RU2796752C1 - Complex of determining the arterial wall stiffness index and a method of its implementation - Google Patents
Complex of determining the arterial wall stiffness index and a method of its implementation Download PDFInfo
- Publication number
- RU2796752C1 RU2796752C1 RU2022121862A RU2022121862A RU2796752C1 RU 2796752 C1 RU2796752 C1 RU 2796752C1 RU 2022121862 A RU2022121862 A RU 2022121862A RU 2022121862 A RU2022121862 A RU 2022121862A RU 2796752 C1 RU2796752 C1 RU 2796752C1
- Authority
- RU
- Russia
- Prior art keywords
- ankle
- pulse wave
- recording
- data
- index
- Prior art date
Links
Images
Abstract
Description
Группа изобретений относится к области медицинской техники и может быть использована для выявления фактора риска развития сердечно-сосудистых заболеваний.SUBSTANCE: group of inventions relates to the field of medical technology and can be used to identify a risk factor for the development of cardiovascular diseases.
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.The measurement of arterial stiffness has been established as a key methodology for assessing the function of large arteries and its changes at an early stage of disease as a result of the development of arteriosclerosis. Arterial stiffness is a predictor of cardiovascular events and mortality, independent of traditional risk factors. It has also been shown that increased arterial stiffness can predict cardiovascular events in asymptomatic individuals without overt preclinical cardiovascular disease.
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. Available methods include non-invasive vascular imaging, mainly ultrasound and magnetic resonance imaging (MRI), and high-precision pulse wave recording, mainly using tonometry or Doppler ultrasound.
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. The functional methods, as a result of the physical measurement, are either a regionally determined pulse wave velocity in m/s or a locally determined extensibility factor in 1/MPa.
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. The pulse wave velocity is a value obtained by dividing the distance value between two different points on a blood vessel by the time difference between the pulse waves at those points.
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).The prior art method for assessing arterial stiffness by local compliance and using the speed of the pulse wave from the carotid artery to the femoral, from the brachial artery to the ankle or from the heart valve to the ankle (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 Aging: An Overview, Heart, Lung and Circulation, Volume 30,
При этом для измерения пульсовой волны могут использоваться различные типы датчиков, такие как фотоплетизмографические, аморфные, пьезоэлектрические, аппланационные тонометрические и др.In this case, various types of sensors can be used to measure the pulse wave, such as photoplethysmographic, amorphous, piezoelectric, applanation tonometric, etc.
В клиническом контексте артериальная жесткость в основном рассматривается при ее измерении на участке между точками на сонной и бедренной артериях.In a clinical context, arterial stiffness is mainly considered when it is measured in the area between points on the carotid and femoral arteries.
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.There is a known method for determining the propagation velocity of a pulse wave, which uses an oscillometric method of recording a pulse wave between two different points on the carotid and femoral arteries, subsequent processing of the obtained graph data and determining the delay time between the pulse wave rise section at the first point and the pulse wave rise section at the second point. An ECG is used to clarify the data.
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. Measured by the researcher or pre-calculated based on the height of the patient, the distance between these points is divided by the delay time, and thus the speed of propagation of the pulse wave in a given area is obtained.
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. The main diagnostic disadvantage of this method for determining the pulse wave velocity is the influence of the patient's current arterial pressure on it. The speed of the pulse wave varies with blood pressure. This is because when blood pressure rises, the blood vessel expands with blood and the stiffness of its walls further increases, resulting in an increase in the speed of pulse wave propagation.
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.In addition, the introduction into clinical practice of the carotid-femoral method for determining aortic stiffness encounters certain difficulties. This is due to the difficulty of registering pulse waves by tonometry, possible errors in recording pulse waves and determining the distance between the areas of wave registration. The introduction of this technique requires special training of specialists and their certification.
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 ba PWV происходит путем определения времени запаздывания пульсовых волн между плечевым и лодыжечным участками артерий. A known method of reducing the effect of blood pressure on the speed of the pulse wave, as well as simplifying the method of obtaining a pulse wave by registering it on the limbs of the patient by the oscillometric method. Obtaining the so-called ba PWV occurs by determining the delay time of pulse waves between the brachial and ankle sections of the arteries.
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. In this method, in order to correct the effect of blood pressure on the pulse wave velocity (Omron ba, RU 250 2463 C2), large data sets are statistically analyzed and processed, and curves for correcting the pulse wave velocity are constructed. In actual measurement, pulse wave speed is determined and blood pressure is measured, and the measured pulse wave speed is converted to pulse wave speed when the minimum blood pressure (diastolic blood pressure) is 80 mmHg. according to the pulse wave velocity correction curve.
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. However, the correction curves are different for different parts of the arterial bed. It is extremely difficult to obtain a correction curve for each of the various body parts with high accuracy. In this regard, this method of measuring the speed of the pulse wave is adopted as a method for measuring the section of the arteries between the shoulder and the ankle, as a method for assessing the speed over the total length of the arterial bed.
