Группа изобретений относится к области медицинской техники и может быть использована для выявления фактора риска развития сердечно-сосудистых заболеваний.
Измерение артериальной жесткости установлено в качестве ключевой методологии для оценки функции крупных артерий и ее изменений на ранней стадии заболеваний в результате развития артериосклероза. Жесткость артерий является предиктором сердечно-сосудистых событий и смертности независимо от традиционных факторов риска. Также было показано, что повышенная жесткость артерий может прогнозировать сердечно-сосудистые события у бессимптомных людей без явных сердечно-сосудистых заболеваний на доклинической стадии.
Доступные методы включают неинвазивную визуализацию сосудов, в основном ультразвуковая и магнитно-резонансная томография (МРТ), и высокоточную запись пульсовой волны, в основном с помощью тонометрии или ультразвуковой допплерографии.
Функциональные методы, как результат физического измерения, представляют собой либо регионально определенную скорость пульсовой волны в м/с, либо локально определенный коэффициент растяжимости в 1/Мпа.
Скорость пульсовой волны представляет собой величину, полученную путем деления значения расстояния между двумя различными точками на кровеносном сосуде на значение разницы во времени между пульсовыми волнами в этих точках.
Из уровня техники известен способ оценки жесткости артерий по локальной растяжимости и с использованием скорости пульсовой волны от сонной артерии к бедренной, от плечевой артерии к лодыжечной или от сердечного клапана к лодыжке (Christopher Clemens Mayer, Martina Francesconi, Caterina Grandi, Ioana Mozos, Silvia Tagliaferri, Dimitrios Terentes-Printzios, Marisa Testa, Giacomo Pucci, Elisabetta Bianchini, Regulatory Requirements For Medical Devices And Vascular Ageing: An Overview, Heart, Lung and Circulation, Volume 30, Issue 11, 2021, Pages 1658-1666, ISSN 1443-9506, https://doi.org/10.1016/j.hlc.2021.06.517).
При этом для измерения пульсовой волны могут использоваться различные типы датчиков, такие как фотоплетизмографические, аморфные, пьезоэлектрические, аппланационные тонометрические и др.
В клиническом контексте артериальная жесткость в основном рассматривается при ее измерении на участке между точками на сонной и бедренной артериях.
Известен способ определения скорости распространения пульсовой волны, в котором используют осциллометрический метод записи пульсовой волны между двумя различными точками на сонной и бедренной артериях, последующей обработке полученных данных графика и определения времени запаздывания между участком нарастания пульсовой волны на первой точке и участком нарастания пульсовой волны на второй точке. Для уточнения данных используется ЭКГ.
Измеренное исследователем либо заранее рассчитанное, исходя из роста пациента, расстояние между этими точками делится на время запаздывания, и, таким образом, получается скорость распространения пульсовой волны на заданном участке.
Основным диагностическим недостатком такого метода определения скорости пульсовой волны является влияние на нее текущего артериального давления у пациента. Скорость пульсовой волны меняется в зависимости от кровяного давления. Это происходит потому, что, когда кровяное давление повышается, кровеносный сосуд расширяется кровью и жесткость его стенок дополнительно повышается, что приводит к увеличению скорости распространения пульсовых волн.
Кроме того, внедрение в клиническую практику каротидно-феморального метода определения аортальной жесткости встречает определенные трудности. Это связано со сложностью регистрации пульсовых волн методом тонометрии, возможными ошибками записи пульсовых волн и определения расстояния между участками регистрации волн. Внедрение этой методики требует специального обучения специалистов и их сертификации.
Известен метод снижения влияния артериального давления на скорость пульсовой волны, а также упрощения самого метода получения пульсовой волны путем ее регистрации на конечностях пациента осциллометрическим методом. Получение так называемой baPWV происходит путем определения времени запаздывания пульсовых волн между плечевым и лодыжечным участками артерий.
В данном методе, в целях корректировки влияния артериального давления на скорость пульсовой волны (Омрон ba, RU 250 2463 C2), статистически анализируются и обрабатываются большие массивы данных и строятся кривые коррекции скорости пульсовой волны. При фактическом измерении определяется скорость пульсовой волны и измеряется кровяное давление, и измеренная скорость пульсовой волны преобразуется в скорость пульсовой волны, когда минимальное кровяное давление (диастолическое кровяное давление) составляет 80 мм.рт.ст. в соответствии с кривой коррекции скорости пульсовой волны.
Вместе с тем кривые коррекции различны для разных участков артериального русла. Чрезвычайно сложно получить кривую коррекции для каждой из различных частей тела с высокой точностью. В связи с этим, этот метод измерения скорости пульсовой волны принят в качестве метода измерения участка артерий между плечом и лодыжкой, как метод оценки скорости на общей протяженности артериального русла.
