Спосіб оцінки стану гемодинаміки при патології клапанів серця та патології магістральних судин

Реферат: Винахід належить до медицини, а саме стосується функціональної діагностики, і може бути використаним для вивчення порушень гемодинаміки при патології клапанного апарату серця та патології магістральних судин. Відповідно до заявленого способу, що включає проведення допплерографії, для оцінки стану гемодинаміки використовують індекс градієнта кінетичної 2 енергії імпульсного потоку крові IGKE=(Vmn/ET)Vmx , де Vmx та Vmn - максимальна та середня швидкості імпульсного потоку крові відповідно, ЕТ - час викиду. UA 115705 C2 5 10 15 20 25 30 35 40 45 50 55 60 Винахід належить до медицини, а саме стосується функціональної діагностики, і може бути використаним при ультразвуковій допплерівській діагностиці патології клапанного апарату серця та патології магістральних судин. Патологія клапанного апарату займає вагоме місце серед захворювань серцево-судинної системи. Для діагностики захворювань використовують ультразвукові методи досліджень, серед яких досить важливими є методи постійно-хвильової, імпульсно-хвильової та кольорової допплерографії. Використання цих методів надає можливість в короткий термін провести діагностику та визначити ступінь ураження клапанного апарату серця і магістральних судин. Є відомий спосіб для визначення максимального градієнта тиску при проведенні допплерографії. Відомий спосіб визначення максимального градієнта тиску при стенозі мітрального клапана, запропонований Hatle L., з співавторами в 1978 році [8]. З часом відбулась адаптація відомого способу, який на теперішній час використовується для визначення градієнта тиску методом постійно-хвильової та імпульсно-хвильової допплерографії при інших патологічних станах. Відомий спосіб здійснюється за стандартною процедурою, яка передбачає встановлення контрольного допплерівського об'єму в ділянці інтересу, орієнтуючись по зображенню, отриманому в двомірному режимі сканування. Визначення максимального градієнта тиску, відомим способом, проводиться на підставі значення максимальної швидкості потоку. Відомості отримані при проведенні постійнохвильової та імпульсно-хвильової допплерографії відображаються у вигляді запису графіка допплерівського спектра потоку на шкалі швидкості. На графіку шкали швидкості по вертикальній осі відкладається показник швидкості потоку, а по горизонтальній - час. При проведенні постійно-хвильової та імпульсно-хвильової допплерофафії можна використати два способи визначення максимального градієнта тиску. Для визначення показника максимальної швидкості потоку оператор в ручному режимі по верхній точці вертикальної осі шкали швидкості графіка допплерівського спектра потоку фіксує вимірювальну мітку. Іншим способом визначити показник максимальної швидкості потоку крові є трасування по контуру графічного зображення допплерівського спектра потоку. Максимальний градієнт тиску обчислюється за формулою в автоматичному режимі на підставі показника максимальної швидкості. 2 Максимальний градієнт тиску обчислюється за відомою формулою: PG=4V , де V максимальна швидкість потоку. Формула для обчислення максимального градієнта тиску, отримала назву "спрощеного рівняння Бернуллі", на честь автора фундаментального рівняння гідродинаміки, написаного Данилом Бернуллі та опублікованого у 1738 році. В 1978 році, з метою визначення максимального градієнта тиску при стенозі мітрального клапана, L.Hatle, A.Brubakk, A.Tromsdal, B.Angelsen [8] взяли як прототип класичне рівняння Данила Бернуллі та запропонували адаптовану формулу. Формула "спрощеного рівняння Бернуллі", кардинально відрізняється від фундаментального рівняння Бернуллі. В літературних медичних джерелах константа "4", з формули "спрощеного рівняння Бернуллі", пояснюється як константи наближення до густини крові або коефіцієнта перетворення для одиниць вимірювання [4, 5]. Науково обґрунтованих