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. A device is known in which, as it is believed, the above disadvantages of the two methods described above have been eliminated to a greater extent, and it has been possible to obtain a clinically significant broad arterial stiffness index also throughout the entire arterial bed from the heart valve to the ankle and not dependent on blood pressure.
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). The operation of the device is based on volumetric sphygmography, as a method of recording a pulse wave in the brachial and ankle sections of the arterial bed, refined using ECG, PCG, waveform analysis and the calculated pulse wave velocity between the heart valve and the ankle without any pressure correction . Systolic and diastolic blood pressure are measured simultaneously (JP3140007 B2 03/05/2001).
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).The result of further processing of the obtained pulse wave velocity PWV = L / T is an estimated value indicating the degree of vascular stiffness, the so-called cardio-ankle vascular index CAVI (RU 2334462
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)The stiffness parameter β , which formed the basis of the CAVI formula, was first proposed in 1980 to assess arterial wall stiffness, reflecting arterial stiffness without the influence of blood pressure. (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,
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).Later, by a group of researchers, the parameter β was transformed through the Bramwell-Hill equation (Bramwell JCHill AV. The velocity of the pulse wave in man. Proc R Soc London Series B 1926; 93:298–306.) and used to develop a new index stiffness of the arteries, called the cardio-ankle vascular index ( CAVI ).
Было получено следующее уравнение:The following equation was obtained:
Преобразованное значение Converted value
где ρ - плотность крови;where ρ is the density of blood;
Уравнение CAVI получается путем подстановки уравнения (1) в уравнение (2) (JP3140007 В2 05.03.2001).The CAVI equation is obtained by substituting equation (1) into equation (2) (JP3140007 B2 03/05/2001).
Фактический CAVI: Actual 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).where a, b are conversion constants ("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.The disadvantages of the CAVI formula include the use of β obtained on the basis of linear equations. Further, the simplest, linear correction of this coefficient is used with the help of two additional coefficients a and b , which are of an empirical nature.
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). Thus, according to some authors, CAVI and β imply an exponential relationship between pressure ( P ) and diameter ( d ). β and CAVI as currently used are inherently blood pressure dependent, which can lead to errors in arterial stiffness studies. CAVI is subject not only to the “reference pressure” effect, but also to a linear approximation ( d P /dd ) (“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).In addition, the value of a and b in the CAVI equation are empirical, they are different for different CAVI ranges. Two cut-off points are implemented, resulting in three sets of values for coefficients a and b , determined by a specific manufacturer using a closed method (“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. The second important and significant drawback of the method is that when calculating the distances L used in the CAVI formulas, the fact of the difference in the biological structure of arteries in different parts of the body is not taken into account.
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.In different parts of the arterial bed, the speed of the passage of the pulse wave is different (Savitsky N.N. “Some methods for studying the functional assessment of the circulatory system”, Publishing house MEDGIZ, 1956). The index of arterial stiffness β used in CAVI varies depending on the vascular bed, since the properties of blood vessels differ.
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). The pulse wave velocity PWV , which is measured on longer segments of the arterial tree, is the average of the local β values from the measured segment (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. According to Savitsky N.N. (“Some methods for studying the functional assessment of the circulatory system”, Publishing house MEDGIZ, 1956, p. 80) an increase in the rigidity of the arteries of the elastic type is characteristic of the aging process of the body.
Артерии же мышечного типа, по мере старения, напротив, активно возмещают понижение растяжимости крупных артерий.Arteries of the same muscular type, with aging, on the contrary, actively compensate for the decrease in the extensibility of large arteries.
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. Thus, the average consideration of local values of β can have the effect of underestimating the stiffness of the elastic part of the arteries and be considered as a disadvantage of the method for diagnosing arterial stiffness by CAVI and reduce the effectiveness of detecting the facts of early vascular aging.
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. The CAVI index, therefore, is an average index of arteriosclerotic lesions of different types of arteries, while a clinically significant lesion of the arterial wall is recognized as the speed of the passage of the pulse wave precisely in the area of elastic large arteries.
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. The actual inclusion in the calculation of the index of a significant length of the channel of muscle-type arteries, as well as the empirical three groups of constants a and b used, as well as the linearity of the formulas used, affect the clinical significance of the result.
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. The technical problem of the claimed group of inventions is to increase the accuracy of determining the arterial stiffness index and estimating the pulse wave velocity, taking into account the physiological characteristics of various sections of the arterial bed.
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. The technical result consists in solving a technical problem due to the fact that the stiffness of the arterial wall and the speed of the pulse wave, as its main indicator, are proposed to be determined on a new area between the carotid and ankle arteries, easily accessible for recording signals by volumetric sphygmography.
Решение реализуется через использование при измерении трех сфигмоманжет, накладываемых на характерные точки плеча, шеи и лодыжки пациента. The solution is implemented through the use of three sphygmo-cuffs for measurement, applied to the characteristic points of the shoulder, neck and ankle of the patient.
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. The sphygmocuff for receiving a signal on the carotid artery is an air bag with an air duct integrated into the Shants collar, which, like a standard cuff for measuring pressure, is connected to a pump and pressure sensors.
