RU2695925C1 - Способ оценки артериального давления человека (варианты) - Google Patents
Способ оценки артериального давления человека (варианты) Download PDFInfo
- Publication number
- RU2695925C1 RU2695925C1 RU2018106506A RU2018106506A RU2695925C1 RU 2695925 C1 RU2695925 C1 RU 2695925C1 RU 2018106506 A RU2018106506 A RU 2018106506A RU 2018106506 A RU2018106506 A RU 2018106506A RU 2695925 C1 RU2695925 C1 RU 2695925C1
- Authority
- RU
- Russia
- Prior art keywords
- blood flow
- pulse wave
- pressure
- blood
- flow velocity
- Prior art date
Links
- 230000036772 blood pressure Effects 0.000 title claims abstract description 44
- 238000000034 method Methods 0.000 title claims abstract description 30
- 230000017531 blood circulation Effects 0.000 claims abstract description 81
- 238000002604 ultrasonography Methods 0.000 claims abstract description 23
- 238000001228 spectrum Methods 0.000 claims abstract description 22
- 210000001367 artery Anatomy 0.000 claims abstract description 20
- 238000009434 installation Methods 0.000 claims abstract description 19
- 210000004369 blood Anatomy 0.000 claims abstract description 14
- 239000008280 blood Substances 0.000 claims abstract description 14
- 230000035485 pulse pressure Effects 0.000 claims abstract description 13
- 230000035487 diastolic blood pressure Effects 0.000 claims abstract description 10
- 230000005855 radiation Effects 0.000 claims abstract description 10
- 230000000747 cardiac effect Effects 0.000 claims abstract description 9
- 230000035488 systolic blood pressure Effects 0.000 claims abstract description 9
- 230000001902 propagating effect Effects 0.000 claims abstract description 8
- 230000003205 diastolic effect Effects 0.000 claims description 5
- KRPUGSACBHJZSR-UHFFFAOYSA-N [3-oxo-2-phenyl-3-(pyridin-2-ylmethylamino)propyl] acetate Chemical compound C=1C=CC=CC=1C(COC(=O)C)C(=O)NCC1=CC=CC=N1 KRPUGSACBHJZSR-UHFFFAOYSA-N 0.000 claims description 3
- 230000004872 arterial blood pressure Effects 0.000 abstract description 4
- 230000000694 effects Effects 0.000 abstract description 2
- 239000003814 drug Substances 0.000 abstract 2
- 239000000126 substance Substances 0.000 abstract 1
- 230000004873 systolic arterial blood pressure Effects 0.000 abstract 1
- 238000005259 measurement Methods 0.000 description 5
- 210000004204 blood vessel Anatomy 0.000 description 3
- 238000012544 monitoring process Methods 0.000 description 3
- 210000002302 brachial artery Anatomy 0.000 description 2
- 210000001168 carotid artery common Anatomy 0.000 description 2
- 238000010586 diagram Methods 0.000 description 2
- 210000003743 erythrocyte Anatomy 0.000 description 2
- 238000003384 imaging method Methods 0.000 description 2
- 239000011159 matrix material Substances 0.000 description 2
- 239000002245 particle Substances 0.000 description 2
- 230000000737 periodic effect Effects 0.000 description 2
- 230000002093 peripheral effect Effects 0.000 description 2
- 238000012545 processing Methods 0.000 description 2
- 230000035939 shock Effects 0.000 description 2
- 238000012800 visualization Methods 0.000 description 2
- 210000000709 aorta Anatomy 0.000 description 1
- 230000015572 biosynthetic process Effects 0.000 description 1
- 210000000601 blood cell Anatomy 0.000 description 1
- 239000002131 composite material Substances 0.000 description 1
- 230000008602 contraction Effects 0.000 description 1
- 238000003745 diagnosis Methods 0.000 description 1
- 239000006185 dispersion Substances 0.000 description 1
- 210000005240 left ventricle Anatomy 0.000 description 1
- 238000012423 maintenance Methods 0.000 description 1
- 238000005457 optimization Methods 0.000 description 1
- 210000005259 peripheral blood Anatomy 0.000 description 1
- 239000011886 peripheral blood Substances 0.000 description 1
- 230000000704 physical effect Effects 0.000 description 1
- 238000000718 qrs complex Methods 0.000 description 1
- 238000012797 qualification Methods 0.000 description 1
- 230000002123 temporal effect Effects 0.000 description 1
- 230000001131 transforming effect Effects 0.000 description 1
Images
Classifications
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/02—Detecting, measuring or recording for evaluating the cardiovascular system, e.g. pulse, heart rate, blood pressure or blood flow
Landscapes
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- Biomedical Technology (AREA)
- Molecular Biology (AREA)
- Physiology (AREA)
- Biophysics (AREA)
- Pathology (AREA)
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Cardiology (AREA)
- Heart & Thoracic Surgery (AREA)
- Medical Informatics (AREA)
- Physics & Mathematics (AREA)
