Спосіб і пристрій для вимірювання обмеження потоку текучого середовища в посудині

 

Даний винахід відноситься до способу та пристрою для визначення ступеня локального обмеження потоку текучого середовища в посудині, такому як труба або трубка. Винахід, зокрема, має, хоча і не виключно, застосування при вимірюванні стенозу в кровоносній судині і, зокрема, корисно при визначенні величини коронарного стенозу в коронарної системи людини або тварини.

Фракційний резерву кровотоку (FFR) представляє собою технологію, що широко застосовується в коронарних катетерних лабораторіях при оцінці коронарного стенозу і адекватності розміщення стента. FFR визначається як тиск позаду (або дистально до) стенозу по відношенню до тиску перед (або проксимально до) стенозом. Результат являє собою відношення, тобто абсолютне число. Ставлення FFR 0,5 означає, що даний результат стенозу становить 50% зниження кров'яного тиску через стеноз. У більш загальному випадку, FFR позначає відношення максимального потоку текучого середовища через судину в присутності стиснення або звуження в посудині порівняно з максимальним потоком, який міг би мати місце за відсутності такого стиснення або звуження.

Використання FFR швидко розширюється в останні кілька років, поски в результаті неналежної ангеопластики. FFR зазвичай проводять шляхом вимірювання середнього падіння тиск з кожної сторони коронарного стенозу в умовах максимальної гіперемії. Однак при певних обставинах, наприклад, після гострого інфаркту міокарда, вона стає ненадійною. Це також може призвести до неналежним клінічних рішень.

У той час як у більшості судинних русел тиск виникає з одного входу (тобто з аортального кінця судини), тиск коронарної артерії є результатом вкладу, як з проксимального (аортального кінця), так і з дистального (мікроциркуляторного кінця) приблизно в рівних співвідношеннях. Дистальне тиск визначається 2 факторами:

(1) власне (або "пасивне") опір з-за саморегуляції коронарної мікроциркуляції

(2) зовнішнє (або "активне") опір з-за стиснення малих мікроциркуляторних судин, які проходять через міокард.

При сучасній оцінці FFR намагаються зменшити це дистальне тиск в максимально можливій мірі шляхом введення судинорозширювальних засобів, таких як аденозин, для забезпечення максимальної" гіперемії. Однак у той час як введення судинорозширювальних засобів призводить до зменшення мікроциркуляторного пассі�озникает з-за стиснення малих судин, проходять через скорочення міокарда.

Таким чином, невеликі неточності в FFR є невід'ємними, оскільки немає можливості усунути компонент активного опору. Крім того, FFR може стати більш неточним при патологічних процесах, коли відбувається вплив на внутрішнє або зовнішнє опір. Приклади дисфункції пасивного опору включають цукровий діабет, гострий коронарний синдром, стан після інфаркту міокарда і гибернирующий міокард. Приклади дисфункції активного опору включають в себе випадок, коли артерія стягує гіпокінетичний або акинетический сегмент.

Є велика кількість опублікованої літератури, в якій детально описані подібні помилки, яка дозволяє пояснити, чому тісний зв'язок між внутрішньосудинним ультразвуком (IVUS) і FFR високою мірою контрольованої дослідної лабораторії, часто не підтверджується в клінічній середовищі.

Мета цього винаходу полягає в тому, щоб забезпечити покращений та/або альтернативний спосіб і пристрій для вимірювання ступеня локального обмеження для потоку текучого середовища в посудині, такому як труба або трубка. Додаткова мета винаходу упоряд�осуде, і, зокрема, хоча не виключно, при визначенні величини ефектів або коронарного стенозу в коронарної системи людини або тварини.

Згідно з одним аспектом, в цьому винаході запропоновано спосіб для визначення міри звуження судини, по якому протікає текуча середовище, спосіб містить наступні етапи: а) отримують послідовність перших вимірів P1тиску і послідовність відповідних перше вимірювань U1швидкості в першому місцезнаходження всередині посудини, перше місце розташування знаходиться з першої сторони від цільової області; b) отримують послідовність друге вимірювань Р2тиску і послідовність відповідних друге вимірювань U2швидкості у другому місцезнаходження всередині судини, причому друге місце розташування знаходиться з другої сторони цільової області; з) для кожного місця розташування визначають хвильову швидкість з текучого середовища в залежності від квадрата зміни тиску dP, поділеної на квадрат відповідної зміни швидкості dU; d) для першого місця розташування визначають зміну прямого тиску dP1+ залежно від суми зміни тиску dP1і зміни швидкості dU1; е) для втор�я dP2і зміни швидкості dU2; f) визначають резерв виділеного прямого потоку, що позначає падіння тиску через цільову область в залежності від відношення dP2+/dP1+, при цьому зазначене падіння тиску є показником ступеня локального звуження чи стискання судини між зазначеними першим місцем розташування та другим місцем розташування.