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. The proposed method takes into account the difference in the speed of propagation of the pulse wave in different types of arteries of the muscular and elastic type in the proposed area of measurement by applying correction factors, due to which the actually obtained values of the propagation velocity are reduced to the reference values of the wave velocity in the elastic arteries.
Процесс определения исходных параметров и способы расчетов итоговых данных имеют ряд существенных улучшений. The process of determining the initial parameters and methods of calculating the final data have a number of significant improvements.
На базе теории обратимых разрывов устраняется фактор влияния большого систолического давления на скорость пульсовой волны и, как следствие, оценку жесткости артериальной стенки. On the basis of the theory of reversible ruptures, the factor of the influence of high systolic pressure on the pulse wave velocity and, as a result, the assessment of the stiffness of the arterial wall is eliminated.
Используется удобный для пользователя способ измерения фактической длины различных участков артериального русла за счет градуировки воздуховодов сфигмоманжет, которые могут быть использованы как метрическая линейка. A user-friendly method is used to measure the actual length of various sections of the arterial bed by grading the air ducts of the sphygmocuff, which can be used as a metric ruler.
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.The cuffs on the control points of the neck and ankle allow to measure the speed of the pulse wave through the delay time between the control points of the two graphs of the pulse waves of the carotid artery and ankle and the measurement by the researcher of the actual distances between the control areas.
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. Waveforms are obtained by inflating the sphygmomantles on the neck and ankle to 50-60 mmHg. and registration of two channels of pressure change in pumped up to 50-60 mm Hg. sphygmocuffs during the passage of pulse waves for 15-20 seconds or 5-10 heart beats, without using any additional signals (ECG, or FCG or any others), which greatly simplifies the measurement process.
Полученные данные передаются в устройство обработки данных, использующее технологии самообучающихся систем искусственного интеллекта, где определяются временные отрезки запаздывания t b (t begin) начала подъёма волны на лодыжке по сравнению с началом подъема волны на шее. The received data are transferred to a data processing device using the technologies of self-learning artificial intelligence systems, where the time intervals of delay t b (t begin) of the beginning of the wave rise at the ankle are determined compared to the beginning of the wave rise at the neck.
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. The technology of a self-learning artificial intelligence system significantly increases the reliability of the results obtained and allows you to refine in real time the initial determined parameters and the final calculated data obtained on their basis.
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. Analysis of a large array of initial data of pulse wave graphs coming from measuring devices allows more accurate determination of time control points on the graphs, including by teaching the process of identifying measurement artifacts and analyzing typical forms of pulse wave graphs. Refinement of the delay time, and hence the subsequent calculation of the propagation velocity of the pulse wave, is carried out as the data accumulate. The main task of the processing device is to identify and identify typical artifacts that occur during the registration of waves, analyze the typical forms of pulse waves and, as a result, accurately determine points on the time scale of the pulse wave graph.
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. A technical solution for a more accurate determination of distances is to abandon the use of averaged population data on the length of sections of the arterial bed based on the height of the patient and the actual measurement of the length of the section using a graduated scale in the metric system applied to the air ducts-hoses of the sphygmocuff.
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.The basis for further processing by the artificial intelligence system of the obtained data on time, distances and, as a result, the calculation of the pulse wave velocity reduced to the standard values of the elastic region, is the refinement based on the sex, phenotype of patients, their age, population and other factors, the correction coefficient k , as the ratio of the propagation velocities of pulse waves in the vessels of the muscular and elastic types.
Скорость итоговая рассчитывается как The final speed is calculated as
где L 2 - расстояние от яремной ямки до точки регистрации пульсовой волны на лодыжке;where L 2 - the distance from the jugular fossa to the point of registration of the pulse wave at the ankle;
L 3 - расстояние от яремной ямки до точки регистрации пульсовой волны на сонной артерии; L 3 - distance from the jugular fossa to the point of registration of the pulse wave on the carotid artery;
L m - расстояние от пупартовой связки до точки регистрации пульсовой волны на лодыжке; L m is the distance from the pupart ligament to the point of registration of the pulse wave at the ankle;
T - время запаздывания пульсовой волны; T is the delay time of the pulse wave;
k - коэффициент соотношения скоростей распространения пульсовых волн в сосудах мышечного и эластического типа. k is the coefficient of the ratio of the propagation velocities of pulse waves in the vessels of the muscular and elastic types.
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(P x /P o )) и степенью изменение внутреннего диаметра ((D x -D o)/D o ), 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 e l PWV, или скорости на участке между сонной и лодыжечной артериями, приведенной к эталонному значению на участке артерий эластического типа. The influence of high arterial pressure on the pulse wave velocity is eliminated by a technical decision on the use by the artificial intelligence unit of the new arterial wall stiffness index Stelari , the final derivative of the new intermediate stiffness index Start , which, unlike the stiffness index β , is calculated as a linear relationship between the natural logarithm of the pressure ratio
(ln( P x /P o )) and the degree of change in the inner diameter (( D x -D o )/ D o ), is made on the basis of the fundamental laws of wave motion in tubes with elastic walls and the provisions of the theory of reversible discontinuities, where the discontinuity velocity U equates to the calculated pulse wave velocity e l PWV , or the velocity in the section between the carotid and ankle arteries, reduced to the reference value in the section of the arteries of the elastic type.
