血流动力学基础： 从压力-容积环了解心脏病理生理学

介绍

近十年来，机械循环支持和多模式药物治疗的使用急剧增加。因此，深入了解心脏生理学是心血管领域专业医护人员的一项重要要求。

心脏是一个电动自力式液压泵，由两个串联的弹性肌腔组成，同时向肺循环和全身循环输送近似等量的血液。正如 Suga 和 Sagawa 首次描述的那样，在给定的心腔容积下，心肌肌条的作用力产生的压力与肌条本身的长度有关。由于心肌的力-长度关系是心室压力-容积关系的基础，因此心室压力-容积环（PVLs）可提供对心脏病理生理学的全面了解。心室压力-容积环是实时监测心脏力学中与负荷有关和与负荷无关的复合指标的一种独特方法，因此也是了解血流动力学失常和个体化适当治疗方法的辅助工具。

下文将结合左心室和右心室 （LV和RV）PVL 介绍心脏生理学。

心动周期

如图 1A 所示，通过 PVL，可将瞬时心室压力绘制在 y 轴上，同时将心室容积绘制在 x 轴上，以此来描述每个心动周期。在 a 点，心室压力低于心房压力，二尖瓣打开，从而启动心室充盈。在正常顺应性心脏中，舒张末期（b 点）心室压力相对较低，而心室容积相对较高。随后，等容收缩开始。在这一阶段，室壁张力的上升导致心室压力增加，正如拉普拉斯定律所描述的那样：由于该压力低于主动脉压力，主动脉瓣保持关闭，从而阻止了心室容积的变化。由于与后负荷无关，心室内压力的上升速率是心室内在收缩力的一个指标。它可以用最大速率 dP/dtmax 来描述，dP/dtmax 对前负荷的大幅增加适度敏感，也可以用舒张末期容积（EDV）来表示，以克服对前负荷的依赖性。当心室内压超过主动脉压时，主动脉瓣打开，血液射入动脉系统（c 点）。在心室压力达到峰值后，心室内压开始下降，直至达到收缩末压（ESP）点（d 点）。每博输出量（SV）是心室在每个心动周期中射出的血液量，等于舒张末容积和收缩末容积之差（SV = EDV - ESV）。射血阶段结束时，主动脉瓣关闭，等容舒张开始。压力衰减的速度决定了心室的顺应性，其特征是指数衰减时间常数（τ），它反映了心肌细胞内交桥解偶联的速度。等容舒张一直持续到 a 点，此时心动周期重新开始。

图 1. (A) 正常左心室压力-容积环。X 轴为心室容积，Y 轴为心室压力。环的每一段代表心动周期的一个阶段：a-b，心室充盈；b-c，等容收缩；c-d，射血；d-a，等容松弛。详见正文。(B）心室收缩力的变化。在恒定的前负荷（EDV）和后负荷（Ea）条件下，收缩力上升（红色）导致 ESPVR 或 V120 左移，同时 ESP 和 SV 增加；相反，心肌收缩力下降（蓝色）导致 ESPVR 或 V120 右移，同时 ESP 和 SV 减少。(C）舒张特性的变化。EDPVR 的曲线形状表明心室在容积增大时变得越来越僵硬（绿色）。僵硬的心室（红色）显示 EDPVR 或 V30 左移，而顺应性好的心室显示（蓝色）EDPVR 或 V30 右移。(D) 时变弹性。心动周期多点的压力-容积曲线，弹性从舒张期到收缩末期逐渐增加。ESV，收缩末容积；EDV，舒张末容积；ESP，收缩末压力；SBP，收缩压；SV，每搏容积；ESPVR，收缩末压力-容积关系；EDPVR，舒张末压力-容积关系；Ees，心室弹性；Ea，动脉弹性。

内在特性

这些环由心脏的内在特性决定：收缩末压力-容积关系（ESPVR）和舒张末压力-容积关系（EDPVR）。

在生理范围内，ESPVR 是连接属于多个 PVL 的每个 ESP 点的近似直线，这是通过在恒定的心室收缩力下改变前负荷和后负荷实验获得的（图 1A）。这种线性关系可表示为：

