Способ, устройство и программа для автоматической обработки сигналов кровяного давления

Авторы патента:


Способ, устройство и программа для автоматической обработки сигналов кровяного давления
Способ, устройство и программа для автоматической обработки сигналов кровяного давления
Способ, устройство и программа для автоматической обработки сигналов кровяного давления
Способ, устройство и программа для автоматической обработки сигналов кровяного давления
Способ, устройство и программа для автоматической обработки сигналов кровяного давления
Способ, устройство и программа для автоматической обработки сигналов кровяного давления

 


Владельцы патента RU 2552685:

РОМАНО Сальваторе (IT)

Изобретение относится к средствам оценки энергетической эффективности сердечно-сосудистой системы. Способ автоматической обработки сигналов кровяного давления содержит этапы, на которых дискретизируют обнаруженный сигнал давления P(t) для одного или более сердечных сокращений, причем каждое сердечное сокращение начинается в начальный момент, совпадающий с моментом диастолического давления, и оканчивается в последний момент, совпадающий с моментом следующего диастолического давления, и содержит дикротическую точку, анализируют и выделяют морфологию дискретизированного сигнала давления P(t) для каждого сердечного сокращения, определяют момент и значение давления в одной или более характеристических точках сигнала P(t). Для каждого сердечного сокращения определяют значение энергетической эффективности посредством определения импеданса Zd-D(t) прямой динамической волны давления для каждой из одной или более характеристических точек, за исключением точки начального диастолического давления, и определяют импеданс ZD прямой волны давления путем сложения с чередующимися знаками значений импедансов Zd-D(t) прямой динамической волны давления, упорядоченных согласно прямому временному порядку, начиная с начального момента рассматриваемого сердечного сокращения, до дикротического момента, определяют для каждой из одной или более характеристических точек динамический отраженный импеданс Zd_R(t) и определяют значение импеданса ZR отраженных волн давления, определяют энергетическую эффективность как соотношение между импедансом ZD давления прямой волны и импедансом ZR отраженных волн: RES=ZD/ZR. Способ осуществляется посредством автоматического устройства для обработки сигнала кровяного давления с использованием запоминающего носителя, на котором сохранена компьютерная программа. Использование изобретения позволяет повысить надежность оценки энергетической эффективности. 3 н. и 11 з.п. ф-лы, 6 ил.

 

Настоящее изобретение относится к способу, устройству и программе для автоматической обработки кровяного давления, которые делают ее надежной, универсальной, эффективной, простой и недорогой, для оценки энергетической эффективности всей сердечно-сосудистой системы (RES), обеспечивая оценку энтропии биологической системы, которая находится под наблюдением.

Значение RES, оцениваемое в соответствии с настоящим изобретением, является полезной для мониторинга состояния и эволюции с течением времени как пациента, рассматриваемого как сложная биологическая система, так и частей или компонентов такой системы, т.е. органов или групп органов пациента, которые находятся под наблюдением.

Значение RES, оцениваемое в соответствии с настоящим изобретением, также может быть полезно для правильного измерения кровяного давления и является самонастраивающимся по отношению к изменениям кровяного давления, устраняя искажения измерения обычных систем.

Настоящее изобретение также относится к соответствующей системе обнаружения, а также к средству, которое позволяет выполнить способ.

Известно, что измерение кровяного давления может быть инвазивным или неинвазивным.

Инвазивное измерение, как правило, осуществляется через давление наполненного канала (линии), связанного с инвазивным катетером, оснащенного на своем конце системой преобразования, которая преобразует измеренное давление в разность потенциалов.

В отличие от неинвазивных систем измерения, таких как манжета Рива-Роччи, инвазивное измерение показывает не только максимальное и минимальное измеряемое давление, но также морфологию обнаруженного сигнала.

Следовательно, инвазивное измерение является более надежным, чем неинвазивное измерение, и может выявить характеристики взаимосвязи сердечно-артериального контура, которые непосредственно влияют на результаты теста. В действительности систолическое и диастолическое кровяное давление и морфология сердечного сокращения тесно связаны со способностью сокращения сердца и с кровеносной системой, идентифицируемой по так называемому динамическому импедансу Zd(t), который связан с кривой (P-V) давление - объем и определяется как отношение между значением давления и интервалом времени.

Тем не менее, способы, основанные на инвазивном измерении кровяного давления, часто создают проблемы из-за значительных неточностей в измерениях максимального и минимального давлений, и, следовательно, также в его морфологии. В самом деле, многие авторы продемонстрировали существование несоразмерного докритического затухания сигнала давления, что может привести к значительным ошибкам измерения, даже в несколько десятков мм рт. ст.

Для решения этих проблем были предложены некоторые решения, основанные на применении фильтра нижних частот к сигналу давления (т.е. частотной обработки сигнала давления, которая предполагает использование фиксированного значения частоты отсечки) и/или использование механических систем, способных гасить частотные составляющие обнаруженной волны давления.

В частности, механические системы, которые в настоящее время используются для определения того, имеет ли обнаруженный сигнал правильное докритическое затухание, используют механический тест с прямоугольной волной, описанный RM Gardner в «Direct Blood Pressure Measurement - Dynamic Response Requirements», Anesthesiology, March 1981, Volume 54, Issue 3, ppg 227-236, который требует визуального наблюдения сигнала давления, обнаруженного врачом. Это имеет место, например, в системах ROSETM (Resonance Over Shoot Eliminator, реализуемых компанией из Becton Dickinson Critical Care System LTD, США) и системах Accudynamic® (реализуемых HOSPIRA - ICU Medical). Эти системы действуют посредством механического наложения механического затухания: в системе Accudynamic®, механическое затухание регулируется в небольшом диапазоне затухания посредством небольшой рукоятки, которая продвигает мандрен, который проникает в линию давления в зависимости от вращения рукоятки; в системе ROSES устройство механического затухания устанавливается с помощью микропузырьковой и упругой мембраны, которая затем действует неизменно для любого сигнала давления (предварительно заданное четко определенное затухание).

Однако все эти системы работают заранее фиксированно (статически), применительно к динамической проблеме, так как они рассматривают только частотный спектр сигнала, анализируемого с помощью давления в канале. Это означает, что частотные спектры одного и того же пациента в определенных состояниях надлежащего качества, в то время как в других патофизиологических состояниях явно несоразмерны, что приводит к завышению кровяного давления.

Фактически правильность докритического затухания является динамической проблемой, связанной (также и с сердечно-сосудистой системой конкретного рассматриваемого пациента) с конкретной учитываемой частотой сердечных сокращений, которая тем самым может меняться от сокращения к сокращению, поэтому канал давления по-разному реагирует в зависимости от ситуации, в которой она используется.

Например, на фиг.1 представлен типичный сигнал кровяного давления, в котором сокращения отличаются как по морфологии, так и по значению систолического и диастолического давлений (см. фиг.1a), и другой результат, который обычная система для измерения кровяного давления показывает на конкретном сокращении, особенно в окрестности систолического давления, не применяя или применяя три различные частоты отсечки (без фильтра, 15 Гц, 10 Гц, 6 Гц) (см. фиг.1b). На фиг.2 представлены различия систолического кровяного давления, при двух последовательных сокращениях, касающихся одного и того же сигнала кровяного давления (см. фиг.2a и 2b), полученных путем неприменения или применения трех различных частот отсечки (без фильтра, 15 Гц, 10 Гц, 6 Гц). На фиг.3 показано, как работает обычная система измерения, в частности, в окрестности систолического давления, в выявлении сокращения, и не применяя или применяя две различные частоты отсечки (без фильтра, 15 Гц, 6 Гц) (см. фиг.3) и не применяя или применяя одну частоту отсечки (без фильтра, 10 Гц) (см. фиг.3.), в частности, очевидно, что частота отсечки 6 Гц вызывает чрезмерное затухание или сверхзатухание (см. фиг.3а), хотя фильтр с частотой отсечки 10 Гц является наиболее подходящим (см. фиг.3b). На фиг.4 представлены два сигнала кровяного давления, в которых те же фильтры работают по-разному: на фиг.4а фильтр со срезом 10 Гц кажется неэффективным, в то время как на фиг.4b тот же фильтр с частотой отсечки 10 Гц действует значительно, в частности, для сокращений, представленных на фиг.4, фильтр с частотой отсечки 6 Гц является наиболее подходящим.