Перша сторона цільової області може перебувати вище по потоку від цільової області, а друга сторона може знаходитись нижче по потоку від цільової області. Хвильова швидкість може бути визначена в кожному місцезнаходження згідно з рівнянням с=(1/ρ)√(ΣdP2/ΣdU2), де ρ являє собою питому щільність текучого середовища в посудині. Етапи d) і е) можуть містити визначення змін прямого тиску dP1+ і dP2+ згідно з рівняннями: dP1+=.(dP1+ρcdU1)/2 і dP2+=.(dP2+ρcdU2)/2. Етап f) може включати в себе інтегрування або підсумовування безлічі значень множини dP1+ і dP2+ для отримання значень прямого тиску P1+ і Р2+ і визначення резерву виділеного прямого потоку в залежності від відношення Р2+/P1+. Спосіб можна застосовувати для посудини, в кеме циркуляції крові серця людини або тварини. Послідовність перших і других вимірювань тиску і послідовність перших і других вимірювань швидкості може бути отримана протягом щонайменше одного повного серцевого циклу тіла людини або тварини. Відповідні вимірювання тиску і швидкості можуть бути отримані одночасно.

Справжній винахід також відноситься до пристрою для визначення ступеня звуження судини, який переносить текуче середовище, пристрій містить: i) датчик тиску датчик швидкості для виконання послідовності вимірювань тиску і швидкості в посудині щонайменше у першому місцезнаходження, вище по потоку від цільової області, і в другому місцезнаходження, нижче по потоку від цільової області; ii) модуль обробки, виконаний з можливістю: приймати послідовність перших вимірювань тиску P1і послідовність відповідних перших вимірів швидкості U1, отриманих у першому місцезнаходження всередині судини;

отримувати послідовність друге вимірювань тиску Р2і послідовність відповідних друге вимірювань швидкості U2, отриманих у другому місцезнаходження всередині судини; для кожного місця розташування визначати хвильову швидкість з текучого срости dU; для першого місця розташування, визначати зміну прямого тиску dP1+ залежно від суми зміни тиску dP1і зміни швидкості dU1; для другого місця розташування, визначати зміну прямого тиску dP2+ залежно від суми зміни тиску dP2і зміни швидкості dU2; і визначати резерв виділеного прямого потоку, що позначає падіння тиску через цільову область в залежності від відношення dP2+/dP1+, причому зазначене падіння тиску вказує на ступінь локального звуження чи стискання судини між зазначеними першим місцем розташування та другим місцем розташування.

Модуль обробки може бути виконаний з можливістю визначення хвильової швидкості в кожному місцезнаходження згідно з рівнянням с=(1/ρ)√(ΣdP2/ΣdU2), де ρ являє собою питому щільність текучого середовища в посудині. Модуль обробки може бути виконаний з можливістю визначати згадані зміни прямого тиску dP1+ і dP2+ згідно з рівнянням: dP1+=.(dP1+ρcdU1)/2 і dP2+=.(dP2+ρcdU2)/2. Модуль обробки може бути виконаний з можливістю інтегрувати або сумми�і для визначення окремого прямого резерву потоку як функції відношення Р2+/P1+. Пристрій може включати в себе засіб для моніторингу серцевого ритму і для управління згаданим датчиком тиску і згаданим датчиком швидкості, для збору згаданій послідовності вимірювань тиску і згаданій послідовності вимірювань швидкості під час повного серцевого циклу.

Варіанти здійснення цього винаходу будуть описані нижче в якості прикладу та з посиланням на додані креслення, на яких:

на фіг. 1 показана схема судини, переносить текуче середовище, в якому у посудини є звуження, що приводить до падіння тиску;

на фіг. 2 показана блок-схема послідовності операцій методу вимірювань резерву виділеного прямого потоку, придатного для аналізу стенозу або іншого обмеження потоку в посудині;

на фіг. 3 показана схема пристрою, придатного для реалізації способу по фіг. 2;

на фіг. 4 показана різниця у ставленні між проксимально ініційованими хвилями і дистально ініційованими хвилями в нормальному шлуночку і в сильно гипокинетическом шлуночку;

на фіг. 5 представлена схематична ілюстрація падіння фракційного резерву кровотоку зі збільшенням коронарного стенозу при нормальній і при р�резерву кровотоку падає при збільшенні коронарного стенозу (суцільна лінія), тоді як у моделі з гіпотетично погіршеною функцією лівого шлуночка (пунктирна лінія) фракційний резерв кровотоку падає значно меншою мірою; і

на фіг. 6 показаний ряд графів, що ілюструють розподіл загального вимірюваного тиску на його компоненти, що переміщаються прямо і назад, в залежності від часу.

В останні роки була описана можливість розділяти аортальні та мікроциркуляторні компоненти хвилі тиску всередині коронарної артерії. 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 February 2006; 290(2):H878-H885.

Автори цього винаходу визначили, що можливо виконувати оцінку ступеня серйозності стенозу без необхідності обліку (або видалення) компонента дистального тиску, шляхом використання технології резерву потоку тиску, описаної тут. Резерв потоку прямого тиску долає обмеження звичайного FFR, виділяючи проксимальний і дистальний (або "прямий" і "зворотний ") компоненти хвилі тиску. Компонент зворотного тиску може бути видалений. Дослідження коронарного стенозу у�ть лівий шлуночок серця).

Поділ коронарного тиску має кілька переваг. По-перше, при цьому не потрібно введення аденозину для розширення судин коронарної мікроциркуляції. По-друге, воно може бути виконано незалежно від функції лівого шлуночка серця, роблячи його придатним при гострих коронарних синдромах, станах після інфаркту міокарда, і гибернирующего міокарда, де звичайний FFR протипоказаний в якості методу дослідження.

