专利名称：不插入血管腔内测量血压、脉搏和血管顺应性的方法
技术领域：
本发明涉及一种测量血压、脉搏和血管顺应性的方法，具体涉及一种 不插入血管腔内测量血压、脉搏和血管顺应性的方法。
背景技术：
血压及脉搏(心率)是重要的生命指标
在生物科学实验和临床实践中，生命指标是基本的监测项目，其中血 压及心率是最为重要的观测指标。长期以来，动物实验对于血压测量，常
采用的动物主要为:大鼠、兔、狗等。有创血压的监测广泛用于动物实验 中，也已越来越广泛用于临床及手术中，其可以连续、准确、及时监测血 压。对于复杂手术及临床危重病症，有助于判断体内血容量、心肌收縮力、 外周血管阻力，及时指导治疗，如多器官功能障碍综合征，患者循环极不 稳定，自动化无创测压非常困难，而且会影响测量结果，这种情况采用有 创血压监测(桡动脉、足背动脉或股动脉穿刺监测血压)，确保治疗的顺 利进行(冯慧，郑红梅，郭学珍，徐军，马小芳.有创血压监测在多器官 功能障碍综合征患者行连续性血液净化治疗中的应用及护理.中国实用护 理杂志2007， 23 (12 B): 9-10;楚娜莎.有创血压的临床监测及护理.现 代中西医结合杂志2007 ， 16 (36) : 5527-8)。
动脉顺应性(compliance)又称动脉弹性(elasticity)是指由于血管 内压力的变化所引起的血管容积的变化，它是指血管壁的缓冲能力，是动 脉血管壁的内在弹性特征。它取决于动脉腔径大小和管壁硬度或可扩张 性，也是左心室后负荷的一个主要决定因素。心脑血管病事件实际上是血管病变的后果，因此，更合理的治疗目标应该是血管病变，而不完全是某 个危险因素。发生心脑血管病的基本病理变化是动脉硬化，而动脉硬化的 早期改变是动脉弹性功能降低。针对动脉弹性功能变化的研究已成为一个热点(高磊，李卫华.动脉顺应性的研究进展[J].心血管病学进展2007; 28 (1): 74-76;冯海波，孙宁玲.动脉顺应性及其影响因素[J].柳州医学 2007; 20 (3): 193-199)。动脉顺应性的检测方法可分为有创性和无创性。 目前的无创性测量方法脉搏波传导速度，反射波增强和动脉弹性指数等方 法。目前血压测量方法的优缺点血管有动脉和静脉，动脉有主动脉、大动脉、小动脉。血管是中空管 道，承受内压并受周围组织制约。血管截面近似圆形，血管壁呈多层复合 结构，可分为内膜、中膜和外膜3层。内膜由内皮细胞、基质膜和散在的 聚合物层组成，聚合物中含有胶原纤维、弹性纤维、网状纤维和其它细胞。 中膜由若干个同心弹性薄层构成，每层有平滑肌、弹性纤维和胶原纤维交 织构成。外膜是疏松的结缔组织。目前对血压的测量主要有三种方法:①直接测量法或称动脉介入法， 将连有压力换能器的动脉插管插入动物的血管进行直接测量，随时动态监 控动物血压变化，适合犬、兔、猫、大鼠等动物，也有测小鼠动脉。其优 点是测量血压准确，但缺点是，插管阻断了插入处血管远端的血流，影响 了其支配脏器的血液供应。特别是在大动脉插管，如颈总动脉、腹主动脉、 股动脉等插管时，影响范围较大，又由于阻断了大动脉的血流，必然使循 环系统的血压增高，结果与自然状况差别大。同时插管破坏了血管的完整 性，易发生凝血，在插管处形成血栓，阻塞插管，影响血压的测量。②间 接法，即尾动脉容积法[梁月琴，王蕾,张明升，等.清醒大鼠血压不同测量方法的结果比较[J].山西医科大学学报，2005， 36(3) :282-283;孙敬方.动 物实验方法学[M].北京:人民卫生出版社，2001:250 -251]，将尾套套在鼠 尾根部，原理类似于袖带测压法。