Известно устройство, в котором, как считается, указанные недостатки описанных выше двух методов были в большей степени устранены, и достигнута возможность получения клинически значимого широкого индекса жесткости артерий также на всем протяжении всего артериального русла от клапана сердца до лодыжки и не зависящего от артериального давления.
В основу работы устройства положена объемная сфигмография, как метод регистрации пульсовой волны на плечевом и лодыжечном участках артериального русла уточненный с помощью ЭКГ, ФКГ, анализа формы волны и рассчитанной на его основе скорости пульсовой волны между клапаном сердца и лодыжкой без какой-либо коррекции по давлению. Одновременно измеряются систолическое и диастолическое артериальное давление (JP3140007 В2 05.03.2001).
Результатом дальнейшей обработки полученной скорости пульсовой волны PWV = L / T является оценочное значение, указывающее на степень жесткости сосудов, так называемый сердечно-лодыжечный сосудистый индекс CAVI (RU 2334462 C2 27.12.2007, RU 2346450 C2 20.11.2007).
Параметр жесткости β, который лег в основу формулы CAVI, был впервые предложен в 1980 году для оценки жесткости артериальной стенки, отражающим жесткость артерий без влияния артериального давления. (K. Hayashi, H. Handa, S. Nagasawa, A. Okumura, K. Moritake, Stiffness and elastic behavior of human intracranial and extracranial arteries, Journal of Biomechanics, Volume 13, Issue 2, 1980, Pages 175-184, ISSN 0021-9290, https://doi.org/10.1016/0021-9290(80)90191-8. https://www.sciencedirect.com/science/article/pii/0021929080901918)
В дальнейшем, группой исследователей, параметр β был трансформирован через уравнение Браумвелла-Хилла (Bramwell JCHill AV. The velocity of the pulse wave in man. Proc R Soc London Series B 1926; 93:298–306.) и использован для разработки нового индекса жесткости артерий, называемого сердечно-лодыжечным сосудистым индексом (CAVI).
Было получено следующее уравнение:
Преобразованное значение
где ρ - плотность крови;
отношение систолического артериального давления к диастолическому.
Уравнение CAVI получается путем подстановки уравнения (1) в уравнение (2) (JP3140007 В2 05.03.2001).
Фактический CAVI:
где a, b - константы конверсии («Coefficients in the CAVI Equation and the Comparison Between CAVI With and Without the Coefficients Using Clinical Data» https://doi.org/10.5551/jat.44834).
К недостаткам формулы CAVI можно отнести использование β, получаемого на основе линейных уравнений. Далее использована наиболее простая, линейная коррекция этого коэффициента с помощью двух дополнительных коэффициентов a и b, носящих эмпирический характер.
Так, по мнению ряда авторов, CAVI и β предполагают экспоненциальную зависимость между давлением (P) и диаметром (d). β и CAVI в том виде, в котором они применяются в настоящее время, по своей природе зависят от артериального давления, что может привести к ошибкам в исследованиях артериальной жесткости. CAVI подвержен не только эффекту «референтного давления», но и линейной аппроксимации (d P /d d) (“Arterial stiffness index beta and cardio-ankle vascular index inherently depend on blood pressure but can be readily corrected Spronck, Bart; Avolio, Alberto P.; Tan, Isabella; Butlin, Mark; Reesink, Koen D.; Delhaas, Tammo Author Information Journal of Hypertension: January 2017 - Volume 35 - Issue 1 - p 98-104 doi: 10.1097/HJH.0000000000001132).
Кроме того, значение a и b в уравнении CAVI эмпирические, они различны для разных диапазонов CAVI. Реализуются две точки отсечки, что приводит к трем наборам значений для коэффициентов a и b, определяемых конкретным производителем по закрытой методике («Coefficients in the CAVI Equation and the Comparison Between CAVI With and Without the Coefficients Using Clinical Data» https://doi.org/10.5551/jat.44834).
Вторым важным и существенным недостатком метода является то, что при расчете расстояний L, используемых в формулах CAVI, не учитывается факт разности биологического строения артерий на разных участках тела.
На разных участках артериального русла скорость прохождения пульсовой волны отличается (Савицкий Н.Н. «Некоторые методы исследования функциональной оценки системы кровообращения», Издательство МЕДГИЗ, 1956 год). Используемый в CAVI показатель жесткости артерий β варьируется в зависимости от сосудистого русла, поскольку свойства кровеносных сосудов различаются.
Скорость пульсовой волны PWV, которая измеряется на более длинных сегментах артериального дерева, представляет собой среднее значение локальных значений β из измеренного сегмента (Citation: Bonarjee VVS (2018) Arterial Stiffness: A Prognostic Marker in Coronary Heart Disease. Available Methods and Clinical Application. Front. Cardiovasc. Med. 5:64. doi: 10.3389/fcvm.2018.00064).