- Surgery (AREA)
- Animal Behavior & Ethology (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- Public Health (AREA)
- Veterinary Medicine (AREA)
- Ultra Sonic Daignosis Equipment (AREA)
- Measuring Pulse, Heart Rate, Blood Pressure Or Blood Flow (AREA)
Abstract
Группа изобретений относится к медицине, а именно к непрерывной неинвазивной оценки артериального давления человека на основе данных о характере изменений скорости кровотока в артериях, полученных с помощью ультразвукового доплеровского анализатора спектра скорости кровотока. Предложен способ, характеризующийся излучением ультразвукового сигнала и приемом отраженного сигнала, оцениванием спектра скорости кровотока, оцениванием скорости пульсовой волны, распространяющейся по артерии, вычислением величины артериального давления в зависимости от оцененных и вычисленных параметров кровотока, скорости распространения пульсовой волны и соответствующих референсных значений для артериального давления. Ультразвуковой сигнал излучается и принимается одномерным датчиком карандашного типа, работающим в непрерывном режиме; величина артериального давления вычисляется на основе зависимости ΔР=ρ⋅PWV⋅Δν, где ΔР - увеличение давления в пульсовой волне, ρ - плотность крови, PWV - скорость распространения пульсовой волны, Δν - нарастание скорости кровотока в пульсовой волне как разница между систолической и конечно-диастолической скоростями кровотока, мгновенная скорость кровотока ν определяется как 
где F0 - несущая, излученная частота, Δƒ - величина допплеровского сдвига частоты принятого сигнала от F0, С - скорость распространения ультразвука в тканях организма, θ - угол между направлением излучения ультразвука и направлением кровотока, систолическая и конечно-диастолическая скорости кровотока определяются значениями мгновенной скорости кровотока в соответствующие фазы сердечного цикла, а скорость распространения пульсовой волны оценивается как 
на основе двух последовательных допплеровских оценок спектра скорости кровотока в различных точках артериального дерева с использованием сигналов электрокардиографа как начальной точки отсчета времени, где РАТ1 и РАТ2 - оцененные значения интервалов времени между R-зубцом электрокардиограммы и моментом прибытия пульсовой волны в точки установки датчика, ΔL - расстояние между точками установки датчика, значение систолического артериального давления вычисляется как сумма значений вычисленного пульсового давления и референсного диастолического давления, получаемого с помощью манжетного тонометра. Также предложено, что скорость распространения пульсовой волны оценивается как
Description
Группа изобретений относится к устройствам и способам для непрерывной неинвазивной оценки артериального давления человека на основе данных о характере изменений скорости кровотока в артериях, полученных с помощью ультразвукового доплеровского анализатора спектра скорости кровотока. Способ может иметь аппаратно-программную реализацию и использоваться в составе приборов ультразвуковой диагностики кровеносных сосудов.
Известны способы для оценки артериального давления, описанные, например, в статье Vappou J., Luo J., Okajima K., Di Tullio M., Konofagou E.E. // Non-invasive measurement of local pulse pressure by pulse wave-based ultrasound manometry (PWUM). - Physiological Measurement. - V. 32 (2011), №10., P. 1653-1662, doi:10.1088/0967-3334/32/10/012 или в статье Vappou J., Luo J., Okajima K., Di Tullio M., Konofagou E.E. // Pulse Wave Ultrasound Manometry (PWUM): Measuring central blood pressure non-invasively // Proceedings of 2011 IEEE International Ultrasonics Symposium. - 2011., P. 2122-2125, doi:10.1109/ULTSYM.2011.0526, в которых для оценки артериального давления используется ультразвуковой медицинский сканер с датчиком конвексного типа, осуществляющий двумерную визуализацию (В-режим) на этапе позиционирования датчика, локацию сосуда и выделение областей интересов, кросс-корреляционную обработку для выделения сигналов, отраженных от ближней и дальней стенок сосуда (режим эхо-трекинга), и оценки перемещений стенок сосуда, с вычислением на их основе оценок артериального давления. Несмотря на то, что способы обеспечивает возможность оценки артериального давления в глубоко расположенных сосудах, в т.ч. непосредственно в аорте, они требуют использования сложных ультразвуковых кардиологических аппаратов высокого класса с наличием режимом эхо-трекинга, использующих крайне вычислительно затратную кросс-корреляционную обработку для выделения сигналов, а соблюдения очень высоких требований к квалификации исследователя для корректной локализации области интересов и обеспечения получения достоверных оценок.
