專利名稱：用于測量血管中的流體流動限制的方法和裝置的制作方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明涉及用于確定局部限制(restriction)對于血管(vessel)(例如,輸送管(pipe)或?qū)Ч?tube))中的流體流動的影響程度的方法和裝置。本發(fā)明特別地但不限于適用于測量血管中的狹窄(stenosis)，并且，對于確定人體或動物的冠狀動脈系統(tǒng)中的冠狀動脈狹窄的大小(magni tude )特別有用。
背景技術(shù)：
血流儲備分數(shù)(FFR,Fractional Flow Reserve)是廣泛應(yīng)用于冠狀動脈導(dǎo)管研究室中評估冠狀動脈狹窄和支架置入(stent deployment)的妥當性的技術(shù)。FFR定義為狹窄的后方(或遠端)的壓力相比于狹窄的前方(或近端)的壓力。結(jié)果是比率，即絕對數(shù)。FFR比率為0. 5表示給定的狹窄導(dǎo)致通過該狹窄的血壓下降50%。通常而言，F(xiàn)FR表示在血管中具有限制或縮窄(constriction)的情況下沿著血管的流體的最大流量與在血管中不具有 限制或縮窄的情況下發(fā)生的最大流量相比的比率。由于研究證明狹窄的視覺評估存在局限并且不適當?shù)难艹尚涡g(shù)會產(chǎn)生危害，所以FFR的使用在過去幾年間快速增加。常規(guī)地，通過測量在最大充血情況下冠狀動脈狹窄的兩側(cè)上的平均壓降來執(zhí)行FFR。然而，在特定環(huán)境下，例如，伴隨急性心肌梗塞，F(xiàn)FR變得不可靠。這會導(dǎo)致不適當?shù)呐R床決策。盡管大多數(shù)血管床中的壓力由單個輸入(即，血管的主動脈端)引起，但冠狀動脈的壓力由近端(主動脈端)和遠端(微循環(huán)端)以近似相等比例的貢獻引起。遠端壓力由兩種因素確定(I)借助于冠狀動脈微循環(huán)的自動調(diào)節(jié)的內(nèi)在(或“被動”)抵抗(resistance)。(2)借助于貫穿心肌的小的微循環(huán)血管的壓縮的外在(或“主動”)抵抗。當前的FFR評估試圖通過服用血管擴張藥(例如，腺苷)以達到最大程度的充血，從而盡可能多地降低這一遠端壓力。然而，盡管服用血管擴張藥會降低微循環(huán)血管的被動抵抗，但其不能抑制由貫穿收縮心肌的小血管的壓縮引起的遠端產(chǎn)生的微循環(huán)血管壓力。因此，由于不能消除主動抵抗成分，所以FFR中固有微小誤差。進一步地，當在病變情況下內(nèi)在或外在抵抗的調(diào)節(jié)受影響時，F(xiàn)FR變得更加不準確。被動抵抗失調(diào)的例子包括糖尿病、急性冠狀動脈綜合癥、心肌梗塞后和冬眠心肌。主動抵抗失調(diào)的例子包括當主動脈對向(subtend)運動功能減退或運動失能節(jié)段(segment)。有很多公開文獻詳細描述了這些錯誤，這可以解釋為什么高度控制的研究實驗室中血管內(nèi)超聲波(IVUS)和FFR之間的密切聯(lián)系在臨床環(huán)境下并沒有被經(jīng)常證實。

發(fā)明內(nèi)容
本發(fā)明的目的是提供一種改進的和/或可替換的用于測量局部限制對血管(例如輸送管或?qū)Ч?中流體流動的影響程度的方法和裝置。本發(fā)明的另一目的是提供這樣一種用于測量血管中的狹窄的方法和裝置，并且特別地但并不限于確定人體或動物冠狀動脈系統(tǒng)中的冠狀動脈狹窄的大小或影響。根據(jù)一個方案，本發(fā)明提供了一種用于確定傳送流體介質(zhì)的血管中的縮窄的測量值的方法，該方法包括如下步驟a)在該血管內(nèi)的第一位置取得一連串第一壓力測量值P1和一連串相應(yīng)的第一速度測量值U1，該第一位置位于目標區(qū)域的第一側(cè)上；b)在該血管內(nèi)的第二位置取得一連串第二壓力測量值P2和一連串相應(yīng)的第二速度測量值U2,該第二位置位于該目標區(qū)域的第二側(cè)上；c)針對每一位置，確定該流體介質(zhì)的波速度c作為壓力的變化dP的平方除以速度的相應(yīng)變化dU的平方的函數(shù)；d)針對該第一位置，確定向前壓力變化(forward pressure ChangeMP1+作為壓力的變化(IP1和速度的變化(IU1之和的函數(shù)；e)針對該第二位置，確定向前壓力變化dP2+作為壓力的變化dP2和速度的變化dU2之和的函數(shù)；f)確定表示通過該目標區(qū)域的壓降的向前分離血流儲備作為ClPdAlP1+的比率的函數(shù)。該目標區(qū)域的第一側(cè)可以是該目標區(qū)域的上游，并且該第二側(cè)可以是該目標區(qū)域的下游。根據(jù)方程式c=(1/p) V ( Σ dP2/ Σ dU2)可以確定在每一位置的波速度，其中P是該血管中的流體介質(zhì)的特定密度(specific density)。步驟d)和e)可以包括根據(jù)方程式 ClP1+= (ClP1+P CdU1)/2 和 dP2+=(dP2+P cdU2)/2 確定所述向前壓力變化(IP1+和 dP2+。