По данным Савицкого Н.Н. («Некоторые методы исследования функциональной оценки системы кровообращения», Издательство МЕДГИЗ, 1956 год, стр. 80) повышение ригидности именно артерий эластического типа характерно для процессов старения организма.
Артерии же мышечного типа, по мере старения, напротив, активно возмещают понижение растяжимости крупных артерий.
Таким образом, усредненный учет локальных значений β может давать эффект занижения жесткости эластичного участка артерий и рассматриваться как недостаток метода диагностики жесткости артерий по CAVI и снижать эффективность выявления фактов раннего сосудистого старения.
Индекс CAVI, таким образом, представляет собой усредненный индекс артериосклеротического поражения артерий разного типа, в то время как клинически значимым поражением артериальной стенки признается скорость прохождения пульсовой волны именно на участке эластичных крупных артерий.
Фактический учет в расчете индекса значительной длины русла артерий мышечного типа, также, как и используемые эмпирические три группы констант a и b, а также линейность используемых формул влияют на клиническую значимость получаемого результата.
Техническая проблема заявленной группы изобретений заключается в повышении точности определения индекса жесткости артерий и оценки скорости пульсовой волны с учетом физиологических особенностей различных участков артериального русла.
Технический результат заключается в решении технической проблемы благодаря тому, что жесткость артериальной стенки и скорость пульсовой волны, как ее основной индикатор, предлагается определять на новом легкодоступном для регистрации сигналов методом объемной сфигмографии участке между сонной и лодыжечной артериями.
Решение реализуется через использование при измерении трех сфигмоманжет, накладываемых на характерные точки плеча, шеи и лодыжки пациента.
Сфигмоманжета для получения сигнала на сонной артерии представляет собой интегрированной в воротник Шанца воздушный мешок с воздуховодом, который аналогично стандартной манжете для измерения давления подсоединяется к насосу и датчикам давления.
Предлагаемый способ учитывает разницу скорости распространения пульсовой волны в различных типах артерий мышечного и эластичного типа на предлагаемом участке измерения путем применения корректирующих коэффициентов, за счет которых фактически полученные значения скорости распространения приводятся к эталонным значениям скорости волны в эластичных артериях.
Процесс определения исходных параметров и способы расчетов итоговых данных имеют ряд существенных улучшений.
На базе теории обратимых разрывов устраняется фактор влияния большого систолического давления на скорость пульсовой волны и, как следствие, оценку жесткости артериальной стенки.
Используется удобный для пользователя способ измерения фактической длины различных участков артериального русла за счет градуировки воздуховодов сфигмоманжет, которые могут быть использованы как метрическая линейка.
Манжеты на контрольных точках шеи и лодыжки позволяют измерять скорость пульсовой волны через время запаздывания между контрольными точками двух графиков пульсовых волн сонной артерии и лодыжки и измерение исследователем фактических расстояний между участками контроля.
Графики волн получаются путем накачки сфигмоманжет на шее и лодыжке до 50-60 мм.рт.ст. и регистрации двух каналов изменения давления в накачанных до 50-60 мм.рт.ст. сфигмоманжетах при прохождении пульсовых волн в течение 15-20 секунд или 5-10 ударов сердца, без использования каких-либо дополнительных сигналов (ЭКГ, либо ФКГ или любых других), что существенно упрощает процесс измерения.
Полученные данные передаются в устройство обработки данных, использующее технологии самообучающихся систем искусственного интеллекта, где определяются временные отрезки запаздывания tb (t begin) начала подъёма волны на лодыжке по сравнению с началом подъема волны на шее.
Технология самообучающейся системы искусственного интеллекта существенно повышает достоверность получаемых результатов и позволяет уточнять в режиме реального времени исходные определяемые параметры и получаемые на их основе итоговые расчетные данные.
Анализ большого массива исходных данных графиков-кривых пульсовых волн, поступающих от измерительных устройств, позволяет более точно определять на графиках контрольные точки времени, в том числе за счет обучения процессу выявления артефактов измерений и анализа типовых форм графиков пульсовой волны. Уточнение времени запаздывания, а значит и последующего расчета скорости распространения пульсовой волны, осуществляется по мере накопления данных. Основной задачей устройства обработки является выявление и идентификация типовых артефактов, возникающих в процессе регистрации волн, анализ типовых форм пульсовых волн и, как следствие, точное определение точек на шкале времени графика пульсовой волны.
Техническим решением для более точного определения расстояний является отказ от использования усредненных популяционных данных о длине участков артериального русла на основе роста пациента и фактическое измерение длины участка с помощью градуированной шкалы в метрической системе, нанесенной на воздуховоды-шланги сфигмоманжет.
