Способ и устройство для измерения ограничения потока текучей среды в сосуде



Способ и устройство для измерения ограничения потока текучей среды в сосуде
Способ и устройство для измерения ограничения потока текучей среды в сосуде
Способ и устройство для измерения ограничения потока текучей среды в сосуде
Способ и устройство для измерения ограничения потока текучей среды в сосуде
Способ и устройство для измерения ограничения потока текучей среды в сосуде
Способ и устройство для измерения ограничения потока текучей среды в сосуде

 


Владельцы патента RU 2556782:

ИМПЕРИАЛ ИННОВЕЙШЕНС ЛИМИТЕД (GB)

Группа изобретений относится к медицинской диагностике. Способ определения степени сужения сосуда содержит этапы, на которых получают последовательность первых измерений давления P1 и последовательность соответствующих первых измерений скорости U1 в первом местоположении внутри сосуда, получают последовательность вторых измерений давления Р2 и последовательность соответствующих вторых измерений скорости U2 во втором местоположении внутри сосуда. Для каждого местоположения определяют волновую скорость с в текучей среде в зависимости от квадрата изменения давления, разделенного на квадрат соответствующего изменения скорости. Для первого местоположения определяют изменение прямого давления в зависимости от суммы изменения давления и изменения скорости. Для второго местоположения определяют изменение прямого давления в зависимости от суммы изменения давления и изменения скорости. Определяют резерв выделенного прямого потока, представляющий падение давления через целевую область, при этом указанное падение давления указывает на степень локального сужения или сжатия сосуда между указанными первым местоположением и вторым местоположением. Раскрыто устройство для определения степени сужения сосуда. Изобретения обеспечивают измерение локализованного ограничения потока. 2 н. и 12 з.п. ф-лы, 6 ил.

 

Настоящее изобретение относится к способам и устройству для определения степени локального ограничения потока текучей среды в сосуде, таком как труба или трубка. Изобретение, в частности, имеет, хотя и не исключительно, применение при измерении стеноза в кровеносном сосуде и, в частности, полезно при определении величины коронарного стеноза в коронарной системе человека или животного.

Фракционный резерв кровотока (FFR) представляет собой технологию, широко применяемую в коронарных катетерных лабораториях при оценке коронарного стеноза и адекватности размещения стента. FFR определяется как давление позади (или дистально к) стеноза по отношению к давлению перед (или проксимально к) стенозом. Результат представляет собой отношение, то есть абсолютное число. Отношение FFR 0,5 обозначает, что данный результат стеноза составляет 50% понижение кровяного давления через стеноз. В более общем случае, FFR обозначает отношение максимального потока текучей среды через сосуд в присутствии сжатия или сужения в сосуде по сравнению с максимальным потоком, который мог бы иметь место при отсутствии такого сжатия или сужения.

Использование FFR быстро расширяется в последние несколько лет, поскольку исследования продемонстрировали ограничения визуальной оценки стеноза и вред, который может произойти в результате ненадлежащей ангеопластики. FFR обычно проводят путем измерения среднего падения давление с каждой стороны коронарного стеноза в условиях максимальной гиперемии. Однако при определенных обстоятельствах, например, после острого инфаркта миокарда, она становится ненадежной. Это также может привести к ненадлежащим клиническим решениям.

В то время как в большинстве сосудистых русел давление возникает с одного входа (то есть с аортального конца сосуда), давление в коронарной артерии является результатом вклада, как с проксимального (аортального конца), так и с дистального (микроциркуляторного конца) приблизительно в равных соотношениях. Дистальное давление определяется 2 факторами:

(1) собственное (или "пассивное") сопротивление из-за саморегуляции коронарной микроциркуляции

(2) внешнее (или "активное") сопротивление из-за сжатия малых микроциркуляторных сосудов, которые проходят через миокард.

При современной оценке FFR пытаются уменьшить это дистальное давление в максимально возможной степени путем ввода сосудорасширяющих средств, таких как аденозин, для обеспечения "максимальной" гиперемии. Однако в то время как ввод сосудорасширяющих средств приводит к уменьшению микроциркуляторного пассивного сопротивления, они не могут подавить микроциркуляторное давление дистального происхождения, которое возникает из-за сжатия малых сосудов, проходящих через сокращающийся миокард.

Таким образом, небольшие неточности в FFR являются неотъемлемыми, поскольку нет возможности устранить компонент активного сопротивления. Кроме того, FFR может стать более неточным при патологических процессах, когда происходит влияние на внутреннее или внешнее сопротивление. Примеры дисфункции пассивного сопротивления включают в себя сахарный диабет, острый коронарный синдром, состояние после инфаркта миокарда и гибернирующий миокард. Примеры дисфункции активного сопротивления включают в себя случай, когда артерия стягивает гипокинетический или акинетический сегмент.

Имеется большое количество опубликованной литературы, в которой детально описаны подобные ошибки, которая позволяет объяснить, почему тесная связь между внутрисосудистым ультразвуком (IVUS) и FFR в высокой степени контролируемой исследовательской лаборатории, часто не подтверждается в клинической среде.

Цель настоящего изобретения состоит в том, чтобы обеспечить улучшенный и/или альтернативный способ и устройство для измерения степени локального ограничения для потока текучей среды в сосуде, таком как труба или трубка. Дополнительная цель изобретения состоит в том, чтобы обеспечить такой способ и устройство для использования при измерении стеноза в кровеносном сосуде, и, в частности, хотя и не исключительно, при определении величины или эффектов коронарного стеноза в коронарной системе человека или животного.

В соответствии с одним аспектом, в настоящем изобретении предложен способ для определения меры сужения сосуда, по которому протекает текучая среда, способ содержит следующие этапы: а) получают последовательность первых измерений P1 давления и последовательность соответствующих первых измерений U1 скорости в первом местоположении внутри сосуда, первое местоположение находится с первой стороны от целевой области; b) получают последовательность вторых измерений Р2 давления и последовательность соответствующих вторых измерений U2 скорости во втором местоположении внутри сосуда, причем второе местоположение находится со второй стороны целевой области; с) для каждого местоположения определяют волновую скорость с в текучей среде в зависимости от квадрата изменения давления dP, разделенного на квадрат соответствующего изменения скорости dU; d) для первого местоположения определяют изменение прямого давления dP1+ в зависимости от суммы изменения давления dP1, и изменения скорости dU1; е) для второго местоположения определяют изменение прямого давления dP2+ в зависимости от суммы изменения давления dP2 и изменения скорости dU2; f) определяют резерв выделенного прямого потока, обозначающий падение давления через целевую область в зависимости от отношения dP2+/dP1+, при этом указанное падение давления является указателем степени локального сужения или сжатия сосуда между указанными первым местоположением и вторым местоположением.