Кроме того, реакция преобразователя давления зависит не только от характеристик длины, диаметра, типа материала и жидкости, наполняющей канал давления, но и от его взаимосвязи с диаметром катетера, артериального тонуса, частоты пульса и жесткости сосуда наблюдаемого пациента. В связи с этим в последние годы большие усилия были предприняты для оптимизации характеристик оптимальной длины, диаметра, наполняющей жидкости, типа материала и катетера с тем, чтобы ограничить искажения измерений. В частности, были сделаны линии с волоконно-оптическим измерением давления, которые могут ограничить искажения измерений.

Несмотря на это, все обычные системы не решают всех вышеперечисленных проблем неправильного измерения артериального давления, и это очень распространено, особенно в тех случаях, когда выявление наиболее необходимо, например, для стариков, очень маленьких пациентов с сепсисом, тахикардией и пациентов, которые крайне неустойчивы как в артериальном тонусе, так и в ритме (например, в связи с фибрилляцией предсердий).

Задача настоящего изобретения состоит в обеспечении надежной оценки RES для мониторинга состояния и эволюции с течением времени как пациента, рассматриваемого как сложная биологическая система, так и части или компонента такой системы, т.е. органов или группы органов пациента, который находится под наблюдением.

Другой задачей настоящего изобретения является создание способа правильного измерения кровяного давления, который является самонастраивающимся по отношению к изменениям кровяного давления, устраняя искажения измерения обычных систем.

Способ и система в соответствии с настоящим изобретением определяются прилагаемой формулой изобретения.

Способ согласно изобретению включает в себя определение характеристики значения (RES) функционирования органов и групп органов наблюдаемого пациента на основе импеданса давления прямой волны и отраженных волн давления, полученных через морфологию сигнала давления при сердечном сокращении.

Способ согласно изобретению применим, например, также для реализации системы, основанной на фильтре нижних частот, применяемом к обнаруженному динамическому сигналу давления (например, от лучевой артерии, бедренной артерии, аорты или легочной артерии), применительно к которому фильтр, работающий непосредственно во временном интервале, также учитывает взаимосвязь между каналом давления и характеристическим динамическим импедансом, получаемым из анализа сигнала (или кривой) давления в каждый момент времени, чтобы определить наиболее подходящую рабочую частоту для используемого канала давления. Иными словами, способ согласно изобретению применим, например, также для создания системы, которая основана на характеристическом наборе условий по значениям различных параметров сигнала давления, связанных с полученной в результате связью характеристического динамического импеданса сердечно-сосудистой системы с системой определения давления, вместо характеристического спектра частот. В этой связи обнаруженный сигнал давления, к которому может быть применен способом, в соответствии с изобретением может также быть записанным сигналом.

Способ согласно изобретению позволяет, например, определить надлежащий импеданс, связанный с энергией сердечного кровообращения, для того, чтобы исправить и определить истинное давление и, таким образом, посредством соотношения P-V (давление-объем) определить правильный кровоток, связанный с исправленной формой сигнала давления, и/или определить сердечную сократимость за счет правильного, получающегося в результате давления волны. Эти поправки, направленные на получение надлежащих значений давления действительны для системы обнаружения, основанной как на наполненных каналах, так и на оптических линиях, так же как для неинвазивных осциллометрических пьезоэлектрических датчиков (учитывая, что все эти системы всегда работают на основе взаимосвязи между импедансом системы обнаружения и импедансом сердечно-сосудистой системы). Кроме того, эти поправки действительны для сигналов давления, обнаруженных в артериальной центральной и периферической системах, таких как легочная артерия, аорта, бедренная артерия и лучевая артерия.

Способ согласно настоящему изобретению имеет много преимуществ: в отношении значений RES, определяемых в соответствии с изобретением, можно получить надежную и полезную информацию о состоянии органов и групп органов наблюдаемого пациента; кроме того, посредством измерения взаимосвязи между измеряемой линией и сердечно-сосудистой системой пациента можно решить проблемы, обусловленные взаимосвязью артериальных линий давления с динамическими характеристиками пациента, чье артериальное давление измеряют, часто меняющимися от сокращения к сокращению; кроме того, применяя надлежащее динамическое затухание, способ согласно изобретению позволяет устранять любое искажение из обнаруженного сигнала давления, получая правильное измерение кровяного давления и динамический импеданс, что делает возможным получать из периферического давления оценку максимума производной давления внутри левого желудочка ([dP/dt]max), которое вызвало импульс, обнаруженный на периферии.

В действительности, даже исходя из максимума производной периферического давления, способ согласно изобретению может быть использован для определения поправочного коэффициента (т.е. фильтр нижних частот), который применяется к упомянутому периферическому давлению для того, чтобы оценить давление в желудочке, принимая во внимание взаимосвязь между измерительной линией и сердечно-сосудистой системой пациента (для которого, например, в случае ригидного периферического сосуда должна быть применена большая поправка). Это означает, что через динамическую фильтрацию, применяемую способом, согласно изобретению, удаляется вклад, связанный с жесткостью артерий, получая в остатке основную составляющую, связанную с характеристиками желудочка, который генерирует пульсовое давление.

Иными словами, способ в соответствии с настоящим изобретением позволяет правильно измерять кровяное давление и, кроме того, позволяет определить поправочный коэффициент, который оценивает максимум производной dP/dtmax давления в желудочке, определяя энергетическую эффективность всей сердечно-сосудистой системы и таким образом обеспечивая оценку энтропии биологической системы; в самом деле, через понятие эффективности можно учесть «неустранимую» механическую энергию, связанную, например, с сердечным циклом. Эта эффективность описывает, насколько расходуются «резервы» биологической системы рассматриваемого организма, поскольку расход резервов означает расходование «компонентов» физиологической системы (например, органов, желез (биохимические реакции), электрической системы сердца и т.д.).

Настоящее изобретение будет описано в целях пояснения, но не ограничения со ссылкой на предпочтительные варианты осуществления, с особым акцентом на фигуры сопровождающих чертежей, которые относятся к применению способа для измерения кровяного давления, при этом:

на фиг.1 представлен сигнал кровяного давления (фиг.1a) и иные результаты, полученные при обычном измерении кровяного давления, при применении к конкретному сокращению трех различных частот отсечки или без отсечки (см. фиг.1b);

на фиг.2 представлены два последовательных сокращения в том же сигнале кровяного давления, полученного при применении обычной системы, при отсутствии или с тремя различными частотами отсечки;

на фиг.3 представлен пульс, полученный при применении обычной системы при отсутствии или с двумя различными первыми частотами отсечки (фиг.3а.) и при применении обычной системы при отсутствии или со второй частотой отсечки (фиг.3b.);

на фиг.4 представлены два сигнала кровяного давления, полученные при применении, с обычной системой, без фильтров или двух одинаковых фильтров;

на фиг.5 представлена блок-схема предпочтительного варианта осуществления автоматизированного способа в соответствии с изобретением, и

на фиг.6 представлен сигнал давления одной пульсации, к которой применен способ по фиг.5.

