СПОСОБ ИЗМЕРЕНИЯ СКОРОСТИ РАСПРОСТРАНЕНИЯ ПУЛЬСОВОЙ ВОЛНЫ Российский патент 2015 года по МПК A61B5/285 

Изобретение относится к области медицины и может быть использовано для неинвазивного измерения скорости распространения пульсовой волны при проведении клинических исследований гемодинамики в сосудах артериального русла.

В настоящее время современной медициной установлено, что ригидность артерий является маркером сердечно-сосудистых (СС) нарушений и может использоваться для выявления пациентов с высоким СС риском и с целью лучшего подбора интенсивности терапии. Для оценки ригидности магистральных сосудов артериальной системы может использоваться скорость распространения пульсовой волны (СРПВ), которая является независимым предиктором инсультов и ишемической болезни сердца.

Для оценки эластичности стенки сосудов используются каротидно-феморальная и каротидно-радиальная скорости распространения пульсовой волны (СРПВ). В последнее время наиболее пристальный интерес проявляется к каротидно-феморальной СРПВ, которая характеризует жесткость стенок аорты (эластический тип артерий) и является независимым предиктором сердечно-сосудистой смертности, сердечно-сосудистых катастроф как у больных артериальной гипертонией, так и в общей популяции в целом. Объективным критерием выраженного повышения жесткости аорты в соответствии с рекомендаций ЕОАГУЕОК 2007 г. принято значение СРПВ, равное 12 м/с. Каротидно-радиальная СРПВ традиционно используется для оценки состояния периферического кровообращения и является мерой атеросклеротических изменений сосудов артериального русла.

Известен ряд неинвазивных способов, устройств и систем, основанных на различных физических принципах, предназначенных для регистрации и измерения параметров пульсовой волны (ПВ). С этой целью наиболее широко используются плетизмографы, реографы и сфигмографы, в состав которых входят датчики ПВ, преобразующие волну давления крови в электрический сигнал с последующей регистрацией и обработкой этого сигнала оконечной аппаратурой.

При использовании плетизмографии регистрация волны давления крови осуществляется с помощью манжет с пневматическим наддувом, надеваемых обычно на предплечье одной из рук. Реже с этой целью используются нижняя конечность или пальцы руки или ноги. С приходом волны давления крови к месту регистрации изменяется объем ткани, находящейся под манжетой, и это изменение объема приводит к изменению давления воздуха в ней. Датчики давления воздуха, встроенные в манжету, регистрируют эти изменения и преобразуют их в электрический сигнал. При этом считается, что изменение давления в манжете достаточно близко соответствует характеру волны давления крови в исследуемой артерии.

В сфигмографических (СГ) приборах регистрация пульсовой волны осуществляется с помощью пьезоэлектрических преобразователей и требует жесткой фиксации датчиков на теле пациента в местах наиболее близкого положения артерий к коже. Число таких мест на теле человека резко ограничено, и наиболее часто для регистрации ПВ используют плечевую и сонную артерии, а также бедренную артерию. При этом усилие давления датчика на кожу должно выбираться из условия достаточно плотного контакта с артерией, чтобы получить максимальную амплитуду сигнала и в то же время не допускать пережатия этой артерии, чтобы не нарушать характер кровотока в ней.

С приходом волны давления крови к месту регистрации увеличивается кровенаполнение ткани, приводящее к изменению ее сопротивления электрическому току, пропускаемому через эту ткань. Регистрируя изменение величины омического сопротивления ткани, можно определить форму ПВ. На этом принципе регистрации основана работа реографов. В отличие от плетизмографии и сфигмографии, реографический метод регистрации позволяет регистрировать форму ПВ практически в любом доступном месте на теле человека.