На практиці, виділене тиск може бути визначений в результаті вимірювання одночасно тиску (Р) і швидкості (U) потоку, і розрахунку тиску, що виникає з прямого (наприклад, аортальному) кінця, Р+, (Рівняння 1), і тиску, що виникає із зворотного (наприклад, мікроциркуляторного) кінця, Р-(Рівняння 2).

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

dP являє вимірюється зміна тиску; dU являє вимірюється зміна швидкості; із являє собою швидкість хвилі; і р являє собою щільність текучого середовища, наприклад, крові. Ступінь се�у FFR. При звичайному FFR міру стенозу (тобто відношення FFR, визначене вище) визначають наступним чином:

Звичайний FFR = (дистальне тиск)/(проксимальное тиск)(Рівняння 3)

Міра FFR в якості альтернативи може бути виражена в термінах резерву потоку прямого тиску, тобто без впливу зворотного тиску, що виникає з мікроциркуляторного кінця:

Резерв потоку прямого тиску = (дистальне Р+)/(проксимальное Р+)(Рівняння 4)

На фіг. 1 показана схема судини 10 для перенесення текучого середовища 11 в осьовому напрямку 12 вздовж судини. Посудину 10 може представляти собою трубу або трубку і, в одному важливому контексті, може містити частину посудини коронарної системи людини або тварини. Звуження 15 судини 10 являє собою приклад цільової області 16, для якої бажано провести вимірювання впливу цього звуження на потік текучого середовища через судину. В одному контексті звуження 15 може представляти собою стеноз коронарної артерії, і при цьому потрібно визначити міру �порівняно з максимальним потоком, який міг би мати місце без цього стиснення. Області 5 і 6 являють перше і друге місця розташування, в яких вимірювання тиску і швидкості можуть бути отримані у відповідності зі способом, описаним нижче. Перше місце розташування 5 знаходиться з першої сторони від цільової області 15, і друге місце розташування 6 знаходиться з другої сторони від цільової області 15. Перше місце розташування 5 може представляти собою проксимальну або аортальную бік коронарного (або іншого) стенозу, а друге місце розташування 6 може тоді знаходитися з дистальної або мікроциркуляторної боку коронарного (або іншого) стенозу. Бажано, щоб відстань від першого місця розташування (проксимальна або аортальна сторона) до стенозу становило щонайменше 1,5 значення діаметру судини в необмеженою частині посудини.

На фіг. 2 показаний приблизний спосіб 20 для визначення ступеня звуження 15 судини 10. Послідовність перших вимірювань тиску P1і послідовність відповідних перших вимірів швидкості U1отримують в першому розташування 5 (етап 21). Послідовність друге вимірювань тиску Р2і послідовність відповідних друге вимірювань швидкості U2отримують вчтительно виробляють, по суті, одночасно.

Хвильова швидкість з в кожному з цих першому і другому місцях розташування 5, 6 визначена як функція квадрата зміни тиску dP, поділеної на квадрат відповідної зміни швидкості dU (етап 23). Зміна тиску dP переважно визначають з пари послідовності перших вимірювань тиску P1і, відповідно, з пари послідовності друге вимірювань тиску Р2. Зміна швидкості dU переважно визначають з пари послідовності перших вимірів швидкості U1і, відповідно, з пари послідовності друге вимірювань швидкості U2. Більш переважно, послідовність вимірювань тиску і відповідних вимірювань швидкості отримують протягом певного періоду часу для генерування безлічі результатів вимірювань dP і dU, які можуть бути об'єднані для поліпшення відношення сигнал-шум. Хвильова швидкість може бути розрахована для послідовності пар тиску і вимірювань швидкості, які підсумовують і отримують квадратний корінь з цієї суми. Хвильова швидкість може бути, таким чином, визначена для послідовності моментів вимірювань в кожному з місцезнаходжень, першому і другому��(ΣdP2/ΣdU2),(Рівняння 5)

де ρ являє собою питому щільність текучого середовища в посудині. У кращому контексті текуча середовище являє собою кров з щільністю 1050 кг/м3.

Зміна прямого тиску dP+ потім визначають як функцію суми зміни тиску dP і відповідного (одночасного) зміни швидкості dU. Більш переважно, зміна прямого тиску dP1+ в першому місцезнаходження визначають у відповідності з рівнянням:

dP1+=.(dP1+ρcdU1)/2(Рівняння 6)

і зміна прямого тиску dP2+ у другому місцезнаходження визначають у відповідності з рівнянням:

dP2+=.(dP2+ρcdU2)/2(Рівняння 7)

як показано на етапах 24 і 25.

Значення dP1+ переважно підсумовують або інтегрують по всьому послідовним вимірюванням для отримання значення прямого тиску P1+ в першому місцезнаходження (етап 26). Значення dP2+ також переважно суммиѲо другому місцезнаходження (етап 27).

Резерв потоку для прямого тиску потім визначають як функцію стосунки Р2+/P1+ (або, якщо використовуються поодинокі результати вимірювання зміни тиску, dP2+/dP1+). Якщо перше місце розташування 5 знаходиться на проксимальній або аортальної стороні стенозу, а друге місце розташування 6 знаходиться на дистальної або мікроциркуляторної стороні стенозу, тоді резерв потоку прямого тиску, FPFRforward=P+distal/P+proximal. Таким чином, в переважній компонуванні, перше місце розташування 5 знаходиться вище по потоку від цільової області 15, а друге місце розташування 6 знаходиться нижче по потоку від цільової області 15 (припускаючи постійний позитивний потік).