步 驟f )可以包括對多個ClP1+和dP2的值進行積分或求和以獲取向前壓力值化ClP1+和dP2+，以及確定該向前分離血流儲備作為P2+/Pi+比值的函數(shù)。該方法能適用于該目標區(qū)域的每一側(cè)上均具有波動壓力源的血管，例如人體或動物心臟循環(huán)系統(tǒng)中的血管?？梢栽谌梭w或動物體的至少一個完整的心動周期期間取得這一連串的第一壓力測量值和第二壓力測量值和這一連串的第一速度測量值和第二速度測量值。可以同時取得相應(yīng)的壓力測量值和速度測量值。本發(fā)明還提供了一種用于確定傳送流體介質(zhì)的血管中的縮窄的測量值的裝置，該裝置包括i)壓力傳感器和速度傳感器，用于至少在該血管中位于目標區(qū)域的上游的第一位置和位于該目標區(qū)域的下游的第二位置取得一連串壓力測量值和速度測量值；ii)處理模塊，適用于接收在該血管內(nèi)的第一位置取得的一連串第一壓力測量值P1和一連串相應(yīng)的第一速度測量值仏；接收在該血管內(nèi)的第二位置取得的一連串第二壓力測量值匕和一連串相應(yīng)的第二速度測量值U2 ;針對每一位置，確定該流體介質(zhì)的波速度C作為壓力的變化dP的平方除以速度的相應(yīng)變化dU的平方的函數(shù)；針對該第一位置，確定向前壓力變化ClP1+作為壓力的變化ClP1和速度的變化ClU1之和的函數(shù)；針對該第二位置，確定向前壓力變化dP2+作為壓力的變化dP2和速度的變化dU2之和的函數(shù)；確定表示通過該目標區(qū)域的壓降的向前分離血流儲備作為dPj/dP^的比率的函數(shù)。該處理模塊還適用于根據(jù)方程式c=(l/p) V (dP2/dU2)確定在每一位置的波速度C，其中P是該血管中的流體介質(zhì)的特定密度。該處理模塊還可以用于根據(jù)方程式ClP1+= (ClP1+P CdU1)/2 和 dP2+=(dP2+P cdU2)/2 確定所述向前壓力變化(IP1+ 和 dP2+。該處理模塊還可以用于對多個ClP1+和dP2的值進行積分或求和以獲取向前壓力值ClP1+和dP2+，以及確定該向前分離血流儲備(forward separated flow reserve)作為P2+/^+的比值的函數(shù)。該裝置可以包括用于監(jiān)控心律和用于控制所述壓力傳感器和所述速度傳感器以在完整的心動周期期間收集所述一連串壓力測量值和所述一連串速度測量值的設(shè)備。


現(xiàn)在通過示例方式并且參考所附附圖描述本發(fā)明的實施例，其中圖I示出傳送流體介質(zhì)的血管的示意圖，其中該血管具有導(dǎo)致壓降的縮窄；圖2示出適用于分析血管中的狹窄或其他流動限制的向前壓力血流儲備測量技術(shù)的流程圖；圖3示出適用于實施圖2的方法的裝置的示意圖；圖4描繪在正常心室和功能嚴重減退的心室中近端產(chǎn)生的波和遠端產(chǎn)生的波之間的比率的差異；圖5是在正常和假定受損的左心室功能中，血流儲備分數(shù)隨著冠狀動脈狹窄的增大而下降的示意圖，其示出了在正常收縮的左心室(LV)中，血流儲備分數(shù)隨著冠狀動脈狹窄的增大而下降(實線)，而在假定受損的左心室模型(虛線)中，血流儲備分數(shù)下降較小的量；以及
圖6示出了一組曲線圖，其描繪了隨著時間變化將總的測量壓力分離為其向前和向后移行成分。
具體實施例方式近來，已經(jīng)描述了如何能夠?qū)⒐跔顒用}內(nèi)的壓力波的主動脈和微循環(huán)成分進行分離。參見J E Davies等用于心臟舒張的冠狀動脈填充的主要向后傳播吸收波在左心室月巴大的情況下減弱的i正據(jù)(Evidence of a dominant backward-propagating^suction^wave responsible for diastolic coronary filling in humans, attenuated in leftventricular hypertrophy);循環(huán)(Circulation) 2006 年 4 月 11 日；113 (14) : 1768-78 ;以及J E Davies等使用同時測量的壓力和速度來評估人體中單一位置的動脈波速度(Useof simultaneous pressure and velocity measurements to estimate arterial wavespeed at a single site in humans) ;2006年2月美國生理雜志 心臟循環(huán)生理(Am JPhysiol Heart Circ Physiol) ;290 (2):H878_H885。本發(fā)明人已認識到通過使用在此描述的向前壓力血流儲備技術(shù)，可以評估狹窄的嚴重性，而不需要考慮(或移除)遠端壓力成分。向前壓力血流儲備通過分離出壓力波形的近端和遠端(或“向前”和“向后”)成分而克服了傳統(tǒng)FFR的限制。向后壓力成分(backward pressure component)可以被移除。冠狀動脈狹窄的評估被簡化為非常類似于具有單個壓力源(g卩，左心室)的主動脈狹窄的評估。