Первая сторона целевой области может находиться выше по потоку от целевой области, а вторая сторона может находиться ниже по потоку от целевой области. Волновая скорость может быть определена в каждом местоположении в соответствии с уравнением с=(1/ρ)√(ΣdP2/ΣdU2), где ρ представляет собой удельную плотность текучей среды в сосуде. Этапы d) и е) могут содержать определение изменений прямого давления dP1+ и dP2+ в соответствии с уравнениями: dP1+=.(dP1+ρcdU1)/2 и dP2+=.(dP2+ρcdU2)/2. Этап f) может включать в себя интегрирование или суммирование множества значений множества dP1+ и dP2+ для получения значений прямого давления P1+ и Р2+ и определения резерва выделенного прямого потока в зависимости от отношения Р2+/P1+. Способ можно применять для сосуда, в котором находится источник флуктуирующего давления по обе стороны от целевой области, такого как сосуд в системе циркуляции крови сердца человека или животного. Последовательность первых и вторых измерений давления и последовательность первых и вторых измерений скорости может быть получена в течение по меньшей мере одного полного сердечного цикла тела человека или животного. Соответствующие измерения давления и скорости могут быть получены одновременно.

Настоящее изобретение также относится к устройству для определения степени сужения сосуда, который переносит текучую среду, устройство содержит: i) датчик давления и датчик скорости для выполнения последовательности измерений давления и скорости в сосуде по меньшей мере в первом местоположении, выше по потоку от целевой области, и во втором местоположении, ниже по потоку от целевой области; ii) модуль обработки, выполнен с возможностью: принимать последовательность первых измерений давления P1 и последовательность соответствующих первых измерений скорости U1, полученных в первом местоположении внутри сосуда;

получать последовательность вторых измерений давления Р2 и последовательность соответствующих вторых измерений скорости U2, полученных во втором местоположении внутри сосуда; для каждого местоположения определять волновую скорость с в текучей среде в зависимости от квадрата изменения давления dP, разделенного на квадрат соответствующего изменения скорости dU; для первого местоположения, определять изменение прямого давления dP1+ в зависимости от суммы изменения давления dP1 и изменения скорости dU1; и для второго местоположения, определять изменение прямого давления dP2+ в зависимости от суммы изменения давления dP2 и изменения скорости dU2; и определять резерв выделенного прямого потока, обозначающий падение давления через целевую область в зависимости от отношения dP2+/dP1+, причем указанное падение давления указывает на степень локального сужения или сжатия сосуда между указанными первым местоположением и вторым местоположением.

Модуль обработки может быть выполнен с возможностью определения волновой скорости в каждом местоположении в соответствии с уравнением с=(1/ρ)√(ΣdP2/ΣdU2), где ρ представляет собой удельную плотность текучей среды в сосуде. Модуль обработки может быть дополнительно выполнен с возможностью определять упомянутые изменения прямого давления dP1+ и dP2+ в соответствии с уравнением: dP1+=.(dP1+ρcdU1)/2 и dP2+=.(dP2+ρcdU2)/2. Модуль обработки может быть дополнительно выполнен с возможностью интегрировать или суммировать множество значений dP1+ и dP2+ для получения значения прямого давления P1+ и Р2+ и для определения отдельного прямого резерва потока как функции отношения Р2+/P1+. Устройство может включать в себя средство для мониторинга сердечного ритма и для управления упомянутым датчиком давления и упомянутым датчиком скорости, для сбора упомянутой последовательности измерений давления и упомянутой последовательности измерений скорости во время полного сердечного цикла.

Варианты осуществления настоящего изобретения будут описаны ниже в качестве примера и со ссылкой на приложенные чертежи, на которых:

на фиг. 1 показана схема сосуда, переносящего текучую среду, в котором у сосуда имеется сужение, приводящее к падению давления;

на фиг. 2 показана блок-схема последовательности операций метода измерений резерва выделенного прямого потока, подходящего для анализа стеноза или другого ограничения потока в сосуде;

на фиг. 3 показана схема устройства, подходящего для реализации способа по фиг. 2;

на фиг. 4 показана разница в отношении между проксимально инициированными волнами и дистально инициированными волнами в нормальном желудочке и в сильно гипокинетическом желудочке;

на фиг. 5 представлена схематическая иллюстрация падения фракционного резерва кровотока с увеличением коронарного стеноза при нормальной и при гипотетически ухудшенной функции левого желудочка, показывая, что в нормально сокращающемся LV, фракционный резерв кровотока падает при увеличении коронарного стеноза (сплошная линия), тогда как в модели с гипотетически ухудшенной функцией левого желудочка (пунктирная линия) фракционный резерв кровотока падает в значительно меньшей степени; и

на фиг. 6 показан ряд графов, иллюстрирующих разделение общего измеренного давления на его компоненты, перемещающиеся прямо и обратно, в зависимости от времени.

В последние годы была описана возможность разделять аортальные и микроциркуляторные компоненты волны давления внутри коронарной артерии. См. J.Е. Davies et ah. Evidence of a dominant backward-propagating "suction" wave responsible for diastolic coronary filling in humans, attenuated in left ventricular hypertrophy; Circulation 2006 April 11;113(14):1768-78 and J E Davies et ah Use of simultaneous pressure and velocity measurements to estimate arterial wave speed at a single site in humans; Am J Physiol Heart Circ Physiol 2006 February; 290(2):H878-H885.