У контексті вимірювання коронарного стенозу переважно, щоб послідовності вимірювань тиску і швидкості отримували щонайменше протягом одного повного серцевого циклу і переважно по всьому кількістю серцевих циклів. Середнє і максимальне значення Р1+ і Р2+ можна використовувати при розрахунку FPFR для виведення значення FPFRmeanі FPFRmax. Значення dP1+ і dP2+ використовують для отримання значення прямого тиску P1+ і значення прямого тиску Р2+ можбольше всім серцевим циклам. Переважно, щонайменше п'ять чи десять вимірювань dP1+ і dP2+ використовують для кожного серцевого циклу.

Пристрій

Пристрій, придатний для виконання описаного вище, в загальному, показано на фіг. 3.

Пристрій 30 визначення тиску використовують для генерування сигналів, що представляють миттєве тиск у вибраних місцях розташування 5 або 6 в посудині 10. Ці сигнали тиску передають у відповідний аналогово-цифровий перетворювач 31 для генерування послідовності вимірювань тиску, в залежності від фактичного часу, отриманої в обраному місцезнаходження, наприклад, у вигляді послідовності перших вимірювань тиску P1і послідовності друге вимірювань тиску Р2. Аналогічно, пристрій 32 визначення швидкості використовується для генерування сигналів, що представляють миттєву швидкість текучого середовища, по суті, в тому ж обраний розташування 5 або 6, що у пристрої 30 вимірювання тиску. Ці сигнали швидкості текучого середовища передають у відповідний аналогово-цифровий перетворювач 33 для генерування послідовності вимірювань швидкості текучого середовища, в залежності від часу, отриманої в вибь друге вимірювань швидкості U2. Відповідні вимірювання тиску і швидкості переважно по суті отримують одні і ті ж моменти часу.

Пристрій 30, чутливе до тиску, може являти собою будь-який відповідний перетворювач або інший пристрій, виконане з можливістю забезпечення прямих або опосередкованих вимірювань тиску в обраному місцезнаходження всередині судини 10. Пристрій, чутливе до тиску, може являти собою будь розташований in-situ перетворювач тиску, що знаходиться в межах текучого середовища в посудині 10, у вибраному розташування 5, 6, або може являти собою розташований віддалено активний або пасивний датчик, використовує будь детектируемое випромінювання з потоку текучого середовища або обмежує його судини, який можна використовувати для визначення тиску акустичних, електромагнітних, магнітних або іншим способом. Наприклад, в коронарних артеріях та аорті можна використовувати датчики in-situ типу PrimeWire™, FloWire™ і ComboWire™ XT виробництва Volcano Corporation.

Пристрій 32, чутливу до швидкості текучого середовища, аналогічно може являти собою будь-який відповідний перетворювач або інший пристрій, виконане з можливістю обеѴа 10. Пристрій 32, чутливу до швидкості текучого середовища, може представляти собою перетворювач in-situ, розташований в текучого середовища всередині судини в обраному розташування 5, 6, або може являти собою розташований дистанційно активний або пасивний датчик, використовує будь детектируемое випромінювання з потоку текучого середовища, який можна використовувати для визначення швидкості текучого середовища акустичних, електромагнітних, магнітних або іншим способом, наприклад, використовуючи Доплерівсько ультразвукові технології. В коронарних артеріях та аорті згадані вище продукти WaveWire™, FloWire™ і ComboWire™ XT можна використовувати як датчики in-situ. Вираз "детектируемое випромінювання з потоку текучого середовища" призначено для охоплення будь-якого активного або відбитого випромінювання або повторного випромінювання енергії з самої текучого середовища або від будь-яких агентів або маркерів, які переносяться в текучого середовища.

Такий пристрій 30, чутливе до тиску, можна використовувати для отримання послідовності перших вимірювань тиску P1у першому розташування 5 і послідовності друге вимірювань тиску Р2у другому місцезнаходження 6, в різний час. Аналогічно, такий же пристрій 32, ч�>у першому розташування 5 і послідовності друге вимірювань швидкості U2у другому місцезнаходження 6 в різний час. В якості альтернативи, комбіновані датчики, такі як датчик ComboWire™, можуть бути сконструйований з можливістю виконання вимірювань як в першому, так і другому місцях розташування одночасно. Датчик ComboWire™ являє собою керований направляючий провід з перетворювачем тиску, встановленим проксимально до кінчика, і ультразвуковим перетворювачем, встановленим на кінчику. Його можна використовувати для вимірювання одночасно тиску і швидкості кровотоку в кровоносних судинах, включаючи коронарні та периферійні судини.

Потоки даних від аналогового-цифрових перетворювачів 31, 33 поступають в модуль 35 реєстрації даних, переважно втілений на основі комп'ютера 34. Комп'ютер 34 включає в себе окремий модуль 36 аналізу зворотного потоку тиску, для втілення алгоритмів, описаних тут.