冠狀動脈壓力分離具有多個優(yōu)點。首先，其不要求服用腺苷以擴張冠狀動脈微循環(huán)。其次，其很可能獨立于左心室功能，這使其適用于急性冠狀動脈綜合癥、心肌梗塞后和冬眠心肌，在這些情況下，傳統(tǒng)FFR作為評估技術(shù)具有相反指示(contra-indicated)。實際上，通過同時測量壓力(P)和流速(U)并且計算產(chǎn)生在前(例如，主動脈)端的壓力P+ (方程式I)和從后(例如，微循環(huán))端產(chǎn)生的壓力P-(方程式2)可以確定分離的壓力。P+= Σ (1/2). (dP+Ρ cdU)(方程式 I)P_= Σ (1/2). (dP - P cdU)(方程式 2)dP表示測量的壓力變化；dU表示測量的速度變化；c是波速度；以及P是流體介質(zhì)(例如，血液)的密度。根據(jù)類似于傳統(tǒng)FFR的方程式可以確定冠狀動脈狹窄的嚴重性。在傳統(tǒng)的FFR中，狹窄的測量(即，以上定義的FFR比率)由以下方式確定傳統(tǒng)的FFR=(遠端壓力)/(近端壓力) (方程式3)可選擇地，傳統(tǒng)FFR的測量可以根據(jù)向前壓力血流儲備來表達，即不受從微循環(huán)端產(chǎn)生的向后壓力的影響向前壓力血流儲備=(遠端P+) / (近端P_)(方程式4)圖I示出用于在沿著血管(vessel)的軸向方向12上傳送流體介質(zhì)11的血管10的示意圖。血管10可以是輸送管或?qū)Ч?，且在一個重要的情況下可以包括人體或動物的冠狀動脈系統(tǒng)中的一部分血管。血管10中的縮窄15不例出目標區(qū)域16,針對該目標區(qū)域16期望測量出這一縮窄對通過血管的流體流動的影響。在一定情況下，縮窄15可以是冠狀動脈狹窄，并且要求確定穿過該縮窄的流體壓力的下降的測量值以便確定通過血管的最大流量與沒有縮窄的情況下將會產(chǎn)生的最大流量相比的比率。區(qū)域5和6表示第一和第二位置，在該位置，可以根據(jù)以下待描述的方法取得壓力和速度測量值(measurement)。第一位置5 位于目標區(qū)域15的第一側(cè)上，第二位置6位于目標區(qū)域15的第二側(cè)上。第一位置5可以在冠狀動脈(或其他)狹窄的近端或主動脈側(cè)，并且第二位置6可以在冠狀動脈(或其他)狹窄的遠端或微循環(huán)側(cè)。優(yōu)選地，從狹窄到第一位置(近端或主動脈側(cè))的距離至少是血管的未限制部分的血管直徑的I. 5倍。圖2示出用于確定血管10中的縮窄15的測量值的示例性方法20。在第一位置5取得一連串第一壓力測量值P1和一連串相應(yīng)的第一速度測量值U1 (步驟21)。在第二位置6取得一連串第二壓力測量值P2和一連串相應(yīng)的第二速度測量值U2(步驟22)。優(yōu)選地，基本上同時取得每一壓力測量值及其相應(yīng)的速度測量值。在第一位置5和第二位置6的每一個位置處的波速度c根據(jù)壓力的變化dP的平方除以速度的相應(yīng)變化dU的平方而確定(步驟23)。優(yōu)選地，壓力的變化dP由這一連串的第一壓力測量值P1中的一對和相應(yīng)地由這一連串的第二壓力測量值P2中的一對來確定。優(yōu)選地，速度的變化dU由這一連串的第一速度測量值U1中的一對和相應(yīng)地由這一連串的第二速度測量值隊中的一對來確定。特別優(yōu)選地是，在一段時間內(nèi)取得一連串的壓力測量值和相應(yīng)的速度測量值以便產(chǎn)生多個dP和dU測量值，這些測量值可以被總計(aggregate)以改善信噪比?？梢葬槍Ρ磺蠛筒⑷〉每偤偷钠椒礁囊贿B串壓力和速度測量值對來計算波速度。因此，可以根據(jù)如下公式在第一位置5和第二位置6中的每一個位置處針對一連串的測量次數(shù)確定波速度C=(l/p) V ( Σ dP2/ Σ dU2)(方程式 5)其中，P是血管中流體介質(zhì)的特定密度。在優(yōu)選的情況下，流體介質(zhì)是密度為1050kg/m3 的血液。然后，根據(jù)壓力的變化dP和速度的相應(yīng)(同時)變化dU的總和來確定向前壓力變化dP+。更優(yōu)選地是，如步驟24和25所示，根據(jù)如下方程式確定第一位置處的向前壓力變化 ClP1+ ClP1+=. (ClP1+P CdU1)/2(方程式 6)并且根據(jù)如下方程式確定在第二位置處的向前壓力變化dP2+ dP2+=. (dP2+ P cdU2) /2(方程式 7)優(yōu)選地,在所有連續(xù)的測量值上對(IP1+的值求和或積分(integrate)以便獲得第一位置處的向前壓力值P1+ (步驟26)。同樣優(yōu)選地，在所有連續(xù)的測量值上對dP2+的值進行求和或積分以便獲取第二位置處的向前壓力值P2+ (步驟27)。然后，根據(jù)P2+/Pi+(或者如果使用單個壓力變化測量值，則根據(jù)ClPWdP1+)的比率來確定針對向前壓力的血流儲備。如果第一位置5包括狹窄的近端或主動脈側(cè)并且第二位置6包括狹窄的遠端或微循環(huán)側(cè)，則向前壓力血流儲備FPFRfOTrad=P+distal/P+proximal。