其中，ESP = 收缩末压，Emax = 最大心室弹性，VES = 收缩末容积，V0 = 容积轴截距。

上述方程的第一个因子是 Emax，它是这一线性关系的斜率，可表示如下：

由于主动脉阻抗和血液从主动脉瓣流出的惯性，主动脉射血在达到 Emax 后不久就会延长。因此，Emax 并非完全在收缩结束时达到，而是非常接近。由于其与负荷无关，Emax 是心室内在收缩力的极佳指标。事实上，正如 Suga 及其同事对犬左心室的研究表明的那样，在通过神经切片实现的恒定收缩状态下，心率、前负荷和后负荷（或两者）的大量变化不会改变 Emax。然而，注射肾上腺素会显著改变后者。

另一个重要因素是 V0，它被视为功能上的 "死腔容积"，在此容积下心室无法产生任何力量，因此也无法产生任何压力。它是心脏大小的一个函数，由于 ESPVR 被近似为线性关系，因此可能出现负容量值。然而，真实的 ESPVR 始终是曲线关系，其非线性程度取决于心室收缩状态。这种曲线拟合（相对于容积轴凹陷）可以正确预测 V0 的微小正值。

收缩力的增加意味着心室在任何给定的心腔容积下都有更强的收缩能力，从而增加了压力。然而，由于心腔大小本身保持不变，心室死腔容积 V0 不会发生变化。因此，在压力-容积图中，ESPVR 理论上可以向左或向右移动（分别导致 SV 和 ESP 增加或减少），而 V0 不会发生任何变化（图 1B）。然而，V0 也可能随着收缩力的变化而变化。例如，梗死心室的 Emax 降低伴随着心室腔尺寸的增大，这最终会移动容积截距。因此，有必要考虑 Emax 和 V0 的变化，以便将 ESPVR 充分解释为收缩力指数。为了缓解对 V0 的解释问题，建议将 ESPVR 达到 120 mmHg 时的心室容积（V120）作为替代值：其值越高，心室收缩力越低，反之亦然 （图 1B）。

EDPVR 是一个曲线函数，包围了在不同前负荷下获得的多个 PVL 的下边界，并定义了心室的被动舒张特性（图 1A）。非线性说明了舒张特性指标的复杂性。因此，过去曾对 EDPVR 应用了多种指数、立方和幂曲线拟合方法，目的是开发一种简单的心室僵硬度指数。最新提出的方法将相同的曲线关系调整为以下数学上相似的方程：

其中，S = 舒张期心肌僵硬度，这是一个与体型无关的参数，单位为应力；Vm = 最大舒张期心室容积；V0 = 容积轴截距，即压力为零时的平衡舒张容积。

最大容积（Vm）随着压力的逐渐增加而逐渐接近，最终会导致心室破裂。心包也将左右心室腔紧密连接在一起，因此也将各自的舒张压紧密连接在一起，从而对左心室的 EDPVR 产生重大影响。因此，舒张期左心室不应被视为 "无约束的弹性心肌外壳"，而应被视为 "由坚硬的心包和弹性肌肉组成的复合外壳，并由顺应性良好的室间隔细分"。从组织学的角度来看，曲线形状是由于不同类型的纤维在不同的压力-容积范围内被拉伸所致。事实上，在低压-容积范围内，顺应性弹性纤维的拉伸只决定了给定容积增量下压力的小幅增加。另一方面，在较大的容积范围内，胶原纤维的伸展超出了其长度，使得压力陡增。因此，对 EDPVR 的分析表明了心室舒张期的主要特征：在低容量时，心室顺应性高，容易充盈，但在高容量时，心室变得越来越僵硬（图 1C）。

在临床实践中，EDPVR 的移动反映了心肌材料特性的变化（如纤维化和水肿）以及生理或病理重塑。僵硬心室的 EDPVR 左移，而顺应性心室的 EDPVR 右移。与收缩期类似，舒张特性的另一个指标是心室容积（V30），即心室压力达到 30 mmHg 时的容积。V30 反映了心室顺应性，是重塑（如射血分数降低的心力衰竭）或舒张功能障碍（如限制性和肥厚性心肌病）程度的指标（图 1C）。