Перший модуль 37 обробки (модуль аналізу хвильової швидкості) визначає хвильові швидкості в першому і другому місцях розташування, переважно, у відповідності з рівнянням, представленому вище для з (рівняння 5). Другий модуль 38 обробки �оответствии з виразом для dP1+, представленим вище (рівняння 6). Другий модуль 38 обробки також визначає зміни прямого тиску у другому місцезнаходження, переважно, у відповідності з виразом для dP2+, представленим вище (рівняння 7). Хвильова швидкість може бути визначена з допомогою вибірки значень тиску і швидкості текучого середовища в одному або більше повних циклів роботи серця в обраному місцезнаходження з усередненням за цим циклам.

Комп'ютер 34 переважно включає в себе додатковий модуль 39 розрахунку для інтегрування або підсумовування змін прямого тиску в першому і другому місцях розташування у відповідності з етапами 26 та 27 по фіг. 2, і для визначення резерву потоку прямого тиску FPFRforward, переважно, у відповідності з етапом 28 по фіг. 2.

FPFRforwardзабезпечує вимір ступеня серйозності коронарного стенозу. Вимірювання, отримане таким чином, тобто з використанням тільки переміщається вперед (аортального походження) хвилі тиску, по суті, в меншій мірі піддається впливу або не піддається впливу місцевих змін міокардіального протидії або автономної дисрегуляції коронарної мікроциркуляції. Обробка даних�руемая комп'ютерна система або в спеціалізованій апаратної/програмної консолі вимірювання тиску і вимірювання швидкості потоку. Слід розуміти, що розподілом обчислювальних функцій в апаратних і програмних засобах можна управляти по-іншому, ніж у примірних модулях аналізу, як показано на фіг. 3, і вони можуть бути втілені в будь-якій відповідній комбінації апаратних і програмних засобів.

Опис клінічної важливості використання окремих прямого і зворотного тисків при дослідженні коронарного стенозу представлено в Додатку 1.

У той час як технології винаходу переважно описані з посиланням на аналіз стенозу або інших обмежень коронарної системи, описані технології можуть застосовуватися також в інших системах, наприклад, нирковою кровоносній системі або в будь-якій іншій системі, де потоком текучого середовища через обмеження керують з допомогою переміщаються вперед і назад хвиль тиску.

Інші варіанти здійснення навмисно знаходяться в межах обсягу доданої формули винаходу.

ДОДАТОК 1

Ця нова технологія резерву потоку прямого тиску (виділеного резерву прямого потоку) має кілька ключових терапевтичних переваг порівняно із звичайною FFR.

1. оцінка коронарного стенозу негайно після гострого інфаркту миокарного стенозу в тілі пацієнта з локальними аномаліями руху стінки

4. оцінка коронарного стенозу у суб'єктів з микроциркуляторними захворюваннями

5. відмова від необхідності введення аденозину.

Ці переваги можуть істотно підвищити кількість пацієнтів, придатних для оцінки типу FFR, і можуть вплинути на загальні кількості виконаних коронарних операцій з реваскуляризації. В даний час у Великобританії приблизно 30% навантаження подібних захворювань походить від надходження пацієнтів у гострому стані з гострим інфарктом міокарда або гострим коронарним синдромом. Серед цих пацієнтів FFR протипоказаний та був визначений, як не невідповідний, в кращому випадку, і часто ненадійним.

Резерв потоку прямого тиску долає або зменшує ці обмеження, завдяки розділенню проксимального і дистального компонентів у хвильових коливаннях тиску. Оскільки резерв потоку прямого тиску дозволяє відокремити зворотний тиск від компонента прямого тиску, це усуває необхідність прийому потужних судинорозширювальних засобів, таких як аденозин.

Це має ряд специфічних переваг.

1. Долають обмеження непереносимості аденозину (астма, хронічна обструктивна хвороба легень та�тральной венозної оболонки

4. Зменшується загальний час захворювання.

За попередніми даними автори винаходу визначили значні відмінності у співвідношенні між хвилями проксимального і дистального походження в нормальному шлуночку серця і в шлуночку серця з важким гипокинетическим станом шлуночка серця. У деяких випадках, зменшення більше, ніж на 80%» спостерігалося в проксимальному/дистальному відношенні в артерії, що проходить через місце, які впливають важкого гіпокінетичному впливу, порівняно з артерією, що проходить до нормально сжимающемуся міокарду. Це показано на фіг. 4. Тиск і швидкість потоку записують, використовуючи внутриартериальние дроти лівої передньої низхідної артерії, і розраховують інтенсивність хвилі для кожної артерії. В шлуночку серця із збереженою функцією значення відношення проксимальное/дистальне становило приблизно 1, тоді як в артерії, що має сегмент з важкої гіпокінетичним функцією, це відношення помітно підвищувався. Це призводить до того, що регіональна функція міокарда по різному впливає на тиск проксимального і дистального походження.

Фракційний резерву кровотоку (FFR) передбачає, що коронарний тиск происхЋе коронарні судини в результаті переданого тиску усередині порожнини, і скорочується міокард не сприяє розвитку тиску коронарної артерії. Автори винаходу продемонстрували, що це не відбувається, але замість цього, коронарне тиск складається приблизно з 50% переміщаються вперед (аортального походження) і 50% переміщаються назад компонентів тиску (див. фігуру 4, лівий графік). Передбачається, що у суб'єктів з локальними варіаціями в скоротливості міокарда: (i) тиск зворотного переміщення суттєво зменшена (як показано на графіку з правої сторони на фіг. 4), та (і), що неможливо визначити, чи відбувається падіння в FFR з-за гемодинамічно істотного коронарного стенозу або регіональної варіації миокардной скоротливості). Використовуючи розділені компоненти тиску, як описано в даній патентній заявці, забезпечується можливість незалежного квантування гемодинамічної суттєвості коронарного стенозу для регіональних варіацій контрактиваности міокарда. Така технологія може бути прийнята, як звичайна технологія клінічної практики, і вона усуває необхідність постійного прийому внутрішньовенного аденозину.