пояснень значення константи цифри "4" не існувало. Формула "спрощеного рівняння Бернуллі" на даний час використовується для визначення градієнта тиску при різних вадах серця, але відповідно до відомостей отриманих з спеціалізованих літературних медичних джерелах, існують розбіжності в порівнянні з результатами визначеними, найбільш точним, інвазивним способом визначення тиску методом катетеризації серця [1, 4, 6, 7, 10]. При використанні методики відомого способу застосовується площинний принцип визначення градієнта тиску між камерами. За площинним принципом, при використані відомого способу, визначається максимальний градієнт тиску з вимірюванням максимальної швидкості потоку крові в одній обмеженій ділянці кровоплину, при цьому як припущення вважається, що швидкість дистальніше звуження значно вища, ніж проксимальніше, і, таким чином, можна знехтувати величиною проксимальної швидкості [3]. При застосуванні постійно-хвильового допплерівського методу, відомого способу, досліджується потік крові вздовж всього ультразвукового променя та неможливо визначити точну локалізацію потоку [4]. На графіку постійно-хвильового допплерівського спектра реєструються швидкості всіх потоків, які перетинає ультразвуковий промінь. При застосуванні 1 UA 115705 C2 5 10 15 20 25 30 35 40 45 50 55 60 імпульсно-хвильової допплерографії можливо досліджувати потік в обмеженій ділянці, але неможливо визначити високі швидкості течії. При застосуванні відомого способу контрольний допплерівський об'єм розташовується відповідно до рекомендацій щодо обстеження конкретного серцевого клапана. Напрямок ультразвукового променя повинен бути скерованим паралельно потоку. Необхідно дотримуватись вимоги, щоб кут, утворений між умовною паралельною лінією до осі потоку та ультразвуковим променем, не перевищував 20 градусів. Існують рекомендації, в яких, при застосуванні відомого способу, вказується на необхідність скеровувати ультразвуковий промінь точно по потоку [4]. На підставі власного аналізу формули "спрощеного рівняння Бернуллі" було зроблено припущення щодо значення константи цифри "4" як половини величини маси, яку має виокремлений з течії об'єм крові за принципом виокремлення умовного об'єму рідини з загального об'єму потоку, застосованим Леонардо Ейлером при складанні рівнянні руху ідеальної рідини (рівняння імпульсу рухомої рідини), опублікованого у 1757 році. При обчисленні величини кінетичної енергії (Е к) тіла, що знаходиться в стані руху, множиться показник величини половини маси тіла на величину показника швидкості у квадраті. 2 Ек = (М/2) помножено на V , де М - маса; V - швидкість. Кінетична енергія має властивість адитивності. Адитивність полягає у тому, що кінетична енергія механічної системи дорівнює сумі енергій всіх матеріальних точок, утворюючих систему. Враховуючи, що характеристики трансклапанного потоку залежать від ступеня клапанної патології, інотропної функції серця, частоти серцевих скорочень, рівня артеріального тиску, стану реології крові [1], трансклапанний потік на конкретному клапані має відмінні об'ємномасові характеристики у різних пацієнтів. Недоліком відомого способу є виключна залежність отриманого показника максимального градієнта тиску, обчисленого з використанням "спрощеного рівняння Бернуллі", від максимальної швидкості течії. Причина недоліку відомого способу є включення до складу формули "спрощеного рівняння Бернуллі" константи, яка не надає повною мірою об'ємномасових характеристик різним потокам, кожен з яких має власну величину маси потоку. Враховуючи що "спрощене рівняння Бернуллі" відповідно до складових формули може описувати визначення кінетичної енергії потоку, наявність константи порушує властивість адитивності кінетичної енергії тобто при застосуванні для обчислень формули "спрощеного рівняння Бернуллі" порушується залежність величини показника кінетичної енергії від показника величини маси різних потоків. Причиною