Автор изобретения разработал способ оценки RES, который также позволяет правильно измерять кровяное давление от обнаруженного сигнала давления, который работает во временном интервале для того, чтобы выявить, является ли обнаруженный сигнал надлежащим или нет, и, если не является, анализ во временном интервале автоматически выбирает фильтр низких частот, который надо применить, чтобы иметь правильные значения кровяного давления и форму сигнала. В связи с этим изобретатель проверил, что способ согласно изобретению применим также для предоставления сигнала давления, имеющего соразмерное докритическое затухание, с помощью теста с прямоугольной волной до и после применения фильтра в соответствии со способом настоящего изобретения.

Предпочтительно обнаруженный сигнал давления доступен с помощью инвазивной техники обнаружения, например, так называемого заполненного канала (линии) давления или волоконно-оптической линии давления в бедренной, радиальной, плечевой или легочной артериях или аорте, посредством неинвазивной техники обнаружения, например, пьезоэлектрический или осциллометрический плетизмографии. Тем не менее, обнаруженный сигнал давления, к которому применяется способ согласно изобретению также может быть записанным сигналом и впоследствии проанализированным посредством применения к нему способа изобретения, чей объем защиты, следовательно, не включает в себя любые инвазивные хирургические процедуры на теле пациента.

Более конкретно способ согласно изобретению основан на частоте пульса (то есть он использует весь интервал времени сердечного сокращения и относительные расстояния отдельных точек давления внутри сердечного сокращения как такового), некоторые характеристические точки сердечного сокращения, используя первую производную от измеряемого кровяного давления (dP/dt) и вторую производную измеряемого кровяного давления (d2P/dt2), и некоторые значения динамического импеданса Zd(t) в определенные моменты давления прямой волны (которая распространяется от сердца к периферии) и отраженных волн давления (которые распространяются от периферии к сердцу).

Из значений динамического импеданса, полученных таким образом, способ включает в себя оценку, является ли давление правильным, и, если нет, то он включает в себя выбор частоты отсечки, предпочтительно от 0,5 Гц до 100 Гц, более предпочтительно от 2 Гц до 80 Гц, еще более предпочтительно от 3 Гц и 60 Гц фильтра нижних частот для того, чтобы применить к обнаруженному сигналу давления так, чтобы частота отсечки наиболее подходила к условиям обнаружения, так что способ динамически адаптируется к изменениям обнаружения, которые могут возникать от сокращения к сокращению и от мгновения к мгновению.

Иными словами, способ согласно изобретению позволяет использовать уникальные характеристики рассматриваемого пульсирующего сердечного сокращения, а через них определяет соответствующий фильтр нижних частот с изменяемой частотой отсечки для того, чтобы применить подходящее докритическое затухание.

Как показано на фиг.5, возможной формой осуществления и применения способа согласно изобретению содержит следующие этапы:

A. обнаружения сигнала давления с помощью преобразователя давления (предпочтительно посредством инвазивной линии артериального давления, либо посредством неинвазивного способа, например, с помощью плетизмографического осциллометрического способа), который дискретизирован предпочтительно с частотой дискретизации 1000 Гц;

B. автоматического анализа и выявления морфологии дискретизированной волны (т.е. сигнала) давления для каждого сердечного сокращения (в диапазоне от начальной точки диастолического кровяного давления до следующей точки диастолического давления, учитывая начальную точку сокращения, то есть начальную точку диастолического давления, как точку диастолического давления сокращения);

C. определения для каждого сокращения сердца значений оценок, состоящих из (или включающих в себя) импеданса прямой волны давления и импеданса отраженных волн давления и, как следствие, энергетической эффективности всей сердечно-сосудистой системы;

D. проверки, необходимо ли применять фильтр нижних частот и при положительном результате - выполнения этапа E, в противном случае - выполнения этапа F при условии, что измеренный сигнал давления идентичен дискретизированному сигналу давления;

E. выбора частоты отсечки фильтра нижних частот на основе анализа, произведенного на этапе B, и оценки, произведенной на этапе C, и применения фильтра нижних частот к дискретизированному сигналу давления, получая таким образом новый дискретизированный сигнал давления, и возвращения к этапу B;

F. обеспечения измеренного сигнала давления, предпочтительно путем отображения его на дисплее.

Этап B для автоматического анализа морфологии обнаруженной волны давления (т.е. сигнала) во время сердечного сокращения выявляет и анализирует форму или морфологию сердечного сокращения, обнаруживая как характеристики давления, так и времена (которые, как будет описано ниже, считаются интервалами, начинающимися с начала сердечного сокращения - то есть начального момента диастолического давления - или, наоборот, с момента окончания сокращения), относящиеся к конкретным точкам, начиная от начала сердечного сокращения, в частности, к характеристическим точкам диастолического кровяного давления (начальное при сокращении), систолического давления, дикротическим и резонансным при одном сердечном сокращении.

Более подробно этап B включает в себя следующие подэтапы:

B.1 определение давления и момента времени точки диастолического давления (соответствующей «начальному» абсолютному минимуму сигнала давления при одном сердечном сокращении), точка систолического давления (соответствующая абсолютному максимуму сигнала давления при одном сердечном сокращении) и дикротическая точка (соответствующая точке, где аортальный сердечный клапан закрыт, и что математически соответствует локальному максимуму второй производной или относительному минимуму кривой давления, которое происходит сразу после точки систолического давления),

B.2 определение общего числа NdP-max точек локального максимума (в том числе абсолютного максимума) первой производной dP/dt сигнала давления (дискретизированного) в диапазоне одного сердечного сокращения;

B.3 определение точек локального максимума (в том числе абсолютного максимума) второй производной d2P/dt2 сигнала давления (дискретизированного) в диапазоне одного сердечного сокращения;

B.4 определение NdP-max точек локального максимума второй производной d2P/dt2, имеющих самые высокие значения (т.е. выбирая число точек относительного максимума второй производной d2P/dt2, равное общему NdPmax числу точек относительного максимума первой производной dP/dt, определенной ранее) и определение NdP-max моментов времени td2P_max(i) (с i изменяющейся от 1 до NdP-max), в которых они возникают, учитывая точки сигнала давления в упомянутые NdP-max моменты времени td2P_max(i)), как резонансные точки.

В частности, связь между числом NdP-max локальных максимумов второй производной d2P/dt2 и общим числом точек локальных максимумов первой производной dP/dt в диапазоне одного сердечного сокращения позволяет исключить точки локальных максимумов второй производной d2P/dt2, обусловленные шумом. В связи с этим точка диастолического пика (т.е. самый высокий локальный максимум после дикротической вырезки - то есть дикротической точки - и после сокращения, следующего за дикротической точкой) всегда выбирается на этапе B.4 среди резонансных точек.

В качестве неограничивающего примера сердечное сокращение и соответствующие характеристические точки давления могут быть выявлены и выделены из ряда подобных с помощью способа, подобного описанному в WO 2004/084088.