Фракційний резерву кровотоку (FFR) все частіше використовують при оцінці фізіологічної значимості кор�кая технологія заснована на простому припущенні, що чим більше стеноз, тим більше падіння тиску між аортою і після стенозу.

FFR заснований на припущенні, що зміна тиску виникає виключно з аортального кінця коронарної артерії. Проте ряд досліджень, включаючи наш власний, ясно продемонстрували, що тиск в коронарній артерії впливають зміни тиску з обох кінців судини6-9. Ймовірно, найбільш широко прийняті моделі потоку коронарної артерії являють собою интрамиокардиальний насос6і моделі9з мінливих у часі еластичністю. Обидві вони прогнозують існування спрямованого у зворотний бік коронарного кровотоку під час систоли, як результат підвищеного интрамиокардиального тиску і стиснення міокарда, що призводить до стиснення малих мікроциркуляторних судин6. Такий спрямований у протилежний бік потік був підтверджений вимірами на собаках in vivo, використовуючи видеомикроскопию10, використовуючи голчастий зонд і зонд11Доплерівського потоку. Це означає присутність значного градієнта тиску, спрямованого тому, в систолі. В нашій роботі8був охарактеризований цей градієнт спрямований зворотного тиску, як перемещающонарной микроваскулатури. В діастолі виникає відповідне "всмоктуванню" крові в коронарну микроваскулатуру, як результат декомпресії інтрамуральних судин, що супроводжує релаксацію міокарда. Ми раніше демонстрували, що така зворотна хвиля всмоктування послаблюється гіпертрофії лівого шлуночка. Тому може існувати менший, рухається назад компонент тиску в інших обставинах, який послаблює лузитропное поведінка області міокарда, подача крові в який походить від конкретної коронарної артерії. Існування градієнтів тиску, що генеруються в результаті стиснення та релаксації міокарда, суттєво впливає на вимірювання FFR, можливо на 50% або більше (фіг. 5).

Обмеження припущення однонаправленої градієнта тиску, враховуються при розрахунку FFR (тобто тут відсутній істотний внесок у рух у зворотному напрямку для коронарного тиску), розпізнаються, як потенційне джерело помилки при микроваскулярном захворюванні і дисфункції2,12,13лівого шлуночка. Проте до недавнього часу було відсутнє засіб для вирішення цієї проблеми, тобто була відсутня технологія поділу коливань коронарного тиску на його прямий і зворотний перемещающи�ію), яка, в комбінації з аналізом інтенсивності хвилі, забезпечує можливість поділу коронарного тиску на прямі і зворотні компоненти на основі одночасних записів тиску і швидкості14потоку (фіг. 6). Такі вимірювання в даний час цілком здійсненні, використовуючи комерційно доступні об'єднані проводу тиск-потік, розроблені для интракоронарного використання (Combiwire, Volcano), і знижують необхідність прийому аденозину. Використовуючи цю технологію при дослідженні людини in vivo, ми ідентифікували хвилі, відповідальні за коронарний кровотік, й відокремили коливання коронарного тиску на його прямий (аортального походження) і назад переміщаються (мікроциркуляторного походження) компоненти8.

Ці дослідження продемонстрували, що компонент тиску, переміщається назад в коронарних судинах людини, має таку ж величину, як великий компонент тиску, переміщається вперед. Оскільки коронарний тиск являє собою, по більшій мірі, результат компонентів14тиску зворотного переміщення, як і для переміщаються вперед компонентів, якщо ми заинтересуемся для поширення вперед тиску, було б б� таким чином, компонент тиску, переміщається назад, можна усунути вплив регіональної варіації функції лівого шлуночка, микроваскулярной дисфункції і тиску правою артерії, забезпечуючи можливість більш точної оцінки гемодинамічної значущості стенозу.

На фіг. 6 показаний набір графіків, ілюструє поділ спільного, вимірюваного тиску на його прямий і назад переміщається компоненти в залежності від часу. Тиск і швидкість потоку одночасно вимірювали в огинаючої лопатку артерії чоловіки у віці 47 років. Аналіз інтенсивності хвиль застосовували для поділу коронарного тиску на його прямий і назад переміщаються компоненти. Прямий тиск виглядало по-іншому, ніж аортальне тиск, з-за великого невідповідності імпедансу між коронарної артерією і аортою. У таких місцях назад переміщається хвиля відбивається назад в коронарну систему, по мірі того, як хвиля розширення (або всмоктування), знижує тиск.

Список літератури

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

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

(3) Pijls NH, van Son JA, Kirkeeide RL, de BB, Gould KL. Experimental basis of determining maximum coronary, myocardial, and colla) Pijls NH, de BB, Peels До et al. Measurement of fractional flow reserve to assess the functional severity of coronary-artery stenoses. N Engl J Med June 1996 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 June 2002 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 April 2006 11; 113(14):1768-78.