此法的优点是不进行手术，无创，但测 量前要对动物进行加温加压，易引起烦躁不安；其最大缺点是测量的结果 与动物的实际血压有较大偏差，且重复性不很理想。③植入式遥感监测系 统[Ning G， Bai Y， Yan W， et al. Investigation of beat to beat cardiovascular activity of rats by radio telemetry [J]. Clin HemorheolMicrocirc, 2006， 34: 363-371;郭华，李莉，辛辉，等.长期遥 控监测动物血压法的建立及其在高血压鼠中的应用[J].心血管康复医学 杂志，2004, 13(6):520-521]应用无线电遥控及资料搜集系统，包括压力 感受器和信号发射装置。动物被麻醉后开腹，信号发射器埋藏于腹腔内， 将腹主动脉的血压生理信号转换成相应的电信号进行数据处理。其优点是 直接测得血管内压力，排除麻醉、手术、束缚的干扰，能实际地反映动物 心血管指标的实际，数值准确、稳定，可以长期连续观测血压变化，主要 缺点是，其植入子长期插入血管腔中，对抗凝的要求高，亦能阻断或部分 阻断血液，设备昂贵，实验操作复杂，技术难度大。 发明内容本发明的目的在于提供一种测量血压准确，不阻断被测处血管远端的 血流，不明显影响其支配脏器的血液供应，不会引起大范围脏器缺血，对 循环系统的血压影响小，测量的结果与自然状况接近，同时不破坏血管内 皮的完整性，不易发生血栓，提高了实验成功率的不插入血管腔内测量血 压、脉搏和血管顺应性的方法。为达到上述目的，本发明采用的技术方案首先用动脉夹夹住血管， 阻断血流，在阻断处的远心端，纵向切开血管壁的外膜，分离肌层，将压变电阻制成的压力换能器的探头植入血管的肌层与血管内膜之间，用生物 胶封口并固定压力换能器的输出导线，压力导线将压电讯号传至放大器， 经计算机处理，连续显示血压和脉搏的变化；血管外侧还套装有一钢性筒 形套，在钢性筒形套上安装一个张力换能器，即将带有张力导线的张力换 能器的探头一端固定在钢性筒形套上，另一端与血管壁外膜紧密接触。钢 性筒形套的内径不大于血流阻断时血管的外径。
本发明的另一技术方案是将压变电阻制成的压力换能器的探头紧贴 在血管外膜上，再把探头和血管一同固定在一个钢性筒形套内，压力换能 器的输出导线将压电讯号传至放大器，经计算机处理，连续显示血压和脉 搏的变化；钢性筒形套上还安装有一个张力换能器，即将带有张力导线的 张力换能器的探头一端固定在钢性筒套上，另一端与血管壁外膜紧密接 触；钢性筒形套的内径不大于血流阻断时血管的外径。
本发明测量血压准确，不需要阻断被测处血管远端的血流，因而不影 响其支配脏器的血液供应。特别是在大动脉插管，如颈总动脉、腹主动脉、 股动脉等插管时，不会引起大范围脏器缺血。又由于不阻断大动脉的血流， 对循环系统的血压影响小，测量的结果与自然状况接近。同时由于不破坏 血管内皮的完整性，不易发生血栓，提高了实验的成功率。
图1是血管内膜下植入法； 图2是血管外贴法；
图3是主动脉弹性组织的应力-应变关系；
图4是当血管中的压力等于或接近0时，血液对血管壁产生的压力等 于或接近O，血管壁处于松弛状态；
图5是血管在压力的作用下产生应变，其消耗的压力等于血液向血管壁施加的侧压力；图6是动脉血管的压力-应变关系；图7是在血管内压力较小时，血管壁的伸长量较小，动脉的直径增加 较小；图8是在血管内压力较大时，血管壁的伸长量较大，动脉的直径增加 较大；图9是血管顺应性(弹性)的测量。