В основе дальнейшей обработки системой искусственного интеллекта полученных данных о времени, расстояниях и, как итог, расчете скорости пульсовой волны, приведенной к стандартным значениям эластического участка, лежит уточнение на основе пола, фенотипа пациентов, их возраста, популяции и прочих факторов, корректирующего коэффициента k, как соотношения скоростей распространения пульсовых волн в сосудах мышечного и эластического типа.
Скорость итоговая рассчитывается как
где L2 - расстояние от яремной ямки до точки регистрации пульсовой волны на лодыжке;
L3 - расстояние от яремной ямки до точки регистрации пульсовой волны на сонной артерии;
Lm - расстояние от пупартовой связки до точки регистрации пульсовой волны на лодыжке;
T - время запаздывания пульсовой волны;
k - коэффициент соотношения скоростей распространения пульсовых волн в сосудах мышечного и эластического типа.
Влияние высокого артериального давления на скорость пульсовой волны устраняется техническим решением об использовании блоком искусственного интеллекта нового индекса жесткости артериальной стенки Stelari, конечного производного от нового промежуточного индекса жесткости Start, расчет которого, в отличии от индекса жесткости β, как линейной зависимости между натуральным логарифмом отношения давления
(ln(Px/Po)) и степенью изменение внутреннего диаметра ((Dx-Do)/Do), производится на базе фундаментальных законов движения волн в трубках с упругими стенками и положений теории обратимых разрывов, где скорость разрыва U приравнивается к расчетной скорости пульсовой волны elPWV, или скорости на участке между сонной и лодыжечной артериями, приведенной к эталонному значению на участке артерий эластического типа.
Промежуточный индекс жесткости Start является универсальным и может быть применен не только для расчета индекса Stelari, в основе которого лежит скорость распространения пульсовой волны (СРПВ) на эластичных участках, но и коррекции влияния высокого артериального давления на скорость пульсовой волны в любых устройствах на любом участке артериального русла.
В этом случае индекс Start рассчитывается для конкретного участка артериального русла и в его названии отражается условное буквенное обозначение данного участка русла.
Индекс жесткости артериальной стенки Stelari рассчитывается как
при условии, что U=elPWV.
Системой рассчитывается также лодыжечно-плечевой индекс ABI, как отношение систолического давления на лодыжке Psa и плече Psb, по формуле:
ABI= Psa/Psb.
Заявленная группа изобретений представлена на графических материалах, где:
на фиг. 1 - Схема комплекса для определения жесткости стенок артерий;
на фиг. 2 - График запаздывания пульсовой волны;
на фиг. 3 - Схема измерения расстояния между контрольными точками для определения каротидно-лодыжечной скорости пульсовой волны;
на фиг. 4 - Зависимость CAVI и Start от β классической с учетом использования в расчете Start исходных данных, полученных при расчете β классической.
Комплекс для оценки жёсткости артерий предназначен для измерения скорости пульсовой волны и расчета ряда других индексов.
Конструктивно состоит из: рабочего блока (фиг.1 п.1), трех сфигмоманжет с градуированными шлангами (фиг.1 п.2,3,4), устройства обработки данных (фиг.1 п.6), а также устройства пользователя (компьютер, планшет) (фиг.1 п.5), функционально соединенного с остальными блоками.
Рабочий блок - включает в себя блок фильтрации и преобразования сигналов (фиг.1 п.7), блок измерения артериального давления и регистрации пульсовой волны артериального давления (фиг.1 п.8), блок записи и хранения (фиг.1 п.9), насосный блок (фиг.1 п.10), блок передачи данных на устройство пользователя и устройство обработки данных (фиг.1 п.11), блок электропитания с АКБ (фиг.1 п.12).
Сфигмоманжеты - предназначены для регистрации пульсовой волны на сонной и лодыжечной артериях, а также измерения артериального давления на плечевой и лодыжечной артериях. Шланги-воздуховоды манжет имеют метрическую градуировку для измерения длин участков на теле пациента. Сфигмоманжета на шейном участке имеет вид усовершенствованного воротника Шанца.
Устройство обработки – удаленное устройство обработки, где осуществляют вторичную цифровую фильтрацию, выполняют построение графика волны. На основе данных определяют временные отрезки запаздывания tb (t begin) начала подъёма волны на лодыжке по сравнению с началом подъема волны на шее и рассчитывают итоговое среднее время запаздывания пульсовой волны T.