(9) Krams R, Sipkema P, Westerhof N. Varying elastance concept may explain coronary systolic flow impediment. Am J Physiol November 1989; 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 б'ється серцем 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 транспортний model. Am J Physiol Heart Circ Physiol 2002 October; 283(4):H1462-H1470.

(13) Coronary flow is not that simple! Spaan JA. Heart. May 2009; 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 November 2000 16;343(20):1445-53.

(16) Perera D, BDavies 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 February 2006; 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 December 2008; 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. Спосіб визначення ступеня звуження судини, по якому протікає текуча середовище, що містить етапи, на яких:
a) отримують послідовність перших вимірювань тиску P1і послідовність відповідних перших вимірів швидкості U1у першому місцезнаходження всередині судини, причому перше місце розташування знаходиться на першій стороні від цільової області;
b) отримують послідовність друге вимірювань тиску Р2і послідовність відповідних друге вимірювань швидкості U2у другому місцезнаходження всередині судини, причому друге місце розташування знаходиться на другій стороні від цільової області;
c) для кожного місця розташування визначають хвильову швидкість з текучого середовища в залежності від квадрата зміни тиску dP, розділеного на квавления dP1+ залежно від суми зміни тиску dP1і зміни швидкості dU1;
e) для другого місця розташування визначають зміна dP2+ прямого тиску в залежності від суми зміни тиску dP2і зміни швидкості dU2;
f) визначають резерв виділеного прямого потоку, який представляє падіння тиску через цільову область в залежності від відношення dP2+/dP1+, при цьому зазначене падіння тиску вказує на ступінь локального звуження чи стискання судини між зазначеними першим місцем розташування та другим місцем розташування.

2. Спосіб за п. 1, в якому перша сторона цільової області знаходиться вище по потоку від цільової області, а друга сторона розташована нижче по потоку від цільової області.

3. Спосіб за п. 1, в якому на етапі с) визначають хвильову швидкість з в кожному місцезнаходження згідно з рівнянням с=(1/ρ)√(ΣdP2/ΣdU2), де ρ - питома щільність текучого середовища в посудині.

4. Спосіб за п. 1, в якому на етапах d) і е) визначають згадані зміни прямого тиску dP1+ і dP2+ згідно з рівняннями: dP1+=(dP1+ρcdU1)/2 і dP2+=(dP2+ρcdU2)/2.

5. Спосіб за п. 1, в якому на етапі f) интЀямого тиску і визначають резерв виділеного прямого потоку в залежності від відношення Р2+/Р1+.

6. Спосіб за п. 1, що характеризується тим, що застосовується до посудини, в якому джерело флуктуирующего тиску знаходиться з обох сторін від цільової області.

7. Спосіб за п. 6, характеризується тим, що застосовується до посудини в серцевому кровоносній системі людини або тварини.

8. Спосіб за п. 7, в якому послідовність першого і другого вимірювання тиску і послідовність першого і другого вимірювання швидкості знімають протягом щонайменше одного повного серцевого циклу.

9. Спосіб за п. 1, в якому відповідні вимірювання тиску і швидкості виконують одночасно.

10. Пристрій для визначення ступеня звуження судини, в якому протікає текуча середовище, що містить:
датчик тиску датчик швидкості для зняття послідовності вимірювань тиску і швидкості в посудині щонайменше у першому місцезнаходження, вище по потоку від цільової області, і в другому місцезнаходження, нижче по потоку від цільової області;
модуль обробки, виконаний з можливістю:
приймати послідовність перших вимірювань тиску P1і послідовність відповідних перших вимірів швидкості U1, знятих в першому розташування в межах с�чих друге вимірювань швидкості U2, знятих у другому місцезнаходження всередині судини;
для кожного місця розташування визначати хвильову швидкість з текучого середовища в залежності від квадрата зміни тиску dP, поділеної на квадрат відповідної зміни швидкості dU;
причому для першого місця розташування визначають зміна dP1+ прямого тиску в залежності від суми зміни тиску dP1і зміни швидкості dU1;
для другого місця розташування визначають зміна dP2+ прямого тиску в залежності від суми зміни тиску dP2і зміни швидкості dU2;
визначають резерв виділеного прямого потоку, що позначає падіння тиску через цільову область, залежно від ставлення dP2+/dP1+, при цьому зазначене падіння тиску вказує на ступінь локального звуження чи стискання судини між зазначеними першим місцем розташування та другим місцем розташування.

11. Пристрій п. 10, в якому модуль обробки додатково виконаний з можливістю визначення хвильової швидкості з в кожному місцезнаходження згідно з рівнянням с=(1/ρ)√(ΣdP2/ΣdU2), де ρ - питома щільність текучого середовища в посудині.

12. Пристрій п. 10, в якому модуль опрацювання�/sub>+ згідно з рівняннями: dP1+=(dP1+ρcdU1)/2 і dP2+=(dP2+ρcdU2)/2.

13. Пристрій п. 10, в якому модуль обробки додатково виконаний з можливістю інтегрувати або підсумувати безліч значень dP1+і dP2+ для отримання значень P1+ і Р2+ прямого тиску і для визначення резерву виділеного прямого потоку в залежності від відношення Р2+/P1+.

