專利名稱：腦血管系統(tǒng)功能無創(chuàng)傷檢測的模型和方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明涉及用于醫(yī)學的檢測模型和方法，具體涉及一種腦血管系統(tǒng)功能無創(chuàng)傷檢測的模型和方法。
中風具有高死亡率、高復發(fā)率和高致殘率的特點，它嚴重危害著人類的健康和生命。中風的治愈率低，因此應(yīng)該重視早期預防、診斷和治療。為此，我們進行了中風監(jiān)測和防治的長期研究。證實腦血管壁彈性、血液動力學狀態(tài)和血液成分及流變學特征是中風發(fā)病的三大主要因素。如果能盡早發(fā)現(xiàn)這些危險因素并對其危險性進行評估，及時采取相應(yīng)有效的措施，切斷疾病發(fā)生、發(fā)展的病理基礎(chǔ)，就有可能防止中風的發(fā)生。同時，研究又表明，腦血管病血液動力學的某些指標是腦血管功能的直接反映，而中風又是腦血管功能低下或損傷的結(jié)果，中風高危個體的篩選可依據(jù)腦血管血液動力學的無創(chuàng)傷檢測結(jié)果。
現(xiàn)國內(nèi)外已有多種腦血管血液動力學分析儀，這些分析儀(如上海麥登公司的CBA300)大多采用在頸總動脈處用超聲多普勒探頭測量的血液流速及其壓力脈搏波信息計算腦血管血液動力學指標的方法。其數(shù)學模型為十分簡單的彈性腔模型，即把主動脈與大動脈比擬為一彈性腔。根據(jù)這一粗糙模型，頸總動脈上游的血液壓力和流量均處處相等而其下游的整個腦血管床僅模擬為一外周阻力(R)，主要來自小動脈與毛細血管，其壓力降P-Pv(P為動脈彈性腔中的壓力；Pv為靜脈中腔的壓力)與血液流量Q之間近似滿足Poiseuille定律，即R＝(P-Pv)/Q＝8ηL/πa4(式中a為血管直徑；η為血液的粘度；L為血管長度)。血流速度是直接測量的反映腦血管血流狀況的重要指標而模型的其他指標大多是它們與測得的壓力計算出來的，而這壓力又是用手臂的收縮壓和舒張壓近似標化的，血管直徑是估算的，也不考慮實際上存在的兩側(cè)頸動脈供血在腦內(nèi)的代償。
另一種能測量顱內(nèi)血管中血流速度的檢測方法是TCD，利用TCD可直接檢測到大腦前、中、后動脈和椎動脈的血流速度，計算其博動指數(shù)(PI＝(Vmax-Vmin)/Vmean)和血管外圍阻力，此外還可進行譜分析。TCD著重檢測并無評估腦血管系統(tǒng)功能的確定模型，但其數(shù)學模型均較粗糙，檢測方法和計算指標尚有缺陷。
本發(fā)明的目的在于克服上述不足之處，研究適合腦血管血液循環(huán)和能正確評估腦血管系統(tǒng)功能的模型，提出實際可使用的可靠而精密的無創(chuàng)傷檢測方法，為研制新型便攜式腦血管功能分析儀提供模型和方法學基礎(chǔ)，使之更確切地描述腦血管血液循環(huán)的生理過程而得出更多的有生理意義的參數(shù)，更適合開展中風防治計劃。
良好的血液供應(yīng)是維持正常大腦功能的重要條件，腦的血液由兩個來源，即頸內(nèi)動脈和椎動脈。兩側(cè)頸內(nèi)動脈所供血液約占腦總血液的70％，即經(jīng)大腦前動脈和大腦中動脈供大腦半球前3/5部分的血液，也稱為前循環(huán)；經(jīng)兩側(cè)椎動脈、基底動脈和大腦后動脈則供大腦半球后2/5部分及腦其他部分的血液，也稱為后循環(huán)。兩側(cè)大腦前動脈由短粗的前交通動脈使之互相溝通，大腦中動脈和大腦后動脈由細長的后交通動脈互相溝通，這就是所謂的Willis環(huán)。