Устройство пользователя выполнено (посредством установленного программного обеспечения обработки данных) с возможностью ввода данных о пациенте, ввода в расчёты констант, выбора осуществляемой процедуры, ее запуска, хранения информации, расчетов нового предлагаемого индекса оценки артериосклероза Stelari и других индексов, отображения результатов измерения физических параметров в ходе исследования, результатов расчетов индексов, печати результатов, сохранения полученных результатов.
Пример осуществления изобретения заключается в следующем.
Закрепляют манжеты на шее, плече и лодыжке.
На устройстве пользователя (ПК) исследователь осуществляет выбор типа исследования и вводит первичные данные о пациенте, в том числе антропометрические данные, полученные с помощью градуированных шкал воздуховодов манжет прибора.
На 1 (первом) этапе измерения блок фильтрации и преобразования сигналов дает команду на включение компрессоров и осуществляет накачку
2-х манжет на шее и лодыжке до 50 мм.рт.ст. и закрывает клапан, проводит регистрацию двух каналов изменения давления в накачанных до 50 мм.рт.ст. манжетах при прохождении пульсовых волн в течение 15-20 секунд или 5-10 ударов сердца.
Полученные сигналы передаются на блок записи и блок фильтрации и преобразования сигналов, для получения предварительно откалиброванного сигнала фильтром верхних частот и фильтром нижних частот или полосовым фильтром, преобразования формы волны в цифровые данные.
Данные передаются на устройство обработки данных, которое с использованием искусственного интеллекта обнаруживает на графике волны характерные точки, анализирует ее форму, определяет временные отрезки запаздывания tb (t begin) начала подъёма волны на лодыжке по сравнению с началом подъема волны на шее, сверяет их с массивом данных, анализирует на предмет артефактов и рассчитывает итоговое среднее время запаздывания пульсовой волны T.
Данные пациента (пол, антропометрия, возрасту и анамнез), полученные при вводе на устройстве пациента, блоком памяти также отправляются на устройство обработки данных, анализируются и сравниваются с накопленными массивами данных, используются при анализе графика пульсовой волны.
Полученные результаты обработки отправляются в блок записи и хранения, временно сохраняются в блоке записи и хранения и одновременно передаются блоком передачи данных через интерфейс обмена на устройство пользователя для отображения на экране устройства пользователя как графические данные пульсовой волны в виде символьной информации или отображения в виде визуального графика волны.
На 2 (втором) этапе измерения рабочий блок через сфигмоманжеты на плече и лодыжке измеряет артериальное давления по стандартным протоколам и по мере необходимости дает команду для включения-выключения компрессоров в манжетах, передает данные в блок памяти.
Данные сохраняются в блоке записи и хранения и одновременно передаются блоком передачи данных через интерфейс обмена на устройство пользователя. Процесс измерения давления в цифровом виде отображается на мониторе устройства пользователя.
На 3 (третьем) этапе устройство пользователя на основе всех сохраненных данных, по заданным алгоритмам расчета и формулам, рассчитывает и отображает на мониторе данные о скорости пульсовой волны, об индексе жесткости артериальной стенки, лодыжечно-плечевом индексе, выводит цифровые данные в формате для отображения на мониторе устройства пользователя.
Итоги обработки всех данных сохраняются на устройстве пользователя, а также, в случае необходимости, выводятся на печать.
На 4 (четвертом) этапе на основании полученного индекса Stelari, который в цифровом виде отражает степень жесткости артериальной стенки, а также других рассчитанных параметров делается вывод о наличии признаков поражения артериального русла.
Далее представлены способы обработки регистрируемых данных.
Устройство пользователя рассчитывает скорость пульсовой волны между точками на сонной и лодыжечной артериях, приведенную по методу Савицкого Н.Н. к скорости на участке эластичных артерий.
Скорость распространения пульсовой волны на участке сонная артерия-лодыжка (caPWV) рассчитывается по времени запаздывания пульсовых волн в точках регистрации и по расстоянию, которое волна проходит за это время:
где T – время запаздывания появления пульсовой волны на лодыжке по сравнению с пульсовой волной на сонной артерии;
L – расстояние, которое проходит пульсовая волна за время T.
Запаздывание пульсовой волны измеряется по расстоянию между началом подъема каждой из сфигмограмм tb (фиг.2).
Для более точного определения времени запаздывания необходимо рассчитывать его по формуле:
где tbi – запаздывание пульсовой волны на i-ом цикле (сердечном ударе);
n – количество регистрируемых циклов (сердечных ударов).
Для определения длины пути, которое проходит пульсовая волна за время T, измеряются расстояния от яремной ямки (проекция верхнего края дуги аорты) до точек регистрации пульсовой волны на сонной артерии (переднешейная борозда на уровне верхнего края щитовидного хряща) (L3) и лодыжке (L2) (фиг.3). Так как пульсовые волна от верхнего края дуги аорты в сторону шеи и в сторону лодыжки распространяются в противоположных направлениях, то расстояние L рассчитывается по формуле:
Таким образом определяется скорость распространения пульсовой волны 
(каротидно-лодыжечная скорость пульсовой волны) по сосудам и мышечного, и эластического типа.