Известен способ мониторинга артериального давления, описанный в патенте US 7425199 В2 МПК А61В 5/02; А61В 8/04, опубл. 16.09.2008, и включающий в себя этапы преобразования информации о распространении сигнала ультразвуковой волны, излученной и отраженной от стенок артерии с протекающей кровью, в электрические сигналы; формирования не менее одной пространственной ковариационной матрицы частотных составляющих сигнала, измеренного во множестве точек сосуда; преобразования не менее одной пространственной ковариационной матрицы для оценки скорости пульсовой волны и любых воздействий, распространяющихся вдоль сосуда; вычисление давления в зависимости от оцененной скорости. Несмотря на то, что использование данного способа при построении изображений в ультразвуковых аппаратах непрерывного мониторинга артериального давления позволяет получить картину распределения артериального давления по сосуду, допущения, лежащие в основе данного способа, дают большую погрешность при определении значений артериального давления.
Известен способ неинвазивного определения артериального давления, описанный в патенте US 5099852 МПК А61В 5/02, опубл. 31.03.1992 и использующий результаты измерения диаметра артерии парой ультразвуковых датчиков в двух близко расположенных местах, Способ предусматривает измерение временного разброса между каждыми двумя измерениями диаметра и определение значения скорости распространения волны давления в зависимости от полученных данных, после чего полученное значение сравнивается с заданным выражением, учитывающим физические свойства артерии и, применяя различные оптимизационные процедуры и используя результаты измерения от датчиков, можно определить значение артериального давления в каждый момент сердечного цикла. Несмотря на то, что способ может быть использован в ультразвуковых устройствах непрерывного мониторинга параметров артериального давления человека в реальном режиме времени, погрешность определения значения артериального давления очень сильно варьируется в зависимости от того, что из себя представляет заданное выражение, с которым сравниваются полученные значения скорости в процессе вычислений и в зависимости от погрешности определения геометрии артерии.
В патенте US 5535747 МПК А61В 8/00, А61В 8/06, опубл. 16.07.1996, описано ультразвуковое устройство, позволяющее проводить оценку скорости распространения пульсовой волны, распространяющейся в кровеносном сосуде, с целью непрерывного измерения абсолютного давления. Из описания к патенту следует, что в составе устройства присутствует блок оценки параметров артериального давления, в котором осуществляется оценка артериального давления с помощью подстановки непрерывных значений скорости кровотока, в уравнение Жуковского. Однако уравнение Жуковского для гидроудара (скачка давления в пульсовой волне) связывает этот скачок давления со скоростью распространения ударной (в нашем случае пульсовой) волны и нарастанием скорости потока именно в ударной волне (кровотока в пульсовой волне), а не в любой, произвольный момент времени, как это реализовано в блоке оценки параметров артериального давления этого устройства. Кроме того, устройство содержит в своем составе лишь один передатчик и один приемник, которые, вследствие этого, работают в импульсно-волновом допплеровском режиме, что затрудняет корректное позиционирование такого составного датчика, так как не только диаграммы направленности обоих ультразвуковых датчиков должны быть нацелены на одну и ту же артерию, но и измерительный объем каждого датчика должен быть спозиционирован по глубине на одну и ту же артерию, что достаточно сложно сделать вслепую, без двумерной визуализации.
Наиболее близким по технической сущности является способ, описанный в патенте на изобретение US 7125383 В2 МПК А61В 8/00, А61В 5/02, опубл. 24.10.2006 и характеризующийся излучением ультразвукового сигнала и приемом отраженного сигнала; оцениванием спектра скорости кровотока; оцениванием скорости пульсовой волны, распространяющейся по артерии; вычислением величины артериального давления в зависимости от оцененных и вычисленных параметров кровотока, скорости распространения пульсовой волны. Однако данный способ требует точного измерения просвета сосудов, которое, в свою очередь, требует требует применения сложных, многоэлементных датчиков для фокусировки приемного и передающего ультразвуковых лучей, импульсного режима работы и сильно повышает требования к точности позиционирования датчика, т.к. в случае, если ультразвуковой луч будет не точно проходить через центр сосуда, измеренное значение просвета сосуда также будет неточным, как и оценка его изменения и обеспечить такую точность позиционирования без двумерной визуализации весьма затруднительно.