具体实施方式
下面结合附图对本发明作进一步详细说明。实施例l，如图1所示，血管内膜下植入法图用动脉夹夹住血管，阻 断血流，在阻断处的远心端，纵向切开血管壁的外膜3，分离肌层2，将用 压变电阻制成的压力换能器的探头4植入血管的肌层2与内膜1之间，用生 物胶封口并固定压力换能器的输出导线5，压力换能器的输出线5将压电讯 号传至放大器，经计算机处理，连续显示血压和脉搏(心率)的变化。血 管的顺应性(compliance)是指血管内的压力每改变lmmHg时血管容积的 改变值。即C/AP式中C为血管的顺应性，AV和AP分别表示血管容积和压力的变化值。 本发明还可以在血管外侧套装一内径不大于血流阻断时血管外径的 钢性筒形套7，在钢性筒套上安装一个张力换能器，即将带有张力导线IO 的张力换能器的探头9一端固定在钢性筒套上，另一端与血管壁外膜3紧密 接触。当血管壁随着血压的变化而舒縮时，张力换能器探头9可将血管位 移的变化转化成电阻的变化，电阻的变化经张力导线10传至张力换能器， 变成电流的变化，再经计算机转化成血管位移的变化，代表血管容积的化。将血管容积的变化和血压的变化代入血管的顺应性的计算公式，即可 得出血管的顺应性，而且是连续变化的顺应性。
实施例2:参见图2，血管外贴法将压变电阻制成的压力换能器的探
头4紧贴血管外膜3 ，再把探头4和血管6—同固定在一个内径不大于血流阻 断时血管外径的钢性筒形套7内。当放开动脉夹后，血管腔8内血液充盈， 压力增大，弹性贮器血管的直径会随着动脉压的升高而增大，而压力换能 器的压变电阻探头4处的血管因固定在筒形套7内，其血管直径不能随血压 的升降而变化，血管内的压力会传递到压变电阻探头4上，引起电阻的变 化，电阻的变化经导线5传至换能器将电阻的变化转化为电流的变化，经 计算机转变成血压。可连续记录血压的变化。本发明还可以在钢性筒形套 7上安装有一个张力换能器，即将带有张力导线10的张力换能器的探头9一 端固定在钢性筒套上，另一端与血管壁外膜3紧密接触。将血管容积的变 化和血压的变化代入血管的顺应性的计算公式，即可得出血管的顺应性， 而且是连续变化的顺应性。
血压是血管内的血液对于单位面积血管壁的侧压力，是血液循环的动 力。要保持一定的血压，需要有三条基本条件①足够循环血量是血压形 成的基础，如果循环血量不足，血管壁处于塌陷状态，便失去形成血压的 基础。②心室收縮射血所产生的动力和血液在血管内流动所受到的阻力间 的相互作用。当心室收縮射血时，血液对血管壁产生了侧压力，这是动脉 压力的直接来源。当血液在血管内流动，由于血液有形成分之间以及血液 与血管之间摩擦会产生很大阻力，血液不能全部迅速通过，部分血液潴留 在血管内，充盈和压迫血管壁形成动脉血压。所以，动脉血压的形成是心 脏射血和外周阻力相互作用的结果。③大血管壁的弹性作用。大动脉有弹 性回縮作用。在心室收縮射血过程中，由于外周阻力的存在，大动脉内的血液不可能迅速流走，在血液压力的作用下，大动脉壁的弹力纤维被拉长， 管腔扩大，心脏收縮时所释放的能量， 一部分从动能转化成位能，暂时贮 存在大动脉壁上。当心脏舒张时，射血停止，血压下降，于是大动脉壁原 被拉长的纤维发生回縮，管腔变小，位能又转化为动能，推动血液流动， 维持血液对血管壁的侧压力。
由此可见，心室收縮力和外周阻力是形成血压的基本因素，而大动脉 管壁的弹性是维持舒张压的重要因素，足够的循环血量是形成血压的前 提。