недоліку відомого способу є та обставина, що при застосуванні методики не враховуються така особливість, як імпульсний характер потоку крові, енергообмінні процеси та процеси взаємодії імпульсного потоку з оточуючим імпульсний потік рідинним середовищем, які відбуваються в часовий проміжок існування імпульсу. Усунення недоліку відомого способу вирішується заміною константи в формулі "спрощеного рівняння Бернуллі" на змінний коефіцієнт, який характеризує половину величини маси потоку. Поставлена задача вирішується шляхом виведення коефіцієнта пропорційності маси крові імпульсного потоку крові та запровадження методу проведення дослідження заявленим способом, який би при практичному застосуванні враховував особливості теоретичного обґрунтування запровадження формул, що використовується для обчислення в заявленому способі з метою усунення недоліків відомого способу. Враховуючи, що при серцево-судинній патології в рідинному середовищі відбуваються зміни енергетичного характеру [1], з метою оцінки стану гемодинаміки, поставлена задача вирішується шляхом запровадження обчислення індексу градієнта кінетичної енергії імпульсного потоку крові. Коефіцієнт пропорційності маси імпульсногопотоку крові, заявленого способу, виведений на підставі теоретичного обґрунтування, яке ґрунтується на використанні положень фундаментального закону збереження енергії та модифікації положень відомої в гідроаеродинаміці теорії, яка описує дію сили лобового удару, що супроводжується процесом приєднання маси [2], при цьому розглядається механізм взаємодії маси імпульсного потоку крові з процесами, які відбуваються у рідинному середовищі, яке оточує імпульсний потік. Трансклапанний потік після виходу з отвору клапана має імпульсний характер. Маса крові імпульсного потоку вступає у лобовий удар з масою крові, яка перебувала в порожнині до моменту лобового удару. Маса імпульсного потоку крові має величину кінетичної енергії, а маса крові, що приймає лобовий удар імпульсного потоку має величину потенціальної енергії маси крові. В результаті енергообміну потенціальна енергія маси крові, що приймає лобовий удар, перетворюється в кінетичну енергію. 2 UA 115705 C2 5 10 15 20 25 30 35 40 45 50 55 60 Відповідно до властивості адитивності кінетичної енергії та формули визначення величини кінетичної енергії величина кінетичної енергії залежить від маси. В процесі передачі кінетичної енергії імпульсного потоку відбувається обмін масою. Обмін масою відбувається між потоками, що мають різну величину кінетичної енергії. В гідродинаміці використовують поняття приєднаної маси [2]. Маса, яка від'єднується від маси імпульсного потоку з наступним приєднанням до маси з меншою величиною кінетичної енергії, є приєднаною масою. Кількісно величина приєднаної маси залежить від швидкості зміни величини кінетичної енергії маси імпульсного потоку та від тривалості лобового удару, тобто від часу взаємодії між потоками з різним рівнем величини кінетичної енергії. Період лобового удару за терміном відповідає часу викиду ЕТ (egestion time) на графіці допплерівського спектра потоку, відомого способу. Сила лобового удару має інерційну природу [2] тобто виникає з інерції маси оточуючої імпульсний потік, якій, імпульсний потік надає прискорення: Q=m (dV/dt), де Q - сила лобового удару; m - приєднана маса; dV - середня швидкість; dt час (тривалість). Кількісно величина приєднаної маси дорівнює масі втраченої імпульсним потоком до моменту настання енергетичної рівноваги між потоками, а отже величина приєднаної маси знаходиться в пропорційній залежності від кількісної величини маси імпульсного потоку та дорівнює половині величини маси імпульсного потоку. При невідомому значенні величини приєднаної маси крові є можливим прийняти величину одиниці маси виокремленого об'єму крові за 1, в такому випадку з вищенаведеної формули сили лобового удару випливає, що прискорення характеризує величину приєднаної