用于测量血管中的流体流动限制的方法和装置.pdf

一种确定传送流体介质的血管（例如，人体或动物的冠状动脉系统）中的目标区域的缩窄（例如狭窄）的测量值的方法和装置。在该目标区域的一侧的至少一个位置取得一连串压力测量值和相应的一连串速度测量值。根据压力的变化dP的平方除以速度的相应变化dU的平方确定该流体介质的波速度c。将向前压力变化dP+与向后压力变化dP-分离，并且至少利用分离的向前压力变化来获取表示缩窄的测量值。

权利要求书一种确定传送流体介质的血管中的缩窄的测量值的方法，所述方法包括如下步骤：
a)在该血管内的第一位置取得一连串第一压力测量值P1和一连串相应的第一速度测量值U1，该第一位置位于目标区域的第一侧上；
b）在该血管内的第二位置取得一连串第二压力测量值P2和一连串相应的第二速度测量值U2，该第二位置位于该目标区域的第二侧上；
c）针对每一位置，根据压力的变化dP的平方除以速度的相应变化dU的平方来确定该流体介质的波速度c；
d）针对该第一位置，根据压力的变化dP1和速度的变化dU1之和来确定向前压力变化dP1+；
e）针对该第二位置，根据压力的变化dP2和速度的变化dU2之和来确定向前压力变化dP2+；
f）根据dP2+/dP1+的比率来确定表示通过该目标区域的压降的向前分离血流储备。
根据权利要求1所述的方法，其中，该目标区域的第一侧是该目标区域的上游，并且该第二侧是该目标区域的下游。
根据权利要求1所述的方法，其中，步骤c）包括：根据方程式c=(1/ρ)√(∑dP2/∑dU2)确定每一位置处的波速度c，其中ρ是该血管中的流体介质的特定密度。
根据权利要求1所述的方法，其中，步骤d）和e）包括：根据方程式dP1+=.(dP1+ρcdU1)/2和dP2+=.(dP2+ρcdU2)/2来确定所述向前压力变化dP1+和dP2+。
根据权利要求1所述的方法，其中，步骤f）包括：对dP1+和dP2+的多个值进行积分或求和以获取向前压力值P1+和P2+，以及根据P2+/P1+的比率来确定该向前分离血流储备。
根据权利要求1所述的方法，被应用于在该目标区域的每一侧上均具有波动压力源的血管。
根据权利要求6所述的方法，被应用于人体或动物心脏循环系统中的血管。
根据权利要求7所述的方法，其中，在至少一个完整的心动周期期间取得所述一连串第一压力测量值和第二压力测量值以及所述一连串第一速度测量值和第二速度测量值。
根据权利要求1所述的方法，其中，同时取得相应的压力测量值和速度测量值。
一种用于确定传送流体介质的血管中的缩窄的测量值的装置，所述装置包括：
压力传感器和速度传感器，用于至少在该血管中处于目标区域上游的第一位置和处于该目标区域的下游的第二位置取得一连串压力测量值和速度测量值；
处理模块，适用于：
接收在该血管内的第一位置取得的一连串第一压力测量值P1和一连串相应的第一速度测量值U1；
接收在该血管内的第二位置取得的一连串第二压力测量值P2和一连串相应的第二速度测量值U2；
针对每一位置，根据压力的变化dP的平方除以速度的相应变化dU的平方来确定该流体介质的波速度c；
针对该第一位置，根据压力的变化dP1和速度的变化dU1之和来确定向前压力变化dP1+；以及
针对该第二位置，根据压力的变化dP2和速度的变化dU2之和来确定向前压力变化dP2+；以及
根据dP2+/dP1+的比率来确定表示通过该目标区域的压降的向前分离血流储备。
根据权利要求10所述的装置，其中，该处理模块还适用于根据方程式c=(1/ρ)√(∑dP2/∑dU2)确定在每一位置处的波速度c，其中ρ是该血管中的流体介质的特定密度。
根据权利要求10所述的装置，其中，该处理模块还适用于根据方程式dP1+=.(dP1+ρcdU1)/2和dP2+=.(dP2+ρcdU2)/2来确定所述向前压力变化dP1+和dP2+。
根据权利要求10所述的装置，其中，该处理模块还适用于对dP1+和dP2的多个值进行积分或求和以获取向前压力值P1+和P2+，并且根据P2+/P1+的比率来确定该向前分离血流储备。
根据权利要求10所述的装置，还包括：用于监控心律并用于控制所述压力传感器和所述速度传感器以在完整的心动周期期间收集所述一连串压力测量值和所述一连串速度测量值的设备。