К примеру, на фиг.6 представлен сигнал давления одного сердечного сокращения, на котором:

- p0 значение диастолического кровяного давления (начальное при сокращении) на момент начала сокращения (т.е. время начальной точки диастолического давления при сокращении);

- p2 значение систолического давления в момент времени t2 точки систолического давления;

- p4 давление в дикротической точке, которое возникает в момент времени t4;

- p1, p3, p5, p6 и pf значения давления в точке резонанса, возникающие в моменты от времени t1, t3, t5, t6 и tf (определенные на основе общего числа NdP_max точек локального максимума первой производной dP/dt в сумме до 5, и выбор соответствующих 5 точек - с более высоким значением - локального максимума второй производной d2P/dt2).

На фиг.6 точка p5 является гребнем, который следует за дикротической точкой, а точка p6 является диастолическим пиком (локальным максимумом после дикротической вырезки и возможным сокращением сразу после этого).

Этап C определяет оценочное значение энергетической эффективности всей сердечно-сосудистой системы, обеспечивая оценку энтропии биологической системы. В частности, определяется - и предпочтительно отображается - значение, здесь определяемое как результат отношения энергий системы или RES, сердечно-сосудистой системы, полученное на основе импедансов прямой волны давления и отраженных волн давления, полученных с помощью морфологии сигнала давления при сердечном сокращении. Упомянутые импедансы определяются с учетом значений давления и времени в характеристических точках сердечного сокращения, включая в себя не только точки диастолического давления (начальная точка сокращения), систолического давления и дикротические (находящиеся во временном диапазоне, содержащем поддиапазоны диастолический-систолический и систолический-дикротический - то есть в систолической фазе одного сердечного сокращения), а также резонансные точки, выделенные из ряда подобных во время одного сердечного сокращения на этапе В (точнее на субэтапе В. 4), описанные выше, между упомянутыми резонансными точками всегда имеется диастолический пик (т.е. пик после дикротической вырезки в диастолической фазе одного сердечного сокращения).

Более подробно этап С включает в себя следующие подэтапы:

С. 1 определения импеданса ZD прямой волны давления на основе суммы динамических импедансов из первого набора точек при сердечном сокращении (набор_1), содержащего те точки из характеристических точек, описанных выше, принадлежащего систолической фазе одного сердечного сокращения (т.е. в диапазоне от начальной точки диастолического давления до дикротической точки), за исключением начальной диастолической точки;

С. 2 определения импеданса ZR отраженных волн давления на основе суммы динамических импедансов второго набора точек сердечного сокращения (набор_2), включая все характеристические точки, упомянутые выше (которые принадлежат всему сердечному сокращению);

С. 3 определения значения RES, как отношения между импедансом ZD давления прямой волны и импедансом ZR отраженных волн.

В частности, в зависимости от импеданса ZD давления прямой волны для каждой точки из первого набора определяется соответствующий импеданс Zd-D(t) прямой динамической волны давления, заданный соотношением величины давления, связанного с этой точкой, и расстоянием соответствующего времени от начального времени сокращения, то есть от момента времени начальной диастолической точки (это почему из первого набора точек исключается начальная точка диастолы, чей динамический импеданс имел бы в знаменателе значение 0). Значение импеданса ZD давления прямой волны получается путем добавления с чередующимися знаками динамических импедансов из первого набора, упорядоченных в соответствии с их временным порядком, начиная с момента времени начального диастолического давления до дикротического момента времени, давая положительный знак динамическому импедансу первой точке первого набора.

Аналогично, в зависимости от импеданса ZR отраженных волн давления, для каждой точки второго набора также определяется соответствующий динамический отраженный импеданс Zd_R(t), который определяется, как соотношение между давлением в этой точке и расстоянием соответствующего момента времени от последнего момента времени сокращения. Значение импеданса ZR отраженных волн давления получается путем добавления с чередующимися знаками динамических импедансов второго набора точек, определенных таким образом, что они отсортированы в соответствии с их обратным временным порядком, начиная с последнего момента сокращения до момента начального диастолического давления, давая положительный знак динамическому импедансу первой точке второго набора.

Иными словами, импедансы ZD и ZR прямой волны и отраженных волн давления задаются каждый соответствующими сериями периодов (то есть их прямые динамические импедансы Zd_D(t) и отраженные импедансы Zd_R(t)), колебаний (потому что они считаются с чередующимися знаками), значение которых постепенно становится

меньше (поскольку значение в знаменателе динамического импеданса постепенно увеличивается).

Как сказано выше, значение RES определяется отношением импеданса прямой волны давления ZD (определяемого на основе первого набора точек) к импедансу ZR отраженных волн давления (определяемых на основе второго набора точек):

RES=ZD/ZR.

Это значение RES представляет энергетическую эффективность для получения данного гомеостаза всей сердечно-сосудистой дыхательной системы.

На графике, данном посредством неограничивающего примера фиг.6, точки, принадлежащие первому набору (набор_1), отмечены непрерывными вертикальными линиями (от оси времени на значение давления, соответствующего соответствующей точке), и точки, принадлежащие второму набору (набор_2), указаны штриховыми вертикальными линиями, так что точки, принадлежащие как первому, так и второму наборам, обозначаются парой вертикальных линий (одна сплошная и штриховая другая). Как показано, первый набор включает в себя (в порядке, начиная с момента начального диастолического давления до дикротического) точки, обозначенные как p1, p2, p3 и p4, в то время как второй набор включает в себя (во временном обратном порядке, начиная с конца сокращения до момента времени начального диастолического давления) точки, обозначенные как pf, p6, p5, p4, p3, p2, p1, p0.

Значение импеданса прямой волны давления ZD для сердечного сокращения, представленного на фиг.6, равно

в то время как значение импеданса ZR отраженных волн давления, предполагая, что период одного сердечного сокращения, представленного на фигуре, равен T

На этапе D проверки используется, как уже упоминалось раньше, характеристический набор условий, касающихся значений, полученных на этапах B и C, для того, чтобы определить, влияет ли на одно сердечное сокращение докритическое затухание, т.е. является ли систолическое давление завышенным или диастолическое давление преуменьшается, или, наоборот, правильна ли морфология сердечного сокращения. Если с помощью этой оценки будет установлено, что сердечное сокращение находится в пределах, данных упомянутым характеристическим набором условий, то никакой частотной фильтрации не применяется, и способ предполагает восстановление (на этапе F) измеренного сигнала давления, который соответствует дискретизированному сигналу давления, не изменяемому в отношении их частот и амплитуд. Если, наоборот, характеристики сердечного сокращения, за которыми наблюдают, находятся в пределах интервалов, определяемых упомянутым характеристическим набором условий, этап E обеспечивает коррекцию, изменяя спектр дискретизированного сигнала давления посредством применения фильтра нижних частот с определенной частотой отсечки, и этап B, который анализирует отфильтрованный таким образом дискретизированный сигнал давления, и C, определяющий значения оценки, запускаются повторно, и в дальнейшей фазе D проверяется, находятся ли значения, полученные таким образом, в пределах, установленных по упомянутому характеристическому набору условий, или нет.

Иными словами, дискретизированный и отфильтрованный сигнал давления сердечного сокращения еще раз анализируется: находятся ли получаемые значения в согласии с интервалами, определяемыми характеристическим набором условий, затем способ возвращает (на этапе F) измеренный сигнал давления, соответствующий дискретизированному сигналу давления, полученному через последнюю фильтрацию (без применения дополнительной фильтрации), но если полученные значения не находятся в пределах, установленных характеристическим набором условий, тогда повторяют фильтрацию с частотой отсечки, соответствующим образом выбранной, и способ выполняет итерационно с этапа B до тех пор, пока не будет получен сигнал, значения которого находятся в согласии с интервалами, определяемыми характеристическим набором условий.