現(xiàn)有的分析儀僅孤立檢測一側(cè)頸動脈數(shù)據(jù)是難以全面分析腦血管血液循環(huán)狀態(tài)。無法測得椎動脈的血流，就只得放棄血流較少的腦后循環(huán)，隨之忽略的后交通支，因后交通動脈細而長，其血流相對于前交通動脈和其他腦動脈的血流可忽略不計。
本發(fā)明提供了一種腦血管血液循環(huán)集中參數(shù)模型，該模型為腦血管血液循環(huán)集中參數(shù)模型、腦血管血液循環(huán)脈動流改進模型及腦血管血液循環(huán)恒定流改進模型。其中(1)腦血管血液循環(huán)集中參數(shù)模型的腦血管血液循環(huán)為有2輸入端口，由9根動脈和4個終端流阻組成的一個網(wǎng)絡(luò)。在腦血管血液循環(huán)中，動脈段特征長度與脈搏波波長之比是一個小量，可采用集中參數(shù)模型(如

圖1腦血管血液循環(huán)集中參數(shù)模型所示)。圖中的符號意義如表1，每個方框代表一根動脈管或一終端流阻，通過其中的血流量用Qi表示，端口的血液壓力用Pi表示，并假設(shè)靜脈壓為零，對正常人，終端流阻Rm1＝Rm2＝15200；Ra21＝Ra22＝29600(dyn*s/cm5)。
表1 正常人腦循環(huán)各動脈段數(shù)據(jù)與流阻參考值左支符號 右支符號 直徑(cm) 長度(cm) 流阻(dyn*s/cm5)頸內(nèi)動脈 c1 c20.4 25 1592前動脈I a11a12 0.25 2 834前動脈II a21a22 0.25 5 2086中動脈m1 m20.35 7 760前交通動脈 ac 0.15 0.51609(2)腦血管血液循環(huán)集中參數(shù)模型是對于脈動流，每一動脈段的動力學參數(shù)除有管段流阻R外，還有流容C(動脈管的順應(yīng)性)和流感(動脈管的慣量)，腦動脈的管徑(d)很小，其慣性(和d2成反比)相對于流阻(和d4成反比)可忽略不計，先將串聯(lián)支的流阻合并，再將位于中部的星狀三個流阻按電路理論轉(zhuǎn)換成角狀并合并并聯(lián)流阻，最后將正中的星狀三個流阻轉(zhuǎn)換成角狀并合并并聯(lián)流阻，得到改進的脈動流網(wǎng)絡(luò)模型(如圖2腦血管血液循環(huán)脈動流改進模型所示)。
網(wǎng)絡(luò)有2個獨立節(jié)點和3個回路，類似電路網(wǎng)絡(luò)分析中的基爾霍夫定理，對每一節(jié)點流量守恒，對每一回路能量守恒，可得一組方程，遵循系統(tǒng)分析習慣，上列方程式可用矩陣表示 DdXDt=EX+B,X=(P3P4Q1Q2Q5)T,B=(OOP1P2O)T]]>D=C100000C2000000000000000000,]]>E=-1/R3010-10-1/R4011-10R1000-10-R2000-R3R4R5]]>
由于我們忽略了動脈慣性，部分方程蛻化為靜態(tài)方程，式中X為未知向量，B為已知向量，D和E為系數(shù)矩陣，其元素除流阻和流容值外均為常數(shù)。
(3)腦血管血液循環(huán)恒定流改進模型為每一動脈段的動力學參數(shù)只有管段流阻一項。上述模型和數(shù)學描述可簡化為(如圖3腦血管血液循環(huán)恒定流改進模型所示)圖中，R1和R2即頸內(nèi)動脈流阻，其他流阻均可從表1中動脈流阻和終端流阻計算， AX＝B，X＝(Q1Q2Q3Q4Q5)T，B＝(0 0 P1P20)T，A=10-10-1010-11R10R3000R20R4000-R3R4R5]]>式中X為流量向量，B為壓力向量，A為系數(shù)矩陣，其元素除流阻值外均為常數(shù)。