说明书用于测量血管中的流体流动限制的方法和装置
技术领域
本发明涉及用于确定局部限制（restriction）对于血管（vessel）（例如，输送管（pipe）或导管（tube））中的流体流动的影响程度的方法和装置。本发明特别地但不限于适用于测量血管中的狭窄（stenosis），并且，对于确定人体或动物的冠状动脉系统中的冠状动脉狭窄的大小（magnitude）特别有用。
背景技术
血流储备分数（FFR，Fractional Flow Reserve）是广泛应用于冠状动脉导管研究室中评估冠状动脉狭窄和支架置入（stent deployment）的妥当性的技术。FFR定义为狭窄的后方（或远端）的压力相比于狭窄的前方（或近端）的压力。结果是比率，即绝对数。FFR比率为0.5表示给定的狭窄导致通过该狭窄的血压下降50%。通常而言，FFR表示在血管中具有限制或缩窄（constriction）的情况下沿着血管的流体的最大流量与在血管中不具有限制或缩窄的情况下发生的最大流量相比的比率。
由于研究证明狭窄的视觉评估存在局限并且不适当的血管成形术会产生危害，所以FFR的使用在过去几年间快速增加。常规地，通过测量在最大充血情况下冠状动脉狭窄的两侧上的平均压降来执行FFR。然而，在特定环境下，例如，伴随急性心肌梗塞，FFR变得不可靠。这会导致不适当的临床决策。
尽管大多数血管床中的压力由单个输入（即，血管的主动脉端）引起，但冠状动脉的压力由近端（主动脉端）和远端（微循环端）以近似相等比例的贡献引起。远端压力由两种因素确定：
（1）借助于冠状动脉微循环的自动调节的内在（或“被动”）抵抗（resistance）。
（2）借助于贯穿心肌的小的微循环血管的压缩的外在（或“主动”）抵抗。
当前的FFR评估试图通过服用血管扩张药（例如，腺苷）以达到最大程度的充血，从而尽可能多地降低这一远端压力。然而，尽管服用血管扩张药会降低微循环血管的被动抵抗，但其不能抑制由贯穿收缩心肌的小血管的压缩引起的远端产生的微循环血管压力。
因此，由于不能消除主动抵抗成分，所以FFR中固有微小误差。进一步地，当在病变情况下内在或外在抵抗的调节受影响时，FFR变得更加不准确。被动抵抗失调的例子包括糖尿病、急性冠状动脉综合症、心肌梗塞后和冬眠心肌。主动抵抗失调的例子包括当主动脉对向（subtend）运动功能减退或运动失能节段（segment）。
有很多公开文献详细描述了这些错误，这可以解释为什么高度控制的研究实验室中血管内超声波(IVUS)和FFR之间的密切联系在临床环境下并没有被经常证实。
发明内容
本发明的目的是提供一种改进的和/或可替换的用于测量局部限制对血管（例如输送管或导管）中流体流动的影响程度的方法和装置。本发明的另一目的是提供这样一种用于测量血管中的狭窄的方法和装置，并且特别地但并不限于确定人体或动物冠状动脉系统中的冠状动脉狭窄的大小或影响。
根据一个方案，本发明提供了一种用于确定传送流体介质的血管中的缩窄的测量值的方法，该方法包括如下步骤：a)在该血管内的第一位置取得一连串第一压力测量值P1和一连串相应的第一速度测量值U1，该第一位置位于目标区域的第一侧上；b）在该血管内的第二位置取得一连串第二压力测量值P2和一连串相应的第二速度测量值U2，该第二位置位于该目标区域的第二侧上；c）针对每一位置，确定该流体介质的波速度c作为压力的变化dP的平方除以速度的相应变化dU的平方的函数；d）针对该第一位置，确定向前压力变化（forward pressure change）dP1+作为压力的变化dP1和速度的变化dU1之和的函数；e）针对该第二位置，确定向前压力变化dP2+作为压力的变化dP2和速度的变化dU2之和的函数；f）确定表示通过该目标区域的压降的向前分离血流储备作为dP2+/dP1+的比率的函数。