Более подробно на этапе D для значения RES, определенного на этапе C, проверяют, меньше ли значения первой производной dP/dt сигнала давления и значения второй производной d2P/dt2 сигнала давления в течение всего сердечного сокращения, чем соответствующие максимальные пороговые значения Td и Td2 (функция значения RES), и в этом случае нет необходимости применять любой фильтр сигнала давления, и способ предполагает сразу выполнение этапа F, в противном случае способ предполагает выполнение этапа Е, применение фильтра нижних частот к сигналу давления с определенной частотой отсечки и выполнение всех этапов, начиная с этапа B.

В частности, возможные значения RES подразделяются на три или более, предпочтительно до четырех, смежных интервала изменчивости, а значения Td и Td2 зависят от интервала, к которому принадлежит RES, определенное на этапе C. Предпочтительно:

- если значение RES не меньше (или даже больше) минимального порогового TRES_min не меньшего чем 0,3, предпочтительно не меньшего чем 0,4, более предпочтительно не меньшего чем 0,5,

- максимальное пороговое значение Td первой производной dP/dt сигнала давления не больше чем 1,2 мм рт. ст./мс, предпочтительно не больше чем 1,1 мм рт. ст./мс, более предпочтительно не больше, чем 1,0 мм рт. ст./мс, и

- максимальное пороговое значение Td2 второй производной d2P/dt2 сигнала давления не больше, чем 0,2 мм рт. ст./мс2, предпочтительно не больше чем 0,17 мм рт. ст./мс2, более предпочтительно не больше чем 0,15 мм рт. ст./мс2,

- если значение RES меняется внутри первого интервала (математически открытого или закрытого), чья нижняя граница больше 0 и чья верхняя граница не превышает минимального порога TRES_min, первый интервал предпочтительно составляет от 0, 3 до 0,5,

- максимальное пороговое значение Td первой производной dP/dt сигнала давления не больше чем 1,6 мм рт. ст./мс, предпочтительно не больше чем 1,4 мм рт. ст./мс, более предпочтительно не больше чем 1,2 мм рт. ст./мс, и

- максимальное пороговое значение Td2 второй производной d2P/dt2 сигнала давления не больше, чем 0,25 мм рт. ст./мс, предпочтительно не больше чем 0,22 мм рт. ст./мс2, более предпочтительно не больше чем 0,20 мм рт. ст./мс2,

- если значение RES меняется внутри второго интервала (математически открытого или закрытого), соприкосновенного с предшествующим первым интервалом (в том смысле, что нижняя граница первого интервала совпадает с верхней границей второго интервала), чья нижняя граница не меньше 0, предпочтительно 0,

- максимальное пороговое значение Td первой производной dP/dt сигнала давления не больше чем 1,6 мм рт. ст./мс, предпочтительно не больше чем 1,4 мм рт. ст./мс, более предпочтительно не более чем на 1,2 мм рт. ст./мс, и

- максимальное пороговое значение Td2 второй производной d2P/dt2 сигнала давления не больше чем 0,35 мм рт. ст./мс, предпочтительно не больше чем 0,30 мм рт. ст./мс2, более предпочтительно не больше чем 0.27мм рт. ст./мс2, и еще более предпочтительно не больше чем 0,25 мм рт. ст./мс2,

- если значение RES ниже (или даже не больше), чем максимальное пороговое значение TRES-max, совпадающее с нижней границей второго интервала,

- максимальное пороговое значение Td первой производной dP/dt сигнала давления не больше чем 2,0 мм рт. ст./мс, предпочтительно не более чем 1,8 мм рт. ст./мс, более предпочтительно не больше чем 1,6 мм рт. ст./мс, и

- максимальное пороговое значение Td2 второй производной d2P/dt2 сигнала давления не больше чем 0,45 мм рт. ст./мс2, предпочтительно не больше чем 0,40 мм рт. ст./мс2, более предпочтительно не больше чем 0.37 мм рт. ст./мс2, и еще более предпочтительно не больше чем 0,35 мм рт. ст./мс.

На этапе D проверки тестируется то, что нет необходимости применять любой фильтр к сигналу давления, если удовлетворяется любое из следующих четырех групп условий:

- RES>0,5, первая производная dP/dt меньше чем 1,0 мм рт. ст./мс на всем протяжении сердечного сокращения, и вторая производная d2P/dt2 меньше чем 0,15 мм рт. ст./мс2 на всем протяжении сердечного сокращения;

- 0,3<Res<0,5, первая производная dP/dt меньше чем 1,2 мм рт. ст./мс на всем протяжении сердечного сокращения, и вторая производная d2P/dt2 меньше чем 0,2 мм рт. ст./мс2 на всем протяжении сердечного сокращения.

- 0,0<Res<0,3, первая производная dP/dt меньше чем 1,2 мм рт. ст./мс на всем протяжении сердечного сокращения, и вторая производная d2P/dt2 меньше чем 0,25 мм рт. рт. ст./мс2 на всем протяжении сердечного сокращения.

- RES<0,0, первая производная dP/dt меньше чем 1,6 мм рт. ст./мс на всем протяжении сердечного сокращения, и вторая производная d2P/dt2 меньше, чем 0,35 мм рт. ст./мс2 на всем протяжении сердечного сокращения.

Как упоминалось выше, на этапе E, на основании анализа этапа B и определения этапа C, выбирается частота отсечки фильтра нижних частот и применяется фильтр нижних частот к дискретизированному сигналу давления. В частности, на этапе E выбирается частота отсечки фильтра нижних частот на основании значения RES и значений первой производной и значений второй производной сигнала давления в целом цикле сердечного сокращения следующим образом: значения RES выделяются в три или более, предпочтительно четыре, смежных интервала изменчивости (предпочтительно соответствующие тем, которые используются на этапе D проверки), для каждого из них значения первой производной dP/dt сигнала давления выделяются в три или более, предпочтительно шесть, смежных интервалов изменчивости, и для по меньшей мере одного из диапазонов значений первой производной dP/dt значения второй производной d2P/dt2 сигнала давления выделяются в три или более, предпочтительно четыре, неперекрывающихся интервала изменчивости (смежных друг с другом и, где это применимо, смежных с областью значений второй производной d2P/dt2, к которым согласно способу фильтр нижних частот не применяется), таким образом выбирая для применения соответствующую частоту отсечки фильтра нижних частот.

На этапе E значения RES выделяются в четыре смежных интервала изменчивости (соответствующих интервалам этапа D проверки), для каждого из них выделяют значения первой производной dP/dt сигнала давления в шесть смежных интервалов изменчивости, и для первого интервала значений первой производной dP/dt выделяют значения второй производной d2P/dt2 в четыре смежных интервала изменчивости (которые являются последовательными в интервале, соответствующем набору условий, к которым не применяется фильтр нижних частот). Более подробно, в соответствии с предпочтительным вариантом осуществления, частота отсечки фильтра определяется следующим образом:

1. если значение RES удовлетворяет условию RES≥0,5

1.1 если значение первой производной на всем протяжении сердечного сокращения удовлетворяет условию

dP/dt<1,0 мм рт. ст./мс

1.1.1 если значение второй производной на всем протяжении сердечного сокращения удовлетворяет условию

0,15 мм рт. ст./мс≤d2P/dt2<0,25 мм рт. ст./мс,

применяется фильтр нижних частот с частотой отсечки 15 Гц.

1.1.2 если значение второй производной на всем протяжении сердечного сокращения удовлетворяет условию

0,25 мм рт. ст./мс ≤d2P/dt2<0,30 мм рт. ст./мс,

применяется фильтр нижних частот с частотой отсечки 12 Гц.