Авторы настоящего изобретения определили, что возможно выполнять оценку степени серьезности стеноза без необходимости учета (или удаления) компонента дистального давления, путем использования технологии резерва потока давления, описанной здесь. Резерв потока прямого давления преодолевает ограничения обычного FFR, выделяя проксимальный и дистальный (или "прямой" и "обратный ") компоненты волны давления. Компонент обратного давления может быть удален. Исследование коронарного стеноза упрощается, становясь аналогичным исследованию аортального стеноза, где имеется один источник давления (то есть левый желудочек сердца).

Разделение коронарного давления имеет несколько преимуществ. Во-первых, при этом не требуется введение аденозина для расширения сосудов коронарной микроциркуляции. Во-вторых, оно может быть выполнено независимо от функции левого желудочка сердца, делая его применимым при острых коронарных синдромах, в состояниях после инфаркта миокарда, и гибернирующего миокарда, где обычный FFR противопоказан в качестве метода исследования.

На практике, выделенное давление может быть определено в результате измерения одновременно давления (Р) и скорости (U) потока, и расчета давления, возникающего с прямого (например, аортальном) конца, Р+, (Уравнение 1), и давления, возникающего с обратного (например, микроциркуляторного) конца, Р- (Уравнение 2).

Р+=Σ(1/2).(dP+ρcdU) (Уравнение 1)
Р-=Σ(1/2).(dP-ρcdU) (Уравнение 2)

dP представляет измеряемое изменение давления; dU представляет измеряемое изменение скорости; с представляет собой скорость волны; и р представляет собой плотность текучей среды, например, крови. Степень серьезности коронарного стеноза может быть определена в соответствии с уравнением, которое аналогично обычному FFR. При обычном FFR меру стеноза (то есть отношение FFR, определенное выше) определяют следующим образом:

Обычный FFR = (дистальное давление)/(проксимальное давление) (Уравнение 3)

Мера FFR в качестве альтернативы может быть выражена в терминах резерва потока прямого давления, то есть без влияния обратного давления, возникающего с микроциркуляторного конца:

Резерв потока прямого давления = (дистальное Р+)/(проксимальное Р+) (Уравнение 4)

На фиг. 1 показана схема сосуда 10 для переноса текучей среды 11 в осевом направлении 12 вдоль сосуда. Сосуд 10 может представлять собой трубу или трубку и, в одном важном контексте, может содержать часть сосуда коронарной системы человека или животного. Сужение 15 сосуда 10 представляет собой пример целевой области 16, для которой желательно провести измерения влияния этого сужения на поток текучей среды через сосуд. В одном контексте сужение 15 может представлять собой стеноз коронарной артерии, и при этом требуется определить меру падения давления текучей среды через место сжатия для определения степени максимального потока через сосуд, по сравнению с максимальным потоком, который мог бы иметь место без этого сжатия. Области 5 и 6 представляют первое и второе местоположения, в которых измерения давления и скорости могут быть получены в соответствии со способом, описанным ниже. Первое местоположение 5 находится с первой стороны от целевой области 15, и второе местоположение 6 находится со второй стороны от целевой области 15. Первое местоположение 5 может представлять собой проксимальную или аортальную сторону коронарного (или другого) стеноза, а второе местоположение 6 может тогда находиться с дистальной или микроциркуляторной стороны коронарного (или другого) стеноза. Предпочтительно, чтобы расстояние от первого местоположения (проксимальная или аортальная сторона) до стеноза составляло по меньшей мере 1,5 значения диаметра сосуда в неограниченной части сосуда.

На фиг. 2 показан примерный способ 20 для определения степени сужения 15 сосуда 10. Последовательность первых измерений давления P1 и последовательность соответствующих первых измерений скорости U1 получают в первом местоположении 5 (этап 21). Последовательность вторых измерений давления Р2 и последовательность соответствующих вторых измерений скорости U2 получают во втором местоположении 6 (этап 22). Каждое измерение давления и его соответствующее измерение скорости предпочтительно производят, по существу, одновременно.

Волновая скорость с в каждом из этих первом и втором местоположениях 5, 6 определена как функция квадрата изменения давлении dP, разделенного на квадрат соответствующего изменения скорости dU (этап 23). Изменение давления dP предпочтительно определяют из пары последовательности первых измерений давления P1 и, соответственно, из пары последовательности вторых измерений давления Р2. Изменение скорости dU предпочтительно определяют из пары последовательности первых измерений скорости U1 и, соответственно, из пары последовательности вторых измерений скорости U2. Более предпочтительно, последовательность измерений давления и соответствующих измерений скорости получают в течение определенного периода времени для генерирования множества результатов измерений dP и dU, которые могут быть объединены для улучшения отношения сигнал-шум. Волновая скорость может быть рассчитана для последовательности пар давления и измерений скорости, которые суммируют и получают квадратный корень из этой суммы. Волновая скорость может быть, таким образом, определена для последовательности моментов измерений в каждом из местоположений, первом и втором 5, 6, в соответствии с формулой:

с=(1/ρ)√(ΣdP2/ΣdU2), (Уравнение 5)

где ρ представляет собой удельную плотность текучей среды в сосуде. В предпочтительном контексте текучая среда представляет собой кровь с плотностью 1050 кг/м3.

Изменение прямого давления dP+ затем определяют как функцию суммы изменения давления dP и соответствующего (одновременного) изменения скорости dU. Более предпочтительно, изменение прямого давления dP1+ в первом местоположении определяют в соответствии с уравнением:

dP1+=.(dP1+ρcdU1)/2 (Уравнение 6)

и изменение прямого давления dP2+ во втором местоположении определяют в соответствии с уравнением:

dP2+=.(dP2+ρcdU2)/2 (Уравнение 7)

как показано на этапах 24 и 25.

Значения dP1+ предпочтительно суммируют или интегрируют по всем последовательным измерениям для получения значения прямого давления P1+ в первом местоположении (этап 26). Значения dP2+ также предпочтительно суммируют или интегрируют по всем последовательным измерениям для получения значения прямого давления Р2+ во втором местоположении (этап 27).

Резерв потока для прямого давления затем определяют как функцию отношения Р2+/P1+ (или, если используются одиночные результаты измерения изменения давления, dP2+/dP1+). Если первое местоположение 5 находится на проксимальной или аортальной стороне стеноза, а второе местоположение 6 находится на дистальной или микроциркуляторной стороне стеноза, тогда резерв потока прямого давления, FPFRforward=P+distal/P+proximal. Таким образом, в предпочтительной компоновке, первое местоположение 5 находится выше по потоку от целевой области 15, а второе местоположение 6 находится ниже по потоку от целевой области 15 (предполагая постоянный положительный поток).