而CBA300所用的彈性腔模型不過是本模型的忽略Willis環(huán)以及將半邊腦血管床作為一個輸出流阻的特例。(1)模型解法本發(fā)明的另一目的是提供了應(yīng)用上述模型的方法，該方法包括從模型中可以看出如果給定各流阻和流容值和輸入端壓力，能計算出每一動脈管段流量，由于方程的蛻化特性，用消元法從下三個方程求得Q1、Q2、Q5(均為P3和P4的函數(shù))；把解代入上二微分方程，用迭代或Fouier變換等方法求解P3和P4(Q3＝P3/R3，Q4＝P4/R4)即可，反之，已知輸入端壓力和每一動脈管段流量，可求出各段流阻值和流容。對于恒定流情況，給定各流阻值和輸入端壓力，用消元法可計算出每一動脈管段流量，反之，已知輸入端壓力和每一動脈管段流量，也可求出各段流阻值。(2)系統(tǒng)辨識--零極點方法從生理上看，整個腦循環(huán)系統(tǒng)是由心臟、主動脈、大動脈和腦血管床組成，從血液動力學來看，心臟為一定流源；主動脈和大動脈為一具有流阻、流容和流感的二階阻尼環(huán)節(jié)；腦血管床為一階阻容環(huán)節(jié)如模型所示。所以系統(tǒng)的傳遞函數(shù)為H(s)=1(s2+2δω0s+ω2)(s+γ)]]>δ為阻尼項，應(yīng)與測量點近處的管徑大小有關(guān)；ω0為本征頻率，正比于動脈彈性；γ為衰減系數(shù)，正比于遠端阻抗。通過信號處理方法可從頸動脈血流速度波形計算該系統(tǒng)傳遞函數(shù)的三個極點并得到上述三個參數(shù)，這就是系統(tǒng)辯識方法，可作為只能測得頸動脈血流速度時評估腦血管系統(tǒng)功能的方法，也可作為其他方法的補充。(3)超聲多譜勒血流時頻分析但對頸動脈血管的部分狹窄的診斷僅靠流速和管徑這些指標尚不靈敏(流速對輕度狹窄不敏感而又難于測得所有管徑)和可靠(血液動力學指標的絕對幅值受流速基線漂移而偏倚)，可用最新的時頻分析方法可解決這二問題。通過計算機聲卡將頸動脈血流的多譜勒頻移聲信號采集并存儲下來。對此信號選取一典型周期進行短時付立葉變換(STFT)即加窗處理的離散付立葉變換得到時頻分布，即某一時刻某一頻率的幅值，在計算機中是通過調(diào)用MatLab軟件中的函數(shù)specgram實現(xiàn)的。用MatLab軟件提供的矩陣計算語言編制專用程序?qū)r頻數(shù)據(jù)進一步處理取出其峰值頻率(fmax)即頻率包絡(luò)、模式頻率(fmode)即最大功率頻率、平均頻率(fmean)、低值頻率(fmin)即舒張末期平均頻率、重脈波頻率(fp)即第二次反復最大頻率和頻彌散寬度(fw)即峰值頻率一半處截取的頻譜時間。正常人的頸動脈內(nèi)壁光滑無斑塊，按照Bernoullis原理，其中血流為定常層流，其峰值頻率、平均頻率和模式頻率的曲線在一個心動周期中具有總體相似的形狀而重疊。對正常人分別從頸總動脈和頸內(nèi)動脈測的血流信號的時頻分析這些結(jié)果曲線也無顯著差異，其中收縮期的峰值頻率尖高，波形光滑不彌散，尖峰值均應(yīng)大于3KHz。舒張末期頻率最低也不會低于1KHz。血液動力學的研究表明，當血管狹窄高達75％，其中的層流完全發(fā)散而形成湍流，流速和壓力大變；當血管狹窄達到50％，其中的層流部分發(fā)散，已影響其流速和壓力；當血管狹窄不足25％，其中的層流還沒有發(fā)散，所以宏觀上不會影響其流速和壓力，但只要狹窄，其中的血流就會受到擠壓，在微觀上其流速信號的時頻譜會有所反映，并分別從頸總動脈和頸內(nèi)動脈測的血流信號的時頻分析也會顯著差異，對于頸動脈狹窄病人，其流速信號時頻譜的尖峰收縮期頻率減低(＜3KHz)，形狀彌散與正常人迥然不同，舒張期頻率減小(＜1KHz)，頻譜寬度彌散，這些時頻譜上的差異對動脈狹窄敏感又不會受檢測流速時基線漂移的影響。
