Способ определения эластических свойств кровеносных сосудов

Способ определения эластических свойств кровеносных сосудов

Иллюстрации

Показать все

Реферат

Изобретение относится к области медицины, а именно к обработке и последующей интерпретации сигналов пульсовой волны. При помощи заявляемого изобретения на современном научном и техническом уровне реализуется методика сфигмографии. Смысл методики состоит в регистрации и анализе колебаний стенок артерий человеческого тела, обусловленных выбросом ударного объема крови в артериальное русло. В процессе работы сердца имеет место изменение давления в артериях и их наполнение кровью. Порождаемые этим изменения объема и поперечного сечения артерий могут быть измерены, зарегистрированы и проанализированы с целью получения информации о состоянии сердечно-сосудистой системы и прогноза развития. Сфигмография относится к неинвазивным и сравнительно дешевым методам исследования, не требующим дорогого оборудования и персонала высокой квалификации. В то же время эта методика позволяет получить важную оперативную информацию, отражающую комплексное состояние сердечно-сосудистой системы.

Из уровня техники известно устройство для определения параметров сердечнососудистой системы, включающее связанные пневмомагистралями с компрессором и пневмоклапаном стравливания две окклюзионные манжеты, одна из которых плечевая, датчики давления и пульсовой волны с выходными фильтрами, аналого-цифровой преобразователь и блок управления, связанный с компьютером. Манжеты выполнены с возможностью закрепления на одной руке пациента и пневматически связаны между собой через управляемый пневмоклапан. Манжета меньшей ширины связана с датчиком пульсовой волны, выполненным в виде датчика тонов Короткова, плечевая манжета связана с датчиком давления, выполненным с возможностью регистрации постоянной и переменной в диапазоне тонов Короткова составляющих давления. Блок управления содержит микропроцессор, коммутатор и интерфейс для связи с компьютером, при этом управляющие выходы микропроцессора подключены к тактирующему входу аналого-цифрового преобразователя, компрессору, приводам пневмоклапанов и управляющему входу коммутатора, выход которого через аналого-цифровой преобразователь подключен к информационному входу микропроцессора, причем выходные фильтры датчиков подключены к соответствующим информационным входам коммутатора, а компрессор и пневмоклапан стравливания установлены в пневмомагистрали плечевой манжеты (патент РФ на изобретение №2343826).

В качестве недостатков известной конструкции можно указать сложность изготовления, использование большого количества технических элементов в ее составе. Основным недостатком является использование в качестве чувствительного элемента манжеты больших размеров, что может привести к неточности измерения параметров пульсовой волны.

Известен также датчик пульсовой волны, содержащий полый корпус с отверстием, пелот с контактной поверхностью, шарнирно установленный в указанном отверстии с зазором с возможностью его угловых смещений относительно корпуса, преобразователь угловых смещений пелота в электрический сигнал, установленный с возможностью механического взаимодействия с пелотом и корпусом, электронный формирователь выходного сигнала. Преобразователь угловых смещений пелота в электрический сигнал и электронный формирователь выходного сигнала жестко соединены с пелотом со стороны, противоположной его контактной поверхности. Преобразователь угловых смещений пелота в электрический сигнал выполнен пьезоэлектрическим и содержит два пьезоэлектрических стержня, при этом каждый из указанных стержней одним из своих концов жестко соединен с пелотом, а свободные концы стержней механически упруго связаны с корпусом (патент РФ на полезную модель №88260).

Недостатком известного устройства является сложность конструкции датчика и необходимость точного совмещения контактной поверхности пелота с зоной механической деформации артерии при движении крови по сосуду (пульсовой волны). Даже небольшие отклонения от оптимального положения пелота датчика (около 1 мм) может привести к значительному искажению сигнала.

Наиболее близким по технической сущности к заявляемому изобретению являются способ обработки сигналов пульсовой волны, способ измерения пульсовой волны, реализуемые при работе устройства для обработки сигналов пульсовой волны. Устройство включает амплитудно-частотный акустический датчик пульсовой волны, приспособленный для установки на поверхность тела над веной или артерией для генерирования электрического сигнала, соответствующего измеряемой пульсовой волне, средство корректировки генерируемого акустическим датчиком сигнала для получения электрического сигнала предписанной формы, модуль для обработки электрического сигнала предписанной формы и регистратор, регистрирующий обработанный электрический сигнал предписанной формы. В качестве акустического датчика в известном устройстве используют микрофон, а в качестве средства корректировки используют камеру, заполненную воздухом, которая размещена перед микрофоном и открыта в направлении поверхности тела над веной или артерией. Способ измерения пульсовой волны характеризуется тем, что генерируют электрический сигнал, соответствующий измеряемой пульсовой волне, с помощью акустического датчика, который прижимают к поверхности тела над веной или артерией, регулируют силу прижатия датчика до получения устойчивого электрического сигнала, причем такую регулировку проводят до достижения установленного значения хотя бы одной из амплитудно-частотных характеристик электрического сигнала, корректируют амплитудно-частотную характеристику электрического сигнала до получения электрического сигнала предписанной формы, амплитудно-частотные характеристики которого обрабатывают и отображают результаты обработки на регистраторе (патент РФ на изобретение №2234241).