因此，在優(yōu)選的設(shè)置中，第一位置5是目標區(qū)域15的上游，并且第二位置6是目標區(qū)域15的下游(假設(shè)連續(xù)正向流動)。在測量冠狀動脈狹窄的情況下，優(yōu)選地，在至少一個完整的心動周期期間并且優(yōu)選地在一整個心動周期期間得到連串的壓力和速度測量值。在計算FPFR中可以使用P1+和P2+的平均值和最大值以得出FPFRmeal^PFPFRmax的值。用于獲取向前壓力值P1+和向前壓力值P2+的ClP1+和dP2+的值可以從一個或多個心動周期的所選擇部分，或如上所述在一個或多個完整的心動周期期間取得。優(yōu)選地，針對每一心動周期使用至少5個或10個ClP1+和dP2+的測量值。 裝置適用于執(zhí)行如上所述的方法的裝置大體上如圖3所示。壓力感測設(shè)備30用于產(chǎn)生表示在血管10中的所選擇位置5或位置6上的瞬時(instantaneous)壓力的信號。這些壓力信號被傳輸至合適的模數(shù)轉(zhuǎn)換器31以產(chǎn)生根據(jù)所選擇位置上的取得的時間而變化的一系列壓力測量值，例如連串的第一壓力測量值P1和連串的第二壓力測量值P2。類似地，速度感測設(shè)備32用于產(chǎn)生表示在與壓力感測設(shè)備30基本上相同的選擇位置5或位置6上的瞬時流體速度的信號。這些流體速度信號被傳輸至合適的模數(shù)轉(zhuǎn)換器33以產(chǎn)生根據(jù)在所選擇位置取得的時間變化的一系列流體速度測量值，例如連串的第一速度測量值U1和連串的第二速度測量值U2。優(yōu)選地，基本上同時取得相應(yīng)的壓力測量值和速度測量值。壓力感測設(shè)備30可以是能提供血管10中的所選擇位置的直接或間接壓力測量值的任何合適的變換器或其他設(shè)備。壓力感測設(shè)備可以是位于血管10中的所選擇位置5、6的流體內(nèi)的現(xiàn)場(in-situ)壓力變換器，或者可以是使用來自流體流的任何可檢測輻射或其偏狹(confining)的血管的位于遠處的有源或無源傳感器，其能用于確定壓力，不管是以聲學方式、電磁方式、磁方式或其他方式。例如，在冠狀動脈和主動脈中，可以使用火山公司(volcano corporation)的 PrimeWire , Floffire 以及 ComboWire 作為現(xiàn)場傳感器。類似地，流體速度感測設(shè)備32可以是能提供血管10的所選擇位置處的直接或間接流體速度測量的任何合適的變換器或其他設(shè)備。流體速度感測設(shè)備32可以是位于血管中的所選擇位置5、6的流體內(nèi)的現(xiàn)場變換器，或者可以是使用來自流體流的任何可檢測輻射的位于遠處的有源或無源傳感器，其能被用于確定流體速度，不管是以聲學方式、電磁方式、磁方式或其他方式。在冠狀動脈和主動脈中，可以使用之前參考的WaveWire ，F(xiàn)loffire 以及ComboWire 作為現(xiàn)場傳感器。“來自流體流的可檢測輻射”的表述旨在包含來自于流體自身或來自于流體中攜帶的藥劑(agent)或標記(marker)的能量的任何有源或反射的輻射或再輻射。可以使用相同的壓力感測設(shè)備30在獨立的時間獲取第一位置5處的連串的第一壓力測量值P1以及第二位置6處的連串的第二壓力測量值P2。類似地，可以使用相同的速度感測設(shè)備32在獨立的時間獲取第一位置5處的連串的第一速度測量值U1以及第二位置6處的連串的第二速度測量值U2?？蛇x擇地，組合傳感器(例如，ComboWire 傳感器)可以被配置為在第一位置和第二位置同時取得測量值。ComboWire 傳感器是可轉(zhuǎn)向的引導(dǎo)線(steerable guide wire),該引導(dǎo)線具有接近末端安裝的壓力變換器和接近末端安裝的超聲波變換器。其可用于同時測量包括冠狀動脈和末梢血管的血管中的壓力和血流速度。來自于數(shù)模轉(zhuǎn)換器31、33的數(shù)據(jù)流被傳輸至優(yōu)選地由計算機34實施的數(shù)據(jù)記錄模塊35。計算機34包括用于實施在此描述的算法的分離壓力血流儲備分析模塊36。第一處理模塊37 (波速度分析模塊)優(yōu)選地根據(jù)以上針對c提供的方程式(方程式5)確定第一和第二位置處的波速度。第二處理模塊38 (壓力分析模塊)優(yōu)選地根據(jù)以上針對ClP1+提供的表達式(方程式6)確定第一位置處的向前壓力變化。第二處理模塊38優(yōu)選地還根據(jù)以上給出的針對dP2+的表達式(方程式7)確定第二位置處的向前壓力變化。波速度c可以通過在一個或多個完整的心動周期期間在所選擇位置對壓力和流體速度進行采樣并且在這些周期期間進行平均而確定。·