通過本發(fā)明的方法以頸動脈多譜勒血流時頻分析方法作為診斷試驗來有效識別正常情況下的血流與亞健康情況(頸動脈輕度動脈硬化及少量粥樣斑塊)下的血流輕微紊亂間的差別和其他異常狀況。頸動脈動脈硬化及粥樣斑塊正是腦梗塞的直接起因，能更敏感地評估顱內(nèi)外動脈系統(tǒng)的狀態(tài)以鑒別易中風病變個體。
由于腦血管的自身調(diào)節(jié)功能，在正常情況下，隨著平均血壓的波動，平均血流量將維持在一個基本恒定的范圍之內(nèi)。但在一個心動周期之內(nèi)，由于心臟的間歇性射血，血壓在不斷地變化著，隨著血壓的升高或降低，血流速度也將隨之變化，動態(tài)阻力DR即為描寫血流速度隨血壓變化的難易程度的指標。很顯然，在一個心動周期之內(nèi)，DR應(yīng)是時間的函數(shù)。但以往的分析儀卻是用與時間無關(guān)的估算公式，DR=Pmean-PminVmean-Vmin]]>我們則還其時間函數(shù)的本質(zhì)，采用如下的腦血管動態(tài)阻力的微分計算方法，DR(t)=dp(t)dv(t)]]>并用該函數(shù)在一個心動周期之內(nèi)的平均值及其標準差作為臨床指標。大量的臨床病例證實這兩指標有很高的臨床鑒別能力。
本發(fā)明的腦血管系統(tǒng)功能無創(chuàng)傷評估模型和方法為研制新型便攜式腦血管功能分析儀提供適合腦血管血液循環(huán)的能正確評估腦血管系統(tǒng)功能的模型和實際可使用的可靠而精密的無創(chuàng)傷檢測方法，使之更確切地描述腦血管血液循環(huán)的生理過程而得出更多的有生理意義的參數(shù)，和CBA300等相比，能減少假陽性和假陰性，大大提高診斷的正確度，更適合于臨床和社區(qū)中風防治。
實例1、頸內(nèi)動脈血管管徑波動和壁厚的臨床價值檢測用超聲探頭經(jīng)M形超聲圖象可以測到頸內(nèi)動脈血管管徑時，還能同時測得動脈管的壁厚和觀察到動脈管的波動，這些也是有確切的臨床意義的。我們知道，動脈管橫截面積的波動與血液壓力的波動的關(guān)系(動脈管的可擴張度即軟硬度)為dA/dP＝A0D0/Eh(式中A0和D0為自然狀態(tài)下動脈管的橫截面積和直徑；E和h為動脈管壁的楊氏彈性模量和厚度)，而動脈管的順應(yīng)性即流容為C＝dV/dP＝LdA/dP，由此可見，動脈管的壁厚和動脈管徑的波動可直接用來衡量和計算動脈管的可擴張度(軟硬度)及其順應(yīng)性(流容)和動脈管壁的楊氏彈性模量。有關(guān)動脈管彈性的這些參數(shù)是直接衡量頸內(nèi)動脈狀態(tài)的重要指標，對評估腦供血和中風危險度很有意義。利用動脈管的波動信號的短時付立葉變換(Short time Fourier transform)和彈性管彈性值以及管壁壓力的力學公式可計算血管真實的壓力波形。
實例2、頸內(nèi)動脈內(nèi)血液異常的檢測方法超聲多普勒效應(yīng)的直接結(jié)果即頻率的改變是以聲波的形式呈現(xiàn)的。用超聲多普勒檢出血流速度時，將頻率的改變轉(zhuǎn)換成電壓來表示?？梢韵氲剑l率轉(zhuǎn)換成電壓時將會丟失信息，而直接對多普勒聲波的分析可檢出血管中血液的除流速以外的其它改變，如是否有栓子、凝血、血栓、動脈粥樣硬化、血小板集聚、氣體等?？蓪⒍嗥绽章暡ㄐ盘柾ㄟ^聲霸卡(16位)以11.025kHz采樣并數(shù)字化。時域內(nèi)幅度的突變伴隨頻域內(nèi)多普勒譜的縮減就能撿出這些改變。如將這方法用于我們今后的分析儀，就突破了腦血管血液動力學的范疇，使分析儀的應(yīng)用范圍更廣，對中風的監(jiān)測和防治更加有效。