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. The intermediate stiffness index Start is universal and can be used not only to calculate the Stelari index, which is based on the pulse wave propagation velocity (PWV) in elastic areas, but also to correct the effect of high blood pressure on the pulse wave velocity in any device in any area of the arterial channels.
В этом случае индекс Start рассчитывается для конкретного участка артериального русла и в его названии отражается условное буквенное обозначение данного участка русла.In this case, the Start index is calculated for a specific section of the arterial bed, and its name reflects the conventional letter designation of this section of the bed.
Индекс жесткости артериальной стенки Stelari рассчитывается как Stelari arterial wall stiffness index is calculated as
при условии, что U= el PWV.provided that U= el PWV .
Системой рассчитывается также лодыжечно-плечевой индекс ABI, как отношение систолического давления на лодыжке P sa и плече P sb , по формуле:The system also calculates the ankle-brachial index ABI , as the ratio of systolic pressure at the ankle P sa and shoulder P sb , according to the formula:
ABI= P s a /P sb . ABI = P s a / P sb .
Заявленная группа изобретений представлена на графических материалах, где:The claimed group of inventions is presented on graphic materials, where:
на фиг. 1 - Схема комплекса для определения жесткости стенок артерий;in fig. 1 - Scheme of the complex for determining the stiffness of the walls of the arteries;
на фиг. 2 - График запаздывания пульсовой волны;in fig. 2 - Graph of the delay of the pulse wave;
на фиг. 3 - Схема измерения расстояния между контрольными точками для определения каротидно-лодыжечной скорости пульсовой волны;in fig. 3 - Scheme for measuring the distance between control points to determine the carotid-ankle velocity of the pulse wave;
на фиг. 4 - Зависимость CAVI и Start от β классической с учетом использования в расчете Start исходных данных, полученных при расчете β классической.in fig. 4 - Dependence of CAVI and Start on β classical, taking into account the use in the calculation of Start of the initial data obtained in the calculation of β classical.
Комплекс для оценки жёсткости артерий предназначен для измерения скорости пульсовой волны и расчета ряда других индексов. The complex for assessing arterial stiffness is designed to measure the speed of the pulse wave and calculate a number of other indices.
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. Structurally, it consists of: a working unit (fig.1 p.1), three sphygmomantets with graduated hoses (fig.1 p.2,3,4), a data processing device (fig.1 p.6), as well as a user device ( computer, tablet) (figure 1 item 5), functionally connected to the rest of the blocks.
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).The working unit - includes a block for filtering and converting signals (Fig.1 p. 7), a block for measuring blood pressure and recording a pulse wave of arterial pressure (Fig. 1 p. 8), a recording and storage unit (Fig. 1 p. 9 ), a pumping unit (fig.1 p. 10), a data transfer unit to the user device and a data processing device (fig. 1 p. 11), a power supply unit with a battery (fig. 1 p. 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. Sphygmocuffs - designed to register a pulse wave on the carotid and ankle arteries, as well as measure blood pressure on the brachial and ankle arteries. The air ducts of the cuffs have metric graduations for measuring the lengths of sections on the patient's body. The sphygmomange in the cervical region looks like an improved Shants collar.
Устройство обработки – удаленное устройство обработки, где осуществляют вторичную цифровую фильтрацию, выполняют построение графика волны. На основе данных определяют временные отрезки запаздывания t b (t begin) начала подъёма волны на лодыжке по сравнению с началом подъема волны на шее и рассчитывают итоговое среднее время запаздывания пульсовой волны T. Processing device - a remote processing device, where secondary digital filtering is carried out, wave plotting is performed. Based on the data, the time intervals of the delay t b (t begin) of the beginning of the rise of the wave on the ankle compared to the beginning of the rise of the wave on the neck are determined and the final average delay time of the pulse wave T is calculated.
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.The user device is configured (through the installed data processing software) with the ability to enter patient data, enter constants into the calculations, select the procedure to be performed, start it, store information, calculate the new proposed Stelari arteriosclerosis assessment index and other indices, display the results of measurement of physical parameters in the course of the study, the results of index calculations, printing the results, saving the results.
Пример осуществления изобретения заключается в следующем.An exemplary embodiment of the invention is as follows.
Закрепляют манжеты на шее, плече и лодыжке.Secure cuffs around the neck, shoulder and ankle.
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. On the user device (PC), the researcher selects the type of study and enters the primary data about the patient, including anthropometric data obtained using graduated scales of the air ducts of the cuffs of the device.
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.At the 1st (first) measurement stage, the filtering and signal conversion unit gives the command to turn on the compressors and pumps
2 cuffs on the neck and ankle up to 50 mm Hg. and closes the valve, registers two channels of pressure changes in pumped up to 50 mm Hg. cuffs during the passage of pulse waves for 15-20 seconds or 5-10 heart beats.