маси, а отже половину величини маси імпульсного потоку крові, тому формулою коефіцієнту пропорційності маси імпульсного потоку крові, заявленого способу, є: K=Vmn/ЕТ, де Vmn - середня швидкість потоку; ЕТ - час викиду. Формула, що використовується для обчислення індексу градієнта кінетичної енергії імпульсного потоку крові (IGKE), заявленим способом, має вигляд: 2 IGKE = (Vmn/ЕТ) Vmx , де Vmx - максимальна швидкість. Величина показника індексу градієнта кінетичної енергії імпульсного потоку крові характеризує величину показника кінетичної енергії імпульсного потоку крові, з врахуванням тієї обставини, що до моменту початку лобового удару, маса крові, яка перебувала в порожнині до початку лобового удару, має потенціальну енергію. Заявлений спосіб відрізняється від відомого способу тим, що: при застосуванні заявленого способу надається оцінка зміні величини кінетичної енергії в ділянці локалізації імпульсного потоку крові; при застосуванні заявленого способу визначається коефіцієнт пропорційності маси імпульсного потоку крові, який характеризує величину половини маси імпульсного потоку; коефіцієнт пропорційності маси імпульсного потоку крові вперше запропонований для застосування; при застосуванні заявленого способу визначається індекс градієнта кінетичної енергії імпульсного потоку крові; індекс градієнта кінетичної енергії імпульсного потоку крові вперше запропонований для застосування; при теоретичному обґрунтуванні заявленого способу використано модифіковані положення відомої теорії гідродинаміки, яка описує дію сили лобового удару; при визначенні індексу градієнта кінетичної енергії імпульсного потоку крові використовується коефіцієнт пропорційності маси імпульсного потоку крові, застосування якого виключає виключну залежність результату обчислень від величини максимальної швидкості потоку крові тобто заявлений спосіб не є потокозалежним; показник індексу градієнта кінетичної енергії імпульсного потоку крові визначається за часовим принципом визначення градієнта; при проведенні заявленого способу, крім показника максимальної швидкості потоку, з графіка допплерівського спектра потоку знімаються показники часу викиду (ЕТ) та середньої швидкості потоку (Vmn). результат обчислень заявленим способом не залежить виключно від швидкісних характеристик потоку крові та умов гемодинаміки в суміжній від отвору камері; метод заявленого способу враховує енергетичні та гідродинамічні процеси, що відбуваються при патологічному потоці крові в ділянці сопла звуження тракту, які мають місце при патологічних станах [9]; 3 UA 115705 C2 5 10 15 20 25 30 35 40 45 50 55 60 обчислення коефіцієнта пропорційності маси імпульсного потоку крові дозволяє при застосуванні заявленого способу враховувати клінічний стан та особливості гемодинаміки кожного пацієнта. Заявлений спосіб не є складним для оператора у технічному виконанні заявленої методики та не вимагає модернізації вже існуючих діагностичних ультразвукових комплексів або залучення додаткової апаратури. Ультразвукові системи при використанні пакету кардіологічних програм технічно дозволяють визначати необхідні показники для обчислень, при застосуванні заявленого способу, використовуючи опцію визначення інтегралу лінійної швидкості VTI. Спосіб, що заявляється здійснюється наступним чином:. 1. При застосуванні заявленого способу використовується двомірний режим сканування в комбінації з режимом постійно-хвильової або імпульсно-хвильової допплерографії. Вибір допплерівського режиму залежить від поставленого оператором завдання з врахуванням технічних можливостей допплерівського методу. Крім того, для визначення локалізації та напрямку імпульсного потоку крові застосовується метод кольорового картування. 2. Орієнтуючись по двомірному зображенню проводиться кольорове картування. При проведенні кольорового картування оператор розташовує Кольорове вікно (Color Window) в проекції імпульсного потоку крові та при необхідності зменшує сектор кольорового картування. 