1.1.3 если значение второй производной на всем протяжении сердечного сокращения удовлетворяет условию

0,30 мм рт. ст./мс≤d2P/dt2<0,35 мм рт. ст./мс,

применяется фильтр нижних частот с частотой отсечки 8 Гц.

1.1.4 если значение второй производной на всем протяжении сердечного сокращения удовлетворяет условию

d2P/dt2≥0,35 мм рт. ст./мс,

применяется фильтр нижних частот с частотой отсечки 7 Гц.

1.2 если значение первой производной на всем протяжении сердечного сокращения удовлетворяет условию

мм рт. ст./мс≤dP/dt<1,3 мм рт. ст./мс,

применяется фильтр нижних частот с частотой отсечки 12 Гц;

1.3 если значение первой производной на всем протяжении сердечного сокращения удовлетворяет условию

1,3 мм рт. ст./мс≤dP/dt<1,5 мм рт. ст./мс,

применяется фильтр нижних частот с частотой отсечки 8 Гц;

1.4 если значение первой производной на всем протяжении сердечного сокращения удовлетворяет условию

мм рт. ст./мс≤dP/dt<2,5 мм рт. ст./мс,

применяется фильтр нижних частот с частотой отсечки 7 Гц;

1.5 если значение первой производной на всем протяжении сердечного сокращения удовлетворяет условию

мм рт. ст./мс≤dP/dt<3,0 мм рт. ст./мс,

применяется фильтр нижних частот с частотой отсечки 6 Гц;

1.6 если значение первой производной на всем протяжении сердечного сокращения удовлетворяет условию

dP/dt≥3,0 мм рт. ст./мс,

применяется фильтр нижних частот с частотой отсечки 3 Гц; если значение RES удовлетворяет условию 0,3≤RES<0,5

2.1 если значение первой производной на всем протяжении сердечного сокращения удовлетворяет условию

dP/dt<1,2 мм рт. ст./мс

2.1.1 если значение второй производной на всем протяжении сердечного сокращения удовлетворяет условию

0,2 мм рт. ст./мс≤d2P/dt2<0,25 мм рт. ст./мс,

применяется фильтр нижних частот с частотой отсечки 15 Гц;

2.1.2 если значение второй производной на всем протяжении сердечного сокращения удовлетворяет условию

0,25 мм рт. ст./мс≤d2P/dt2<0,35 мм рт. ст./мс,

применяется фильтр нижних частот с частотой отсечки 12 Гц;

2.1.3 если значение второй производной на всем протяжении сердечного сокращения удовлетворяет условию

0,35 мм рт. ст./мс≤d2P/dt2<0,45 мм рт. ст./мс,

применяется фильтр нижних частот с частотой отсечки 8 Гц;

2.1.4 если значение второй производной на всем протяжении сердечного сокращения удовлетворяет условию

d2P/dt2≥0,45 мм рт. ст./мс,

применяется фильтр нижних частот с частотой отсечки 7 Гц;

2.2 если значение первой производной на всем протяжении сердечного сокращения удовлетворяет условию

1,2 мм рт. ст./мс<dP/dt≤1,5 мм рт. ст./мс,

применяется фильтр нижних частот с частотой отсечки 13 Гц;

2.3 если значение первой производной на всем протяжении сердечного сокращения удовлетворяет условию

1,5 мм рт. ст./мс≤dP/dt<1,8 мм рт. ст./мс,

применяется фильтр нижних частот с частотой отсечки 10 Гц;

2.4 если значение первой производной на всем протяжении сердечного сокращения удовлетворяет условию

1,8 мм рт. ст./мс≤dP/dt<2,5 мм рт. ст./мс,

применяется фильтр нижних частот с частотой отсечки 8 Гц;

2.5 если значение первой производной на всем протяжении сердечного сокращения удовлетворяет условию

2,5 мм рт. ст./мс≤dP/dt<3,5 мм рт. ст./мс,

применяется фильтр нижних частот с частотой отсечки 6 Гц;

2.6 если значение первой производной на всем протяжении сердечного сокращения удовлетворяет условию

dP/dt≥3,5 мм рт. ст./мс,

применяется фильтр нижних частот с частотой отсечки 3 Гц; значение RES удовлетворяет условию 0,0≤RES<0,3

3.1 если значение первой производной на всем протяжении сердечного сокращения удовлетворяет условию

dP/dt<1,2 мм рт. ст./мс

3.1.1 если значение второй производной на всем протяжении сердечного сокращения удовлетворяет условию

0,25 мм рт. ст./мс≤d2P/dt2<0,30 мм рт. ст./мс,

применяется фильтр нижних частот с частотой отсечки 15 Гц;

3.1.2 если значение второй производной на всем протяжении сердечного сокращения удовлетворяет условию

0,30 мм рт. ст./мс≤d2P/dt2<0,40 мм рт. ст./мс,

применяется фильтр нижних частот с частотой отсечки 12 Гц;

3.1.3 если значение второй производной на всем протяжении сердечного сокращения удовлетворяет условию

0,40 мм рт. ст./мс≤d2P/dt2<0,50 мм рт. ст./мс,

применяется фильтр нижних частот с частотой отсечки 8 Гц;

3.1.4 если значение второй производной на всем протяжении сердечного сокращения удовлетворяет условию

d2P/dt2≥0,50 мм рт. ст./мс,

применяется фильтр нижних частот с частотой отсечки 5 Гц;

3.2 если значение первой производной на всем протяжении сердечного сокращения удовлетворяет условию

1,2 мм рт. ст./мс≤dP/dt<1,5 мм рт. ст./мс,

применяется фильтр нижних частот с частотой отсечки 13 Гц;

3.3 если значение первой производной на всем протяжении сердечного сокращения удовлетворяет условию

1,5 мм рт. ст./мс≤dP/dt<1,8 мм рт. ст./мс,

применяется фильтр нижних частот с частотой отсечки 10 Гц;

3.4 если значение первой производной на всем протяжении сердечного сокращения удовлетворяет условию

1,8 мм рт. ст./мс≤dP/dt<2,5 мм рт. ст./мс,

применяется фильтр нижних частот с частотой отсечки 8 Гц;

3.5 если значение первой производной на всем протяжении сердечного сокращения удовлетворяет условию

2,5 мм рт. ст./мс≤dP/dt<3,5 мм рт. ст./мс,

применяется фильтр нижних частот с частотой отсечки 6 Гц;

3.6 если значение первой производной на всем протяжении сердечного сокращения удовлетворяет условию

dP/dt≥3,5 мм рт. ст./мс,

применяется фильтр нижних частот с частотой отсечки 3 Гц;

4. если значение RES удовлетворяет условию RES<0,0

4.1 если значение первой производной на всем протяжении сердечного сокращения удовлетворяет условию

dP/dt<1,6 мм рт. ст./мс

4.1.1 если значение второй производной на всем протяжении сердечного сокращения удовлетворяет условию

0,35 мм рт. ст./мс≤d2P/dt2<0,40 мм рт. ст./мс,

применяется фильтр нижних частот с частотой отсечки 15 Гц;

4.1.2 если значение второй производной на всем протяжении сердечного сокращения удовлетворяет условию

0,40 мм рт. ст./мс≤d2P/dt2<0,45 мм рт. ст./мс,

применяется фильтр нижних частот с частотой отсечки 12 Гц;

4.1.3 если значение второй производной на всем протяжении сердечного сокращения удовлетворяет условию

0,45 мм рт. ст./мс≤d2P/dt2 0,50 мм рт. ст./мс,

применяется фильтр нижних частот с частотой отсечки 8 Гц;