Вместе с тем клинически значимым параметром, определяемым в клинических рекомендациях по лечению различных нозологий, является скорость распространения пульсовой волны в крупных сосудах эластического типа.
Заявленное изобретение включает способ приведения скорости пульсовой волны, получаемой между точками на сонной и лодыжечной артериях, к скорости пульсовой волны на участке эластичных артерий.
Способ основан на том, что скорость распространения пульсовой волны в различных сосудах у одного и того же человека различна. Она меньше в сосудах эластического типа и больше в сосудах мышечного типа. Соотношения скоростей распространения пульсовых волн в сосудах мышечного (mPWV) и эластического (elPWV) типов у лиц без клинических проявлений в зависимости от возраста приведены в Таблице 1 (Савицкий Н.Н. Некоторые методы исследования и функциональной оценки системы кровообращения. Медгиз, 1956).
Таблица 1
Выведем формулы для расчета elPWV при каротидно-лодыжечном измерении скорости распространения пульсовой волны.
В данном случае волна проходит как по сосудам мышечного, так и эластического типа.
Участок L3 состоит из сосудов эластического типа. Поэтому время T3, за которое пульсовая волна проходит данный участок, определяется по формуле:
Участок L2 от верхнего края дуги аорты до пупартовой связки состоит из сосудов эластического типа и от пупартовой связки до лодыжки из сосудов мышечного типа. Для определения длины участка сосудов мышечного типа измеряется расстояние от пупартовой связки до точки регистрации пульсовой волны на лодыжке Lm.
Примем, что расстояние L2 пульсовая волна проходит за время Т2.
С учетом формулы соотношения скоростей и длин участков с разной структурой сосудов определим время Т2:
Время запаздывания появления пульсовой волны на лодыжке по сравнению с пульсовой волной на сонной артерии T определяется по формуле:
Тогда, для случая снятия сфигмограмм на участке сонная артерия-лодыжка, скорость распространения пульсовых волн в сосудах эластического типа определяется по следующей формуле:
Таким образом:
определив по сфигмограммам с сонной артерии (шея) и лодыжки время запаздывания появления пульсовой волны на лодыжке по сравнению с пульсовой волной на сонной артерии T,
измерив длину:
L2 - расстояние от яремной ямки до точки регистрации пульсовой волны на лодыжке;
L3 – расстояние от яремной ямки до точки регистрации пульсовой волны на сонной артерии;
Lm - расстояние от пупартовой связки до точки регистрации пульсовой волны на лодыжке,
выбрав из Таблицы 1 коэффициент k,
рассчитывается скорость распространения пульсовой волны в сосудах эластического типа elPWV.
Оценка жесткости артерий по «золотому стандарту» производится путем измерения скорости распространения пульсовой волны на каротидно-феморальном участке cfPWV, который целиком состоит из сосудов эластического типа. Поэтому:
Учитывая, что для популяции характерно определенное соотношение роста человека L0 и расстояний L2, L3, Lm, то можно установить коэффициенты пересчета и определять указанные расстояния по формулам:
где L0 – рост человека;
t, p, n – установленные коэффициенты пересчета соответственно расстояний L2, L3, Lm.
Тогда:
В данном случае, учитывая, что коэффициенты t, p, n могут быть заранее внесены в базу данных, которая хранится на устройстве пользователя, оператору необходимо будет только измерить рост пациента.
Однако, несмотря на предлагаемое приведение скорости пульсовой волны к единому эластическому типу (золотому стандарту), в отражаемом результате сохраняется присущий также другим способам оценки скорости распространения пульсовой волны фактор влияния на нее текущего артериального давления.
В целях компенсации данного фактора и получения независимого от артериального давления итогового параметра артериальной жесткости, заявленный способ раскрывает новый подход к индексу β, описанному в выше представленных известных способах, и расчет вместо него нового индекса Start, а также новый индекс жесткости Stelari, как результата применения в формуле расчета Start приведенной скорости пульсовой волны elPWV.
С учетом недостатков уже применяемых в практике таких методов, как расчет классического индекса β и основанного на нем индекса CAVI, предлагается учесть нелинейные эффекты, влияющие на скорость волн при большой их амплитуде. В отличии от классического β также отойти от привязки к диастолическому (или условному «референтному») давлению, а учитывать исключительно фактическое систолическое давление.
Кроме того, в заявленном изобретении применены законы сохранения массы и импульса, а также стандартный метод вывода условий на разрыве, где фронт пульсовой волны моделируется как разрыв.