Suga 和 Sagawa 将上述所有心肌固有特性整合为一个统一的时变弹性概念。事实上，可以为心动周期中的每个点绘制压力-容积曲线（图 1D）。由于所有这些曲线的斜率都具有弹性（∆P/∆V）的维度，因此整个心动周期可以通过心腔弹性随时间的周期性变化来观察。因此，时变弹性模型由一个弹性元件组成，该弹性元件从舒张期的低弹性（高顺应性）循环到收缩期的高弹性（低顺应性）。因此，该弹性在射血阶段逐渐增加，在收缩末期达到峰值。

外在特性

每个单个 PVL 的位置和形状都受到心脏两个基本外在特性的影响：前负荷和后负荷。

前负荷被定义为舒张末期的心肌伸展，最终与收缩期收缩前的最大肌纤维长度相关。尽管在涉及舒张功能障碍的疾病状态下，充盈压和充盈容积之间的关系会发生变化，但舒张末压（EDP）或充盈容积（EDV）仍是衡量前负荷的指标。根据经典的Frank–Starling定律，心肌受到的拉伸越大，随后的收缩就越强。这种关系是曲线型的，因此，在前负荷较高时，进一步增加容积会导致心输出量的增加较小。此后，许多学者研究了前负荷变化对 PVL 的影响。在实验中，前负荷的变化可以通过下腔静脉闭塞在体内或体外获得。体外实验为研究前负荷、后负荷和收缩状态的单独变化提供了独特的可能性。这些实验表明，如果后负荷和收缩力保持不变，前负荷的降低会导致 EDV 变小，从而使 PVL 左移。相反，容积负荷会导致 PVL 更大且右移，从而导致 ESP 和 SV 增加（图 2A）。

图 2：（A）前负荷的变化。在恒定的后负荷（Ea）和收缩力（Emax）条件下，容积耗竭（蓝色）导致 PVL 变小且左移，EDV、ESP 和 SV 变小；相反，容积过载（红色）导致 PVL 变大且右移，EDV、ESP 和 SV 变大。(B）后负荷的变化。在恒定的前负荷（EDV）和收缩力（Ees）条件下，后负荷增加（Ea-红色右移）决定了ESP增加，同时SV降低；相反，后负荷减少（Ea-蓝色左移）决定了ESP减少，同时SV升高。

后负荷可定义为心室将血液射入动脉系统所必须克服的负荷。后负荷的经典定义是根据修正的拉普拉斯定律，假设心室呈球形：

其中，τ = 室壁应力，p = 心室内压，r = 心室半径，h = 室壁厚度。

然而，这一公式有两大局限性。首先，心室形状只是近似值，忽略了心室的结构和几何形状。第二，忽略了主动脉血管的贡献。因此，有人提出动脉输入阻抗作为估算后负荷的可行替代方案。该阻抗来源于对主动脉压力和血流波的傅尼叶分析，描述了血管负荷回路的平均和脉动特性。然而，阻抗与心脏机械特性的耦合在数学上是复杂的，因为它的域不同（分别是频域和时域）。因此，Sunagawa 等人提出了 "有效动脉弹性（Ea）"的概念，它是基于压力-容积平面的后负荷的最佳近似值。Ea 线的斜率近似等于 ：

其中，TPR = 总外周阻力，T = RR 间隔（秒）。

然而，在射血阶段结束时，近端动脉包含的血容量等于 SV，压力等于 ESP。因此，可以认为 Ea 是动脉总负荷的综合测量值，其中包含阻力和搏动成分，反映了这一负荷对心室的净影响。由于 Ea 在图形上表示为负斜率，该斜率源于 ESP 处的心室弹性，并与 EDV 处的 x 轴相交（图 1A），因此可以用以下简单公式充分估算 ： 