В контексте измерения коронарного стеноза предпочтительно, чтобы последовательности измерений давления и скорости получали по меньшей мере в течение одного полного сердечного цикла и предпочтительно по всему количеству сердечных циклов. Среднее и максимальное значения Р1+ и Р2+ можно использовать при расчете FPFR для вывода значения FPFRmean и FPFRmax. Значения dP1+ и dP2+ используют для получения значения прямого давления P1+, и значение прямого давления Р2+ может быть получено по выбранным частям одного или больше сердечных циклов или, как отмечено выше, по одному или больше всем сердечным циклам. Предпочтительно, по меньшей мере пять или десять измерений dP1+ и dP2+ используют для каждого сердечного цикла.

Устройство

Устройство, пригодное для выполнения способа, описанного выше, в общем, показано на фиг. 3.

Устройство 30 определения давления используют для генерирования сигналов, представляющих мгновенное давление в выбранных местоположениях 5 или 6 в сосуде 10. Эти сигналы давления передают в соответствующий аналогово-цифровой преобразователь 31 для генерирования последовательности измерений давления, в зависимости от фактического времени, полученной в выбранном местоположении, например, в виде последовательности первых измерений давления P1 и последовательности вторых измерений давления Р2. Аналогично, устройство 32 определения скорости используется для генерирования сигналов, представляющих мгновенную скорость текучей среды, по существу, в том же выбранном местоположении 5 или 6, что и у устройства 30 измерения давления. Эти сигналы скорости текучей среды передают в соответствующий аналогово-цифровой преобразователь 33 для генерирования последовательности измерений скорости текучей среды, в зависимости от времени, полученной в выбранном местоположении, например, последовательность первых измерений скорости U1 и последовательность вторых измерений скорости U2. Соответствующие измерения давления и скорости предпочтительно по существу получают в одни и те же моменты времени.

Устройство 30, чувствительное к давлению, может представлять собой любой соответствующий преобразователь или другое устройство, выполненное с возможностью обеспечения прямых или опосредованных измерений давления в выбранном местоположении внутри сосуда 10. Устройство, чувствительное к давлению, может представлять собой любой расположенный in-situ преобразователь давления, находящийся внутри текучей среды в сосуде 10, в выбранном местоположении 5, 6, или может представлять собой расположенный удаленно активный или пассивный датчик, использующий любое детектируемое излучение из потока текучей среды или ограничивающего его сосуда, который можно использовать для определения давления акустическим, электромагнитным, магнитным или другим способом. Например, в коронарных артериях и в аорте можно использовать датчики in-situ типа PrimeWire™, FloWire™ и ComboWire™ XT производства Volcano Corporation.

Устройство 32, чувствительное к скорости текучей среды, аналогично может представлять собой любой соответствующий преобразователь или другое устройство, выполненное с возможностью обеспечения прямых или опосредованных измерений скорости текучей среды в выбранном местоположении внутри сосуда 10. Устройство 32, чувствительное к скорости текучей среды, может представлять собой преобразователь in-situ, расположенный в текучей среды внутри сосуда в выбранном местоположении 5, 6, или может представлять собой расположенный дистанционно активный или пассивный датчик, использующий любое детектируемое излучение из потока текучей среды, который можно использовать для определения скорости текучей среды акустическим, электромагнитным, магнитным или другим способом, например, используя Доплеровские ультразвуковые технологии. В коронарных артериях и в аорте упомянутые выше продукты WaveWire™, FloWire™ и ComboWire™ XT можно использовать как датчики in-situ. Выражение "детектируемое излучение из потока текучей среды" предназначено для охвата любого активного или отраженного излучения или повторного излучения энергии из самой текучей среды или от любых агентов или маркеров, переносимых в текучей среде.

Такое устройство 30, чувствительное к давлению, можно использовать для получения последовательности первых измерений давления P1 в первом местоположении 5 и последовательности вторых измерений давления Р2 во втором местоположении 6, в разное время. Аналогично, такое же устройство 32, чувствительное к скорости, можно использовать для получения последовательности первых измерений скорости U1 в первом местоположении 5 и последовательности вторых измерений скорости U2 во втором местоположении 6 в разное время. В качестве альтернативы, комбинированные датчики, такие как датчик ComboWire™, могут быть сконструирован с возможностью выполнения измерений как в первом, так и во втором местоположениях одновременно. Датчик ComboWire™ представляет собой управляемый направляющий провод с преобразователем давления, установленным проксимально к кончику, и ультразвуковым преобразователем, установленным на кончике. Его можно использовать для измерения одновременно давления и скорости кровотока в кровеносных сосудах, включая коронарные и периферийные сосуды.

Потоки данных от аналогового-цифровых преобразователей 31, 33 поступают в модуль 35 регистрации данных, предпочтительно воплощенный на основе компьютера 34. Компьютер 34 включает в себя отдельный модуль 36 анализа обратного потока давления, для воплощения алгоритмов, описанных здесь.

Первый модуль 37 обработки (модуль анализа волновой скорости) определяет волновые скорости в первом и втором местоположениях, предпочтительно, в соответствии с уравнением, представленном выше для с (уравнение 5). Второй модуль 38 обработки (модуль анализа давления) определяет изменение прямого давления в первом местоположении, предпочтительно в соответствии с выражением для dP1+, представленным выше (уравнение 6). Второй модуль 38 обработки также определяет изменения прямого давления во втором местоположении, предпочтительно, в соответствии с выражением для dP2+, представленным выше (уравнение 7). Волновая скорость с может быть определена с помощью выборки значений давления и скорости текучей среды в одном или больше полных циклов работы сердца в выбранном местоположении с усреднением по этим циклам.

Компьютер 34 предпочтительно включает в себя дополнительный модуль 39 расчета для интегрирования или суммирования изменений прямого давления в первом и втором местоположениях в соответствии с этапами 26 и 27 по фиг. 2, и для определения резерва потока прямого давления FPFRforward, предпочтительно, в соответствии с этапом 28 по фиг. 2.