Общепринятая методика измерения аортальной СРПВ базируется на одновременной регистрации времени прихода ПВ к двум точкам регистрации, удаленным на различное расстояние от сердца. Синхронно записанные СГ центрального и периферического пульса используют для определения скорости распространения пульсовой волны по артериям; она вычисляется как частное от деления длины пути пробега волны на длительность интервала между началами анакрот пульса исследуемых артерий. По разнице во времени прихода начала ПВ к этим местам определяется время задержки ΔТ сигнала. Значение V скорости СРПВ определяется как отношение разницы в длине сосудов ΔL от точек регистрации до сердца к величине задержки ΔT. Это соотношение ΔL/ΔТ справедливо, если время задержки определяется при распространении ПВ по сосудам одинакового типа и сечения. В противном случае при определении величины V необходимо учитывать разницу в значениях скоростей для различных сосудов, однако это условие достаточно трудно выполнимо. Отношение скорости распространения пульсовой волны по сосудам мышечного типа к скорости распространения пульсовой волны по сосудам эластического типа у здоровых людей находится в пределах 1,1-1,3. Скорость распространения пульсовой волны зависит от модуля упругости артериальной стенки; она увеличивается при повышении напряжения артериальных стенок или их уплотнения и изменяется с возрастом (от 4 м/с у детей до 15 м/с у лиц старше 65 лет), а также при атеросклерозе.

Известен способ измерения аортальной СРПВ (см. Lehmann E.D. Noninvasive measurement of aortic compliance: methodological considerations // Path. Biol. - 1999 - Vol.47, №7 - P.716-730) с использованием сфигмографии, который базируется на измерении разницы во времени прихода ПВ к пьезоэлектрическим датчикам, установленным на сонной артерии и на бедренной артерии в месте выхода ее из-под пупартовой связки. Скорость распространения пульсовой волны в аорте (сосуде эластического типа) рассчитывают по СГ сонной и бедренной артерий, в периферических артериях (сосудах мышечного типа), по объемным СГ, зарегистрированным на плече и нижней трети предплечья или на бедре и нижней трети голени. Вышеуказанный способ является наиболее близким по технической сущности к заявляемому способу и поэтому выбран в качестве прототипа.

Медицинская практика показывает, что при работе со сфигмографическими приборами существует ряд проблем, не позволяющих применять их для скрининг-измерений. Так, при исследовании полных людей, чувствительности пьезоэлектрического датчика может не хватить для регистрации сигналов из-за большой толщины подкожного слоя жира, необходимость установки датчика в паховой области создает проблемы этического характера, результаты единичных измерений с использованием пьезодатчиков имеют значительный разброс и для получения достоверных сведений необходимо проведение достаточно большого количество измерений.

Решаемой технической задачей является создание способа измерения скорости распространения пульсовой волны в режиме скрининга при минимуме затрат времени на получении достоверной информации и при минимальной эмоциональной нагрузке на пациента.

Достигаемым техническим результатом является возможность использования одной точки тела для регистрации формы ПВ с помощью реографа с последующей обработкой спектра сигнала с применением полосовых фильтров, граничные частоты которых выбираются в соответствии с номерами гармоник, отвечающих условиям резонанса для исследуемой области сосудистой системы, с целью определения времени задержки прихода отраженных волн давления крови.

Для сокращения времени обработки результатов измерений используется оцифровка полученных гармонических составляющих сигнала, и на основе массива данных с использованием специальной программы осуществляется построение гистограмм, позволяющих оперативно определить время задержки прихода отраженных пульсовых волн на исследуемом участке артериального русла.

Для достижения технического результата в предлагаемом способе измерения скорости распространения пульсовой волны, основанном на измерении времени пробега отраженной волны между определенными точками отражения артериального русла, заключающемся в установке в наиболее доступном месте на теле человека электродов, подключенных к реографу, и регистрации с него электрического сигнала, амплитуда которого пропорциональна величине кровенаполнения ткани, электрический сигнал преобразуют в набор гармонических составляющих, из которых выделяют гармоники, каждая из которых соответствует определенному участку магистральных сосудов, после чего определяют расстояние между вершинами пиков в каждой гармонике с получением массива данных для построения гистограмм, по которым судят о времени пробега пульсовой волны по артериальной системе, скорость распространения пульсовой волны определяют из соотношения 2L/T, где L - длина магистрального сосуда, соответствующая определенной гармонике, а Т - суммарное время пробега прямой и отраженной пульсовой волны.

Указанные выше отличительные признаки в совокупности с известными позволяют сократить время измерений скорости распространения пульсовой волны в режиме скрининга, что позволяет рассчитывать на широкое его применение в клинических исследованиях, когда возникает необходимость в получении значения контролируемого параметра.