物体的应力(stress)是指物体内单位面积上的弹性内力；弹性内力 的作用使物体具有恢复原状的趋势，其大小与外加拉伸力大小相等而方向 相反。物体的应变(strain)是物体受外力作用时，其线度、形状和体积 的改变量与原来相应的线度、形状和体积之比。图3显示了主动脉弹力组 织的应力-应变关系。杨氏模量(Young modulus)是物体在在法向外力作 用下线度发生变化时，在弹性范围内，应力与相应应变的比值。
文献报道，大鼠颈总动脉拉伸最大载荷为3.828 土0.26N，最大应力 为1.779±0.31 MPa ，最大应变为8.62±0. 16 %，弹性模量为165. 9± 18. 6 MPa，延伸率为23. 25±3. 6 %。大鼠脑膜中动脉最大载荷为3. 732± 0. 38 N，最大应力为1. 814±0. 42 MPa，最大应变为9. 37±0. 22 %，弹性 模量为171.6±26.2 MPa，延伸率为25.72士2.9 % (郑广翔，孙萃，马洪 顺.颈总动脉与脑膜中动脉拉伸实验研究[J].试验技术与试验，2006(4): 8-11)。
血管的弹性及力学特征主要取决于血管的平滑肌、弹性纤维和胶原纤 维。平滑肌易变形，在较小的应力下能产生较大的形变，杨氏模量仅为 103 105 N/m2;弹性纤维的杨氏模量也较小，约为(3 6) X 105 N/m2;弹性纤维的杨氏模量较大，约为109N/m2;抗张强度很高(王芝云主编. 医用物理学[M].科学出版社2001年第1版17-23)。不同血管的管壁内 平滑肌、弹性纤维和胶原纤维的含量不同，因而具有不同的力学性质。血管壁可分为内膜、中膜、外膜。内膜由内皮细胞、基质膜和一层纤 细的胶原纤维，弹性纤维和平滑肌细胞等组成的松散的聚集物构成，中膜 是平滑肌组织，可分为若干的同心的弹性层壳。由一些胶质纤维和弹性纤 维穿过层壳的上窗口，以三维的形式紧紧连在一起。血管壁的力学性质主 要取决于中膜,后者又取决于其中胶原纤维和平滑肌的性质、含量及空间 构型。血管的胶原纤维使胶原组织具有一定的强度和刚度。弹性纤维使血 管具有一定的伸縮性。外膜是疏松的结缔组织。当用动脉夹夹住血管，阻断血流，血管中的压力等于或接近O时，血 流对血管壁产生的压力等于或接近O，血管壁处于松弛状态(图4)。当放 开动脉夹，血管内的血压恢复，血液向血管壁施加侧压力。作为弹性组织 的血管，在压力的作用下产生应变，其应变消耗的压力等于血液向血管壁 施加的侧压力(图5)。动脉血管的应力-应变曲线见图6。从图6可以看出， 动脉的伸长量随应力(压力)的增加而变大，但不成直线关系。在血管内 压力较小时，血管平滑肌、弹性纤维和胶原纤维的伸长量较小，动脉的直 径增加较小(图7);血管内压力较大时，血管平滑肌、弹性纤维和胶原纤 维的伸长量较大，动脉的直径增加较大(图8)。本发明用一个钢性的筒形 套7套在血管的外周，阻止了血管的扩张，因而使血管平滑肌、弹性纤维 和胶原纤维失去了应力-应变特性，即血管管壁在遇到血压变化时，不产 生应变，不发生扩张。压变电阻制成的压力换能器的探头4紧贴在血管外 膜3与钢性筒形套7内，血压的变化可被压力换能器的探头感受，产生电流 的变化，再经计算机转化成血压值。该电阻的变化与血压的变化成正比。对于较大的动脉可将用压变电阻制成的压力换能器的探头4植入血管的肌 层2与内膜1之间。由于动脉内膜的收縮性很弱，因而探头4可在血管内膜 下(图l)感受血管内血压的变化。 脉搏的测量由于压力感受器可感受血压的连续变化，能把每个心动周期的血压变 化灵敏地记录下来，再根据血压波峰间距计算脉搏率，由于脉搏率等于心 率。