心臟收縮力學 (2)：被遺忘的心室收縮阻力

文： 張國柱（Chang，Kuo-Chu）

         台大名譽教授

 

日期：2018/10/31

 

心臟收縮力學可反映在心室壓-體積-血流之關係（pressure-volume-flow relationship）上。心室壓-體積之關係代表腔室彈性（chamber elastance）；心室壓-血流之關係則代表腔室阻力（chamber resistance）。學界對心臟收縮力學的探討，往往偏重於左心室的收縮彈性（systolic elastance，E），對心臟的收縮阻力（systolic resistance，R）不甚理解，甚至陌生。然而瞬間的心室血流和其所伴隨的收縮時間、體積與收縮狀態卻是決定瞬間腔室壓的獨立因子。在相同時間、體積和收縮狀態下，瞬間左心室之R(t) 與其所對應之等體積左心室壓（isovolumic pressure，Piso(t)）呈線性關係。這個線性關係是量化心室內部阻力（ventricular internal resistance）的唯一函數。本文將簡述這個陌生、甚至被遺忘的心室內部阻力在心臟收縮力學上所扮演的角色。

 

等體積收縮（isovolumic contraction）與射血收縮（ejection contraction）之壓力差值（pressure deficit）

當心臟之動作為等體積收縮，也就是在人為操控下，左心室之收縮無法將血液壓送至動脈管時，不同的末期舒張體積（end-diastolic volume，Ved）有著各自不同的末期收縮壓（end-systolic pressure，Pes），此時末期收縮體積（end-systolic volume，Ves）等於Ved。使用線性迴歸分析法可建構所謂等體積收縮之末期收縮壓-體積關係（end-systolic pressure-volume relationship，ESPVR）。然而當心臟之動作為射血收縮時，左心室由Ved 降至與等體積收縮相同的Ves 時，卻發現射血收縮之Pes 比等體積收縮之Pes 來得低，其差值稱之為壓力差值。1983年，Hunter指出【這個壓力差值來自於左心室腔室的三個物理分量：（1）彈性分量（elastic component），（2）阻性分量（resistive component）和（3）心肌縮短去活性分量（shortening deactivation component）】。

 

心肌的彈性黏滯性（myocardial viscoelasticity）

心肌細胞具有彈性黏滯材質（viscoelastic material）的特性，反映在心臟腔室的行為上，就是腔室壓、體積和血流的關係。瞬間心室壓與心室體積的關係，就是 Suga 和 Sagawa 所描述的時變彈性（time-varying elastance，E(t)）；而類似黏滯性的行為則反映在心室壓-血流關係上，也就是 Shroff 所建構的心室內部阻力（R(t)）。心室內部阻力與時變的等體積壓力成正比：R(Piso) = Piso(t)/X，X為尚待決定的理論參數。注意：心室內部阻力是心臟收縮力學的一個分量，而非總周邊血管阻力（total peripheral vascular resistance）。

 

彈性-阻力模型（elastance-resistance model）

對射血心跳而言，單純彈性模型（pure-elastance model）雖可精確地預測心搏出量（stroke volume，SV），但對瞬間血流（instantaneous flow）卻毫無預測能力。若欲同時合理地預測心搏出量和瞬間血流，非得加入其他因子修正不可。1990年代初期，Hunter 和 Shroff 等人致力於發展數學模型，期盼可合理地預測心臟血壓-血流-體積的動力學，以便確立射血心跳之心室力學持性。Shroff 和 Campbell 等人最終建立了一致性的數學組態：時變彈性和黏滯阻性的共同組合，也就是所謂的「彈性-阻力模型」。實驗証明：「彈性-阻力模型」可合理地預測心搏出量和瞬間血流。由此可知，對射血心跳而言，心室幫浦力學必須使用收縮彈性和收縮阻性加以描述，而非僅是單純的收縮彈性可為之。

 

彈性-阻力模型參數之推算

彈性-阻力模型之數學式如下：

 

P(t) = Piso(t) {1 - [Vej(t)/Veed]}{1 - [Q(t)/Qmax]} ----------------------- (1)  

 

P(t) = 時變左心室壓

Piso(t) = 時變等體積左心室壓（the isovolumic pressure）

Vej(t) = 時變射血體積（the instantaneously ejected volume）

Veed  = 等效末期舒張體積（the effective end-diastolic volume，Ved-V0)

Ved  = 末期舒張體積（the end-diastolic volume）

V0  = 左心室壓為零時的體積（無法量得的理論值）

Q(t) = 心室血流（the ventricular outflow）

Qmax = 理論最大血流（the theoretical maximum flow）

 

由公式（1）可知，使用「彈性-阻力模型」來量化心臟的收縮幫浦力學，所需的時變生理訊號為：（1）左心室壓（P(t)），（2）升主動脈血流（Q(t)），（3）等體積左心室壓（Piso(t)）。經數學推測所得的模型參數有Veed 和 Qmax。心室收縮彈性之計算公式：E(t) = Piso(t)/Veed。E(t) 的最大值就是最大收縮彈性（maximal systolic elastance，Emax）：Emax = Pisomax/Veed。時變的左心室內部阻力（R(Piso)）：R(Piso) = Piso(t)/Qmax。由此可知心室内部阻力與Qmax成反比關係。

 

Emax、Qmax之生理意義

對射血心跳（ejecting beat）而言，ESPVR之斜率便是左心室之末期收縮彈性（end-systolic elastance，Ees）（請參考「心臟收縮力學 (1)：心臟收縮力之量化」）。然而必須注意的是：對Emax 而言，Ees 僅是 Emax 的近似值，這是射血心跳心肌縮短所造成的結果。Emax 與鈣離子的可用率（availability）、細胞外成分（extramyocyte components）有關。Hunter指出：Emax 可作為心室收縮力的信賴指標，這是因為 Emax 不受心跳、前負荷（preload）和後負荷（afterload）所影響，卻能夠靈敏地反映心肌收縮狀態的變化。心室內部阻力則與心肌橫橋動力學（myocardial crossbridge dynamics）有關，它受肌球蛋白同功異構酶的分布（myosin isoenzyme distribution）和動脈物理性質的改變所影響。心室內部阻力的加入可修正射血心跳 Ees 的偏差，使其趨近 Emax。基本上，Emax 愈大，心臟可視為傾向壓力產生器（pressure generator）；Qmax 愈大，心臟則可視為偏向血流產生器（flow generator）。

 

結論

Hunter 指出，「彈性-阻力模型」並非是完美的模型，至少尚有兩個描述心臟收縮力學的重要因子無法納入其中。然而 Shroff 指出，只要充分理解「彈性-阻力模型」的限制，「彈性-阻力模型」是量化左心室收縮幫浦力學相當有用的工具。心室內部阻力在心臟動態功能方面扮演著重要的角色。心臟疾病可導致左心室內部阻力的改變：心室內部阻力的改變與心肌結構（膠原蛋白的濃度）、生化（肌球蛋白同功異構酶的分布）、幾何結構（腔室體積）的變化有關。舉例來說，與正常鼠相較，伴隨心肌肥厚的體循環高血壓鼠有較高的左心室內部阻力，這似乎是與高血壓鼠 V3同功異構酶的增加有關。因此在探索心臟收縮力學方面，除了心室收縮力外，心室內部阻力在各不相同的心血管疾病的表現，值得關切。

 

 

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