В связи с тем, что учитываются нелинейные эффекты, коррекция фактора давления при измерении скорости пульсовой волны при расчете нового индекса Start осуществляется точнее.
Это, наряду с отсутствием применения эмпирических коэффициентов а и b, позволяет базирующемуся на Start новому итоговому индексу жесткости артерий Stelari более точно отражать истинную артериальную жесткость.
Уравнения в частных производных, используемые для получения нового коэффициента Start и индекса жесткости Stelari, представляют собой упрощенный вариант уравнений, рассматривавшихся ранее в «Бахолдин И.Б. Применение теории обратимых разрывов для исследования уравнений, описывающих волны в трубах с упругими стенками// ПММ. – 2017. – Т. 81. – №5 – С. 593-609» и в «Бахолдин И.Б. Уравнения, описывающие волны в трубах с упругими стенками, и численные методы с низкой схемной диссипацией // Ж. вычисл. матем. и матем. физ. 2020. Т. 60. № 7. С. 1224–1238.
где r – радиус сосуда, в конечной формуле знание этой величины не требуется;
v – скорость;
P – давление, эта величина в конечных формулах определяется в ходе измерения, в случае использования миллиметров ртутного столба делается перевод в систему СИ;
ρ - плотность крови, величина ее определяется по среднестатистическим данным или из анализа пациента, при наличии такого;
, 
- обозначение частной производной по временной или пространственной координате.
Консервативная форма этих уравнений, отражающая законы сохранения массы и импульса, имеет вид:
Рассмотрим фронт пульсовой волны как разрыв и запишем условия на разрывах для уравнений в виде законов сохранения стандартным способом, см., например, Куликовский А.Г., Свешникова Е.И. Нелинейные волны в упругих средах. М.: Моск. Лицей, 1998. 412 с.
где U – скорость разрыва, совпадающая с измеренной ранее скоростью пульсовой волны, а квадратными скобками мы задаем значения по разные стороны разрыва.
Раскрывая соотношение (22), получим
Положим, что 
, тогда находим
где 
- максимальная систолическая скорость кровотока;
- конечная диастолическая скорость кровотока;
ρ - плотность крови;
α - отношение к ;
U – скорость разрыва, совпадающая с измеренной ранее скоростью пульсовой волны PWV;
Ps – систолическое давление;
Pd – диастолическое давление.
В связи с тем, что скорость течения крови мала по сравнению со скоростью пульсовой волны обычно величину α целесообразно брать нулевой.
Согласно определению параметра жесткости β
где Ds – диаметр сосуда при систолическом давлении;
Dd – диаметр сосуда при диастолическом давлении.
В дальнейшем коэффициент 
будет считаться с использованием пульсовой скорости, приближаемой условиями на разрыве, поэтому обозначим его βU.
Тогда с учетом равенства отношений диаметров и радиусов
Подставляя в первое условие на разрыве
Или
В результате
Таким образом, полученный параметр жесткости βU, в отличие от классического параметра жесткости β, базируется на законе сохранения массы и импульса, использовании стандартного метода вывода условий на разрыве, где фронт пульсовой волны моделируется как разрыв, и учитывает нелинейные эффекты, влияющие на скорость волн при большой их амплитуде.
Для исключения путаницы с классическим β обозначим параметр βU как индекс жесткости Start.
Тогда при условии:
U=elPWV,
индекс жесткости Start в сосудах эластического типа (elStart) будет равен индексу жесткости Stelari:
Группа изобретений относится к медицине, а именно к комплексу для определения жесткости стенок артерий и способу его реализации. Комплекс состоит из рабочего блока 1, трех сфигмоманжет с градуированными шлангами 2-4 и функционально соединенных с ними удаленного устройства обработки 6 для анализа пульсовой волны (ПВ) и устройства пользователя 5 для расчета индекса оценки артериосклероза. Рабочий блок включает в себя блок фильтрации и преобразования сигналов 7, блок измерения артериального давления (АД) и регистрации ПВ 8, блок записи и хранения 9, насосный блок 10, блок передачи данных на устройство обработки и устройство пользователя 11, блок электропитания с аккумуляторной батареей 12. Шейная сфигмоманжета выполнена как воротник Шанца и предназначена для регистрации ПВ на сонной артерии. Плечевая манжета предназначена для осциллометрического измерения плечевого АД. Лодыжечная манжета предназначена как для регистрации ПВ, так и для осциллометрического измерения АД на лодыжке. При этом накачивают сфигмоманжеты на шее и лодыжке до 50-60 мм рт.ст. Проводят регистрацию двух каналов изменения давления в накачанных сфигмоманжетах в течение 15-20 секунд или 5-10 ударов сердца. Полученный сигнал обрабатывают и передают на удаленное устройство для дальнейшей обработки. Измеряют АД одновременно в двух сфигмоманжетах на плече и лодыжке, регистрируя данные двух каналов давления. Передают все измеренные и рассчитанные данные на устройство пользователя для расчета и отображения данные о скорости ПВ, об индексе жесткости артериальной стенки, а также о лодыжечно-плечевом индексе. На основании скорости ПВ, индекса жесткости артериальной стенки и лодыжечно-плечевого индекса определяют степень жёсткости стенок артерий. Достигается повышение точности определения индекса жесткости артерий и оценки скорости ПВ с учетом физиологических особенностей различных участков артериального русла. 2 н.п. ф-лы, 4 ил.