该目标区域的第一侧可以是该目标区域的上游，并且该第二侧可以是该目标区域的下游。根据方程式c=(1/ρ)√(∑dP2/∑dU2)可以确定在每一位置的波速度，其中ρ是该血管中的流体介质的特定密度（specific density）。步骤d）和e）可以包括：根据方程式dP1+=(dP1+ρcdU1)/2和dP2+=(dP2+ρcdU2)/2确定所述向前压力变化dP1+和dP2+。步骤f）可以包括：对多个dP1+和dP2的值进行积分或求和以获取向前压力值化dP1+和dP2+，以及确定该向前分离血流储备作为P2+/P1+比值的函数。该方法能适用于该目标区域的每一侧上均具有波动压力源的血管，例如人体或动物心脏循环系统中的血管。可以在人体或动物体的至少一个完整的心动周期期间取得这一连串的第一压力测量值和第二压力测量值和这一连串的第一速度测量值和第二速度测量值。可以同时取得相应的压力测量值和速度测量值。
本发明还提供了一种用于确定传送流体介质的血管中的缩窄的测量值的装置，该装置包括：i）压力传感器和速度传感器，用于至少在该血管中位于目标区域的上游的第一位置和位于该目标区域的下游的第二位置取得一连串压力测量值和速度测量值；ii）处理模块，适用于接收在该血管内的第一位置取得的一连串第一压力测量值P1和一连串相应的第一速度测量值U1；接收在该血管内的第二位置取得的一连串第二压力测量值P2和一连串相应的第二速度测量值U2；针对每一位置，确定该流体介质的波速度c作为压力的变化dP的平方除以速度的相应变化dU的平方的函数；针对该第一位置，确定向前压力变化dP1+作为压力的变化dP1和速度的变化dU1之和的函数；针对该第二位置，确定向前压力变化dP2+作为压力的变化dP2和速度的变化dU2之和的函数；确定表示通过该目标区域的压降的向前分离血流储备作为dP2+/dP1+的比率的函数。
该处理模块还适用于根据方程式c=(1/ρ)√(dP2/dU2)确定在每一位置的波速度c，其中ρ是该血管中的流体介质的特定密度。该处理模块还可以用于根据方程式dP1+=(dP1+ρcdU1)/2和dP2+=(dP2+ρcdU2)/2确定所述向前压力变化dP1+和dP2+。该处理模块还可以用于对多个dP1+和dP2的值进行积分或求和以获取向前压力值dP1+和dP2+，以及确定该向前分离血流储备（forward separated flow reserve）作为P2+/P1+的比值的函数。该装置可以包括：用于监控心律和用于控制所述压力传感器和所述速度传感器以在完整的心动周期期间收集所述一连串压力测量值和所述一连串速度测量值的设备。
附图说明
现在通过示例方式并且参考所附附图描述本发明的实施例，其中：
图1示出传送流体介质的血管的示意图，其中该血管具有导致压降的缩窄；
图2示出适用于分析血管中的狭窄或其他流动限制的向前压力血流储备测量技术的流程图；
图3示出适用于实施图2的方法的装置的示意图；
图4描绘在正常心室和功能严重减退的心室中近端产生的波和远端产生的波之间的比率的差异；
图5是在正常和假定受损的左心室功能中，血流储备分数随着冠状动脉狭窄的增大而下降的示意图，其示出了在正常收缩的左心室（LV）中，血流储备分数随着冠状动脉狭窄的增大而下降（实线），而在假定受损的左心室模型（虚线）中，血流储备分数下降较小的量；以及
图6示出了一组曲线图，其描绘了随着时间变化将总的测量压力分离为其向前和向后移行成分。
具体实施方式
近来，已经描述了如何能够将冠状动脉内的压力波的主动脉和微循环成分进行分离。参见J E Davies等:用于心脏舒张的冠状动脉填充的主要向后传播吸收波在左心室肥大的情况下减弱的证据（Evidence of a dominant backward‑propagating"suction"wave responsible for diastolic coronary filling in humans,attenuated in left ventricular hypertrophy）；循环（Circulation）2006年4月11日；113(14):1768‑78；以及J E Davies等:使用同时测量的压力和速度来评估人体中单一位置的动脉波速度（Use of simultaneous pressure and velocity measurements to estimate arterial wave speed at a single site in humans）；2006年2月美国生理杂志·心脏循环生理（Am J Physiol Heart Circ Physiol）；290(2):H878‑H885。