Использование предлагаемого сочетания существенных отличительных признаков в известном уровне техники не обнаружено, следовательно, предлагаемое техническое решение соответствует критерию патентоспособности «новизна».

Единая совокупность новых существенных признаков с общими известными обеспечивает решение поставленной задачи, является неочевидной для специалистов в данной области техники и свидетельствует о соответствии заявленного технического решения критерию патентоспособности «изобретательский уровень».

Заявляемый способ реализуется устройством, представленным на фигуре 1, на фигуре 2 приведена форма пульсовой волны, на фигуре 3 приведены гармоники ПВ, на фигуре 4 показана гистограмма, полученная в результате оцифровки 3-й гармоники ПВ, регистрируемой на пальцах ноги Е. На фигуре 5 приведена форма пульсовой волны на пальцах руки Е, на фигуре 6 приведены гармоники ПВ, на фигуре 7 показана гистограмма, полученная в результате оцифровки 4-й гармоники ПВ, регистрируемой на пальцах руки Е.

Устройство, реализующее заявляемый способ, содержит реограф 2, подсоединяемый к телу пациента с помощью электродов 1 (датчика ПВ), аналогово-цифровой преобразователь 3 (АЦП), вход которого соединен с выходом реографа, а выход АЦП подключен к компьютеру 4.

Способ измерения СРПВ реализуется следующим образом. На теле пациента выбирается место, соответствующее исследуемой артериальной области, на которое устанавливаются электроды 1, выполняющие роль датчика ПВ (см. фигуру 1), подсоединенные к входу реографа 2. Для измерения СРПВ по аорте (эластический тип артерий) и бедренным артериям электроды можно установить на пальцах одной из ног пациента, а для измерения СРПВ по артериям мышечного типа электроды размещаются на пальцах одной из рук. После чего измеряют расстояние от мест установки электродов до сердца, заносят полученное значение в базу данных, куда также вносятся данные о пациенте (пол, возраст, антропометрические данные пациента, место установки электродов и т.д.), и производят запись сигнала в течение фиксированного времени. В зависимости от имеющегося лимита времени и состояния пациента длительность записи может варьироваться в пределах от 30 секунд до 300 секунд. Записанный сигнал архивируется и может быть воспроизведен на экране компьютера 4.

В качестве примера на фигуре 2 приведена форма пульсовой волны, зарегистрированной на пальцах ноги добровольца Е. Ниже на фигуре 3 приведены формы гармонических составляющих для этих сигналов, полученных при использовании фильтров с различными значениями граничных частот. Границы частот используемого частотного фильтра выбираются в зависимости от длины сосудистого русла и частоты сердечных сокращений пациента и устанавливаются в соответствующем окне программы. В соответствии с установленными частотами границ фильтра производится трансформация исходного спектра записанного сигнала, и полученная после такого преобразования форма гармоники воспроизводится на экране компьютера. Как видно из приведенной на фигуре 3 записи форм гармонических составляющих ПВ, зарегистрированной на пальцах ноги Е., условиям резонанса на артериальной магистрали от сердца до стопы наиболее соответствует 3-я гармоника сигнала. На этой гармонике наблюдается характерное для резонанса увеличение амплитуды сигнала (раскачка) во времени относительно начала процесса, возобновляющегося с каждым сокращением сердца и приходом волны давления крови к месту измерения. Периоды следования пиков 3-й гармоники сигнала определяются временем задержки прихода отраженных волн к месту их регистрации. Для измерения величины задержки подается команда на оцифровку полученного сигнала и осуществляется построение гистограммы в соответствии с выбранными параметрами (число и ширина временных интервалов, диапазон амплитуд, включаемых в область измерений уровней сигналов).