4.1.4 если значение второй производной на всем протяжении сердечного сокращения удовлетворяет условию

d2P/dt2≥0,50 мм рт. ст./мс,

применяется фильтр нижних частот с частотой отсечки 10 Гц;

4.2 если значение первой производной на всем протяжении сердечного сокращения удовлетворяет условию

1,6 мм рт. ст./мс≤dP/dt<1,8 мм рт. ст./мс,

применяется фильтр нижних частот с частотой отсечки 13 Гц;

4.3 если значение первой производной на всем протяжении сердечного сокращения удовлетворяет условию

1,8 мм рт. ст./мс≤dP/dt<2,0 мм рт. ст./мс,

применяется фильтр нижних частот с частотой отсечки 10 Гц;

4.4 если значение первой производной на всем протяжении сердечного сокращения удовлетворяет условию

2,0 мм рт. ст./мс≤dP/dt<2,4 мм рт. ст./мс,

применяется фильтр нижних частот с частотой отсечки 8 Гц;

4.5 если значение первой производной на всем протяжении сердечного сокращения удовлетворяет условию

2,4 мм рт. ст./мс≤dP/dt<3,2 мм рт. ст./мс,

применяется фильтр нижних частот с частотой отсечки 6 Гц;

4.6 если значение первой производной на всем протяжении сердечного сокращения удовлетворяет условию

dP/dt≥3,2 мм рт. ст./мс,

применяется фильтр нижних частот с частотой отсечки 3 Гц.

Упомянутые выше значения для нижних и/или верхних границ различных смежных интервалов RES, различные интервалы для первой производной dP/dt и различные интервалы для второй производной d2P/dt2 и значения, выбранные для частот отсечки, являются лишь ориентировочными и не исчерпывающими и могут быть увеличены или уменьшены предпочтительно не больше, чем на 25%, более предпочтительно не больше, чем на 20%, еще более предпочтительно не больше, чем на 15%, даже более предпочтительно не больше, чем на 10%.

Автор изобретения проверил с помощью анализа в частотной области эффективность низкочастотной фильтрации согласно способу настоящего изобретения частотного спектра дискретизированного сигнала давления и его первой и второй производных в частотной области за сердечное сокращение.

Наконец, на этапе F предусматривается отображение дискретизированного сигнала давления, в конечном итоге полученного через последнюю фильтрацию, на дисплее, чтобы показать измерение и морфологию сигнала давления, полученного таким образом.

Подробное описание, приведенное выше, ссылается, как упоминалось выше, на применение способа для определения RES в целях обеспечения правильного измерения кровяного давления.

Однако, как отмечалось выше, определение RES также полезно для других целей. Например, для молодых пациентов с нормальным давлением и частотой сердечных сокращений, RES≈0,3. Если RES>0,3 (например, RES=0,5 до 0,6), это является указанием на чрезвычайное расширение сосудов пациента в связи с вероятным септическим шоком и, следовательно, недостаточной перфузией почек. Отрицательное значение RES (например, -0,5 и -0,6) будет связано с плохой сократительной способностью сердца по отношению к жесткости сосудов сердечно-сосудистой системы. Или быстрый рост RES при переходе от спонтанного дыхания к апноэ свидетельствуют о субмассивной эмболии легких. Тем не менее, при мониторинге сердца при интенсивной терапии через определение RES можно контролировать эффективность конртпульсатора (внутриаортальный баллон-насос): в самом деле, правильные сокращения посредством конртпульсатора приводят к значениям RES гораздо более высоким, чем без конртпульсатора или при неправильных сокращениях посредством конртпульсатора. Кроме того, при экстракорпоральном кровообращении RES предполагает сильно отрицательные значения, становящиеся все более отрицательными с продлением этого состояния. Таким образом, RES может выявить эффективность механических аппаратов поддержки функций сердца и легких пациентов, к которым эти аппараты применяются.

Упомянутые значения RES могут варьироваться в зависимости от точки, где снимается сигнал давления (лучевой артерии, бедренной артерии, дуги аорты, легочной артерии). Сигналы, взятые на лучевой артерии, дают значения RES выше, чем значения, определяемые на основании сигналов, полученных в крупных артериях. Процесс изменения RES с течением времени, т.е. в течение периода наблюдения пациента, показывает реакцию биологической системы на различные раздражители и стресс, в том числе фармакологические стресс и раздражители.

Из приведенного выше описания очевидно, что определение RES в соответствии с изобретением может иметь несколько практических приложений. Прикладные примеры, приведенные выше, не должны быть истолкованы в любом ограничивающем смысле.

Приведенное выше описание иллюстрирует некоторые варианты осуществления и варианты настоящего изобретения, но предполагается, что любой специалист в данной области техники может вносить модификации и изменения, при этом не выходя за рамки предоставляемой правовой охраны, определяемой в прилагаемой формуле изобретения.

1. Способ автоматической обработки сигналов кровяного давления, содержащий по меньшей мере следующие этапы, на которых:
A. дискретизируют обнаруженный сигнал давления P(t) для одного или более сердечных сокращений, причем каждое сердечное сокращение начинается в начальный момент, совпадающий с моментом диастолического давления, и оканчивается в последний момент, совпадающий с моментом следующего диастолического давления, и содержит дикротическую точку, причем каждое сердечное сокращение имеет систолическую фазу, заключающуюся между начальной диастолической точкой и дикротической точкой; и
B. автоматически анализируют и выделяют морфологию дискретизированного сигнала давления P(t) для каждого сердечного сокращения, определяют момент и значение давления в одной или более характеристических точках сигнала P(t), выбранных из группы, содержащей: точку начального диастолического кровяного давления; точку систолического давления; дикротическую точку; и одну или более резонансных точек, каждая из которых возникает, когда вторая производная d2P/dt2 от сигнала давления P(t) имеет локальный максимум, в котором по меньшей мере характеристическая точка сигнала давления P(t) принадлежит к систолической фазе сердечного сокращения и отличается от точки начального диастолического давления;
причем способ отличается тем, что он дополнительно содержит следующий этап, на котором:
С. для каждого сердечного сокращения определяют значение энергетической эффективности посредством следующих подэтапов, на которых:
С. 1 определяют импеданс Zd-D(t) прямой динамической волны давления для каждой из упомянутых одной или более характеристических точек, принадлежащих систолической фазе рассматриваемого сердечного сокращения, за исключением точки начального диастолического давления, причем упомянутый импеданс Zd-D(t) прямой динамической волны давления задается соотношением между значением сигнала давления P(t) в характеристической точке и расстоянием (ti-t0) момента (ti) от начального момента (t0) рассматриваемого сердечного сокращения, и определяют импеданс ZD прямой волны давления путем сложения с чередующимися знаками значений импедансов Zd-D(t) прямой динамической волны давления, упорядоченных согласно прямому временному порядку, начиная с начального момента рассматриваемого сердечного сокращения, до дикротического момента, применяют положительный знак к первому импедансу Zd-D(t) прямой динамической волны давления согласно прямому временному порядку;
С. 2 определяют для каждой из упомянутых одной или более характеристических точек динамический отраженный импеданс Zd_R(t), который задается отношением между давлением в характеристических точках и расстоянием (T-ti) соответствующего момента от последнего момента (Т) сокращения, и определяют значение импеданса ZR отраженных волн давления, получая его путем сложения с чередующимися знаками динамических импедансов второго набора точек, определенных таким образом, отсортированных в
соответствии с их обратным временным порядком, начиная с последнего момента сокращения до момента начального диастолического давления, применяя положительный знак к первому динамическому импедансу Zd_R(t) в соответствии с обратным временным порядком;
C. 3 определяют упомянутую энергетическую эффективность как соотношение между импедансом ZD давления прямой волны и импедансом ZR отраженных волн: RES=ZD/ZR.