計算機34優(yōu)選地包括另一計算模塊39，以便根據(jù)圖2的步驟26和27對第一位置和第二位置處的向前壓力變化進行積分或求和，并且優(yōu)選地根據(jù)圖2的步驟28確定向前壓力血流儲備FPFRforward。FPFRforward給出了冠狀動脈狹窄的嚴重性的測量值。通過這種方式產(chǎn)生的測量值(即，僅使用向前移行(forward-travelling)(主動脈產(chǎn)生的)壓力波)基本上不受或很少受冠狀動脈微循環(huán)的心肌收縮或自主調(diào)節(jié)異常的局部變動的影響。計算機34的數(shù)據(jù)處理可以在任何合適的裝置上執(zhí)行，例如合適的編程計算機系統(tǒng)或在定制的壓力和流速測量的硬件/軟件測量控制臺中。應(yīng)理解的是，硬件和軟件中的計算功能分布可以與圖3所示的示例性分析模塊不同的方式處理，并且可以任何合適的硬件和軟件的組合實施。附錄I提供了使用在評估冠狀動脈狹窄中分離向前和向后分離的壓力的臨床意義的討論。盡管已結(jié)合冠狀動脈系統(tǒng)中的狹窄或其他縮窄的分析原則性地描述了本發(fā)明的技術(shù)，但所描述的技術(shù)還可以適用于其他系統(tǒng)(例如腎臟循環(huán)系統(tǒng))或流體流動通過由向前和向后移行壓力波支配的縮窄的任何其他系統(tǒng)。其他實施例有意地包含在所附的權(quán)利要求書的范圍內(nèi)。這種新的向前壓力血流儲備技術(shù)相對于傳統(tǒng)的FFR具有幾種關(guān)鍵的治療優(yōu)勢I.在急性心肌梗塞后迅速評估冠狀動脈狹窄2.在急性冠狀動脈綜合征的5天內(nèi)評估冠狀動脈狹窄3.評估具有局部室壁運動異常的患者的冠狀動脈狹窄4.評估針對微循環(huán)疾病的冠狀動脈狹窄5.消除服用腺苷的需要這些益處可以顯著地增加適用于FFR類型評估的患者的數(shù)量，并且對執(zhí)行冠狀動脈血管再生的病例的總數(shù)量具有積極的影響。當前，在英國，接近30%的病例數(shù)來自于具有急性心肌梗塞或急性冠狀動脈綜合征的急性入院患者。在這些人中,FFR是相反指示的,并且被發(fā)現(xiàn)在最好情況下至多不一致并且經(jīng)常不可靠。向前壓力血流儲備通過分離壓力波形的近端和遠端成分克服或減輕了這些限制。由于向前壓力血流儲備能夠從向前壓力成分中移除向后壓力，因此，消除了服用特效血管擴張藥(例如，腺苷)的需要。這具有幾種具體的優(yōu)點。I.克服了腺苷不耐性(intolerance)(哮喘、慢性阻塞性肺病(COPD)等)的限制2.克服了腺苷耐藥性(adenosine resistance)的限制3.避免二次中心靜脈鞘的插入4.減少了病例的整體時間從引導(dǎo)數(shù)據(jù)(pilot data)中，發(fā)明人發(fā)現(xiàn)在正常的和運動功能嚴重減退的心室中近端產(chǎn)生的波與遠端產(chǎn)生的波之間的比率的巨大差異。在一些病例中，當與對向正常收縮
的心肌的動脈相比時，可以觀察到在對向功能嚴重衰退區(qū)域的動脈中近端/遠端的比率減少多于80%。這一點在圖4中示出。使用左前降動脈中的動脈內(nèi)導(dǎo)線和針對每一動脈計算的波強度(wave intensity)來記錄壓力和流速。在具備保留功能(preserved function)的心室中，近端/遠端的比率接近于I，而在對向功能嚴重衰退的節(jié)段(segment)的動脈中，這個比率顯著地增加。這表明局部心肌功能有差別地影響從近端和遠端產(chǎn)生的壓力。血流儲備分數(shù)(FFR)假設(shè)冠狀動脈壓力僅僅由動脈的近端(主動脈)產(chǎn)生，并且通過傳輸?shù)那粔毫褪湛s心肌施加到壁內(nèi)冠狀動脈血管上的力對冠狀動脈壓力并沒有貢獻。發(fā)明人已證明情況并非如此，而是冠狀動脈壓力由接近50%向前移行(主動脈產(chǎn)生的)壓力成分和50%向后移行(backward-travelling)壓力成分組成(參見圖4,左側(cè)曲線圖)?？梢源_信，針對心肌收縮的局部改變的對象(i)向后移行壓力顯著地降低(如圖4的右手側(cè)曲線圖所示)，(ii)不能確定FFR的下降歸因于心肌收縮中的與血液動力相關(guān)的明顯冠狀動脈狹窄或局部改變。使用本專利申請描述的分離的壓力成分允許冠狀動脈狹窄在血液動力血上的意義獨立于心肌收縮的局部改變而量化。這種技術(shù)可以在臨床實踐中例行采用，并且消除了靜脈注入腺苷的需要。血流儲備分數(shù)(FFR)在評估冠狀動脈狹窄u’3’4的心理意義和心導(dǎo)管實驗室中支架置入5的妥當性方面得到日益增長的使用。這種技術(shù)基于簡單的前提，該前提是狹窄越大，在主動脈與狹窄的下游之間的壓力下降越大。FFR基于這樣的假設(shè)壓力變化純粹由冠狀動脈的主動脈端引起。然而，包括我們自己的幾項研究清楚地證明了冠狀動脈壓力受血管6_9兩端的壓力變化的影響。冠狀動脈血流的最廣泛被接受的模型是心肌內(nèi)泵6(intra-myocardial pump)和時變彈性模型9。這兩種模型均預(yù)測由于心肌內(nèi)壓力和心肌收縮的提高導(dǎo)致小的微循環(huán)血管6的壓縮，在心臟收縮期間存在逆行的冠狀動脈血流。這種逆行的血流通過使用探針視頻顯微鏡w和多普勒流量探頭11在活體犬內(nèi)進行測量而得到確認。這表示在心臟收縮中存在大量的向后壓力梯度。我們的工作8是將這一向后壓力梯度表征(characterise)為在早期心臟收縮時由于冠狀動脈的微脈管系統(tǒng)的壓縮導(dǎo)致的在人體的冠狀動脈中看到的向后移行波。