FPFRforward обеспечивает измерение степени серьезности коронарного стеноза. Измерение, полученное таким образом, то есть с использованием только перемещающейся вперед (аортального происхождения) волны давления, по существу, в меньшей степени подвержено влиянию или не подвержено влиянию местных изменений миокардиального противодействия или автономной дисрегуляции коронарной микроциркуляции. Обработка данных в компьютере 34 может быть выполнена в любом соответствующем устройстве, таком как соответствующая программируемая компьютерная система или в специализированной аппаратной/программной консоли измерения давления и измерения скорости потока. Следует понимать, что распределением вычислительных функций в аппаратных и программных средствах можно управлять по-другому, чем в примерных модулях анализа, как показано на фиг. 3, и они могут быть воплощены в любой соответствующей комбинации аппаратных и программных средств.

Описание клинической важности использования отдельных прямого и обратного давлений при исследовании коронарного стеноза представлено в Приложении 1.

В то время как технологии изобретения преимущественно описаны со ссылкой на анализ стеноза или других ограничений коронарной системы, описанные технологии могут применяться также в других системах, например, почечной кровеносной системе или в любой другой системе, где потоком текучей среды через ограничения управляют с помощью перемещающихся вперед и назад волн давления.

Другие варианты осуществления преднамеренно находятся в пределах объема приложенной формулы изобретения.

ПРИЛОЖЕНИЕ 1

Данная новая технология резерва потока прямого давления (резерва выделенного прямого потока) имеет несколько ключевых терапевтических преимуществ по сравнению с обычной FFR.

1. оценка коронарного стеноза немедленно после острого инфаркта миокарда

2. оценка коронарного стеноза в течение 5 дней после острого коронарного синдрома

3. оценка коронарного стеноза в теле пациента с локальными аномалиями движения стенки

4. оценка коронарного стеноза у субъектов с микроциркуляторными заболеваниями

5. отказ от необходимости введения аденозина.

Эти преимущества могут существенно повысить количество пациентов, пригодных для оценки типа FFR, и могут оказать положительное влияние на общие количества выполненных коронарных операций по реваскуляризации. В настоящее время в Великобритании приблизительно 30% нагрузки подобных заболеваний происходит от поступления пациентов в остром состоянии с острым инфарктом миокарда или острым коронарным синдромом. Среди этих пациентов FFR противопоказан и был определен, как не несоответствующий, в лучшем случае, и часто ненадежным.

Резерв потока прямого давления преодолевает или уменьшает эти ограничения, благодаря разделению проксимального и дистального компонентов в волновых колебаниях давления. Поскольку резерв потока прямого давления позволяет отделить обратное давление от компонента прямого давления, это устраняет необходимость приема мощных сосудорасширяющих средств, таких как аденозин.

Это имеет ряд специфичных преимуществ.

1. Преодолевают ограничения непереносимости аденозина (астма, хроническая обструктивная болезнь легких и т.д.)

2. Преодолеваются ограничения сопротивляемости к аденозину

3. Исключается вставка вторичной центральной венозной оболочки

4. Уменьшается общее время заболевания.

По предварительным данным авторы изобретения определили значительные отличия в соотношении между волнами проксимального и дистального происхождения в нормальном желудочке сердца и в желудочке сердца с тяжелым гипокинетическим состоянием желудочка сердца. В некоторых случаях, уменьшение больше, чем на 80%» наблюдалось в проксимальном/дистальном отношении в артерии, проходящей через место, подверженное тяжелому гипокинетическому воздействию, по сравнению с артерией, проходящей к нормально сжимающемуся миокарду. Это показано на фиг. 4. Давление и скорость потока записывают, используя внутриартериальные провода в левой передней нисходящей артерии, и рассчитывают интенсивность волны для каждой артерии. В желудочке сердца с сохраненной функцией значение отношения проксимальное/дистальное составило приблизительно 1, тогда как в артерии, имеющей сегмент с тяжелой гипокинетической функцией, это отношение заметно повышалось. Это приводит к тому, что региональная функция миокарда по разному влияет на давление проксимального и дистального происхождения.

Фракционный резерв кровотока (FFR) предполагает, что коронарное давление происходит исключительно от проксимального (аортального) конца артерии, и что силы, прикладываемые на интрамуральные коронарные сосуды в результате переданного давления внутри полости, и сокращающийся миокард не способствует развитию давления коронарной артерии. Авторы изобретения продемонстрировали, что это не происходит, но вместо этого, коронарное давление состоит приблизительно из 50% перемещающихся вперед (аортального происхождения) и 50% перемещающихся назад компонентов давления (см. фигуру 4, левый график). Предполагается, что у субъектов с локальными вариациями в сократимости миокарда: (i) давление обратного перемещения существенно уменьшено (как показано на графике с правой стороны на фиг. 4), и (и), что невозможно определить, происходит ли падение в FFR из-за гемодинамически существенного коронарного стеноза или региональной вариации миокардной сокращаемости). Используя разделенные компоненты давления, как описано в данной патентной заявке, обеспечивается возможность независимого квантования гемодинамической существенности коронарного стеноза для региональных вариаций контрактиваности миокарда. Такая технология может быть принята, как обычная технология клинической практики, и она устраняет необходимость постоянного приема внутривенного аденозина.

Фракционный резерв кровотока (FFR) все чаще используют при оценке физиологической значимости коронарного стеноза1,2,3,4, и адекватность размещения5 стента в лаборатории кардиальных катетеров. Такая технология основана на простом предположении, что чем больше стеноз, тем большее падение давления между аортой и после стеноза.