Технический результат заключается в создании способа (способов) оценки артериального давления человека в выбранных участках артериального дерева с использованием ультразвуковых допплеровских анализаторов спектра скорости кровотока, работающих в режиме непрерывного излучения.
В одном случае (первый вариант) технический результат достигается за счет того, что в способе оценки артериального давления, характеризующемся излучением ультразвукового сигнала и приемом отраженного сигнала; оцениванием спектра скорости кровотока; оцениванием скорости пульсовой волны, распространяющейся по артерии; вычислением величины артериального давления в зависимости от оцененных и вычисленных параметров кровотока, скорости распространения пульсовой волны и соответствующих референсных значений для артериального давления, ультразвуковой сигнал излучается и принимается одномерным датчиком карандашного типа, работающим в непрерывном режиме, величина артериального давления вычисляется на основе зависимости ΔР=ρ⋅PWV⋅Δν, где ΔР - увеличение давления в пульсовой волне, ρ - плотность крови, PWV - скорость распространения пульсовой волны, Δν - нарастание скорости кровотока в пульсовой волне как разница между систолической и конечно-диастолической скоростями кровотока, мгновенная скорость кровотока ν определяется как 
где F0 - несущая, излученная частота, Δƒ - величина доплеровского сдвига частоты принятого сигнала от F0, С - скорость распространения ультразвука в тканях организма, θ - угол между направлением излучения ультразвука и направлением кровотока, систолическая и конечно-диастолическая скорости кровотока определяются значениями мгновенной скорости кровотока в соответствующие фазы сердечного цикла, а скорость распространения пульсовой волны оценивается как 
на основе двух последовательных допплеровских оценок спектра скорости кровотока в различных точках артериального дерева с использованием сигналов электрокардиографа как начальной точки отсчета времени, где РАТ1 и РАТ2 - оцененные значения интервалов времени между R-зубцом электрокардиограммы и моментом прибытия пульсовой волны в точки установки датчика, ΔL - расстояние между точками установки датчика, значение систолического артериального давления вычисляется как сумма значений вычисленного пульсового давления и референсного диастолического давления, получаемого с помощью манжетного тонометра.
В другом случае (второй вариант) технический результат достигается за счет того, что в способе оценки артериального давления, характеризующемся излучением ультразвукового сигнала и приемом отраженного сигнала; оцениванием спектра скорости кровотока; оцениванием скорости пульсовой волны, распространяющейся по артерии; вычислением величины артериального давления в зависимости от оцененных и вычисленных параметров кровотока, скорости распространения пульсовой волны и соответствующих референсных значений для артериального давления, ультразвуковой сигнал излучается и принимается двумя одномерными датчиками карандашного типа, работающими в непрерывном режиме и установленными в различных точках артериального дерева, величина артериального давления вычисляется на основе зависимости ΔР=ρ⋅PWV⋅Δν, где ΔР - увеличение давления в пульсовой волне, ρ - плотность крови, PWV - скорость распространения пульсовой волны, Δν - нарастание скорости кровотока в пульсовой волне как разница между систолической и конечно-диастолической скоростями кровотока, мгновенная скорость кровотока ν определяется как где F0 - несущая, излученная частота, Δƒ - величина доплеровского сдвига частоты принятого сигнала от F0, С - скорость распространения ультразвука в тканях организма, θ - угол между направлением излучения ультразвука и направлением кровотока, систолическая и конечно-диастолическая скорости кровотока определяются значениями мгновенной скорости кровотока в соответствующие фазы сердечного цикла, а скорость распространения пульсовой волны оценивается как 
, где ΔL - расстояние между точками установки двух, одновременно работающих, ультразвуковых датчиков, a ΔT - разница времени прихода пульсовой волны в точки установки датчиков, значение систолического артериального давления вычисляется как сумма значений вычисленного пульсового давления и референсного значений вычисленного пульсового давления и референсного диастолического давления, получаемого с помощью манжетного тонометра.