實例3、可靠而精密的無創(chuàng)傷檢測方法(1)用M型超聲測出管徑，用于計算真實的血管流量。(2)用改制的多普勒超聲探頭(為雙發(fā)射雙接收方式使其測量值與探頭的放置角度無關(guān))的垂直放置能測得徑內(nèi)動脈血流速度，保證測量精度與探頭放置角度無關(guān)。(3)用M型超聲圖象測出血管壁厚和血管壁波動，計算動脈管的可擴張度(軟硬度)、順應(yīng)性(流容)、動脈管壁的楊氏彈性模量和血管真實的壓力波形。(4)用脈沖式超聲多普勒測流速，目前應(yīng)用在腦血管血液動力學分析儀的均為連續(xù)波多普勒方法，它有一個較嚴重的缺陷，即它不能確切知道所測得的是血管截面的何處的血流速度(血管內(nèi)的流速在其截面上呈拋物面分布，中心處最高)。而脈沖多普勒方法就可克服這一缺陷。在脈沖多普勒形式中，除具有脈沖發(fā)射系統(tǒng)外，還有可調(diào)距離的時限系統(tǒng)。利用距離門限選通脈沖系統(tǒng)，可沿多普勒聲束線從2～15cm范內(nèi)任意控制淚滴狀采樣點進行采樣。用常規(guī)M型或二維圖像顯示被采樣的組織結(jié)構(gòu)圖形，以確定采樣部位，這樣就能達到檢測不同血管和血管內(nèi)不同部位的血流速度。用脈沖式超聲多普勒方法不但能測得頸動脈截面的中心處的流速便于互相比較，而且還可測量椎動脈的血流速度。如上所述，這時可讓腦血液后循環(huán)進入模型。
權(quán)利要求
1.一種腦血管系統(tǒng)功能無創(chuàng)傷檢測的模型，其特征在于該模型為腦血管血液循環(huán)集中參數(shù)模型、腦血管血液循環(huán)脈動流改進模型及腦血管血液循環(huán)恒定流改進模型。
2.根據(jù)權(quán)利1所述的一種腦血管系統(tǒng)功能無創(chuàng)傷檢測的模型，其特征在于其中所述的腦血管血液循環(huán)集中參數(shù)模型的腦血管血液循環(huán)為有2輸入端口，由9根動脈和4個終端流阻組成的一個網(wǎng)絡(luò)。
3.根據(jù)權(quán)利1所述的一種腦血管系統(tǒng)功能無創(chuàng)傷檢測的模型，其特征在于其中所述的腦血管血液循環(huán)脈動流改進模型是將串聯(lián)支的流阻合并，再將位于中部的星狀三個流阻按電路理論轉(zhuǎn)換成角狀并合并并聯(lián)流阻，最后將正中的星狀三個流阻轉(zhuǎn)換成角狀并合并并聯(lián)流阻得到有2個獨立節(jié)點和3個回路的網(wǎng)絡(luò)。
4.根據(jù)權(quán)利要求1所述的一種腦血管系統(tǒng)功能無創(chuàng)傷檢測的模型，其特征在于其中所述的腦血管血液循環(huán)恒定流改進模型為每一動脈段的動力學參數(shù)只有管段流阻一項。
5.一種應(yīng)用腦血管系統(tǒng)功能無創(chuàng)傷檢測模型的方法，其特征在于該方法為模型解法、系統(tǒng)辨識—零極點方法和超聲多譜勒血液時頻分析。
全文摘要
本發(fā)明提供了一種腦血管系統(tǒng)功能無創(chuàng)傷檢測的模型,該模型為腦血管血液循環(huán)集中參數(shù)模型、腦血管血液循環(huán)脈動流改進模型及腦血管血液循環(huán)恒定流改進模型。該模型能提高診斷的正確度,適于臨床和社區(qū)中風防治。本發(fā)明提供了使用方法。
文檔編號G09B23/00GK1372232SQ011053
公開日2002年10月2日 申請日期2001年2月22日 優(yōu)先權(quán)日2001年2月22日
發(fā)明者錢國正, 王桂清, 李友發(fā), 曹奕豐 申請人:上海祥鶴腦血管病防治研究所