2. Способ по п. 1, отличающийся тем, что дополнительно содержит следующие этапы, на которых:
D. проверяют в отношении упомянутой энергетической эффективности, определенной на этапе С, является ли первая производная dP/dt сигнала давления P(t) более низкой, чем первое максимальное пороговое значение Td на всем протяжении рассматриваемого сердечного сокращения, и является ли вторая производная d2P/dt2 более низкой, чем второе максимальное пороговое значение Td2 на всем протяжении рассматриваемого сердечного сокращения, и в отрицательном случае выполняют этап Е, в противном случае выполняют этап F;
E. выбирают частоту отсечки фильтра нижних частот на основе энергетической эффективности, определенной на этапе С, из первой производной dP/dt и второй производной d2P/dt2, и применяют упомянутый фильтр нижних частот к сигналу давления P(t) для того, чтобы получить новый дискретизированный сигнал давления и выполнить предыдущие этапы, начиная с этапа В;
F. обеспечивают в качестве выходного сигнала сигнал P(t), при котором этап В был выполнен в последний раз.

3. Способ по п. 1, отличающийся тем, что одну или более упомянутых резонансных точек определяют на этапе В посредством следующих подэтапов, на которых:
В. 2 определяют общее число NdP-max точек локального максимума первой производной dP/dt сигнала давления (дискретизированного) в диапазоне одного сердечного сокращения;
В. 3 определяют точки относительного максимума второй производной d2P/dt2 сигнала давления в диапазоне одного сердечного сокращения, и
В. 4 определяют NdP-max точек относительного максимума второй производной d2P/dt2, имеющих самые высокие значения, и определяют Ndp-max моментов времени td2P_max (i), в которых они возникают, рассматривая точки сигнала давления в упомянутые NdP-max моментов времени td2p_max (i) как резонансные точки.

4. Способ по пп. 1 или 3, отличающийся тем, что на этапе В определяют следующие характеристические точки сигнала давления P(t):
- точку начального диастолического давления,
- точку систолического давления,
- дикротическую точку, и
- одну или более резонансных точек.

5. Способ по п. 2, отличающийся тем, что упомянутые первое максимальное пороговое значение Td и второе максимальное пороговое значение Td2 зависят от энергетической эффективности, определенной на этапе С.

6. Способ по п. 2, отличающийся тем, что на упомянутом этапе D проверяют, принадлежит ли упомянутая энергетическая
эффективность, определенная на этапе С, к одному из трех или более, предпочтительно четырех, смежных интервалов изменчивости, при этом первое максимальное пороговое значение Td и второе максимальное пороговое значение Td2 предпочтительно зависят от интервала, к которому принадлежит энергетическая эффективность, определенная на этапе С.

7. Способ по п. 6, отличающийся тем, что на упомянутом этапе Е частоту отсечки выбирают следующим образом:
- значения RES выделяют в три или более, предпочтительно в четыре, смежных интервала изменчивости;
- для каждого из упомянутых трех или более смежных интервалов изменчивости энергетической эффективности, определенной на этапе С, значения первой производной dP/dt сигнала давления на протяжении всего сердечного сокращения выделяют в три или более, предпочтительно шесть, смежных интервалов изменчивости;
- и для каждого из упомянутых интервалов изменчивости первой производной dP/dt сигнала давления P(t) на протяжении всего сердечного сокращения значения второй производной d2P/dt2 сигнала давления выделяют в три или более, предпочтительно четыре, неперекрывающихся интервала изменчивости, которым соответствует соответствующее значение упомянутой частоты отсечки.

8. Способ по п. 2, отличающийся тем, что упомянутая частота отсечки возрастает по мере того, как возрастает первая производная dP/dt сигнала давления P(t), причем энергетическая эффективность и вторая производная d2P/dt2 сигнала давления P(t) постоянны.

9. Способ по п. 2, отличающийся тем, что упомянутая частота отсечки уменьшается по мере того, как возрастает вторая производная d2P/dt2 сигнала давления P(t), причем энергетическая эффективность и первая производная dP/dt сигнала давления P(t) постоянны.

10. Способ по п. 2, отличающийся тем, что упомянутая частота отсечки изменяется в промежутке от 0,5 Гц до 10 Гц, предпочтительно в промежутке от 2 Гц до 80 Гц, более предпочтительно в промежутке от 3 Гц до 60 Гц.

11. Способ по п. 2, отличающийся тем, что на этапе F сигнал давления P(t) отображают на дисплее.

12. Способ по п. 2, отличающийся тем, что на этапе С RES отображают на дисплее.

13. Автоматическое устройство для обработки сигнала кровяного давления, отличающееся тем, что оно содержит средство обработки для выполнения этапов способа по любому из пп. 1-12.

14. Запоминающий носитель, считываемый компьютерными средствами, на котором сохранена компьютерная программа, содержащая кодовые средства для выполнения этапов способа по любому из пп. 1-12 при работе в соединении со средством обработки устройства.



 

Похожие патенты:

Изобретение относится к средствам контроля уровня глюкозы. Способ предоставления информации о концентрации аналита состоит в том, что измеряют с помощью датчика аналита значение концентрации по меньшей мере одного аналита, присутствующего в каждом из множества физиологических образцов, взятых в течение первого предварительно определенного временного интервала, сохраняют значения концентрации аналита, определяют соответствие количества сохраненных значений концентрации аналита, минимальному пороговому значению, представляют текущее измерение концентрации аналита одновременно с по меньшей мере одним из двух выбираемых заголовков сообщения, содержащих обзор сохраненных значений концентрации аналита за предварительно определенный временной интервал или модель тенденции изменения сохраненных значений концентрации аналита и демонстрируют сообщение после выбора заголовка сообщения для модели тенденции изменения за второй предварительно определенный временной интервал.
Изобретение относится к комплексам автоматизированного управления ракетными формированиями и формированиями реактивных систем залпового огня крупного калибра.

Изобретение относится к медицинскому наблюдению. Техническим результатом является снижение потери данных пациента, а также медицинских ошибок, обусловленных неоднозначностью идентификатора (ID) пациента.

Изобретение относится к области подготовки и обслуживанию транспортных средств. Технический результат - сокращение времени подготовки транспортного средства к прокату.

Изобретение относится к способам, устройству и машиночитаемому носителю для проведения соревнования в режиме реального времени. Техническим результатом является повышение надежности проведения соревнований в режиме реального времени между пользователями компьютерных устройств.

Группа изобретений относится к медицине. Система подачи внутривенной жидкости содержит одноразовый комплект подачи внутривенной жидкости и внутривенный насос.

Изобретение относится к области геофизики и может быть использовано при моделировании геологических объектов. Предложен способ (варианты) определения репрезентативных элементов площадей и объемов в пористой среде.

Изобретение относится к информационно-вычислительным системам и устройствам, обеспечивающим решение задач дистанционного управления движением подвижных объектов по заданному алгоритму в автоматическом и ручном режимах.

Изобретение относится к области медицинских вмешательств, а именно к области чрескожных вмешательств посредством иглы для диагностирования широкого спектра заболеваний.

Изобретение относится к системе и способу для отслеживания параметров крови. Техническим результатом является повышение точности дозировки при непрерывной подаче медикамента.

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

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

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

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

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