Группа изобретений поясняется фигурами:
Фиг. 1 - Изображение огибающей спектра скорости кровотока с выделением характерных этапов сердечного цикла;
Фиг. 2 - Изображение, иллюстрирующее определение значения интервалов времени между R-зубцом электрокардиограммы и моментом прибытия пульсовой волны в точки установки датчика РАТ1 (для способа по первому варианту);
Фиг. 3 - Изображение, иллюстрирующее определение значения интервалов времени между R-зубцом электрокардиограммы и моментом прибытия пульсовой волны в точки установки датчика РАТ2 (для способа по первому варианту);
Фиг. 4 - Изображение, иллюстрирующее определение разницы времени прихода пульсовой волны в точки установки датчиков (для способа по второму варианту);
Фиг. 5 - Схема одного из примеров установки датчиков (определение центрального артериального давления);
Фиг. 6 - Схема одного из примеров установки датчиков (определение периферического артериального давления);
При осуществлении способа в первом варианте проводят установку одномерного датчика карандашного типа, работающего в непрерывном режиме, на поверхность кожного покрова человека в одну точек артериального русла, где глубина залегания артерии, в которой будет проводиться оценка артериального давления (например, общей сонной артерии) минимальна, а также установку датчиков электрокардиографических сигналов. После начала работы датчика проводят коррекцию положения датчика (для одномерного датчика карандашного типа для настройки достаточно звука допплеровского сигнала), добиваясь ясного и четкого периодического звучания, максимальной амплитуды, а также настройку электрокардиографических датчиков, убеждаясь в надежности контактов и достоверности регистрации R-зубца. В процессе работы в непрерывном режиме одномерным датчиком карандашного типа осуществляется излучение ультразвукового сигнала, который, отражаясь от движущихся форменных элементов крови (эритроцитов), и претерпевая при этом сдвиг частоты (допплеровский сдвиг частоты), принимается тем же самым датчиком. На основе анализа изменений частотного спектра отраженного допплеровского сигнала во времени, выделяются наиболее мощные составляющие спектра, соответствующие сигналам, отраженным от наибольшего количества движущихся частиц крови. По изменениям этих наиболее мощных частотных составляющих отраженного сигнала строится огибающая спектра скорости кровотока (см. фиг. 1). При этом скорость кровотока определяется через значение величины допплеровского сдвига частоты отраженного от движущихся форменных элементов крови ультразвукового сигнала по формуле: 
, где ν - скорость кровотока, F0 - несущая, излученная частота, Δƒ - величина допплеровского сдвига частоты принятого сигнала от F0, С - скорость распространения ультразвука в тканях организма; θ - угол между направлением излучения ультразвука и направлением кровотока. В результате анализа огибающей скорости кровотока выделяют на ней характерные точки, соответствующие сердечному циклу, а именно: начало систолического подъема скорости кровотока, систолический пик скорости, конечно-диастолическую скорость (см. фиг. 1, где на огибающей спектра скорости кровотока точками 1, 2, 3 обозначены обозначены момент начала систолического подъема скорости кровотока, момент наступления систолического пика скорости кровотока, момент наступления диастолического подъема скорости кровотока). Таким образом, с помощью допплеровского измерителя скорости кровотока оценивается величина подъема нарастания кровотока в пульсовой волне, как разница между систолической и конечно-диастолической скоростями кровотока, или Δν.
На основе анализа сигналов с электрокардиографических датчиков известными из литературы способами на электрокардиограмме выделяют максимум зубца R комплекса QRS, соответствующий моменту начала сокращения левого желудочка. Измерив временной интервал между R-зубцом на электрокардиограмме и началом систолического подъема огибающей скорости кровотока, полученной с помощью допплеровского анализатора скорости кровотока, мы получаем время прибытия пульсовой волны PAT в точку артериального русла, в которой проводится оценка артериального давления. Оценить скорость распространения пульсовой волны PWV можно, разделив пройденный ею путь L на время ее прохождения по этому пути РТТ по формуле PWV=L/PTT, но, поскольку PAT=PEP+РТТ, где PEP - время пресистолической задержки, то вследствие сложности оценки времени пресистолической задержки, и неравномерности скорости распространения пульсовой волны по артериальному дереву, оценка PAT производится последовательно в двух разных точках артериального дерева, отстоящих друг от друга на расстояние ΔL, и при этом получаются два оцененные значения интервалов времени между R-зубцом электрокардиограммы и моментом прибытия пульсовой волны в точки установки датчика, РАТ1 и PAT2.(см. фиг. 2 и фиг. 3 соотв.). Тогда скорость распространения пульсовой волны между этими двумя точками будет оценена как 
Увеличение давления в пульсовой волне вычисляется на основе зависимости ΔР=ρ(PWV)Δν, где ΔР - увеличение давления в пульсовой волне, ρ - плотность крови, PWV - скорость распространения пульсовой волны, Δν - нарастание скорости кровотока в пульсовой волне как разница между систолической и конечно-диастолической скоростями кровотока. Стандартным манжетным способом определяется величина диастолического давления, и прибавляя диастолическое давление к пульсовому, получаем значение величины систолического давления. Поскольку величина диастолического давления практически одинакова во всем артериальном дереве, то с помощью ультразвука можно определять значение систолического давления в разных артериях, оценивая величины как центрального (см. фиг. 5), так и периферического (см. фиг. 6) артериального давления, измеряя пульсовое на разных артериях, и используя диастолическое, измеренное стандартным манжетным тонометром на плечевой артерии.