14. Пристрій п. 10, додатково містить засіб для моніторингу серцевого ритму і для управління датчиком тиску і датчиком швидкості для збору зазначеній послідовності вимірювань тиску і зазначеній послідовності вимірювань швидкості протягом повного серцевого циклу.



 

Схожі патенти:

Спосіб, пристрій і програма для автоматичної обробки сигналів кров'яного тиску

Винахід відноситься до засобів оцінки енергетичної ефективності серцево-судинної системи. Спосіб автоматичної обробки сигналів кров'яного тиску містить етапи, на яких дискретизируют виявлений сигнал тиску P(t) для одного або більше серцевих скорочень, причому кожне серцеве починається в початковий момент збігається з моментом діастолічного тиску, і закінчується в останній момент, збігається з моментом наступного діастолічного тиску, і містить дикротическую точку, аналізують і виділяють морфологію дискретизированного сигналу тиску P(t) для кожного серцевого скорочення, визначають момент і значення тиску в одній чи більше характерних точках сигналу P(t). Для кожного серцевого скорочення визначають значення енергетичної ефективності за допомогою визначення імпедансу Zd-D(t) прямої динамічної хвилі тиску для кожної з однієї або більше характеристичних точок, за винятком точки початкового діастолічного тиску, і визначають імпеданс ZD прямої хвилі тиску шляхом складання з чергуються знаками значень імпедансів Zd-D(t) прямої динамічної хвилі тиску, впорядкованих згідно прямим часів�а, визначають для кожної з однієї або більше характеристичних точок динамічний відбитий імпеданс Zd_R(t) і визначають значення імпедансу ZR відбитих хвиль тиску, визначають енергетичну ефективність як співвідношення між імпедансом ZD тиску прямої хвилі і імпедансом ZR відбитих хвиль: RES=ZD/ZR. Спосіб здійснюється за допомогою автоматичного пристрою для обробки сигналу кров'яного тиску з використанням пам'яті носія, на якому збережена комп'ютерна програма. Використання винаходу дозволяє підвищити надійність оцінки енергетичної ефективності. 3 н. і 11 з.п. ф-ли, 6 іл.

Діагностична композиція, що містить катіони плазми крові, що володіє чудовим профілем безпеки

Винахід відноситься до медицини і описує рентгенівську діагностичну композицію, яка демонструє чудовий профіль кардіологічної безпеки. Композиція містить З'єднання I, фармацевтично прийнятний носій і розчинені в ньому натрієве з'єднання і кальцієва з'єднання, що забезпечують концентрацію іонів натрію 40-50 мМ і концентрацію іонів кальцію 0,1-0,7 мМ. Даний винахід відноситься до способів візуалізації з використанням такої діагностичної композиції. 4 н. і 12 з.п. ф-ли, 6 іл., 3 пр., 5 табл.
Винахід відноситься до медицини, а саме до терапії і загальної лікарської практики. Визначають пороги смакової чутливості язика. Готують серії розчинів: солодкого з використанням сахарози, солоного з використанням хлориду натрію, кислого з використанням лимонної кислоти, горького з використанням кофеїну, уамі з використанням глутамату натрію, металевого з використанням сульфату заліза. Діагностику проводять за такими критеріями: якщо виявляють чотири і більше позитивних порогових реакцій на розчини: солодке 1,36 відсотка розчину сахарози, солоне 0,32 відсотка розчину натрію хлориду, кисле 0,31 відсотка розчину лимонної кислоти, гірке 0,11 відсотка розчину кофеїну, уамі 0,32 відсотка розчину глутамату натрію, металевий 0,0028 відсотка розчину сульфату заліза, то діагностують симпатикотонию. Якщо виявлено чотири і більше позитивних порогових реакцій на розчини: солодке 0,34 відсотка розчину сахарози, солоне 0,08 відсотка розчину натрію хлориду, кисле 0,13 відсотка розчину лимонної кислоти, гірке 0,06 відсотка розчину кофеїну, уамі 0,08 відсотка розчину глутамату натрію, металевий 0,0007 відсотка розчину сульфату заліза, то діагностують ваготонию. �ози, солоне 0,16 відсотка розчину натрію хлориду, кисле 0,20 відсотка розчину лимонної кислоти, гірке 0,09 відсотка розчину кофеїну, уамі 0,16 відсотка розчину глутамату натрію, металевий 0,0014 відсотка розчину сульфату заліза, то діагностують нормотонию. Спосіб дозволяє проводити експрес - оцінку стану вегетативного балансу. 2 табл., 2 пр.

Пристрій для ендоскопічної катетеризації і контрастування деформованих жовчних проток при виконанні чрезпапиллярних рентгендиагностических і лікувальних втручань

Винахід відноситься до медицини і може бути використане у ретроградних рентгенэндоскопических методи діагностики та лікування
Винахід відноситься до медицини, а саме до кардіології, і може бути використане для прогнозування ступеня ризику розвитку рестенозов в коронарному стенте

Пристрій для вимірювання центрального венозного тиску

Винахід відноситься до медичної техніки і може бути використано для вимірювання центрального венозного тиску

Спосіб діагностики нефрогенної артеріальної гіпертензії

Винахід відноситься до медицини , може бути застосовано в урології і нефрології при діагностиці початковій стадії нефрогенної артеріальної гіпертонії
Up!