3. Оператор, орієнтуючись по зображенню кольорового допплерівського картування, розташовує контрольний постійно-хвильовий або імпульсно-хвильовий допплерівський об'єм в проекції початку утворення імпульсного потоку крові. 4. Оператор, при застосуванні методу постійно-хвильової або імпульсно-хвильової допплерографії, регулюючи індикатор кута потоку (Flow angle indicator), здійснює корекцію кута ультразвукового променя в напрямку вздовж центральної осі імпульсного потоку крові. 5. Оператором, на шкалі швидкості, вибирається комплекс графіка допплерівського спектра імпульсного потоку крові. 6. Оператор, з метою визначення часу викиду (ЕТ), в ручному режимі на шкалі швидкості встановлює вимірювальні мітки в проекції часу відліку початку та завершення імпульсу потоку крові. 7. Оператором, на шкалі швидкості, планіметричним методом, в ручному режимі, курсором проводиться трасування (обведення) контуру вибраного графіка допплерівського спектра імпульсного потоку крові способом використання опції визначення інтегралу лінійної швидкості потоку VTI (velocity time integral). Спосіб автоматичного використання опції визначення інтегралу лінійної швидкості застосовується, при достатній чіткості і рівномірності промальовки всього допплерівського спектра вибраного комплексу потоку та відсутності артефактів. 8. Знімаються відображені у полі результатів екрану монітору показники значень максимальної швидкості (Vmx), середньої швидкості (Vmn), часу викиду (ЕТ). 9. Використовуючи отримані показники максимальної швидкості (Vmx), середньої швидкості (Vmn), часу викиду (ЕТ), проводиться обчислення: а) коефіцієнту пропорційності маси імпульсного потоку крові за формулою: K=Vmn / ЕТ Мілісекунди необхідно перевести в секунди. б) індексу градієнта кінетичної енергії імпульсного потоку крові за формулою: 2 IGKE = (Vmn/ET)Vmx . Приклад Пацієнт, Ч., 1931 року народження (84 роки), при проведенні постійно-хвильової допплерографії, вперше діагностовано помірний стеноз аортального клапана. Орієнтуючись на отримане в апікальній п'ятикамерній позиції "В»-режиму сканування зображення, одночасно з постійно-хвильовою допплерографією проводиться кольорове картування. Контрольний постійно-хвильовий допплерівський об'єм, орієнтуючись по зображенню кольорового картування, переміщається в ділянку інтересу локалізації патологічного потоку. Здійснили ідентифікацію напрямку та місця знаходження імпульсного потоку. Орієнтуючись по зображенню кольорового картування контрольний об'єм постійно-хвильового допплера встановили в проекції початку систолічного імпульсного потоку крові на рівні кінців стулок аортального клапана. Здійснили корекцію кута ультразвукового променя в напрямку вздовж центральної осі імпульсному потоку крові. Використовуючи опцію визначення лінійної швидкості потоку (VTI), вибраний комплекс графіка постійно-хвильового допплерівського спектра імпульсного потоку крові планіметричним способом трасували курсором по контуру. В полі результатів монітору відображаються обчислені в автоматичному режимі показники максимальної швидкості Vmx-3,5 м/с, та середньої швидкості потоку Vmn-1,6 м/с. Визначений в 4 UA 115705 C2 5 10 15 20 25 30 35 40 даному комплексі графіка постійно-хвильового допплерівського спектра час періоду вигнання ЕТ становить 310 мілісекунд, що відповідає 0,31 секунди. Обчислений (1,6/0,31) за формулою Vmn/ЕТ коефіцієнт пропорційності маси імпульсного потоку крові становить 5,16. Обчислений 2 (5,16 помножено на 12,25) за формулою IGKE=(Vmn/ET)Vmx індекс градієнта кінетичної енергії імпульсного потоку крові становить 63,22. Приклад Пацієнтка П., 1938 року народження (77 років), вперше діагностований незначний стеноз аортального клапана. Орієнтуючись по двомірному зображенню апікальної п'ятикамерної позиції, провели кольорове картування та розташували контрольний постійно-хвильовий допплерівський