FFR основан на предположении, что изменение давления возникает исключительно с аортального конца коронарной артерии. Однако ряд исследований, включая наше собственное, ясно продемонстрировали, что на давление в коронарной артерии влияют изменения давления с обоих концов сосуда6-9. Вероятно, наиболее широко принятые модели потока коронарной артерии представляют собой интрамиокардиальный насос6 и модели9 с изменяющейся по времени эластичностью. Обе они прогнозируют существование направленного в обратную сторону коронарного кровотока во время систолы, как результат повышенного интрамиокардиального давления и сжатия миокарда, что приводит к сжатию малых микроциркуляторных сосудов6. Такой направленный в обратную сторону поток был подтвержден измерениями на собаках in vivo, используя видеомикроскопию10, используя игольчатый зонд и зонд11 Доплеровского потока. Это обозначает присутствие существенного градиента давления, направленного назад, в систоле. В нашей работе8 был охарактеризован этот градиент направленного обратного давления, как перемещающаяся обратно волна, видимая в коронарных артериях человека на раннем этапе развития систоле, из-за сжатия коронарной микроваскулатуры. В диастоле возникает соответствующее "всасыванию" крови в коронарную микроваскулатуру, как результат декомпрессии интрамуральных сосудов, сопровождающей релаксацию миокарда. Мы ранее демонстрировали, что такая обратная волна всасывания ослабляется в гипертрофии левого желудочка. Поэтому может существовать меньший, движущийся обратно компонент давления в других обстоятельствах, который ослабляет лузитропное поведение области миокарда, подача крови в который происходит от конкретной коронарной артерии. Существование градиентов давления, генерируемых в результате сжатия и релаксации миокарда, существенно влияет на измерение FFR, возможно на 50% или больше (фиг. 5).

Ограничения предположения однонаправленного градиента давления, учитываются при расчете FFR (то есть здесь отсутствует существенный вклад в движение в обратном направлении для коронарного давления), распознаются, как потенциальный источник ошибки при микроваскулярном заболевании и дисфункции2,12,13 левого желудочка. Однако до недавнего времени отсутствовало средство для решения этой проблемы, то есть отсутствовала технология разделения колебаний коронарного давления на его прямой и обратный перемещающиеся компоненты в теле человека.

В последнее время мы разработали новую технологию (одноточечную технологию), которая, в комбинации с анализом интенсивности волны, обеспечивает возможность разделения коронарного давления на его прямой и обратные компоненты на основе одновременных записей давления и скорости14 потока (фиг. 6). Такие измерения в настоящее время вполне выполнимы, используя коммерчески доступные комбинированные провода давление-поток, разработанные для интракоронарного использования (Combiwire, Volcano), и снижают необходимость приема аденозина. Используя эту технологию при исследовании человека in vivo, мы идентифицировали волны, ответственные за коронарный кровоток, и отделили колебания коронарного давления на его прямой (аортального происхождения) и обратно перемещающиеся (микроциркуляторного происхождения) компоненты8.

Эти исследования продемонстрировали, что компонент давления, перемещающийся обратно в коронарных сосудах человека, имеет такую же величину, как большой компонент давления, перемещающийся вперед. Поскольку коронарное давление представляет собой, по большей степени, результат компонентов14 давления обратного перемещения, как и для перемещающихся вперед компонентов, если мы заинтересуемся для распространения вперед давления, было бы более соответствующим измерять FFR, используя изолированный компонент давления, перемещающийся вперед. Удаляя, таким образом, компонент давления, перемещающийся назад, можно устранить влияние региональной вариации функции левого желудочка, микроваскулярной дисфункции и давления правой артерии, обеспечивая возможность более точной оценки гемодинамической значимости стеноза.

На фиг. 6 показан набор графиков, иллюстрирующий разделение общего, измеренного давления на его прямой и обратно перемещающийся компоненты в зависимости от времени. Давление и скорость потока одновременно измеряли в огибающей лопатку артерии мужчины в возрасте 47 лет. Анализ интенсивности волн применяли для разделения коронарного давления на его прямой и обратно перемещающиеся компоненты. Прямое давление выглядело по-другому, чем аортальное давление, из-за большого несоответствия импеданса между коронарной артерией и аортой. В таких местах обратно перемещающаяся волна отражается обратно в коронарную систему, по мере того, как волна расширения (или всасывания), снижает это давление.

Список литературы

(1) Dawkins KD, Gershlick T, de BM et al. Percutaneous coronary intervention: recommendations for good practice and training. Heart 2005 December; 91 Suppl 6:vil-27.

(2) Blows LJ, Redwood SR. The pressure wire in practice. Heart 2007 April; 93(4):419-22.

(3) Pijls NH, van Son JA, Kirkeeide RL, de BB, Gould KL. Experimental basis of determining maximum coronary, myocardial, and collateral blood flow by pressure measurements for assessing functional stenosis severity before and after percutaneous transluminal coronary angioplasty. Circulation 1993 April; 87(4): 1354-67.

(4) Pijls NH, de BB, Peels К et al. Measurement of fractional flow reserve to assess the functional severity of coronary-artery stenoses. N Engl J Med 1996 June 27;334(26): 1703-8.

(5) Pijls NH, Klauss V, Siebert U et al. Coronary pressure measurement after stenting predicts adverse events at follow-up: a multicenter registry. Circulation 2002 June 25; 105(25):2950-4.

(6) Spaan JA, Breuls NP, Laird JD. Diastolic-systolic coronary flow differences are caused by intramyocardial pump action in the anesthetized dog. Circ Res 1981 September; 49(3):584-93.

(7) Gregg DE, Sabiston DC. Effect of cardiac contraction on coronary blood flow. Circulation 1957 January; 15(l):14-20.

(8) Davies JE, Whinnett ZI, Francis DP et al. Evidence of a dominant backward-propagating "suction" wave responsible for diastolic coronary filling in humans, attenuated in left ventricular hypertrophy. Circulation 2006 April 11; 113(14):1768-78.

(9) Krams R, Sipkema P, Westerhof N. Varying elastance concept may explain coronary systolic flow impediment. Am J Physiol 1989 November; 257(5 Pt 2):H1471-H1479.

(10) Hiramatsu O, Goto M, Yada T et al. In vivo observations of the intramural arterioles and venules in beating canine hearts. J Physiol 1998 June 1; 509 (Pt 2):619-28.

(11) Chilian WM, Marcus ML. Phasic coronary blood flow velocity in intramural and epicardial coronary arteries. Circ Res 1982 June; 50(6):775-81.

(12) Siebes M, Chamuleau SA, Meuwissen M, Piek JJ, Spaan JA. Influence of hemodynamic conditions on fractional flow reserve: parametric analysis of underlying model. Am J Physiol Heart Circ Physiol 2002 October; 283(4):H1462-H1470.