本发明人已认识到：通过使用在此描述的向前压力血流储备技术，可以评估狭窄的严重性，而不需要考虑（或移除）远端压力成分。向前压力血流储备通过分离出压力波形的近端和远端（或“向前”和“向后”）成分而克服了传统FFR的限制。向后压力成分（backward pressure component）可以被移除。冠状动脉狭窄的评估被简化为非常类似于具有单个压力源（即，左心室）的主动脉狭窄的评估。
冠状动脉压力分离具有多个优点。首先，其不要求服用腺苷以扩张冠状动脉微循环。其次，其很可能独立于左心室功能，这使其适用于急性冠状动脉综合症、心肌梗塞后和冬眠心肌，在这些情况下，传统FFR作为评估技术具有相反指示（contra‑indicated）。
实际上，通过同时测量压力（P）和流速（U）并且计算产生在前（例如，主动脉）端的压力P+（方程式1）和从后（例如，微循环）端产生的压力P‑（方程式2）可以确定分离的压力。
P+=∑(1/2).(dP+ρcdU)                  （方程式1）
P‑=∑(1/2).(dP–ρcdU)                 （方程式2）
dP表示测量的压力变化；dU表示测量的速度变化；c是波速度；以及ρ是流体介质（例如，血液）的密度。根据类似于传统FFR的方程式可以确定冠状动脉狭窄的严重性。在传统的FFR中，狭窄的测量（即，以上定义的FFR比率）由以下方式确定：
传统的FFR=(远端压力)/（近端压力）      （方程式3）
可选择地，传统FFR的测量可以根据向前压力血流储备来表达，即不受从微循环端产生的向后压力的影响：
向前压力血流储备=（远端P+）/（近端P‑） （方程式4）
图1示出用于在沿着血管（vessel）的轴向方向12上传送流体介质11的血管10的示意图。血管10可以是输送管或导管，且在一个重要的情况下可以包括人体或动物的冠状动脉系统中的一部分血管。血管10中的缩窄15示例出目标区域16，针对该目标区域16期望测量出这一缩窄对通过血管的流体流动的影响。在一定情况下，缩窄15可以是冠状动脉狭窄，并且要求确定穿过该缩窄的流体压力的下降的测量值以便确定通过血管的最大流量与没有缩窄的情况下将会产生的最大流量相比的比率。区域5和6表示第一和第二位置，在该位置，可以根据以下待描述的方法取得压力和速度测量值（measurement）。第一位置5位于目标区域15的第一侧上，第二位置6位于目标区域15的第二侧上。第一位置5可以在冠状动脉（或其他）狭窄的近端或主动脉侧，并且第二位置6可以在冠状动脉（或其他）狭窄的远端或微循环侧。优选地，从狭窄到第一位置（近端或主动脉侧）的距离至少是血管的未限制部分的血管直径的1.5倍。
图2示出用于确定血管10中的缩窄15的测量值的示例性方法20。在第一位置5取得一连串第一压力测量值P1和一连串相应的第一速度测量值U1（步骤21）。在第二位置6取得一连串第二压力测量值P2和一连串相应的第二速度测量值U2（步骤22）。优选地，基本上同时取得每一压力测量值及其相应的速度测量值。
在第一位置5和第二位置6的每一个位置处的波速度c根据压力的变化dP的平方除以速度的相应变化dU的平方而确定（步骤23）。优选地，压力的变化dP由这一连串的第一压力测量值P1中的一对和相应地由这一连串的第二压力测量值P2中的一对来确定。优选地，速度的变化dU由这一连串的第一速度测量值U1中的一对和相应地由这一连串的第二速度测量值U2中的一对来确定。特别优选地是，在一段时间内取得一连串的压力测量值和相应的速度测量值以便产生多个dP和dU测量值，这些测量值可以被总计（aggregate）以改善信噪比。可以针对被求和并取得总和的平方根的一连串压力和速度测量值对来计算波速度。因此，可以根据如下公式在第一位置5和第二位置6中的每一个位置处针对一连串的测量次数确定波速度：
c=(1/ρ)√(∑dP2/∑dU2)   （方程式5）