1. Комплекс для определения жесткости стенок артерий в соответствии со способом по п. 2, состоящий из рабочего блока, трех сфигмоманжет с градуированными шлангами и функционально соединенных с ними удаленного устройства обработки, выполненного с возможностью осуществления анализа пульсовой волны, и устройства пользователя с возможностью расчета индекса оценки артериосклероза,
где рабочий блок включает в себя блок фильтрации и преобразования сигналов, блок измерения артериального давления и регистрации пульсовой волны артериального давления, блок записи и хранения, насосный блок, блок передачи данных на устройство обработки и устройство пользователя, блок электропитания с аккумуляторной батареей,
при этом шейная сфигмоманжета, выполненная как воротник Шанца, предназначена для регистрации пульсовой волны на сонной артерии, плечевая манжета предназначена для осциллометрического измерения плечевого артериального давления, а лодыжечная манжета предназначена как для регистрации пульсовой волны, так и для осциллометрического измерения артериального давления на лодыжке.
2. Способ определения жёсткости стенок артерий, заключающийся в том, что на первом этапе осуществляют накачку сфигмоманжет на шее и лодыжке до 50-60 мм рт.ст. и проводят регистрацию двух каналов изменения давления в накачанных до 50-60 мм рт.ст. сфигмоманжетах при прохождении пульсовых волн в течение 15-20 секунд или 5-10 ударов сердца;
фильтруют полученный сигнал, преобразуют форму волны в цифровые данные блоком фильтрации и преобразования сигналов и сохраняют указанные данные в блоке записи и хранения;
передают в удаленное устройство обработки, где осуществляют вторичную цифровую фильтрацию и осуществляют построение графика волны;
определяют временные отрезки запаздывания tb (t begin) начала подъёма волны на лодыжке по сравнению с началом подъема волны на шее и определяют итоговое время запаздывания пульсовой волны по формуле:
и передают в блок записи и хранения;
на втором этапе измеряют артериальное давление одновременно в двух сфигмоманжетах на плече и лодыжке, регистрируя данные двух каналов давления, производят предварительную аналоговую фильтрацию и передают данные в блок хранения и записи;
на третьем этапе передают все измеренные и рассчитанные данные на устройство пользователя, где рассчитывают и отображают данные:
о скорости пульсовой волны, рассчитанной по формуле:
где L2 - расстояние от яремной ямки до точки регистрации пульсовой волны на лодыжке; L3 - расстояние от яремной ямки до точки регистрации пульсовой волны на сонной артерии; Lm - расстояние от пупартовой связки до точки регистрации пульсовой волны на лодыжке; T - время запаздывания пульсовой волны; k - коэффициент соотношения скоростей распространения пульсовых волн в сосудах мышечного и эластического типа;
об индексе жесткости артериальной стенки:
где Ps – систолическое давление; Pd – диастолическое давление; 
– максимальная систолическая скорость кровотока; U – скорость разрыва, совпадающая с измеренной ранее скоростью пульсовой волны elPWV; α – отношение конечной диастолической скорости кровотока к максимальной систолической скорости кровотока;
а также о лодыжечно-плечевом индексе ABI как отношении систолического давления на лодыжке Psa и плече Psb, рассчитываемом по формуле:
ABI= Psa/Psb;
на четвертом этапе на основании скорости пульсовой волны elPWV, индекса жесткости артериальной стенки Stelari и лодыжечно-плечевого индекса ABI определяют степень жёсткости стенок артерий.
| УСТРОЙСТВО И СПОСОБ ВЫВЕДЕНИЯ БИОИНФОРМАЦИИ И БИОИНФОРМАЦИОННОГО ОТЧЕТА | 2006 |
|
RU2334455C2 |
| US 2014343599 A1, 20.11.2014 | |||
| CN 102764114 A, 07.11.2012 | |||
| JP 2016101504 A, 02.06.2016 | |||
| WO 2013110929 A1, 01.08.2013 | |||
| KR 20120083578 A, 26.07.2012. | |||