在心臟舒張中，由于伴隨心肌松弛的內(nèi)部血管的減壓，有相應(yīng)的血“吸收”到冠狀動脈的微脈管系統(tǒng)。近來，我們已經(jīng)證明這種向后吸收波在左心室肥大8中受到壓制。因此，在損害由特定的冠狀主動脈提供的心肌區(qū)域的松弛性行為的其他環(huán)境下，向后移行壓力成分可能更小。由收縮和松弛心肌產(chǎn)生的壓力梯度的存在將顯著地影響FFR的測量值，或許50%或更多(圖5)。FFR計算中隱含的單向壓力梯度的假設(shè)限制(B卩，對冠狀動脈壓力沒有重大的向后移行貢獻)被認為是微脈管疾病和左心室機能障礙2’12’13中錯誤的潛在來源。然而，直到最近也沒有處理這種問題的手段，即缺乏一種在人體對象中將冠狀動脈壓力波形分離成為向前和向后移行成分的技術(shù)。我們最近研發(fā)了一種新的技術(shù)(單點(single-point)技術(shù))，該技術(shù)與波強度分析相結(jié)合能基于壓力和流速14的同時記錄將冠狀動脈壓力分離為其向前和向后移行成分(圖
6)。這種測量使用為用于內(nèi)部冠狀動脈而設(shè)計的商業(yè)渠道可得到的組合壓力-流動導(dǎo)線(Combiwire, Volcano),目前可行性很高，并且消除了服用腺苷的需要。通過在活人體研究中使用這種技術(shù)，我們已經(jīng)識別了相對于(responsible for)冠狀動脈血流的波，并且將冠狀動脈壓力波形分離成為其向前移行(主動脈產(chǎn)生的)和向后(微循環(huán)產(chǎn)生的)移行成分8。這些研究證明人體冠狀動脈中的向后移行壓力成分與大的向前移行壓力成分具有相同的重要性。由于冠狀動脈壓力恰是向后移行壓力成分的結(jié)果，就像是向前移行成分一樣，如果我們對壓力的向前傳播感興趣，則利用分開的向前壓力成分來測量FFR更合適。這樣，通過移除向后壓力成分，我們可以消除左心室功能、微脈管系統(tǒng)功能障礙以及右心房 壓力的局部改變的影響，允許更準確地評估狹窄的血液動力學意義。圖6示出用于描述根據(jù)時間將整體測量的壓力分離為其向前和向后移行成分的一組曲線圖。在47歲男子的卷曲動脈(circumflex artery)上同時測量壓力和流速。波強度分析被應(yīng)用于將冠狀動脈壓力分離為其向前和向后移行成分。由于冠狀動脈和主動脈之間有大的阻抗失配，因此向前壓力不同于主動脈壓力。在這些位置，向后移行波重新反射回冠狀動脈作為降低壓力的擴張(或吸收)波。參考文獻清單(I) Dawkins KD, Gershlick T, de BM et al. Percutaneous coronaryintervention:recommendations for good practice and training. Heart 2005 年 12月；91Suppl 6:vil-27.(2)Blows LJ, Redwood SR. The pressure wire in practice. Heart 2007 年 4月；93(4) :419-22.(3) Pi j Is NH, van Son JA, Kirkeeide RL, de BB, Gould KL. Experimentalbasis of determining maximum coronary, myocardial, and collateral blood flowby pressure measurements for assessing functional stenosis severity beforeand after percutaneous transluminal coronary angioplasty. Circulation 1993 年 4月；87 (4) :1354-67.(4)Pijls NH, de BB, Peels K et al. Measurement of fractional flow reserveto assess the functional severity of coronary-arte rystenoses. N Engl J Med 1996年 6 月 27 日；334 (26):1703-8.(5)Pijls NH, Klauss V, Siebert U et al. Coronary pressure measurementafter stenting predicts adverse events at follow-up:a multicenter registry.Circulation 2002 年 6 月 25 日；105 (25):2950-4.(6)Spaan JA,Breuls NP, Laird JD.Diastolic-systolic coronary flowdifferences are caused by intramyocardial pump action in the anesthetized dog.Circ Res 1981 年 9 月；49(3) :584-93.
