第一篇 基础
第1章 血管疾病的血流动力学
一、概述
人体循环系统极其复杂，许多因素都可以影响血流，具体如下。
1.心脏影响射血强度和流量。
2.弹性动脉在收缩期储备能量，在舒张期维持血流。
3.肌性动脉维持张力。
4.小动脉、毛细血管和小静脉为不同器官供血。
5.静脉确保回心血量充足。
二、引言
人体解剖和生理功能在不同程度上通过维持血液流动来促进氧气的稳定供应。造成这种协同作用的因素有很多，有些因素可以用很简单的术语进行描述和量化，而更多的因素则相当复杂且难以把握。
考虑到这些局限性，本章对血液循环的动力学、影响血液流动的一些因素，以及动脉和静脉闭塞性疾病的血流动力学表现进行了回顾，这有助于了解血液循环的正常生理和血管阻塞后的异常变化。
三、决定血流的生理因素及其特征
（一）动静脉网
在循环系统内，任何两点之间存在血流的前提是两点之间的能量差异。通常，这种能量差异是由血压差异造成的。循环系统通常由高压力、高动能的动脉系统和低压力、低动能的大静脉系统组成。两个系统由树状动脉分支和微动脉、毛细血管组成的微循环连接（图1.1）。
当血液流经循环系统时，由于血流各层面之间、各质点之间的摩擦，使能量不断地从血液中丢失。当红细胞从动脉系统转运到静脉系统时，压力和动能水平逐渐下降。血液流动所需的能量通过收缩期心脏的搏动不断恢复，并储存在主动脉和大动脉的弹性动脉壁中，并在舒张期释放。产生的动脉压迫使血液从动脉系统泵入静脉系统，以维持血液流动所需的动脉压和能量差。
动脉系统内的高能量水平与大量快速流动的血流和动脉内高压有关。心脏泵血和动脉的机械特性共同协作，以维持动脉中足够的容量、流量和压力。这在一定程度上是通过维持流入和流出动脉系统的血容量的平衡来实现的，流入动脉系统的血量等于心排血量，流出动脉系统的血量取决于动脉压力和微循环血管收缩形成的外周阻力。
图1.1 循环系统中不同水平压力、有效阻力和总的血管横截面积的简化示意图。下面的曲线对应上面所示的各个循环水平。例如，循环的有效面积在毛细血管水平最大，而阻力则在小动脉达到峰值
通常，身体各组织的血流量由特定时间的组织需要来调节。这一调节由供血器官微动脉血管收缩水平来实现。维持动脉的正常容积和压力以确保血流的分布，从而保证氧气输送到身体的各个部位，并有助于调节心排血量。
1.势能和动能
血液从心脏排出后，支配其在循环系统中能量分布和转化的物理因素，如摩擦、阻力、层流和湍流的影响。伯努利方程、泊肃叶定律和泊肃叶方程可反映血流、压力和阻力之间的基本关系。并联或串联的血管通道会产生内在的阻力，这些内在的连接方式可调节血液在循环系统中的流动。
在流动的血液中储存能量的主要形式是心脏搏动形成的使血管扩张的压力而产生的势能。然而，一部分血流储存能量的形式是动能和速度的直接作用。通常，与压力能量相比，动能所占比例很小。在正常休息状态下，它只等于几毫米汞柱或更小。血液的动能与其密度（在正常情况下是恒定的）呈正比，与速度的平方也呈正比。本质上，当血流通过相对笔直的动脉时，动能（血流）和势能（血压）之和是恒定的。伯努利方程表示了这种关系（图 1.2）。如果动脉管腔增大，动能会随着血流速度的降低而转换成压力（势能）。相反，如果动脉管腔变窄，势能就转换成动能。因此，在一定范围内，当血流量增加（如运动）时，循环系统内的动能显著增加。而在轻度狭窄的病变中，管腔变窄可导致血流速度增加。由血管高度不同（方程式中的ρgz项）引起的重力效应通常在较短动脉段内被忽略不计。
图1.2 在理想的狭窄处势能与动能之间的相互转换关系。伯努利方程提示，随着血流速度增加，血液势能（压力）下降。中图仅是示意图，并未显示它们之间的量化关系，也未考虑黏滞性和惯性
2.身体各部位的能量差异