即连续显示血压和脉搏率(心率)的变化。血管顺应性(弹性)的测量血管的顺应性(compliance)是指血管内的压力每改变lramHg时血管 容积的改变值。即C:AV/AP式中C为血管的顺应性，AV和AP分别表示血管容积和压力的变化值。 按图9的方法，在钢性筒套上安装一个张力换能器，即将张力换能器 的探头9一端固定在钢性筒套上，另一端与血管外膜3紧密接触，当血管壁 随着血压的变化而舒縮时，张力换能器探头可将血管位移的变化转化成电 阻的变化，电阻的变化经张力导线10传至张力换能器，变成电流的变化， 再经计算机转化成血管位移的变化，代表血管容积的变化。将血管容积的 变化和血压的变化代入血管的顺应性的计算公式，即可得出血管的顺应 性，而且是连续变化的顺应性。本发明可用于麻醉动物血压、脉搏和血管顺应性的测量；本发明可用 于临床病人血压和脉搏的有创监测；本发明可用于清醒动物的血压、脉搏 和血管顺应性的遥感测量。
权利要求
1、不插入血管腔内测量血压、脉搏和血管顺应性的方法，其特征在于首先用动脉夹夹住血管(6)，阻断血流，在阻断处的远心端，纵向切开血管壁的外膜(3)，分离肌层(2)，将压变电阻制成的压力换能器的探头(4)植入血管的肌层(2)与血管内膜(1)之间，用生物胶封口并固定压力换能器的输出导线(5)，压力导线(5)将压电讯号传至放大器，经计算机处理，连续显示血压和脉搏的变化。
2、 根据权利要求l所述的不插入血管腔内测量血压、脉搏和血管顺应 性的方法，其特征在于所说的血管外侧还套装有一钢性筒形套(7)， 在钢性筒形套(7)上安装一个张力换能器，即将带有张力导线(10)的 张力换能器的探头(9) 一端固定在钢性筒形套(7)上，另一端与血管壁 外膜(3)紧密接触。
3、 不插入血管腔内测量血压、脉搏和血管顺应性的方法，其特征在 于将压变电阻制成的压力换能器的探头(4)紧贴在血管外膜(3)上， 再把探头(4)和血管(6) —同固定在一个钢性筒形套(7)内，压力换 能器的输出导线(5)将压电讯号传至放大器，经计算机处理，连续显示 血压和脉搏的变化。
4、 根据权利要求3所述的不插入血管腔内测量血压、脉搏和血管顺应 性的方法，其特征在于所说的钢性筒形套(7)上还安装有一个张力换 能器，即将带有张力导线(10)的张力换能器的探头(9) 一端固定在钢 性筒套上，另一端与血管壁外膜(3)紧密接触。
5、 根据权利要求2和3所述的不插入血管腔内测量血压、脉搏和血 管顺应性的方法，其特征在于所说的钢性筒形套(7)的内径不大于血 流阻断时血管的外径。
全文摘要
不插入血管腔内测量血压、脉搏和血管顺应性的方法。用动脉夹阻断血流，在阻断远心端将压变电阻组成的压力换能器探头植入血管肌层与内膜之间，用生物胶封口；或将压变电阻探头紧贴血管外膜，再把探头和血管一同固定在一个钢性的筒形套内，当放开动脉夹后，血管腔内压力增大，压力传递到压变电阻探头上，引起电阻的变化，转化为电流的变化，经计算机转变成连续记录的血压变化。同时根据血压波峰间距计算脉搏，记录脉搏变化。在筒套上安装一个张力换能器，将血管位移的变化转化成电阻的变化，再转化成血管位移的变化，代表血管容积的变化，计算连续变化的血管顺应性。本发明不阻断被测处血管远端的血流，因而不影响其支配脏器的血液供应。
文档编号A61B5/024GK101248988SQ20081001763
公开日2008年8月27日 申请日期2008年3月6日 优先权日2008年3月6日
发明者静 刘, 孟新芳, 蕾 曹, 曹永孝 申请人:西安交通大学