Для обеспечения точности передачи акустического сигнала в известном устройстве необходим расчет коэффициента передачи корректора (камеры), для чего проводится трудоемкая работа по определению ее формы и размеров.

Задачей, на решение которой направлено заявляемое техническое решение, является создание способа определения эластических свойств кровеносных сосудов посредством измерения скорости распространения пульсовой волны.

Технический результат, достигаемый при использовании заявляемого изобретения, заключается в обеспечении точности и стабильности получения данных с датчиков пульсовой волны, за счет чего повышается достоверность результатов измерений и анализа.

Поставленная задача решается тем, что в способе определения эластических свойств кровеносных сосудов, включающем измерение аналоговых сигналов давления, по крайней мере, по двум измерительным каналам, на поверхности измерения в зоне расположения артерии, преобразование аналоговых сигналов давления в электрические, усиление полученных аналоговых электрических сигналов, преобразование усиленных сигналов в цифровую форму, их регистрацию и обработку, согласно техническому решению предварительно регистрируют импульсную или частотную характеристику каждого измерительного канала, преобразование сигналов в цифровую форму ведут синхронно или квазисинхронно, а в процессе обработки сигналов вычисляют функцию давления и восстанавливают исходную форму сигналов пульсовой волны в виде сфигмограмм измерительных каналов, характеризующих реальное значение давления в кровеносном сосуде на основе предварительно зарегистрированных импульсных или частотных характеристик каждого измерительного канала, после чего определяют характерные точки на кривых сфигмограмм измерительных каналов, по расстоянию между которыми вычисляют скорость прохождения пульсовой волны.

Заявляемое изобретение поясняется следующими чертежами.

На фиг.1 представлена блок-схема заявляемой системы.

На фиг.2 схематично представлен чертеж датчика пульсовой волны, содержащего электретный микрофон, вид сбоку.

На фиг.3 схематично представлен чертеж устройства калибровки датчика пульсовой волны, образованный корпусом, эталонным датчиком давления и электретным микрофоном, вид сбоку.

На фиг.4 схематично представлены части синхронно зарегистрированных сфигмограмм А (канал 1) и В (канал 2).

На фиг.5 и 6 приведены примеры регистрации записей, отображающих движение стенки сосудов при прохождении ударной волны крови с помощью двух датчиков, размещенных на сонной артерии и лучевой артерии с последующим представлением информации.

На фиг.7 представлено изображение сигнала после обработки в цифровом контроллере - сфигмограмма после деконволюции (V см/сек=(67-8)/0,057=912 см/сек).

Позициями на чертежах обозначены: 1 - поверхность измерения, 2, 3 - датчики пульсовой волны, 4, 5 - аналоговые усилители, 6, 7 - аналого-цифровые преобразователи, 8 - контроллер, 9 - корпус устройства калибровки датчиков, 10 - эталонный датчик давления, 11 - дополнительный аналого-цифровой преобразователь, 12 - электретный микрофон, 13 - корпус датчика, 14 - уплотнитель.

Устройство (система) определения параметров кровеносных сосудов представляет собой измерительный комплекс, включающий как регистрирующую (измерительную), так и анализирующую части. Кроме того, система снабжена устройством калибровки, блоком интерпретации результатов, а также средствами их визуализации. Использование системы позволяет анализировать эластические свойства крупных артерий, близко расположенных к сердцу (подключичной, сонной), а также периферических артерий (регистрация будет осуществляться на артериальных сосудах, расположенных на конечностях). Анализ состояния эластических свойств артерий позволяет получить важную информацию о функциональном состоянии сердечно-сосудистой системы.

Устройство построено на принципе измерения времени прохождения пульсовой волны между точками на изучаемых участках сосудов с помощью датчиков пульсовой волны.

Измерительная часть устройства представляет собой, по крайней мере, два датчика пульсовой волны 2, 3, выполненные с возможностью их размещения на поверхности измерения 1. Датчики имеют идентичные конструкции и включают в себя корпус 13, уплотнитель 14 и микрофон 12 с контактами. Корпус 13 датчика имеет цилиндрическую форму и изготовлен из металла или пластмассы. Уплотнитель 11 выполнен из мягкой (губчатой) резины. Внутренний диаметр уплотнителя 8 мм<d<20 мм. Микрофон электретного типа 12 имеет встроенный согласующий усилитель.