其中，ρ是血管中流体介质的特定密度。在优选的情况下，流体介质是密度为1050kg/m3的血液。
然后，根据压力的变化dP和速度的相应（同时）变化dU的总和来确定向前压力变化dP+。更优选地是，如步骤24和25所示，根据如下方程式确定第一位置处的向前压力变化dP1+：
dP1+=.(dP1+ρcdU1)/2      （方程式6）
并且根据如下方程式确定在第二位置处的向前压力变化dP2+：
dP2+=.(dP2+ρcdU2)/2      （方程式7）
优选地，在所有连续的测量值上对dP1+的值求和或积分（integrate）以便获得第一位置处的向前压力值P1+（步骤26）。同样优选地，在所有连续的测量值上对dP2+的值进行求和或积分以便获取第二位置处的向前压力值P2+（步骤27）。
然后，根据P2+/P1+（或者如果使用单个压力变化测量值，则根据dP2+/dP1+）的比率来确定针对向前压力的血流储备。如果第一位置5包括狭窄的近端或主动脉侧并且第二位置6包括狭窄的远端或微循环侧，则向前压力血流储备FPFRforward=P+distal/P+proximal。因此，在优选的设置中，第一位置5是目标区域15的上游，并且第二位置6是目标区域15的下游（假设连续正向流动）。
在测量冠状动脉狭窄的情况下，优选地，在至少一个完整的心动周期期间并且优选地在一整个心动周期期间得到连串的压力和速度测量值。在计算FPFR中可以使用P1+和P2+的平均值和最大值以得出FPFRmean和FPFRmax的值。用于获取向前压力值P1+和向前压力值P2+的dP1+和dP2+的值可以从一个或多个心动周期的所选择部分，或如上所述在一个或多个完整的心动周期期间取得。优选地，针对每一心动周期使用至少5个或10个dP1+和dP2+的测量值。
装置
适用于执行如上所述的方法的装置大体上如图3所示。
压力感测设备30用于产生表示在血管10中的所选择位置5或位置6上的瞬时（instantaneous）压力的信号。这些压力信号被传输至合适的模数转换器31以产生根据所选择位置上的取得的时间而变化的一系列压力测量值，例如连串的第一压力测量值P1和连串的第二压力测量值P2。类似地，速度感测设备32用于产生表示在与压力感测设备30基本上相同的选择位置5或位置6上的瞬时流体速度的信号。这些流体速度信号被传输至合适的模数转换器33以产生根据在所选择位置取得的时间变化的一系列流体速度测量值，例如连串的第一速度测量值U1和连串的第二速度测量值U2。优选地，基本上同时取得相应的压力测量值和速度测量值。
压力感测设备30可以是能提供血管10中的所选择位置的直接或间接压力测量值的任何合适的变换器或其他设备。压力感测设备可以是位于血管10中的所选择位置5、6的流体内的现场（in‑situ）压力变换器，或者可以是使用来自流体流的任何可检测辐射或其偏狭（confining）的血管的位于远处的有源或无源传感器，其能用于确定压力，不管是以声学方式、电磁方式、磁方式或其他方式。例如，在冠状动脉和主动脉中，可以使用火山公司（volcano corporation）的PrimeWireTM，FloWireTM以及ComboWireTM作为现场传感器。
类似地，流体速度感测设备32可以是能提供血管10的所选择位置处的直接或间接流体速度测量的任何合适的变换器或其他设备。流体速度感测设备32可以是位于血管中的所选择位置5、6的流体内的现场变换器，或者可以是使用来自流体流的任何可检测辐射的位于远处的有源或无源传感器，其能被用于确定流体速度，不管是以声学方式、电磁方式、磁方式或其他方式。在冠状动脉和主动脉中，可以使用之前参考的WaveWireTM，FloWireTM以及ComboWireTM作为现场传感器。“来自流体流的可检测辐射”的表述旨在包含来自于流体自身或来自于流体中携带的药剂（agent）或标记（marker）的能量的任何有源或反射的辐射或再辐射。