由于姿势的不同，血液的势能有很大的变化。例如，在站立姿势下，足部的血管压力要按高度成比例地高于腿部的压力。这种静水压力增加了跨壁压力，并使血管扩张。然而，重力势能（与重力对自由落体影响有关的做功的势能）减少量与静水压力增加的量相同。因此，在身体不同平面的血管树，通常不会存在驱动压的变化，除非血流受到干扰，如静脉瓣膜的关闭。身体不同平面的能量对压力变化有重要意义，如体位变化时，以及行走中小腿肌肉泵的激活。
3.层流引起的能量差
（1）层流状态：因血液在同心层或薄层中流动，从血流动力学上来说，血流可近似地称为层流。每个无限小的层以不同的速度流动。理论上，紧靠血管壁的最外层血流速度为 0，这是由血流与血管内壁之间的黏附力造成的。次外层的血流具有一定的速度，但其与最外层黏稠性液体产生摩擦导致其速度延缓。依次，第二层又延缓了流速稍快的下一层的流速。管腔中心的流速最快，血流的平均流速是最高流速的 1/2。由于速度变化率在靠近管壁处最大，而在血管中央变化小，血流速度剖面呈抛物线形，这种典型的血流称为层流（图1.3）。
图1.3 正常动脉腔的血流速度剖面。A.正常层流典型的抛物线剖面。根据公式 1.1，血流速度在动脉中心处最高，在动脉壁附近最低，血流速度从动脉中心向动脉壁方向逐渐减小。B.在动脉最狭窄的地方出现中心速度相对均匀的扁平轮廓。在速度射流消散之前，它的流动剖面也保持不变。这是理想的血液流动的表现，因为黏附力总是会阻碍红细胞的运动，使之不能以相同的速度运动
血液流动过程中由于摩擦力而发生能量丢失，摩擦力的大小和能量丢失的程度主要取决于血管的直径。在小血管尤其是微循环中，即使是管腔中央也与管壁很近，故速度被很大程度地延缓，导致很大的血流阻力。相反，大动脉的管腔中央远离管壁，摩擦引起的能量丢失很小。另外，如果层流被扰乱，摩擦力和能量丢失将会增加。
速度的泊肃叶方程总结为：在半径为 R的圆柱管模型中，从中心到径向距离 R处血流的线速度v与压差 Δ P呈正比，两端的能量差和半径的平方呈正比，而与管道的长度和液体的黏度呈反比。
（公式 1.1）
对于体积流量，积分方程表明体积流量 Q与半径的 4次方呈正比：
（公式 1.2）
Q是流量；P是管道近端和远端的压力； r和 L分别是管道的半径和长度；η是液体的黏度。
流量与半径的 4次方呈正比，所以半径很小的改变也会引起很大的流量变化。例如，半径减少 10%，管道模型中的流量减少35%；半径减少 50%，管道模型中的流量减少95%。因为在循环系统中血管的长度和血液黏度几乎不变，所以血流量改变主要由血管半径变化和血液流动的压力能量水平变化决定。
因此，泊肃叶方程式可以改写为如下形式：
（公式 1.3）
阻力（R）取决于血液黏度和管径。尽管在复杂系统中不能测量这些参数，但压力差（.P）和血流量（Q）能够测量，从而能够计算体循环阻力。因为阻力等于压力差除以流量（每单位流量的压力差），阻力可被认为是推动一个单位血流所需的压力差，也可被认为是推动血流通过血管的难度指数。
血管的分支和能量损耗：泊肃叶定律仅适用于内径不变的刚性管道中呈恒定层流状态的牛顿流体（如水）。在血液循环中，不可能完全满足这些条件，因为血液是非牛顿流体，大多数血管在没有分支的情况下不会保持笔直。相反，阻力受许多分支血管的综合效应影响，类似于电路电阻。如果血管串联，总的阻力等于各个血管阻力之和；如果血管并联，总的阻力的倒数等于各个血管阻力的倒数之和。因此，任何一根血管对整个血管床总阻力的作用或这根血管管径的变化对总阻力的影响，取决于这根血管是否与其他血管相连、连接的方式（串联或并联）及其他血管的相对管径。 此外，血流黏度同样与泊肃叶定律适用的条件不符，因为血流黏度不是恒定的，它受血细胞比容、温度、管径和流速的影响。
