拟，结果又提出了许多针对原始模型的改进方案；参考概述可见[24,28]。

这些方法的精确性很大程度上取决于假设的好坏，即所用的模型反映了上述心血管系统的状况，因此在[5]中，利用了一个其参数由患者的年龄和性别来表示的非线性Windkessel模型。而更新的研究[21]表明，[5]中所用的模型也不能模拟出正确的基础生理状况；特别地，无法总是用[5]中所给出的顺应性/压力关系来表示血管的顺应性(可延伸性)。这种差异有几个原因。首先，在[5]中只考虑了在活体外所确定的主动脉横截面与血压的关系，而如[22,23]中所述忽略了长度变化；还有只考虑了血液浓度而未考虑与造血非常相关的粘滞性，且同样忽略了周围系统的顺应性。第二，除了年龄和性别之外，特殊单体的顺应函数C(P)无法用于[5]中所述的方法。而在对病例如动脉硬化进行精确的研究时，不能假定C(P)只随着年龄和性别变化，因此基本模型所描述的生理状况是不完全的[25]。最后，在[24]中已表明希望有一种能更精确地模拟出基础生理状态的改进的Windkessel模型。

而在上面所述的所有模型中，公共因素是模型参数，模型参数一旦确定以后，便不再依赖于上述心血管系统的状况。尽管如此，几乎所有的参数都随着时间而改变，如系统电阻R随着药物治疗的结果而改变。其他的参数包括主动脉的可延伸性及长度，随着压力发生巨大变化，使得即使在一次心搏内也被看作是变量。

主动脉阻抗及顺应性不能假定为恒值的事实已在动物实验[22]及用于人体[29]当中都已给出。主要原因是主动脉及主动脉附近血管的可延伸性、长度变化及容积变化。作为压力的函数的主动脉容积V的典型变化已在[30]中特别给出。由于系统的顺应性由

                       C(P)=dV/dP      (4)

给出，且由于容积有限，当压力很高时顺应值必定趋近于零且不再是恒值。由于容积的变化是由血管长度及横截面的变化引起的，根据Navier-stokes等式，一方面由横截面积及液体浓度、另一方面由长度、血液粘滞性及浓度来确定的主动脉阻抗也会发生变化。

与压力相关的主动脉阻抗及顺应性已在[5,21]中进行了特别的论述且在其中用于研究非线性Windkessel模型。在[5]中，特别假定C(P)可由患者的年龄及性别来表示。在此计算法中，也忽略了阻抗Z(P)。而且，它是根据在[21]中得到的结果而得出的，因此[5]中所用的模型在一定程度上与真实的生理环境相矛盾。一个原因是顺应性及主动脉阻抗是预定的。这种方法不适于考虑上述患者特征。此外，[5]中所提方法不经改进无法用于其他种类。进而，在[5]中只考虑了提前在活体外研究所得的典型的主动脉直径及血液浓度。在模拟活体内环境时忽略了主动脉长度变化、和主动脉附近血管及周围血管的动态性能以及血液的粘滞性。

因此在用于确定单活体内顺应性/压力关系的方法中，还没有任何方法采用在此所用的测量变量。