(7)Gregg DE，Sabiston DC. Effect of cardiac contraction on coronary bloodflow. Circulation 1957 年 I 月15(1):14-20.(8)Davies JEj Whinnett ZIj Francis DP et al. Evidence of a dominant backward_propagating〃suction〃wave responsible for diastolic coronary filling inhumans, attenuated in left ventricular hypertrophy. Circulation 2006 年 4 月 11日;113(14) :1768-78.(9) Krams R，Sipkema Pj Westerhof N. Varying elastance conceptmay explain coronary systolic flow impediment. Am J Physiol 1989 年 11月;257(5Pt2):H1471-H1479.(10)Hiramatsu 0，Goto M，Yada T et al. In vivo observations of the intramural arterioles and venules in beating canine hearts. J Physiol 1998 年 6月 I 日;509 (Pt2):619-28.(11)Chilian 麗，Marcus ML. Phasic coronary blood flow velocity inintramural and epicardial coronary arteries. Circ Res 1982年6 月;50 (6):775-81.(12)Siebes M，Chamuleau SAj Meuwissen Mj Piek JJ，Spaan JA. Influenceof hemodynamic conditions on fractional flow reserve:parametricanalysis of underlying model. Am J Physiol Heart Circ Physiol 2002 年 10月;283(4) :H1462-H1470.(13) Coronary flow is not that simple! Spaan JA. Heart. 2009 年 5月95(9) :761-2(14) Davies JEj Hadjiloizou Nj Francis DP，Hughes ADj Parker KHj Mayet J. Therole of the coronary microcirculation in determining blood flow. Artery ResearchI [SI]，S31-S32. 2006年·參考類型:摘要(15)Kim RJj Wu E，Rafael A et al. The use of contrast-enhanced magneticresonance imaging to identify reversible myocardial dysfunction. N Engl JMed2000 年 11 月 16 日；343 (20):1445-53.(16)Perera D，Biggart S，Postema P et al. Right atrial pressure:can it beignored when calculating fractional flow reserve and collateral flow index J AmColl Cardiol 2004 年 11 月 16 日44(10):2089-91.(17)Davies JEj Whinnett ZIj Francis DP et al. Use of simultaneous pressureand velocity measurements to estimate arterial wave speed at a single site inhumans. Am J Physiol Heart Circ Physiol 2006 年 2 月；290(2):H878_H885.(18) Parker KH，Jones CJj Dawson JR，Gibson DG. What stops the flow of bloodfrom the heart Heart Vessels 1988 年；4 (4):241-5.(19) Davies JEj Parker KHj Francis DP，Hughes ADj Mayet J. What is the roleof the aorta in directing coronary blood flow Heart 2008年 12 月；94 (12):1545-7.(20)Hadjiloizou Nj Davies JE，Malik IS et al. Differences in cardiacmicrocirculatory wave patterns between the proximal left mainstem andproximal right coronary artery. Am J Physiol Heart Circ Physiol 2008 年 9月；295(3)H1198-H1205.