可以使用相同的压力感测设备30在独立的时间获取第一位置5处的连串的第一压力测量值P1以及第二位置6处的连串的第二压力测量值P2。类似地，可以使用相同的速度感测设备32在独立的时间获取第一位置5处的连串的第一速度测量值U1以及第二位置6处的连串的第二速度测量值U2。可选择地，组合传感器（例如，ComboWireTM传感器）可以被配置为在第一位置和第二位置同时取得测量值。ComboWireTM传感器是可转向的引导线（steerable guide wire），该引导线具有接近末端安装的压力变换器和接近末端安装的超声波变换器。其可用于同时测量包括冠状动脉和末梢血管的血管中的压力和血流速度。
来自于数模转换器31、33的数据流被传输至优选地由计算机34实施的数据记录模块35。计算机34包括用于实施在此描述的算法的分离压力血流储备分析模块36。
第一处理模块37（波速度分析模块）优选地根据以上针对c提供的方程式（方程式5）确定第一和第二位置处的波速度。第二处理模块38（压力分析模块）优选地根据以上针对dP1+提供的表达式（方程式6）确定第一位置处的向前压力变化。第二处理模块38优选地还根据以上给出的针对dP2+的表达式（方程式7）确定第二位置处的向前压力变化。波速度c可以通过在一个或多个完整的心动周期期间在所选择位置对压力和流体速度进行采样并且在这些周期期间进行平均而确定。
计算机34优选地包括另一计算模块39，以便根据图2的步骤26和27对第一位置和第二位置处的向前压力变化进行积分或求和，并且优选地根据图2的步骤28确定向前压力血流储备FPFRforward。
FPFRforward给出了冠状动脉狭窄的严重性的测量值。通过这种方式产生的测量值（即，仅使用向前移行（forward‑travelling）（主动脉产生的）压力波）基本上不受或很少受冠状动脉微循环的心肌收缩或自主调节异常的局部变动的影响。计算机34的数据处理可以在任何合适的装置上执行，例如合适的编程计算机系统或在定制的压力和流速测量的硬件/软件测量控制台中。应理解的是，硬件和软件中的计算功能分布可以与图3所示的示例性分析模块不同的方式处理，并且可以任何合适的硬件和软件的组合实施。
附录1提供了使用在评估冠状动脉狭窄中分离向前和向后分离的压力的临床意义的讨论。
尽管已结合冠状动脉系统中的狭窄或其他缩窄的分析原则性地描述了本发明的技术，但所描述的技术还可以适用于其他系统（例如肾脏循环系统）或流体流动通过由向前和向后移行压力波支配的缩窄的任何其他系统。
其他实施例有意地包含在所附的权利要求书的范围内。
这种新的向前压力血流储备技术相对于传统的FFR具有几种关键的治疗优势：
1.在急性心肌梗塞后迅速评估冠状动脉狭窄
2.在急性冠状动脉综合征的5天内评估冠状动脉狭窄
3.评估具有局部室壁运动异常的患者的冠状动脉狭窄
4.评估针对微循环疾病的冠状动脉狭窄
5.消除服用腺苷的需要
这些益处可以显著地增加适用于FFR类型评估的患者的数量，并且对执行冠状动脉血管再生的病例的总数量具有积极的影响。当前，在英国，接近30%的病例数来自于具有急性心肌梗塞或急性冠状动脉综合征的急性入院患者。在这些人中，FFR是相反指示的，并且被发现在最好情况下至多不一致并且经常不可靠。
向前压力血流储备通过分离压力波形的近端和远端成分克服或减轻了这些限制。由于向前压力血流储备能够从向前压力成分中移除向后压力，因此，消除了服用特效血管扩张药（例如，腺苷）的需要。
这具有几种具体的优点。
1.克服了腺苷不耐性（intolerance）（哮喘、慢性阻塞性肺病（COPD）等）的限制
2.克服了腺苷耐药性（adenosine resistance）的限制
3.避免二次中心静脉鞘的插入
4.减少了病例的整体时间
从引导数据（pilot data）中，发明人发现在正常的和运动功能严重减退的心室中近端产生的波与远端产生的波之间的比率的巨大差异。在一些病例中，当与对向正常收缩的心肌的动脉相比时，可以观察到在对向功能严重衰退区域的动脉中近端/远端的比率减少多于80%。这一点在图4中示出。使用左前降动脉中的动脉内导线和针对每一动脉计算的波强度（wave intensity）来记录压力和流速。在具备保留功能（preserved function）的心室中，近端/远端的比率接近于1，而在对向功能严重衰退的节段（segment）的动脉中，这个比率显著地增加。这表明局部心肌功能有差别地影响从近端和远端产生的压力。