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.The received signals are transmitted to the recording unit and the signal filtering and conversion unit, to obtain a pre-calibrated signal with a high-pass filter and a low-pass filter or a bandpass filter, converting the waveform into digital data.
Данные передаются на устройство обработки данных, которое с использованием искусственного интеллекта обнаруживает на графике волны характерные точки, анализирует ее форму, определяет временные отрезки запаздывания t b (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. The data is transmitted to the data processing device, which, using artificial intelligence, detects characteristic points on the wave graph, analyzes its shape, determines the time intervals of delay t b (t begin) of the beginning of the wave rise at the ankle compared to the beginning of the wave rise at the neck, compares them with array of data, analyzes for artifacts and calculates the final average delay time of the pulse wave 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. The patient data (gender, anthropometry, age and medical history) received when entered on the patient device is also sent to the data processing device by the memory block, analyzed and compared with the accumulated data arrays, and used in the analysis of the pulse wave graph.
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.The obtained processing results are sent to the recording and storage unit, temporarily stored in the recording and storage unit and simultaneously transmitted by the data transmission unit through the exchange interface to the user's device for display on the screen of the user's device as graphic pulse wave data in the form of symbolic information or display in the form of a visual graph waves.
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.At the 2nd (second) stage of measurement, the working unit measures blood pressure through the sphygmocuffs on the shoulder and ankle according to standard protocols and, as necessary, gives a command to turn the compressors in the cuffs on and off, transfers the data to the memory unit.
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.The data is stored in the recording and storage unit and simultaneously transmitted by the data transmission unit through the exchange interface to the user's device. The pressure measurement process is digitally displayed on the monitor of the user's device.
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.At the 3rd (third) stage, the user device, based on all the stored data, according to the specified calculation algorithms and formulas, calculates and displays on the monitor data on the pulse wave speed, arterial wall stiffness index, ankle-brachial index, displays digital data in the format for displaying on the user's device monitor.
Итоги обработки всех данных сохраняются на устройстве пользователя, а также, в случае необходимости, выводятся на печать.The results of processing all data are stored on the user's device, and, if necessary, printed.
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.At the 4th (fourth) stage, based on the obtained Stelari index, which digitally reflects the degree of stiffness of the arterial wall, as well as other calculated parameters, a conclusion is made about the presence of signs of damage to the arterial bed.
Далее представлены способы обработки регистрируемых данных.The following are ways to process the logged data.
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.The user device calculates the speed of the pulse wave between points on the carotid and ankle arteries, given by the method of Savitsky N.N. to velocity in the area of elastic arteries.
Скорость распространения пульсовой волны на участке сонная артерия-лодыжка ( ca PWV) рассчитывается по времени запаздывания пульсовых волн в точках регистрации и по расстоянию, которое волна проходит за это время:The speed of propagation of the pulse wave in the area of the carotid artery-ankle ( ca PWV ) is calculated from the delay time of the pulse waves at the registration points and from the distance that the wave travels during this time:
где T – время запаздывания появления пульсовой волны на лодыжке по сравнению с пульсовой волной на сонной артерии;where T is the delay time for the appearance of a pulse wave on the ankle compared to the pulse wave on the carotid artery;
L – расстояние, которое проходит пульсовая волна за время T. L is the distance traveled by the pulse wave in time T.
Запаздывание пульсовой волны измеряется по расстоянию между началом подъема каждой из сфигмограмм t b (фиг.2).The delay of the pulse wave is measured by the distance between the beginning of the rise of each of the sphygmograms t b (figure 2).
Для более точного определения времени запаздывания необходимо рассчитывать его по формуле:For a more accurate determination of the delay time, it is necessary to calculate it using the formula:
где t bi – запаздывание пульсовой волны на i-ом цикле (сердечном ударе);where t bi is the delay of the pulse wave on the i -th cycle (heart beat);
n – количество регистрируемых циклов (сердечных ударов). n is the number of registered cycles (heart beats).
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) (L 3 ) и лодыжке (L 2 ) (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:To determine the length of the path that the pulse wave travels in time T , the distances from the jugular fossa (projection of the upper edge of the aortic arch) to the registration points of the pulse wave on the carotid artery (anterior cervical groove at the level of the upper edge of the thyroid cartilage) ( L 3 ) and ankle ( L 2 ) (figure 3). Since the pulse wave from the upper edge of the aortic arch towards the neck and towards the ankle propagate in opposite directions, the distance L is calculated by the formula:
Таким образом определяется скорость распространения пульсовой волны 
Вместе с тем клинически значимым параметром, определяемым в клинических рекомендациях по лечению различных нозологий, является скорость распространения пульсовой волны в крупных сосудах эластического типа.At the same time, a clinically significant parameter, determined in the clinical guidelines for the treatment of various nosologies, is the velocity of the pulse wave in large vessels of the elastic type.
Заявленное изобретение включает способ приведения скорости пульсовой волны, получаемой между точками на сонной и лодыжечной артериях, к скорости пульсовой волны на участке эластичных артерий. The claimed invention includes a method for converting the pulse wave velocity obtained between points on the carotid and ankle arteries to the pulse wave velocity in the region of the elastic arteries.