об'єм в проекції початку систолічного імпульсного потоку крові на рівні кінців стулок аортального клапана. Орієнтуючись по зображенню кольорового картування, здійснено корекцію кута ультразвукового променя. З вибраного комплексу графіка постійно-хвильового допплерівського спектра імпульсного потоку в ручному режимі знято показник часу викиду ЕТ, який становить 260 мілісекунд (0,26 с). Використовуючи спосіб опції визначення інтегралу лінійної швидкості потоку, планіметричним способом, трасували курсором по контуру вибраний комплекс графіка постійно-хвильового допплерівського спектра систолічного імпульсного потоку. Отримали показники максимальної швидкості Vmx 2,55 м/c, середньої швидкості Vmn 0,94 м/c. Обчислений за формулою Vmn/ET коефіцієнт пропорційності маси імпульсного потоку крові становить (2,55/0,26) 3,48. Обчислений (3,48 помножено на 6,5025) за формулою 2 IGKE=(Vmn/ET)Vmx індекс градієнта кінетичної енергії імпульсного потоку крові становить: IGKE=22,63. Джерела інформації: 1. Бокерия Л.А., Газал Белал. Методы эхокардиографической оценки гемодинамики аортального клапана после протезирования: методы и предостережения // Креативная кардиология. - 2012. - № 1. - С. 73-79. 2. Фабрикант Н.Я. Аэродинамика. - М.: Наука, 1964. - 367-369, 531-535, 595 с. 3. Фейгенбаум X. Эхокардиография. - М., 1999. - 5-е издание. - С. 39, 148. 4. Шиллер Н., Осипов М.А. Клиническая эхокардиография. - М., 1993. - С. 53, 55, 147, 149. 5. Baumgartner H., Hung J., Bermejo J. et al. Echocardiographic Assessment of Valve Stenosis: EAE/ASE Recommendation for Clinical Practice // European Heart Journal-2008. - Vol. 10.P. 1-25. 6. Сurriе P.J., Seward J.B., Reeder G.S. et al. Continuous-wave Doppler echocardiographic assessment of severity of calcific aortic stenosis: a simultaneous Doppler-catheter correlative studyin 100 adult patient // Circulation. - 1985. - Vol. 71(6). - P. 1162-1168. 7. Garcia D., Pibarol P., Dumesnil J.G. et al. Assessment of aortic valve stenosis severity: a new index based on the energy loss concept // Circulation. - 2000. Vol. - 101(7). P. 765-771. 8. Hatle L., Brubakk A., Tromsdal A., Angelsen B. Noninvasive assessment of pressure drop in mitral stenosis by Doppler ultrasound // British Heart Journal. - 1978. Vol. 40. P. 131-140. 9. Heys J.J., Holyoak A., Calleja A.M. et al. Revising the Simplified Bernoulli Equation // The Open Biomedical Engeneering. - 2010. - Vol.4. - P. 123-128. 10. VanAuker M.D., Hia A., Meisner J.S., Strom J.A. Simultaneous Doppler / catheter measurement of pressure gradients in aortic valve disease: a correction to the Bernoulli equation based on velocity decay in the stenotic jet // J Heart_Valve Dis. - 2000. - Vol. 9(2). - P. 291-298. ФОРМУЛА ВИНАХОДУ 45 50 55 Спосіб оцінки стану гемодинаміки при патології клапанів серця та патології магістральних судин, що включає проведення постійно-хвильової або імпульсно-хвильової допплерографії, який відрізняється тим, що, орієнтуючись по двомірному зображенню та зображенню кольорового допплерівського картування, контрольний допплерівський об’єм розташовують в ділянці проекції початку імпульсного потоку крові та корегують кут ультразвукового променя в напрямку вздовж центральної осі імпульсного потоку, після чого на шкалі швидкості трасують контур графіка допплерівського спектра імпульсного потоку крові та визначають показники максимальної швидкості Vmx, середньої швидкості Vmn, часу викиду ЕТ, та обчислюють за формулами коефіцієнт пропорційності маси імпульсного потоку крові K=V mn/ET та індекс 2 градієнта кінетичної енергії імпульсного потоку крові IGKE=(V mn/ET)Vmx , за якимпроводять оцінку стану гемодинаміки. 5 UA 115705 C2 Комп’ютерна верстка Л. Бурлак Міністерство економічного розвитку і торгівлі України, вул. М. Грушевського, 12/2, м. Київ, 01008, Україна ДП “Український інститут інтелектуальної власності”, вул. Глазунова, 1, м. Київ – 42, 01601 6