(13) Coronary flow is not that simple! Spaan JA. Heart. 2009 May; 95(9):761-2.

(14) Davies JE, Hadjiloizou N, Francis DP, Hughes AD, Parker KH, Mayet J. The role of the coronary microcirculation in determining blood flow. Artery Research 1 [S1], S31-S32. 2006. Ref Type: Abstract.

(15) Kim RJ, Wu E, Rafael A et al. The use of contrast-enhanced magnetic resonance imaging to identify reversible myocardial dysfunction. N Engl J Med 2000 November 16;343(20):1445-53.

(16) Perera D, Biggart S, Postema P et al. Right atrial pressure: can it be ignored when calculating fractional flow reserve and collateral flow index? J Am Coll Cardiol 2004 November 16;44(10):2089-91.

(17) Davies JE, Whinnett ZI, Francis DP et al. Use of simultaneous pressure and velocity measurements to estimate arterial wave speed at a single site in humans. Am J Physiol Heart Circ Physiol 2006 February; 290(2):H878-H885.

(18) Parker KH, Jones CJ, Dawson JR, Gibson DG. What stops the flow of blood from the heart? Heart Vessels 1988; 4(4):241-5.

(19) Davies JE, Parker KH, Francis DP, Hughes AD, Mayet J. What is the role of the aorta in directing coronary blood flow? Heart 2008 December; 94(12): 1545-7.

(20) Hadjiloizou N, Davies JE, Malik IS et al. Differences in cardiac microcirculatory wave patterns between the proximal left mainstem and proximal right coronary artery. Am J Physiol Heart Circ Physiol 2008 September; 295(3):H1198-H1205.

1. Способ определения степени сужения сосуда, по которому протекает текучая среда, содержащий этапы, на которых:
a) получают последовательность первых измерений давления P1 и последовательность соответствующих первых измерений скорости U1 в первом местоположении внутри сосуда, причем первое местоположение находится на первой стороне от целевой области;
b) получают последовательность вторых измерений давления Р2 и последовательность соответствующих вторых измерений скорости U2 во втором местоположении внутри сосуда, причем второе местоположение находится на второй стороне от целевой области;
c) для каждого местоположения определяют волновую скорость с в текучей среде в зависимости от квадрата изменения давления dP, разделенного на квадрат соответствующего изменения скорости dU;
d) для первого местоположения определяют изменение прямого давления dP1+ в зависимости от суммы изменения давления dP1 и изменения скорости dU1;
e) для второго местоположения определяют изменение dP2+ прямого давления в зависимости от суммы изменения давления dP2 и изменения скорости dU2;
f) определяют резерв выделенного прямого потока, представляющий падение давления через целевую область в зависимости от отношения dP2+/dP1+, при этом указанное падение давления указывает на степень локального сужения или сжатия сосуда между указанными первым местоположением и вторым местоположением.

2. Способ по п. 1, в котором первая сторона целевой области находится выше по потоку от целевой области, а вторая сторона расположена ниже по потоку от целевой области.

3. Способ по п. 1, в котором на этапе с) определяют волновую скорость с в каждом местоположении в соответствии с уравнением с=(1/ρ)√(ΣdP2/ΣdU2), где ρ - удельная плотность текучей среды в сосуде.

4. Способ по п. 1, в котором на этапах d) и е) определяют упомянутые изменения прямого давления dP1+ и dP2+ в соответствии с уравнениями: dP1+=(dP1+ρcdU1)/2 и dP2+=(dP2+ρcdU2)/2.

5. Способ по п. 1, в котором на этапе f) интегрируют или суммируют множество значений dP1+ и dP2+ для получения значений P1+и Р2+ прямого давления и определяют резерв выделенного прямого потока в зависимости от отношения Р2+/Р1+.

6. Способ по п. 1, характеризующийся тем, что применяется к сосуду, в котором источник флуктуирующего давления находится с обеих сторон от целевой области.

7. Способ по п. 6, характеризующийся тем, что применяется к сосуду в сердечной кровеносной системе человека или животного.

8. Способ по п. 7, в котором последовательность первого и второго измерений давления и последовательность первого и второго измерений скорости снимают в течение по меньшей мере одного полного сердечного цикла.

9. Способ по п. 1, в котором соответствующие измерения давления и скорости выполняют одновременно.

10. Устройство для определения степени сужения сосуда, в котором протекает текучая среда, содержащее:
датчик давления и датчик скорости для снятия последовательности измерений давления и скорости в сосуде по меньшей мере в первом местоположении, выше по потоку от целевой области, и во втором местоположении, ниже по потоку от целевой области;
модуль обработки, выполненный с возможностью:
принимать последовательность первых измерений давления P1 и последовательность соответствующих первых измерений скорости U1, снятых в первом местоположении в пределах сосуда;
принимать последовательность вторых измерений давления Р2 и последовательность соответствующих вторых измерений скорости U2, снятых во втором местоположении внутри сосуда;
для каждого местоположения определять волновую скорость с в текучей среде в зависимости от квадрата изменения давления dP, разделенного на квадрат соответствующего изменения скорости dU;
причем для первого местоположения определяют изменение dP1+ прямого давления в зависимости от суммы изменения давления dP1 и изменения скорости dU1; и
для второго местоположения определяют изменение dP2+ прямого давления в зависимости от суммы изменения давления dP2 и изменения скорости dU2; и
определяют резерв выделенного прямого потока, обозначающий падение давления через целевую область, в зависимости от отношения dP2+/dP1+, при этом указанное падение давления указывает на степень локального сужения или сжатия сосуда между указанными первым местоположением и вторым местоположением.

11. Устройство по п. 10, в котором модуль обработки дополнительно выполнен с возможностью определения волновой скорости с в каждом местоположении в соответствии с уравнением с=(1/ρ)√(ΣdP2/ΣdU2), где ρ - удельная плотность текучей среды в сосуде.

12. Устройство по п. 10, в котором модуль обработки дополнительно выполнен с возможностью определения упомянутых изменений прямого давления dP1+ и dP2+ в соответствии с уравнениями: dP1+=(dP1+ρcdU1)/2 и dP2+=(dP2+ρcdU2)/2.