權(quán)利要求
1.一種確定傳送流體介質(zhì)的血管中的縮窄的測量值的方法，所述方法包括如下步驟 a)在該血管內(nèi)的第一位置取得一連串第一壓力測量值P1和一連串相應(yīng)的第一速度測量值U1，該第一位置位于目標區(qū)域的第一側(cè)上； b)在該血管內(nèi)的第二位置取得一連串第二壓力測量值P2和一連串相應(yīng)的第二速度測量值U2，該第二位置位于該目標區(qū)域的第二側(cè)上； c)針對每一位置，根據(jù)壓力的變化dP的平方除以速度的相應(yīng)變化dU的平方來確定該流體介質(zhì)的波速度c ； d)針對該第一位置，根據(jù)壓力的變化ClP1和速度的變化ClU1之和來確定向前壓力變化ClP1+ ； e)針對該第二位置，根據(jù)壓力的變化dP2和速度的變化dU2之和來確定向前壓力變化dP2+ ； f)根據(jù)ClPdAlP1+的比率來確定表示通過該目標區(qū)域的壓降的向前分離血流儲備。
2.根據(jù)權(quán)利要求I所述的方法，其中，該目標區(qū)域的第一側(cè)是該目標區(qū)域的上游，并且該第二側(cè)是該目標區(qū)域的下游。
3.根據(jù)權(quán)利要求I所述的方法，其中，步驟c)包括根據(jù)方程式c=(l/P) V ( Σ dP2/ Σ dU2)確定每一位置處的波速度C，其中P是該血管中的流體介質(zhì)的特定山/又O
4.根據(jù)權(quán)利要求I所述的方法，其中，步驟d)和e)包括根據(jù)方程式ClP1+=.(ClP1+ P CdU1) /2 和 dP2+=· (dP2+ P cdU2) /2 來確定所述向前壓力變化(IP1+ 和 dP2+。
5.根據(jù)權(quán)利要求I所述的方法，其中，步驟f)包括對ClP1+和dP2+的多個值進行積分或求和以獲取向前壓力值P1+和P2+,以及根據(jù)P2+/^+的比率來確定該向前分離血流儲備。
6.根據(jù)權(quán)利要求I所述的方法，被應(yīng)用于在該目標區(qū)域的每一側(cè)上均具有波動壓力源的血管。
7.根據(jù)權(quán)利要求6所述的方法，被應(yīng)用于人體或動物心臟循環(huán)系統(tǒng)中的血管。
8.根據(jù)權(quán)利要求7所述的方法，其中，在至少一個完整的心動周期期間取得所述一連串第一壓力測量值和第二壓力測量值以及所述一連串第一速度測量值和第二速度測量值。
9.根據(jù)權(quán)利要求I所述的方法，其中，同時取得相應(yīng)的壓力測量值和速度測量值。
10.一種用于確定傳送流體介質(zhì)的血管中的縮窄的測量值的裝置，所述裝置包括 壓力傳感器和速度傳感器，用于至少在該血管中處于目標區(qū)域上游的第一位置和處于該目標區(qū)域的下游的第二位置取得一連串壓力測量值和速度測量值； 處理模塊，適用于 接收在該血管內(nèi)的第一位置取得的一連串第一壓力測量值P1和一連串相應(yīng)的第一速度測量值U1 ； 接收在該血管內(nèi)的第二位置取得的一連串第二壓力測量值P2和一連串相應(yīng)的第二速度測量值U2 ； 針對每一位置，根據(jù)壓力的變化dP的平方除以速度的相應(yīng)變化dU的平方來確定該流體介質(zhì)的波速度C ; 針對該第一位置，根據(jù)壓力的變化ClP1和速度的變化ClU1之和來確定向前壓力變化ClP1+ ;以及針對該第二位置，根據(jù)壓力的變化dP2和速度的變化dU2之和來確定向前壓力變化dP2+ ；以及 根據(jù)ClPfAlP1+的比率來確定表示通過該目標區(qū)域的壓降的向前分離血流儲備。
11.根據(jù)權(quán)利要求10所述的裝置，其中，該處理模塊還適用于根據(jù)方程式c=(l/P) V ( Σ dP2/ Σ dU2)確定在每一位置處的波速度c，其中P是該血管中的流體介質(zhì)的特定密度。
12.根據(jù)權(quán)利要求10所述的裝置，其中，該處理模塊還適用于根據(jù)方程式ClP1+=.(ClP1+ P CdU1) /2 和 dP2+=· (dP2+ P cdU2) /2 來確定所述向前壓力變化(IP1+ 和 dP2+。
13.根據(jù)權(quán)利要求10所述的裝置，其中，該處理模塊還適用于對ClP1+和dP2的多個值進行積分或求和以獲取向前壓力值P1+和P2+,并且根據(jù)P2+/Pi+的比率來確定該向前分離血流儲備。
14.根據(jù)權(quán)利要求10所述的裝置，還包括用于監(jiān)控心律并用于控制所述壓力傳感器和所述速度傳感器以在完整的心動周期期間收集所述一連串壓力測量值和所述一連串速度測量值的設(shè)備。
全文摘要
一種確定傳送流體介質(zhì)的血管(例如，人體或動物的冠狀動脈系統(tǒng))中的目標區(qū)域的縮窄(例如狹窄)的測量值的方法和裝置。在該目標區(qū)域的一側(cè)的至少一個位置取得一連串壓力測量值和相應(yīng)的一連串速度測量值。根據(jù)壓力的變化dP的平方除以速度的相應(yīng)變化dU的平方確定該流體介質(zhì)的波速度c。將向前壓力變化dP+與向后壓力變化dP-分離，并且至少利用分離的向前壓力變化來獲取表示縮窄的測量值。
文檔編號A61B5/0215GK102905614SQ201180013154
公開日2013年1月30日 申請日期2011年3月10日 優(yōu)先權(quán)日2010年3月10日
發(fā)明者尤斯廷·戴維斯, 雅米爾·馬耶特 申請人:帝國創(chuàng)新技術(shù)有限公司