（2）非层流状态：人体循环中会出现不同程度的偏离有序层流。导致这些偏差的因素包括血流在心脏周期中的收缩早期加速、在收缩晚期和舒张期减速，以及由于血管直径微小的变化而导致血流线路的改变。在血管弯曲处（图 1.4）、分叉处（图 1.5）、任何分支血管处和狭窄病变处，血流剖面都会发生改变。因为一旦发生改变，层流速度剖面（抛物线）通常在相当长的距离内无法重建。相反，速度分布在狭窄病灶内部和远端可以保持扁平型，如活塞血流（图 1.3B），在曲线和分支后倾斜（图1.4），或在狭窄病灶处形成射流。
图1.4 在动脉弯曲段的红细胞速度分布变化。当红细胞进入弯曲动脉后，速度变得不对称，血液流经一段血管后恢复层流状态，恢复速度的快慢取决于血流速度和动脉管径的大小
在某些情况下，层流血流可以演变成一种混合的血流状态：动脉内同时存在前向和后向血流的血流状态。这层血流速度为 0的区域被称为边缘层分离，以颈总动脉分叉处为典型代表（图 1.5）。在颈动脉分叉处，颈总动脉远端的血流分布倾向于向颈内动脉分流，在颈内动脉近端形成边缘层分离区（图 1.5）。血流分离区也可能出现在对侧，靠近颈外动脉起点。
图1.5 正常颈总动脉典型血流。颈总动脉（CCA）远端的层流至颈内动脉（ICA）血流的演变。当红细胞进入颈动脉窦，边缘层分离（有效血流速度为 0）形成。一边血流反向，而另一边血流保持前向。在较远端的颈内动脉内，血流恢复层流状态。此处为了说明，颈外动脉（ECA）对血流的影响忽略不计
即使在均匀的管道中，层流也可能被扰乱甚至变为湍流。在特定的管道内的血流达到一定速度时，就会发生湍流。这个转折点用雷诺值（Re）表示：
（公式 1.4）
v是速度，ρ是液体密度，r是管道半径，η是液体的黏度。由于血液的密度（ρ）和黏度（η）分别在1.04～1.05g/cm3和0.03～ 0.05泊（g/cm s）相对恒定，湍流的发生主要取决于血管的直径和血流速度。在管道模型中，如果雷诺系数小于2000可呈层流状态，2000～ 4000为中间界区，超过 4000则层流消失，出现湍流。然而，在循环系统中，即使该指数较低，由于身体运动、血流的搏动性、管径的变化、粗糙的血管内皮表面和其他因素，容易发生不同程度的湍流。在高流速的大血管内容易产生湍流，临床检查可以发现血管杂音和震颤。例如，透析用动静脉瘘即为典型代表（图 1.6）。正常人静息状态时，升主动脉收缩加速期有时能听到杂音。在高心排血量和高流量状态下，即使在远端动脉（如股动脉）也能听到杂音。用多普勒波形改变来显示评估层流速度的变化是血管超声的主责、主业（图 1.7）。例如，在有严重狭窄的动脉中，狭窄即后段明显的湍流就具有诊断意义，通常与频率为 100～ 300Hz的软组织震颤有关。
图1.6 动脉吻合术后透析通道部分（ANA）具有相对较大的直径和适量增高的速度。大直径导管中的速度升高会增加雷诺数，足以使血流转变为湍流（多普勒波形为粗糙和不规则轮廓）
高速、高动能的喷射状血流突然进入正常的或增宽的管径内（因为狭窄后扩张），就会发生湍流，其速度和能量均低于狭窄段。在湍流状态，血管两点间压力能量的丢失大于用泊肃叶和伯努利方程计算的数值（图1.2），且抛物线形速度剖面变得扁平（图 1.3B）。
（二）动脉系统中搏动性压力和血流变化
每次心跳都将一定量的血液泵入动脉系统，导致压力波沿动脉干传导。其传导速度、振幅（强度）和压力波形在传导过程中发生改变。脉搏波传导速度受血管壁特性的影响显著，波形受反射波的影响。血流速度、循环中某些部位的血流方向随每次心跳而发生变化。
如果要正确理解无创性物理检查的结果，如动脉压和流速，以及压力和流速曲线，就需要了解影响压力和流速的各种因素。这一部分将讨论这些作用于循环系统不同部位的影响因素。
1.心脏活动所致的压力变化
心脏的泵血作用将
展开