后负荷增加会导致沿 ESPVR 的 Ea 斜率增加，从而导致 PVL 右移（如果 ESPVR 保持不变），同时 ESP 上升，SV 下降。换句话说，后负荷增加会导致 ESP 增加而牺牲射血，从而降低心脏的机械效率（图 2B）。

心肌功和耗氧量

时变弹性模型为量化每次心跳产生的总机械能提供了理论基础。在瞬时 PVL 逆时针旋转的过程中，心室会产生一定量的机械能以增加其弹性并允许射血。这种能量可以用 ESPVR、EDPVR 和收缩瓣内的面积来表示，即压力-容积面积（PVA）。心室产生的总能量中只有一部分转化为对外做功，从而转化为心输出量。因此，PVA 等于两个较小面积的总和，具体计算公式如下：

其中，SW = 每博功，即环内的面积；PE = 势能，即 ESPVR 和 EDPVR 以及同一图中等容舒张支所限定的面积（图 3A）。

图 3：（A）心室能量。SW，每博功，用下式表示：

PE，势能，用以下公式表示为

(B) 心肌耗氧量。x 轴为 PVA。y 轴为 MVO2。MVO2 和 PVA 之间呈高度线性关系，在收缩力恒定的条件下，斜率和 y 轴截距没有变化。相反，收缩力增强会增加 MVO2 的截距，而斜率不会有任何变化，这反映了由于额外的横桥循环而增加的耗氧量。

SW 是心室将血液泵入动脉系统所做的外部机械功。单单 SW 与心肌每搏耗氧量（MVO2）的关系并不一致，因为 SW 并不包括等容收缩和松弛（无射血）时的耗氧量。因此，PE 代表的是收缩过程中积累的势能，并没有转化为外部功，而是在射血阶段结束时储存在心室壁的弹性中。换句话说，它可以被视为对心肌粘弹性特性的功。

正如 Suga 及其同事的实验所证明的那样，不可能将所有 PE 转化为 SW，从而达到 100% 的效率。然而，由于松弛的心室在压力负荷降低的情况下仍能减少容积，从而完成外部机械功，因此多达 70% 的 "浪费能量 "可有效转化为 SW。这些功合理地来源于收缩过程中产生并储存在心室壁中的部分 PE。

通过冠状动脉窦血流量（CSbf）和动脉-冠状动脉窦氧含量差，可以近似得出 MVO2：

从 PVL 的角度来看，实验发现每搏 MVO2 与 PVA 之间存在高度线性相关，因为能量消耗与内部和外部做功都有关（图 3B）。因此，心脏耗氧量可表示为 ：

其中，a 是这一线性关系的斜率，反映了心脏将化学能转化为机械能的效率，在生理条件下接近 30%；b 是 MVO2 轴截距。总 MVO2 包括基础代谢、细胞内钙循环（两者均与 PVA 无关）和交桥蛋白循环（与 PVA 成正比）。由于这条直线截取了 MVO2 轴，即使理论上 PVA 功减小为零，心脏也会继续消耗氧以维持基础代谢和将钙循环回肌浆网。因此，对于给定的收缩状态，这两个参数（a 和 b）保持不变。相反，MVO2/PVA 关系受不同肌力状态的影响：收缩力增强导致耗氧量截距（b）增加，而斜率（a）不发生任何变化。这说明额外的能量消耗是由兴奋-收缩耦合引起的，而基础代谢保持不变。相反，时向运动不会改变相同的关系。

需要注意的是，根据 MVO2/PVA 关系斜率评估的能量转换效率（a）不同于传统的心脏机械效率（E），其对应关系如下 ：

在生理条件下，这一比例约为 25%。换句话说，产生能量所消耗的氧中，只有约四分之一转化为外部能量。剩余的能量以热量的形式耗散。

心室-动脉耦联

心脏和血管系统在解剖学和功能上相互关联。在射血阶段，心室弹性（Ees）和动脉弹性（Ea）之间的相互作用可以用数学方法表示如下：

其中，VAC 定义了心室-动脉耦联的概念，它是心脏机械能的主要决定因素。如上所述，Ees 代表与负荷无关的心肌收缩力指数。而 Ea 可被视为动脉系统特性的综合测量指标，包括外周血管阻力、总动脉顺应性、阻抗、收缩和舒张时间间隔等。