При осуществлении способа во втором варианте проводят установку двух одномерных датчиков карандашного типа, работающих в непрерывном режиме, на поверхность кожного покрова человека в точки артериального русла, где глубина залегания артерии, в которой будет проводиться оценка артериального давления (например, общей сонной артерии), минимальна. После начала работы датчиков проводят проводят поочередную коррекцию положения датчика (для одномерного датчика карандашного типа для настройки достаточно звука допплеровского сигнала), добиваясь ясного и четкого периодического звучания, максимальной амплитуды. В процессе работы в непрерывном режиме обоими одномерными датчиками карандашного типа осуществляется излучение ультразвуковых сигналов, которые, отражаясь от движущихся форменных элементов крови (эритроцитов), и претерпевая при этом сдвиг частоты (допплеровский сдвиг частоты), принимаются теми же самыми датчиками. Аналогично первому варианту, на основе анализа изменений частотного спектра отраженного допплеровских сигналов с обоих датчиков выделяются наиболее мощные составляющие спектра, соответствующие сигналам, отраженным от наибольшего количества движущихся частиц крови, по изменениям этих наиболее мощных частотных составляющих отраженного сигнала и строятся огибающие спектра скорости кровотока, а скорость кровотока определяется через значение величины допплеровского сдвига частоты отраженного от движущихся форменных элементов крови ультразвукового сигнала по формуле: 
, где ν - скорость кровотока, F0 - несущая, излученная частота, Δƒ - величина допплеровского сдвига частоты принятого сигнала от F0, С - скорость распространения ультразвука в тканях организма; θ - угол между направлением излучения ультразвука и направлением кровотока. Аналогично первому варианту в результате анализа огибающих скорости кровотока выделяют на них характерные точки, соответствующие сердечному циклу, а именно: начало систолического подъема скорости кровотока, систолический пик скорости, конечно-диастолическую скорость, и с помощью допплеровских измерителей скорости кровотока оценивается величина подъема нарастания кровотока в пульсовой волне, как разница между систолической и конечно-диастолической скоростями кровотока, или Δν.
Поскольку присутствуют два датчика, то с помощью двух допплеровских каналов, одновременно оценивающих спектр скорости кровотока в двух точках, проводится непосредственное вычисление времени прохождения пульсовой волны РТТ как задержки по времени между систолическими пиками огибающей спектра скорости кровотока между этими двумя точками (см. фиг. 4). Скорость распространения пульсовой волны оценивается как 
, где ΔL - расстояние между точками установки двух, одновременно работающих, ультразвуковых датчиков, определяемое любым известным способом, а ΔT - разница времени прихода пульсовой волны в точки установки датчиков.
Увеличение давления в пульсовой волне вычисляется также на основе зависимости ΔР=ρ(PWV)Δν, где ΔР - увеличение давления в пульсовой волне (пульсовое давление), ρ - плотность крови, PWV - скорость распространения пульсовой волны, Δν - нарастание скорости кровотока в пульсовой волне как разница между систолической и конечно-диастолической скоростями кровотока. Аналогично первому варианту стандартным манжетным способом определяется величина диастолического давления, и прибавляя диастолическое давление к пульсовому, получаем значение величины систолического давления. Поскольку величина диастолического давления практически одинакова во всем артериальном дереве, то с помощью ультразвука можно определять значение систолического давления в разных артериях, оценивая величины как центрального (см. фиг. 5), так и периферического (см. фиг. 6) артериального давления, измеряя пульсовое на разных артериях, и используя диастолическое, измеренное стандартным манжетным тонометром на плечевой артерии.