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 ( m PWV) и эластического ( el PWV) 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).The method is based on the fact that the speed of propagation of a pulse wave in different vessels in the same person is different. It is less in the vessels of the elastic type and more in the vessels of the muscular type. The ratios of the propagation velocities of pulse waves in the vessels of the muscular ( m PWV ) and elastic ( el PWV ) types in individuals without clinical manifestations depending on age are shown in Table 1 (Savitsky N.N. Some methods of research and functional assessment of the circulatory system. Medgiz, 1956 ).
Таблица 1Table 1
Выведем формулы для расчета el PWV при каротидно-лодыжечном измерении скорости распространения пульсовой волны.Let us derive formulas for calculating el PWV during carotid-ankle measurement of the pulse wave velocity.
В данном случае волна проходит как по сосудам мышечного, так и эластического типа.In this case, the wave passes both through the vessels of the muscular and elastic types.
Участок L 3 состоит из сосудов эластического типа. Поэтому время T 3 , за которое пульсовая волна проходит данный участок, определяется по формуле:Section L 3 consists of vessels of the elastic type. Therefore, the time T 3 for which the pulse wave passes this section is determined by the formula:
Участок L 2 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 L m .Section L 2 from the upper edge of the aortic arch to the pupart ligament consists of vessels of the elastic type and from the pupart ligament to the ankle of the vessels of the muscular type. To determine the length of the section of vessels of the muscular type, the distance from the pupart ligament to the point of registration of the pulse wave at the ankle L m is measured.
Примем, что расстояние L 2 пульсовая волна проходит за время Т 2 .We assume that the distance L 2 pulse wave passes in time T 2 .
С учетом формулы соотношения скоростей и длин участков с разной структурой сосудов определим время Т 2 :Taking into account the formula for the ratio of velocities and lengths of sections with different vessel structures, we determine the time T 2 :
Время запаздывания появления пульсовой волны на лодыжке по сравнению с пульсовой волной на сонной артерии T определяется по формуле:The time delay of the appearance of the pulse wave on the ankle compared to the pulse wave on the carotid artery T is determined by the formula:
Тогда, для случая снятия сфигмограмм на участке сонная артерия-лодыжка, скорость распространения пульсовых волн в сосудах эластического типа определяется по следующей формуле:Then, for the case of taking sphygmograms in the area of the carotid artery-ankle, the velocity of propagation of pulse waves in the vessels of the elastic type is determined by the following formula:
Таким образом:Thus:
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, having determined from the sphygmograms from the carotid artery (neck) and ankle the time delay of the appearance of a pulse wave on the ankle compared to the pulse wave on the carotid artery T ,
измерив длину:measuring length:
L 2 - расстояние от яремной ямки до точки регистрации пульсовой волны на лодыжке; L 2 - distance from the jugular fossa to the point of registration of the pulse wave at the ankle;
L 3 – расстояние от яремной ямки до точки регистрации пульсовой волны на сонной артерии; L 3 - distance from the jugular fossa to the point of registration of the pulse wave on the carotid artery;
L m - расстояние от пупартовой связки до точки регистрации пульсовой волны на лодыжке, L m - distance from the pupart ligament to the point of registration of the pulse wave on the ankle,
выбрав из Таблицы 1 коэффициент k, choosing from Table 1 coefficient k ,
рассчитывается скорость распространения пульсовой волны в сосудах эластического типа el PWV.the speed of propagation of the pulse wave in the vessels of the elastic type el PWV is calculated.
Оценка жесткости артерий по «золотому стандарту» производится путем измерения скорости распространения пульсовой волны на каротидно-феморальном участке cf PWV, который целиком состоит из сосудов эластического типа. Поэтому:Assessment of arterial stiffness according to the "gold standard" is made by measuring the velocity of the pulse wave in the carotid-femoral region cf PWV , which consists entirely of vessels of the elastic type. That's why:
Учитывая, что для популяции характерно определенное соотношение роста человека L 0 и расстояний L 2 , L 3 , L m , то можно установить коэффициенты пересчета и определять указанные расстояния по формулам:Given that the population is characterized by a certain ratio of human height L 0 and distances L 2 , L 3 , L m , then you can set the conversion factors and determine the indicated distances using the formulas:
где L 0 – рост человека;where L 0 - human height;
t, p, n – установленные коэффициенты пересчета соответственно расстояний L 2 , L 3 , L m . t, p, n are the established conversion factors for the distances L 2 , L 3 , L m , respectively.
Тогда:Then:
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.In this case, given that the coefficients t, p, n can be entered in advance in a database that is stored on the user's device, the operator will only need to measure the patient's height.
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.However, despite the proposed reduction of the pulse wave velocity to a single elastic type (gold standard), the reflected result retains the factor of influence of the current arterial pressure on it, which is also inherent in other methods for assessing the pulse wave propagation velocity.