13. Устройство по п. 10, в котором модуль обработки дополнительно выполнен с возможностью интегрировать или суммировать множество значений dP1+и dP2+ для получения значений P1+ и Р2+ прямого давления и для определения резерва выделенного прямого потока в зависимости от отношения Р2+/P1+.

14. Устройство по п. 10, дополнительно содержащее средство для мониторинга сердечного ритма и для управления датчиком давления и датчиком скорости для сбора указанной последовательности измерений давления и указанной последовательности измерений скорости в течение полного сердечного цикла.



 

Похожие патенты:

Изобретение относится к средствам оценки энергетической эффективности сердечно-сосудистой системы. Способ автоматической обработки сигналов кровяного давления содержит этапы, на которых дискретизируют обнаруженный сигнал давления P(t) для одного или более сердечных сокращений, причем каждое сердечное сокращение начинается в начальный момент, совпадающий с моментом диастолического давления, и оканчивается в последний момент, совпадающий с моментом следующего диастолического давления, и содержит дикротическую точку, анализируют и выделяют морфологию дискретизированного сигнала давления P(t) для каждого сердечного сокращения, определяют момент и значение давления в одной или более характеристических точках сигнала P(t).

Изобретение относится к медицине и описывает рентгеновскую диагностическую композицию, которая демонстрирует превосходный профиль кардиологической безопасности.
Изобретение относится к медицине, а именно к терапии и общей врачебной практике. Определяют пороги вкусовой чувствительности языка.

Изобретение относится к медицине и может быть использовано в ретроградных рентгенэндоскопических методах диагностики и лечения. .
Изобретение относится к медицине, а именно к кардиологии, и может быть использовано для прогнозирования степени риска развития рестенозов в коронарном стенте. .

Изобретение относится к медицинской технике и может быть использовано для измерения центрального венозного давления. .

Изобретение относится к медицине , может быть применено в урологии и нефрологии при диагностике начальной стадии нефрогенной артериальной гипертонии. .

Группа изобретений относится к медицине. Автоматический способ обработки сигнала кровяного давления выполняют с помощью автоматического устройства для обработки сигнала кровяного давления, содержащего средство обработки. При этом A. получают выборку зарегистрированного сигнала P(t) давления для одного или более сердечных сокращений. Каждое сердечное сокращение начинается в начальный момент, совпадающий с одной из начальных точек диастолического давления, и заканчивается в конечный момент, совпадающий со следующей точкой диастолического давления, и содержит дикротическую точку. Каждое сокращение содержит систолическую фазу, продолжающуюся от начальной диастолической точки до дикротической точки. B. автоматически анализируют и выделяют морфологию выборки сигнала P(t) давления для каждого сердечного сокращения. Определяют момент и значение давления для одной или более характеристических точек сигнала P(t) давления, выбранных из группы, содержащей: начальную точку диастолического давления, точку систолического давления, дикротическую точку и одну или более резонансных точек, каждая из которых соответствует моменту, когда вторая производная d2P/dt2 сигнала P(t) давления имеет локальный максимум. По меньшей мере одна характеристическая точка сигнала P(t) давления принадлежит систолической фазе рассматриваемого сердечного сокращения и отличается от начальной точки диастолического давления. C. для определения энергетической эффективности RES для каждого сердечного сокращения С1. определяют прямой динамический импеданс Zd_D(t) для каждой из одной или более характеристических точек, принадлежащих систолической фазе рассматриваемого сердечного сокращения и отличных от начальной точки диастолического давления. Прямой динамический импеданс Zd_D(t) равен отношению значения сигнала P(t) давления в характеристической точке к промежутку времени от начального момента рассматриваемого сердечного сокращения до момента времени, соответствующего указанной характеристической точке. Определяют импеданс ZD прямой волны давления путем суммирования с чередующимся знаком значений прямого динамического импеданса Zd_D(t), упорядоченных в соответствии с прямым порядком моментов времени, начиная от начального момента рассматриваемого сердечного сокращения и заканчивая в момент дикротической точки. К первому значению механического динамического импеданса Zd_D(t) в соответствии с прямым порядком моментов времени применяют положительный знак. С2. определяют отраженный динамический импеданс Zd_R(t) для каждой из одной или более характеристических точек. Отраженный динамический импеданс Zd_R(t) равен отношению значения сигнала P(t) давления в характеристической точке к промежутку времени от конечного момента рассматриваемого сердечного сокращения до момента времени, соответствующего характеристической точке. Определяют импеданс ZR отраженных волн давления путем суммирования с чередующимся знаком значений отраженного динамического импеданса Zd_R(t), упорядоченных в соответствии с обратным порядком моментов времени, начиная от конечного момента и заканчивая начальным моментом рассматриваемого сердечного сокращения. К первому значению отраженного динамического импеданса Zd_R(t) в соответствии с обратным порядком моментов времени применяют положительный знак. C3. определяют энергетическую эффективность RES как отношение между импедансом ZD прямой волны и импедансом ZR отраженных волн: RES=ZD/ZR. D. для энергетической эффективности RES, определенной на этапе С, проверяют, действительно ли на всем протяжении рассматриваемого сердечного сокращения первая производная dP/dt сигнала P(t) давления меньше первого значения Td максимального порога, и на всем протяжении рассматриваемого сердечного сокращения вторая производная d2P/dt2 сигнала P(t) давления меньше второго значения Td2 максимального порога. В случае отрицательного результата проверки выполняют этап Е, а в случае положительного результата проверки выполняют этап F. E. выбирают частоту отсечки низкочастотного фильтра на основе энергетической эффективности RES, определенной на этапе С, первой производной dP/dt и второй производной dP/dt сигнала P(t) давления. Применяют низкочастотный фильтр к сигналу P(t) давления, получая, таким образом, новую выборку сигнала давления, и возвращаются к выполнению предыдущих этапов, начиная с этапа В. F. выводят сигнал P(t) давления, для которого в последний раз выполняли этап В. Достигается повышение надежности измерения кровяного давления за счет динамического приспособления к изменчивости кровяного давления. 3 н. и 16 з.п. ф-лы, 7 ил.
Наверх