Claims (2)
1. Способ оценки артериального давления, характеризующийся излучением ультразвукового сигнала и приемом отраженного сигнала, оцениванием спектра скорости кровотока, оцениванием скорости пульсовой волны, распространяющейся по артерии, вычислением величины артериального давления в зависимости от оцененных и вычисленных параметров кровотока, скорости распространения пульсовой волны и соответствующих референсных значений для артериального давления, отличающийся тем, что ультразвуковой сигнал излучается и принимается одномерным датчиком карандашного типа, работающим в непрерывном режиме; величина артериального давления вычисляется на основе зависимости ΔР=ρ⋅PWV⋅Δν, где ΔР - увеличение давления в пульсовой волне, ρ - плотность крови, PWV - скорость распространения пульсовой волны, Δν - нарастание скорости кровотока в пульсовой волне как разница между систолической и конечно-диастолической скоростями кровотока, мгновенная скорость кровотока ν определяется как 
где F0 - несущая, излученная частота, Δƒ - величина допплеровского сдвига частоты принятого сигнала от F0, С - скорость распространения ультразвука в тканях организма, θ - угол между направлением излучения ультразвука и направлением кровотока, систолическая и конечно-диастолическая скорости кровотока определяются значениями мгновенной скорости кровотока в соответствующие фазы сердечного цикла, а скорость распространения пульсовой волны оценивается как 
на основе двух последовательных допплеровских оценок спектра скорости кровотока в различных точках артериального дерева с использованием сигналов электрокардиографа как начальной точки отсчета времени, где РАТ1 и РАТ2 - оцененные значения интервалов времени между R-зубцом электрокардиограммы и моментом прибытия пульсовой волны в точки установки датчика, ΔL - расстояние между точками установки датчика, значение систолического артериального давления вычисляется как сумма значений вычисленного пульсового давления и референсного диастолического давления, получаемого с помощью манжетного тонометра.
2. Способ оценки артериального давления, характеризующийся излучением ультразвукового сигнала и приемом отраженного сигнала, оцениванием спектра скорости кровотока, оцениванием скорости пульсовой волны, распространяющейся по артерии, вычислением величины артериального давления в зависимости от оцененных и вычисленных параметров кровотока, скорости распространения пульсовой волны и соответствующих референсных значений для артериального давления, отличающийся тем, что ультразвуковой сигнал излучается и принимается одномерным датчиком карандашного типа, работающим в непрерывном режиме, величина артериального давления вычисляется на основе зависимости ΔР=ρ⋅PWV⋅Δν, где ΔР - увеличение давления в пульсовой волне, ρ - плотность крови, PWV - скорость распространения пульсовой волны, Δν - нарастание скорости кровотока в пульсовой волне как разница между систолической и конечно-диастолической скоростями кровотока, мгновенная скорость кровотока ν определяется как 
где F0 - несущая, излученная частота, Δƒ - величина допплеровского сдвига частоты принятого сигнала от F0, С - скорость распространения ультразвука в тканях организма, θ - угол между направлением излучения ультразвука и направлением кровотока, систолическая и конечно-диастолическая скорости кровотока определяются значениями мгновенной скорости кровотока в соответствующие фазы сердечного цикла, а скорость распространения пульсовой волны оценивается как 
, где ΔL - расстояние между точками установки двух, одновременно работающих, ультразвуковых датчиков, а ΔT - разница времени прихода пульсовой волны в точки установки датчиков, значение систолического артериального давления вычисляется как сумма значений вычисленного пульсового давления и референсного значений вычисленного пульсового давления и референсного диастолического давления, получаемого с помощью манжетного тонометра.
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| RU2018106506A RU2695925C1 (ru) | 2018-02-21 | 2018-02-21 | Способ оценки артериального давления человека (варианты) |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| RU2018106506A RU2695925C1 (ru) | 2018-02-21 | 2018-02-21 | Способ оценки артериального давления человека (варианты) |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| RU2695925C1 true RU2695925C1 (ru) | 2019-07-29 |
Family
ID=67586881
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| RU2018106506A RU2695925C1 (ru) | 2018-02-21 | 2018-02-21 | Способ оценки артериального давления человека (варианты) |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| RU (1) | RU2695925C1 (ru) |