Значения максимумов на шкале времени гистограммы соответствует времени пробега ПВ между определенными точками отражения, положение которых определяется в соответствии с анатомией и антропологическими параметрами пациента. На фигуре 4 приведен вид гистограммы, полученной при установке электродов на пальцах ноги Е. На приведенной на фигуре 4 гистограмме на оси ординат указывается число зарегистрированных временных интервалов за время измерения для всех видов колебаний, реализуемых в конкретном случае. По значениям длительности интервалов на оси абсцисс, соответствующих максимальному числу зарегистрированных периодов колебаний, можно определить величину задержки отраженных волн. Полученные длительности соответствуют двойному времени пробега прямой и отраженной волны давления крови между наиболее значимыми областями отражения в исследуемой области артериальной системы. В случае установки электродов на пальцах ноги наиболее значимыми областями отражения будут являться сердце, бифуркация аорты и мелкие сосуды терминального русла стопы. В соответствии с этим на гистограмме должно быть два пика, соответствующих времени пробега ПВ от стопы до бифуркации и обратно и от стопы до сердца и обратно к стопе. Для описываемого случая время пробега отраженной ПВ от стопы до сердца составляет 0,166 с, а время пробега от стопы до бифуркации - 0,105 с. При этом время пробега по аорте ретроградной волны, определяемое как разность времен пробега ПВ от стопы до сердца и от стопы до бифуркации, составляет 0,061 с. При длине аорты Е., равной 45 см, значение аортальной СРПВ составляет 7,4 м/с. Значение СРПВ для бедренной артерии при расстоянии от бифуркации аорты до стопы 95 см составляет 8,2 м/с.

В случае установки электродов на другом участке артериального русла того же пациента условиям резонанса будет соответствовать другая гармоническая составляющая сигнала в соответствии с длиной этого участка, ограниченного точками наибольшего отражения ПВ. Так, в случае установки на пальцах руки местами наибольшего отражения будут сердце с одной стороны и мелкие сосуды терминального русла кисти с другой стороны. На фигурах 5 и 6 приведены форма сигнала ПВ, зарегистрированного на пальцах руки добровольца Е., и формы гармонических составляющих этого сигнала. Как видно из фигуры 6, условиям резонанса на этом участке артериального русла наиболее близко соответствует 4-я гармоника. На фигуре 7 приведена гистограмма, из которой видно, что максимум распределения временных интервалов, соответствующих времени задержки прихода отраженных волн на участке от сердца до пальцев руки, составляет 0,19 секунды. При длине этого участка артериального русла, равной 79 см, значение СРПВ составляет 8,4 м/с. Полученное значение СРПВ для плечевой артерии близко к значению СРПВ, измеренному в бедренной артерии, и характерно для сосудов мышечного типа.

Изобретение относится к области медицины, именно к диагностике. Устанавливают в наиболее доступном месте на теле человека электроды, подключенные к реографу, и регистрируют с него электрические сигналы, амплитуда которых пропорциональна величине кровенаполнения ткани. После чего электрический сигнал преобразуют в набор гармонических составляющих, из которых выделяют гармоники, каждая из которых соответствует определенному участку магистральных сосудов. Затем определяют расстояние между вершинами пиков в каждой гармонике с получением массива данных для построения гистограмм, по которым судят о времени пробега пульсовой волны по артериальной системе. При этом скорость распространения пульсовой волны определяют из соотношения 2L/T, где L - длина магистрального сосуда, соответствующая определенной гармонике, а Т - суммарное время пробега прямой и отраженной пульсовой волны. Способ позволяет измерять скорость распространения пульсовой волны в режиме скрининга с получением достоверной информации при минимальной эмоциональной нагрузке на пациента, за счет одной точки тела для регистрации формы ПВ с помощью реографа. 7 ил.

Способ измерения скорости распространения пульсовой волны, основанный на измерении времени пробега отраженной волны между определенными точками отражения артериального русла, заключающийся в установке в наиболее доступном месте на теле человека электродов, подключенных к реографу, и регистрации с него электрического сигнала, амплитуда которого пропорциональна величине кровенаполнения ткани, отличающийся тем, что электрический сигнал преобразуют в набор гармонических составляющих, из которых выделяют гармоники, каждая из которых соответствует определенному участку магистральных сосудов, после чего определяют расстояние между вершинами пиков в каждой гармонике с получением массива данных для построения гистограмм, по которым судят о времени пробега пульсовой волны по артериальной системе, скорость распространения пульсовой волны определяют из соотношения 2L/T, где L - длина магистрального сосуда, соответствующая определенной гармонике, а T - суммарное время пробега прямой и отраженной пульсовой волны.