Принцип работы датчиков основан на преобразовании изменения давления воздуха в электрический сигнал, амплитуда которого пропорциональна вариации давления во внутренней полости корпуса. Для измерения малых колебаний давления dP используется электретный микрофон, герметично соединенный с корпусом датчика пульсовой волны. Чувствительный элемент микрофона (мембрана) непосредственно размещен в полости корпуса.

Выводы микрофонов от датчиков пульсовой волны соединены с входами аналоговых усилителей 4, 5, используемых по прямому назначению, для усиления звукового сигнала, полученного от микрофона. К выходам усилителей подключены аналого-цифровые преобразователи 6, 7, соединенные с цифровым контроллером 8, осуществляющим математическую обработку полученных от преобразователей данных с целью восстановления исходных форм сигналов пульсовых волн. Рабочая полоса частот аналоговых усилителей от fmin=10 Гц до fmax=300…500 Гц. Их коэффициент усиления задается таким образом, что максимальное значение выходного напряжения не превышает Uацп/2, где Uацп - верхняя граница динамического диапазона входных напряжений аналого-цифрового преобразователя. Частота семплирования fs аналого-цифрового преобразователя не менее 2*fmax.

Для калибровки датчиков пульсовой волны 2, 3 в состав устройства помимо перечисленных компонентов также включено устройство калибровки, содержащее корпус 9 и эталонный датчик давления 10, расположенный напротив электретного микрофона.

Заявляемый способ реализуют при работе устройства следующим образом.

Датчики пульсовой волны накладывают на поверхность тела в зонах расположения артерий таким образом, чтобы уплотнитель, прижатый к коже, герметизировал внутреннюю полость корпуса датчика. Выходные электрические контакты микрофонов подключают ко входам усилителей. При прохождении пульсовой волны изменение давления крови ведет к изменению поперечного сечения артерии. Это приводит к изменению объема полости корпуса датчика за счет конечной упругости мышечных тканей, окружающих артерию. В соответствии с законом Менделеева-Клайперона имеем для газа, содержащегося в полости, соотношение

pV=mRT/µ,

где р - давление газа, V - объем полости, R - универсальная газовая постоянная, Т - абсолютная температура, m - масса газа, µ - молярная масса. Для малых вариаций объема dV получаем соотношение связывающее изменение давления dp и объема dV

d_p+p_o=mRT(1-dV)/(µV_o)

где p_o - статическое давление газа при температуре Т, V_o - значение объема полости А. Таким образом, изменения давления dp газа линейно связаны с изменением поперечного сечения артерии при прохождении в ней пульсовой волны. Измеряемое давление p(t) воздействует на мембрану, выполненную из тонкой пластмассы и являющуюся подвижным электродом (обкладкой) конденсатора. Второй электрод фиксирован. Изменение расстояния между электродами приводит к изменению емкости конденсатора. Изменение емкости преобразуется в изменение напряжения, которое и является выходным сигналом датчика u(t).

Известно, что конструкция электретного микрофона включает капиллярный канал, связывающий внутреннюю полость микрофона со средой, в которой установлен микрофон (Ж.Аш с соавторами «Датчики измерительных систем», кн. 2, пер. с франц. - М.: Мир, 1992. - 424 с). Капиллярный канал позволяет выравнивать статическое давление по обе стороны мембраны и предотвратить разрыв мембраны при изменениях статического давления. Вследствие наличия канала передаточная характеристика электретного микрофона имеет вид характеристики фильтра высоких частот. С одной стороны, это ведет к росту чувствительности датчика в области высоких частот и позволяет четко выявить области быстрого изменения сигнала на кривой пульса, а с другой - приводит к некоторому искажению формы кривой пульсового давления, измеряемого в полости датчика.

Таким образом, использование электретных микрофонов в качестве преобразователей давления p(t) в электрический сигнал u(t) позволяет более четко выявить быстрые изменения и таким образом получить важную информацию о различных патологических состояниях сердечно-сосудистой системы. Учитывая линейность каналов измерения давления, можно записать соотношение, связывающее выходное напряжение u(t) и давление p(t)

www.chipdip.ru

где w(t) - импульсная характеристика усилительного тракта, включающего электретный микрофон и аналоговый усилитель.

Таким образом, для восстановления функции давления в полости датчика необходимо разрешить интегральное соотношение (1) относительно функции p(t). Проще всего это сделать в частотной области.