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| CN114631789A (zh) * | 2022-04-18 | 2022-06-17 | 北京航空航天大学 | 一种无创的动脉弹性检测方法及装置 |
| CN114903525A (zh) * | 2021-02-08 | 2022-08-16 | 深圳迈瑞生物医疗电子股份有限公司 | 基于超声血流成像的测量方法和超声血流成像装置 |
Citations (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US7125383B2 (en) * | 2003-12-30 | 2006-10-24 | General Electric Company | Method and apparatus for ultrasonic continuous, non-invasive blood pressure monitoring |
| WO2007023426A2 (en) * | 2005-08-26 | 2007-03-01 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Measurement of pulse wave velocity |
| RU2511059C1 (ru) * | 2012-12-25 | 2014-04-10 | Федеральное государственное бюджетное учреждение "Российский кардиологический научно-производственный комплекс" Министерства здравоохранения Российской Федерации (ФГБУ "РКНПК" Минздрава России) | Способ выявления повышенной жесткости аорты у пациентов с кардиопатологиями |
| JP2016036644A (ja) * | 2014-08-11 | 2016-03-22 | セイコーエプソン株式会社 | 超音波血圧計測装置および血圧計測方法 |
-
2018
- 2018-02-21 RU RU2018106506A patent/RU2695925C1/ru active
Patent Citations (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US7125383B2 (en) * | 2003-12-30 | 2006-10-24 | General Electric Company | Method and apparatus for ultrasonic continuous, non-invasive blood pressure monitoring |
| WO2007023426A2 (en) * | 2005-08-26 | 2007-03-01 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Measurement of pulse wave velocity |
| RU2511059C1 (ru) * | 2012-12-25 | 2014-04-10 | Федеральное государственное бюджетное учреждение "Российский кардиологический научно-производственный комплекс" Министерства здравоохранения Российской Федерации (ФГБУ "РКНПК" Минздрава России) | Способ выявления повышенной жесткости аорты у пациентов с кардиопатологиями |
| JP2016036644A (ja) * | 2014-08-11 | 2016-03-22 | セイコーエプソン株式会社 | 超音波血圧計測装置および血圧計測方法 |
Non-Patent Citations (1)
| Title |
|---|
| Допплеровские методы, основы.Автор: Л.В. Осипов найден [10.01.2018] на сайте в Интернет размещена на сайте в Интернет: www.profmt.ru/statyi/Dopplerovskie_metody.pdf,дата размещения 29.03.2017 года; дата размещения подтверждена по адресу Интернет-архива: web.archive.org/web/20170329021955/http://www.profmt.ru:80/statyi/Dopplerovskie_metody.pdf. * |
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| CN114903525A (zh) * | 2021-02-08 | 2022-08-16 | 深圳迈瑞生物医疗电子股份有限公司 | 基于超声血流成像的测量方法和超声血流成像装置 |
| CN114631789A (zh) * | 2022-04-18 | 2022-06-17 | 北京航空航天大学 | 一种无创的动脉弹性检测方法及装置 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| Seo et al. | Noninvasive arterial blood pressure waveform monitoring using two-element ultrasound system | |
| JP3652791B2 (ja) | 超音波診断装置 | |
| EP3102100B1 (en) | Apparatuses for determining blood pressure | |
| EP2079368B1 (en) | Non-invasive cardiac parameter measurement | |
| US7422561B2 (en) | Ultrasonographic system and ultrasonography | |
| EP1921987A2 (en) | Measurement of pulse wave velocity | |
| US20100130866A1 (en) | Method for determining flow and flow volume through a vessel | |
| EP3432802B1 (en) | Fluid flow analysis | |
| BR112012012230B1 (pt) | sistema de formação de imagem diagnóstica ultrassônica para análise de onda de cisalhamento e método para operar um sistema de formação de imagem diagnóstica ultrassônica para medir as ondas de cisalhamento | |
| JP3464185B2 (ja) | 超音波診断装置 | |
| Nagaoka et al. | Measurement of regional pulse-wave velocity using spatial compound imaging of the common carotid artery in vivo | |
| US11918413B2 (en) | Ultrasound probe, system and method for measuring arterial parameters using non-imaging ultrasound | |
| US20240122578A1 (en) | Method for non-invasive real time assessment of cardiovascular blood pressure | |
| WO2014091999A1 (ja) | 超音波撮像装置及び方法 | |
| Vappou et al. | Non-invasive measurement of local pulse pressure by pulse wave-based ultrasound manometry (PWUM) | |
| US12144674B2 (en) | Fluid flow analysis | |
| EP4093293B1 (en) | System for robust flow measurements in vessels | |
| RU2695925C1 (ru) | Способ оценки артериального давления человека (варианты) | |
| Seo et al. | Carotid arterial blood pressure waveform monitoring using a portable ultrasound system | |
| JP2005034543A (ja) | 血流状態モニタ装置 | |
| JP2009039277A (ja) | 超音波診断装置 | |
| JP2007006914A (ja) | 超音波診断装置 | |
| Byram et al. | 3-D phantom and in vivo cardiac speckle tracking using a matrix array and raw echo data | |
| US20090299179A1 (en) | Method For Detecting Cardiac Transplant Rejection | |
| CN114903525B (zh) | 基于超声血流成像的测量方法和超声血流成像装置 |