因此，VAC 可被视为评估心血管性能的适当工具，因为它总结了前负荷、后负荷和收缩力如何相互影响以决定心室每搏输出量和平均动脉压 (MAP)。SV 和 MAP 可表示为：

在生理和静息条件下，心脏功能和动脉负荷相匹配，以最大限度地提高机械效率，而不是仅靠 SW。这表现为 VAC 在 0.5 和 0.7 之间。在病理或压力条件下，心室倾向于最大化 SW 而牺牲其效率，从而导致 Ea 和 Ees 相等（VAC~1），并产生最佳组合，将最大机械能从心室输送到动脉树。因此，在生理条件下，心脏会尽量减少耗氧量，最大限度地提高心室效率（代谢优化）。然而，在病理情况下，最大化每搏功成为优先考虑的因素，从而导致心室和动脉弹性均衡。当 VAC 值非常高时（Ea > Ees），血液从心室传输到动脉系统的效率明显降低，导致血流动力学失调和无效收缩（图 4）。

图 4 心室-动脉耦联和相应的心室能量。在静息状态下，小于 1 的最佳 VAC（红色）可最大限度地提高心脏的机械效率。在病理或压力条件下，心室以牺牲机械效率为代价使 SW 最大化，从而平衡心室和动脉弹性（VAC = 1 - 黑色）。当 VAC > 1 时（蓝色），极高的 PE 使心室收缩完全失效，导致血流动力学失调。

右室

RV 是一个 "薄壁新月形结构，一侧与全身静脉回流相连，另一侧与肺循环相连"。从生理学角度来看，RV 的主要作用是将所有静脉回流输送到肺循环，同时防止右房压升高。之所以能做到这一点，是因为健康的 RV 与低压和高顺应性的动脉树相连，因此在整个心动周期中，RV 壁应力低于 LV。

尽管从解剖学角度来看，RV 与 LV 有很大不同、 由于工作压力较低和工作容积较大，经典的 PVL 模型仅存在细微差别。这些差异使得正常右心室 PVL 的外观略有不同。由于右心室将血液泵入低压系统，等容收缩时间缩短，因此在压力上升时射血发生较早。因此，心室压力峰值在收缩期很快达到。然后，由于 RV 在开始松弛后很长时间内继续将血液射入肺动脉，ESP 几乎衰减到舒张压。与正常左心室 PVL 的方形相比，所有这一切导致正常左心室 PV 回路呈更三角形的圆形（图 5）。因此，尽管出现了相同的 SV（因为两个心室的平均心输出量必须大致相同），但以三角形 PVL 内面积为指标的 RV 外部机械功在比例上小于方形 LV 图。RV 的 SW 和 MVO2 约为 LV 能量消耗的四分之一。

图 5. 正常和病理 RV PVL。生理性 RV PVL 呈三角形，这是因为等容收缩期缩短、腔压峰值提前以及 ESP 点降低（与舒张压相近）。急性压力超负荷会改变 RV PVL 的形状，使其变成梯形或缺口形，心腔压力峰值较晚，ESP 增加。。

由于 RV 的机械能效率严格依赖于肺循环施加的低阻抗，因此其收缩功能对后负荷的任何急性变化都非常敏感。事实上，肺血管阻力的急性上升（以 Ea 斜率增加为指标）会迅速改变 RV PVL 的形状，使其逐渐变为梯形或凹口形，心腔压力峰值延迟，ESP 增加（图 5）。在代偿性肥厚的情况下，当 RV 的后负荷缓慢增加时，RV 会形成较大的收缩储备。前负荷也有类似的观察结果。与左心室相比，健康的左心室由于室壁较薄且容积与室壁表面积的比值较低，是一个顺应性较高的心腔。事实上，RV 很容易适应长期增加的前负荷，甚至能够达到三倍的 EDV，而 EDP 几乎没有变化，因此基础顺应性特征也没有变化（PVL 右移，ESPVR 和 EDPVR 保持不变）。相反，舒张期心室充盈明显依赖于前负荷，RV 对急性容量超负荷的反应是扩张并改变其硬度（比 LV 更陡峭的 EDPVR）。