Пусть P(f) преобразование Фурье входного сигнала p(t), U(f) преобразование Фурье выходного сигнала u(t)

,

Тогда из соотношения (1) следует

Здесь W(f) - частотная характеристика коэффициента преобразования, равная преобразованию Фурье от импульсной характеристики.

На основе (2) имеем выражение ,

которое связывает входной и выходной сигналы в частотной области. После нахождения функции P(f) из соотношения (3) вид функции p(t) во временной области может быть найден путем использования обратного преобразования Фурье.

С целью определения W(f) в состав системы включено устройство калибровки, содержащее корпус 9 и эталонный датчик давления 10 (см. фиг.3). Процедура калибровки выполняется следующим образом. К корпусу 9, к которому подсоединен эталонный датчик давления, механически подключается калибруемый датчик 12. Во внутренней полости корпуса создается переменное давление p_e(t). Выход эталонного датчика давления подключается ко входу АЦП 11. Контроллер выполняет запись выходных напряжений от эталонного датчика давления u_e(t) и от калибруемого датчика u(t) с заданной частотой семплирования fs. Выходное напряжение эталонного датчика давления u_e(t)=kp_e(t), где k - постоянный коэффициент, определяемый типом и конструкцией эталонного датчика давления. Выходное напряжение калибруемого датчика u(t) связано с u_e(t) соотношением

После решения уравнения (4) контроллером находится импульсная и частотная характеристики w(t), W(f) датчика.

Указанные математические преобразования выполняются контроллером в численной форме. Контроллер 8 формирует тактовые сигналы частотой fs, которые запускают аналого-цифровые преобразователи 6, 7 (либо 11, если выполняется калибровка). Таким образом, выполняется синхронное преобразование аналоговых сигналов на выходе микрофонов в цифровые. Полученные наборы численных данных от каждого датчика запоминаются во внутренней памяти контроллера. Предварительно в памяти контроллера запоминаются импульсная либо частотная характеристика каждого датчика, полученные в результате решения уравнения (4). После математической обработки этих наборов данных на основе соотношения (3) контроллер вычисляет и визуализирует функции давления p(t) во внутренней полости каждого датчика пульсовой волны.

Увеличение измерительных каналов в устройстве позволяет получить более полную информацию о состоянии сердечно сосудистой системы. Так, синхронная запись сфигмограмм сонной и нескольких точек бедренной и лучевой артерий позволяет определить скорость распространения пульсовой волны в периферических артериях и рассчитать параметры, характеризующие упругие свойства стенок артерий. По морфологии кривых сфигмограмм можно получить представление об особенностях изгнания крови из левого желудочка при различных патологических состояниях. Крутой подъем кривой (более чем в норме) с восходящим плато характерен для повышенного давления в аорте и периферических сосудах, а ранний пик с низкой систолической вершиной, переходящей в быстрое снижение с глубокой инцизурой, соответствует низкому давлению в аорте. Достаточно типичные кривые записываются при недостаточности аортальных клапанов (высокая начальная амплитуда и быстрое диастолическое падение), при аортальном стенозе (низкая амплитуда кривой с коротким начальным подъемом и резко выраженной анакротической инцизурой) и др.

Таким образом, с помощью выражения (3) выполняется операция численной деконволюции, позволяющая восстановить истинные формы сигналов пульсовых волн. Это важно для правильного измерения временных задержек, имеющихся при распространении волн в артериях. Затруднение в прохождении пульсовой волны в сосудах может возникать по многим причинам. Например, при механическом (транзиторном) сдавливании тканей или возникновении патологических процессов, таких как опухоль, атеросклероз и т.д.

Наличие в составе системы цифрового контроллера позволяет решить задачу восстановления формы сигнала давления, искаженного за счет использования электретного микрофона. Для этого цифровой контроллер в процессе измерения скорости пульсовой волны выполняет операцию программной деконволюции с целью восстановления исходных форм сигналов пульсовых волн. Получение качественного сигнала пульсовой волны в исследуемых точках сосудистого русла позволяет точно определять скорость распространения пульсовой волны при движении крови по сосудам.

На фиг.4 представлены фрагменты синхронно зарегистрированных сфигмограмм А и В, соответственно сформированные по двум измерительным каналам 1 и 2. Ось абсцисс предлагаемого графика откалибрована в единицах времени (t - секунды), ось ординат откалибрована в единицах длины (S - сантиметры). На фрагментах сфигмограмм определяют характерные аналогичные точки (для кривой А - точки А₁, А₂, А₃, для кривой В - точки В₁, В₂, В₃). Проводят измерение расстояния между аналогичными точками А₁-В₁, А₂-В₂ и т.д., после чего определяют скорость распространения пульсовой волны по кровеносному сосуду в единицу времени (см/с).