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 el PWV. In order to compensate for this factor and obtain a blood pressure-independent final parameter of arterial stiffness, the claimed method discloses a new approach to the index β described in the above known methods, and the calculation instead of a new index Start , as well as a new stiffness index Stelari , as a result of applying in the calculation formula Start of the reduced pulse wave velocity el PWV .
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.Taking into account the shortcomings of methods already used in practice, such as the calculation of the classical index β and the index CAVI based on it, it is proposed to take into account nonlinear effects that affect the speed of waves at large amplitudes. Unlike classical β, also move away from being tied to diastolic (or conditional "reference") pressure, and take into account only the actual systolic pressure.
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. In addition, the claimed invention uses the laws of conservation of mass and momentum, as well as a standard method for deriving conditions at a discontinuity, where the pulse wave front is modeled as a discontinuity.
В связи с тем, что учитываются нелинейные эффекты, коррекция фактора давления при измерении скорости пульсовой волны при расчете нового индекса Start осуществляется точнее. Due to the fact that non-linear effects are taken into account, the correction of the pressure factor when measuring the pulse wave velocity when calculating the new Start index is more accurate.
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.This, along with not applying the empirical coefficients a and b , allows the Start -based new summary Stelari Arterial Stiffness Index to more accurately reflect true arterial stiffness.
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.The partial differential equations used to obtain the new Start coefficient and the Stelari stiffness index are a simplified version of the equations considered earlier in “ Baholdin I.B. Application of the theory of reversible discontinuities for the study of equations describing waves in pipes with elastic walls // PMM. - 2017. - T. 81. - No. 5 - S. 593-609 "and in" Bakholdin I.B. Equations Describing Waves in Pipes with Elastic Walls and Numerical Methods with Low Scheme Dissipation // Zh. Vychisl. math. and mat. physical 2020. V. 60. No. 7. S. 1224–1238.
где r – радиус сосуда, в конечной формуле знание этой величины не требуется;where r is the radius of the vessel; in the final formula, knowledge of this quantity is not required;
v – скорость; v is the speed;
P – давление, эта величина в конечных формулах определяется в ходе измерения, в случае использования миллиметров ртутного столба делается перевод в систему СИ; P - pressure, this value in the final formulas is determined during the measurement, in the case of using millimeters of mercury, a conversion is made to the SI system;
ρ - плотность крови, величина ее определяется по среднестатистическим данным или из анализа пациента, при наличии такого; ρ is the density of the blood, its value is determined according to the average statistical data or from the analysis of the patient, if any;
Консервативная форма этих уравнений, отражающая законы сохранения массы и импульса, имеет вид:The conservative form of these equations, reflecting the laws of conservation of mass and momentum, is:
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. Let us consider the front of a pulse wave as a discontinuity and write down the conditions on the discontinuities for equations in the form of conservation laws in the standard way, see, for example, Kulikovskiy A.G., Sveshnikova E.I. Nonlinear waves in elastic media. M.: Mosk. Lyceum, 1998. 412 p.
где U – скорость разрыва, совпадающая с измеренной ранее скоростью пульсовой волны, а квадратными скобками мы задаем значения по разные стороны разрыва.where U is the discontinuity velocity, which coincides with the previously measured pulse wave velocity, and we set the values in square brackets on opposite sides of the discontinuity.
Раскрывая соотношение (22), получимExpanding relation (22), we obtain
Положим, что 
где 
ρ - плотность крови; ρ - blood density;
α - отношение
U – скорость разрыва, совпадающая с измеренной ранее скоростью пульсовой волны PWV; U is the burst velocity, coinciding with the previously measured pulse wave velocity PWV ;
P s – систолическое давление; P s - systolic pressure;
P d – диастолическое давление. P d - diastolic pressure.
В связи с тем, что скорость течения крови мала по сравнению со скоростью пульсовой волны обычно величину α целесообразно брать нулевой. Due to the fact that the speed of blood flow is small compared to the speed of the pulse wave, it is usually advisable to take the value of α to be zero.
Согласно определению параметра жесткости β According to the definition of the stiffness parameter β
где D s – диаметр сосуда при систолическом давлении;where D s is the diameter of the vessel at systolic pressure;
D d – диаметр сосуда при диастолическом давлении. D d is the diameter of the vessel at diastolic pressure.
В дальнейшем коэффициент 
Тогда с учетом равенства отношений диаметров и радиусов Then, taking into account the equality of the ratios of diameters and radii
Подставляя в первое условие на разрывеSubstituting into the first condition at the discontinuity
ИлиOr
В результате As a result
Таким образом, полученный параметр жесткости β U , 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.Thus, the resulting stiffness parameterβ U ,in contrast from the classical stiffness parameterβ,is based on the law of conservation of mass and momentum, using the standard method of deriving conditions on a discontinuity, where the front of a pulse wave is modeled as a discontinuity, and takes into account nonlinear effects that affect the speed of waves at large amplitudes.
Для исключения путаницы с классическим β обозначим параметр β U как индекс жесткости Start.To avoid confusion with the classicalβ denote the parameterβ U How hardness indexstart.