血流储备分数（FFR）假设冠状动脉压力仅仅由动脉的近端（主动脉）产生，并且通过传输的腔压力和收缩心肌施加到壁内冠状动脉血管上的力对冠状动脉压力并没有贡献。发明人已证明情况并非如此，而是冠状动脉压力由接近50%向前移行（主动脉产生的）压力成分和50%向后移行（backward‑travelling）压力成分组成（参见图4，左侧曲线图）。可以确信，针对心肌收缩的局部改变的对象：(i)向后移行压力显著地降低（如图4的右手侧曲线图所示），（ii）不能确定FFR的下降归因于心肌收缩中的与血液动力相关的明显冠状动脉狭窄或局部改变。使用本专利申请描述的分离的压力成分允许冠状动脉狭窄在血液动力血上的意义独立于心肌收缩的局部改变而量化。这种技术可以在临床实践中例行采用，并且消除了静脉注入腺苷的需要。
血流储备分数（FFR）在评估冠状动脉狭窄1,2,3，4的心理意义和心导管实验室中支架置入5的妥当性方面得到日益增长的使用。这种技术基于简单的前提，该前提是狭窄越大，在主动脉与狭窄的下游之间的压力下降越大。
FFR基于这样的假设：压力变化纯粹由冠状动脉的主动脉端引起。然而，包括我们自己的几项研究清楚地证明了冠状动脉压力受血管6‑9两端的压力变化的影响。冠状动脉血流的最广泛被接受的模型是心肌内泵6（intra‑myocardial pump）和时变弹性模型9。这两种模型均预测由于心肌内压力和心肌收缩的提高导致小的微循环血管6的压缩，在心脏收缩期间存在逆行的冠状动脉血流。这种逆行的血流通过使用探针视频显微镜10和多普勒流量探头11在活体犬内进行测量而得到确认。这表示在心脏收缩中存在大量的向后压力梯度。我们的工作8是将这一向后压力梯度表征（characterise）为在早期心脏收缩时由于冠状动脉的微脉管系统的压缩导致的在人体的冠状动脉中看到的向后移行波。在心脏舒张中，由于伴随心肌松弛的内部血管的减压，有相应的血“吸收”到冠状动脉的微脉管系统。近来，我们已经证明这种向后吸收波在左心室肥大8中受到压制。因此，在损害由特定的冠状主动脉提供的心肌区域的松弛性行为的其他环境下，向后移行压力成分可能更小。由收缩和松弛心肌产生的压力梯度的存在将显著地影响FFR的测量值，或许50%或更多（图5）。
FFR计算中隐含的单向压力梯度的假设限制（即，对冠状动脉压力没有重大的向后移行贡献）被认为是微脉管疾病和左心室机能障碍2，12,13中错误的潜在来源。然而，直到最近也没有处理这种问题的手段，即缺乏一种在人体对象中将冠状动脉压力波形分离成为向前和向后移行成分的技术。
我们最近研发了一种新的技术（单点（single‑point）技术），该技术与波强度分析相结合能基于压力和流速14的同时记录将冠状动脉压力分离为其向前和向后移行成分（图6）。这种测量使用为用于内部冠状动脉而设计的商业渠道可得到的组合压力‑流动导线（Combiwire，Volcano），目前可行性很高，并且消除了服用腺苷的需要。通过在活人体研究中使用这种技术，我们已经识别了相对于（responsible for）冠状动脉血流的波，并且将冠状动脉压力波形分离成为其向前移行（主动脉产生的）和向后（微循环产生的）移行成分8。
这些研究证明人体冠状动脉中的向后移行压力成分与大的向前移行压力成分具有相同的重要性。由于冠状动脉压力恰是向后移行压力成分的结果，就像是向前移行成分一样，如果我们对压力的向前传播感兴趣，则利用分开的向前压力成分来测量FFR更合适。这样，通过移除向后压力成分，我们可以消除左心室功能、微脉管系统功能障碍以及右心房压力的局部改变的影响，允许更准确地评估狭窄的血液动力学意义。
图6示出用于描述根据时间将整体测量的压力分离为其向前和向后移行成分的一组曲线图。在47岁男子的卷曲动脉（circumflex artery）上同时测量压力和流速。波强度分析被应用于将冠状动脉压力分离为其向前和向后移行成分。由于冠状动脉和主动脉之间有大的阻抗失配，因此向前压力不同于主动脉压力。在这些位置，向后移行波重新反射回冠状动脉作为降低压力的扩张（或吸收）波。
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