Заявляемый способ позволяет изучать более тонкие изменения эластических свойств сосудов, что является важным при изменении скорости распространения пульсовой волны в геронтологическом аспекте. Скорость распространения пульсовой волны по сосудам не зависит от скорости течения крови, а определяется эластичностью сосуда, толщиной его стенки, диаметром и плотностью крови. Так, в аорте она может составлять 4-6 м/сек, а в артериях мышечного типа 8-12 м/сек. Линейная скорость кровотока по артериям, обычно, не превышает 0,5 м/сек. С увеличением жесткости сосуда скорость пульсовой волны возрастает. С возрастом эластичность сосудов снижается и скорость распространения пульсовой волны растет. Величина скорости зависит от давления крови, а также состояния функции сосудистого эпителия. Для оценки скорости распространения пульсовой волны можно использовать измерение промежутка времени между пульсациями крови в артериях. Для определения скорости распространения пульсовой волны одновременно регистрируют две сфигмограммы (кривых пульса): один датчик пульса устанавливают над проксимальным, а другой - над дистальным отделами сосуда. Так как для распространения волны по участку сосуда между датчиками требуется время, то его и рассчитывают по запаздыванию волны дистального участка сосуда относительно волны проксимального. Определив расстояние между двумя датчиками, можно рассчитать скорость распространения пульсовой волны. Известно, что скорость распространения пульсовой волны определяется упругими свойствами артериальной стенки и изменяется с возрастом - от 400 см/с у детей до 1000 см/с у лиц старше 65 лет (таблица 1). Н.Н.Савицкий приводит по данным Людвига (Ludwig, 1936) следующие нормы скорости распространения пульсовой волны в зависимости от возраста (см. таблицу 1).

Таблица 1
Возрастные нормы скорости распространения пульсовой волны по сосудам эластического (Сэ) и мышечного (См) типов

Возраст, годы	Сэ, м/с	Возраст, годы	Сэ, м/с
14-30	5,7	14-20	6,1
31-50	6,6	21-30	6,8
51-70	8,5	31-40	7,1
71 и старше	9,8	41-50	7,4
		51 и старше	9,3

Особенно повышается скорость распространения пульсовой волны по эластическим сосудам с развитием атеросклероза, о чем с очевидностью свидетельствует ряд анатомически прослеженных случаев (Ludwig, 1936). Е.Б.Бабским и В.Л.Карпманом предложены формулы для определения индивидуально должных величин скорости распространения пульсовой волны в зависимости или с учетом возраста:

С_э=0,1*В²+4В+380;

С_м=8*В+425.

В этих уравнениях имеется одно переменное В - возраст, коэффициенты представляют собой эмпирические постоянные.

Техническая реализация описанной системы на современном этапе развития техники не вызывает затруднений. В устройстве электретный микрофон может быть выполнен на базе, например, модели НМО0603А фирмы JL World (USA) либо CZN-15E. В качестве эталонного датчика давления можно использовать кремниевый калиброванный датчик давления МРХ5010 фирмы Motorola (USA). Указанный датчик содержит схемы усиления и температурной компенсации и обеспечивает измерение давления в диапазоне от 0 до 10000 Па с погрешностью не более 2%. Элементная база для изготовления других частей системы (усилителя, АЦП, контроллера) может быть найдена, например, в каталоге фирмы «Чип и Дип», (www.chipdip.ru). Программная реализация математических соотношений, описанных выше, возможна с использованием языков программирования С++, Delphi и др.

Способ определения эластических свойств кровеносных сосудов, включающий измерение аналоговых сигналов давления, по крайней мере, по двум измерительным каналам на поверхности измерения в зоне расположения артерии, преобразование аналоговых сигналов давления в электрические, усиление полученных аналоговых электрических сигналов, преобразование усиленных сигналов в цифровую форму, их регистрацию и обработку, отличающийся тем, что предварительно регистрируют импульсную или частотную характеристику каждого измерительного канала, преобразование сигналов в цифровую форму ведут синхронно или квазисинхронно, а в процессе обработки сигналов вычисляют функцию давления и восстанавливают исходную форму сигналов пульсовой волны в виде сфигмограмм измерительных каналов, характеризующих реальное значение давления в кровеносном сосуде на основе предварительно зарегистрированных импульсных или частотных характеристик каждого измерительного канала, после чего определяют характерные точки на кривых сфигмограмм измерительных каналов, по расстоянию между которыми вычисляют скорость прохождения пульсовой волны.