Тогда при условии:Then under the condition:
U= el PWV, U= el PWV ,
индекс жесткости Start в сосудах эластического типа ( el Start) будет равен индексу жесткости Stelari:Stiffness index Start in elastic type vessels ( el Start) will be equal to Stelari stiffness index:
Claims (20)
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| RU2796752C1 true RU2796752C1 (en) | 2023-05-29 |
Family
ID=
Citations (5)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| RU2334455C2 (en) * | 2005-04-22 | 2008-09-27 | Фукуда Денси Ко., Лтд. | Device and method for outputting bioinformation and bioinformation report |
| KR20120083578A (en) * | 2011-01-18 | 2012-07-26 | 연세대학교 산학협력단 | Pulse wave velocity measurement system using piezo film sensor and body sensor network device |
| CN102764114A (en) * | 2012-08-14 | 2012-11-07 | 四川宇峰科技发展有限公司 | Non-invasive detection method and system for aortic stenosis section by section positioning by transfer function |
| WO2013110929A1 (en) * | 2012-01-26 | 2013-08-01 | King's College London | Aortic pulse wave velocity measurement |
| JP2016101504A (en) * | 2011-01-27 | 2016-06-02 | ザ ボード オブ トラスティーズ オブ ザ レランド スタンフォード ジュニア ユニバーシティー | Bodyweight measuring scale and pulse wave velocity capturing method |
Patent Citations (5)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| RU2334455C2 (en) * | 2005-04-22 | 2008-09-27 | Фукуда Денси Ко., Лтд. | Device and method for outputting bioinformation and bioinformation report |
| KR20120083578A (en) * | 2011-01-18 | 2012-07-26 | 연세대학교 산학협력단 | Pulse wave velocity measurement system using piezo film sensor and body sensor network device |
| JP2016101504A (en) * | 2011-01-27 | 2016-06-02 | ザ ボード オブ トラスティーズ オブ ザ レランド スタンフォード ジュニア ユニバーシティー | Bodyweight measuring scale and pulse wave velocity capturing method |
| WO2013110929A1 (en) * | 2012-01-26 | 2013-08-01 | King's College London | Aortic pulse wave velocity measurement |
| CN102764114A (en) * | 2012-08-14 | 2012-11-07 | 四川宇峰科技发展有限公司 | Non-invasive detection method and system for aortic stenosis section by section positioning by transfer function |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| US11103211B2 (en) | Ultrasonic medical monitoring device and method | |
| JP4571317B2 (en) | Pressureless continuous blood pressure monitoring device | |
| US6540687B2 (en) | Method for diagnosing, monitoring and treating hypertension and other cardiac problems | |
| KR101068116B1 (en) | Apparatus and method for sensing radial arterial pulses for noninvasive and continuous measurement of blood pressure | |
| US6733461B2 (en) | Methods and apparatus for measuring arterial compliance, improving pressure calibration, and computing flow from pressure data | |
| US20020062086A1 (en) | Method and apparatus for assessing hemodynamic parameters within the circulatory system of a living subject | |
| US20130184595A1 (en) | Methods and apparatus for determining arterial pulse wave velocity | |
| CN103892818A (en) | Non-invasive central aortic blood pressure measuring method and device | |
| WO2010090936A2 (en) | Detection of vascular conditions using arterial pressure waveform data | |
| JP6670376B2 (en) | A method and apparatus for estimating the aortic pulse transit time (aortic PTT) from time differences measured between a plurality of reference points on a ballistocardiogram (BCG wave). | |
| US20210393189A1 (en) | A device and diagnostic method for assessing and monitoring cognitive decline | |
| RU2268639C2 (en) | Method of pulse-measuring evaluation of functional condition and character of vegetative regulation of human cardio-vascular system | |
| Rang et al. | Modelflow: a new method for noninvasive assessment of cardiac output in pregnant women | |
| US20150157217A1 (en) | Analysis System for Cardiac Information and Analyzing Method Thereof | |
| RU2796752C1 (en) | Complex of determining the arterial wall stiffness index and a method of its implementation | |
| Seabra et al. | Blood Pressure Models for Wearable Sensors | |
| JP6750030B2 (en) | Method for deriving systolic and/or diastolic blood pressure in a subject | |
| EP4090233A1 (en) | Noninvasive diagnostics of proximal heart health biomarkers | |
| Lee et al. | Reproducibility of regional pulse wave velocity in healthy subjects | |
| Seabra et al. | In Silico Blood Pressure Models Comparison | |
| Xu et al. | Online continuous measurement of arterial pulse pressure and pressure waveform using ultrasound | |
| RU2755273C1 (en) | Method for continuous non-invasive adaptive recording of central arterial pressure and apparatus for implementation thereof | |
| Seabra et al. | Arterial Flow and Diameter-based Blood Pressure Models-an In-silico Comparison | |
| Bolic et al. | Progress in the Assessment of Arterial Stiffness | |
| Xu et al. | Continuous and Noninvasive Measurement of Arterial Pulse Pressure and Pressure Waveform using an Image-free Ultrasound System |