此外，就左侧而言，导致 RV 衰竭的收缩功能障碍表现为降低 ESPVR 关系斜率（从而降低 Emax），这反过来又导致 SV 和 ESP.RV 的明显降低。

最后，VAC 是对心血管系统效率的敏感而独立的估计。右 VAC 通常以 Ees 和 Ea 的比值计算，与左心室相比，Ees 和 Ea 的比值相反。先前的研究证实，最佳的 Ees/Ea 比值在 1.5-2.0 之间。在后负荷长期增加的情况下，Ees 最初会因心室肥厚而增加，以抵消 Ea 的增加，从而使 Ees Ea 增加，从而维持 RV-PA 耦联。在急性或慢性 失代偿阶段，缺乏额外的收缩储备导致 Ea 与 Ees 相比不成比例地增加。Ea 的增加与 Ees 的增加不成比例，从而导致 RV-PA 失耦联，表现为比值低于 0.6 至 0.8，结果更糟。

心室相互依存

心室相互依存的概念源于两个心室之间亲密的解剖关系，其中包括浅表肌束的交错、共同的心房隔和室间隔、共享的冠状动脉血流和心包。这种相互作用在收缩和舒张过程中都会发生，并通过心包得到放大。

舒张期的相互作用体现在充盈期两个心室中一个心室的扩张会改变对侧心室的顺应性和几何形状。

正如泰勒及其同事最初在死后分离的心脏中证明的那样，一个心室的压力和容积变化通过室间隔和/或心包对对侧心室的大小和顺应性产生深远影响。此外，在实验环境中，在心包封闭的情况下，RV 压力是决定左心室压力的最有力因素；相反，一旦心包打开，左心室的几何形状就变得占主导地位。然而，正如 Dell'Italia 及其同事所指出的那样，在动物体内和人体生理情况下，心室之间的相互依存关系变得更加复杂。首先，当前负荷和后负荷的急性变化同时影响两个心室腔时，心包束缚是主要机制。相反，当急性变化仅影响一个心室时，室间隔移位和外周循环阻抗似乎占主导地位。这种机制代表了两个心腔之间有效的交叉对话系统。事实上，在急性肺栓塞期间，超负荷和膨胀的右心室使室间隔左移，从而减小了左心室腔的大小和前负荷。

收缩期心室之间的相互依存关系凸显了左心室在产生右心室收缩压方面的关键作用。过去有几位学者的研究表明，多达 80% 的右心室心肌可能会被破坏，但不会对右泵功能产生任何重大影响。基于这一发现，人们提出了不同的理论，从左心室在支持右心室功能中的核心作用，到需要有限数量的右心室纤维来确保右心室的正常功能，不一而足。实验发现，左心室容积的改变以及左心室游离壁缺血或其结构完整性的丧失会导致左心室功能明显受损，从而进一步证实了左心室的关键作用。因此，正如达米亚诺（Damiano）等人所说，左心室收缩是右心室压力和容量流出的基础，对右心室机械功的贡献超过 50%。

未来展望

鉴于心导管手术的侵入性，PV 环是彻底了解心脏病理生理学的金标准技术；然而，迄今为止，PV 环仍主要局限于研究领域，尚未真正应用于日常临床实践。因此，未来的发展方向是开发计算机模拟模型，使 PV 环的使用从研究实验室转移到病人床旁，从而有效地指导临床医生对心血管重症监护病房的病人进行病理生理学评估和血流动力学管理，尤其是在使用机械循环支持系统的情况下。

结论

压力-容积环路是全面了解心脏生理学的独特工具。这为临床医生深刻理解左右心室生理差异、了解心室腔室之间或与植入式机械支持系统之间的相互作用提供了宝贵的手段，并可据此预防和适当治疗因生理变化而导致血流动力学失常的病症。

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