Устройство для анализа пульсовой волны и носитель записи



Устройство для анализа пульсовой волны и носитель записи
Устройство для анализа пульсовой волны и носитель записи
Устройство для анализа пульсовой волны и носитель записи
Устройство для анализа пульсовой волны и носитель записи
Устройство для анализа пульсовой волны и носитель записи
Устройство для анализа пульсовой волны и носитель записи
Устройство для анализа пульсовой волны и носитель записи
Устройство для анализа пульсовой волны и носитель записи
Устройство для анализа пульсовой волны и носитель записи
Устройство для анализа пульсовой волны и носитель записи
Устройство для анализа пульсовой волны и носитель записи
Устройство для анализа пульсовой волны и носитель записи
Устройство для анализа пульсовой волны и носитель записи
Устройство для анализа пульсовой волны и носитель записи
Устройство для анализа пульсовой волны и носитель записи
Устройство для анализа пульсовой волны и носитель записи
Устройство для анализа пульсовой волны и носитель записи
Устройство для анализа пульсовой волны и носитель записи
Устройство для анализа пульсовой волны и носитель записи
Устройство для анализа пульсовой волны и носитель записи
Устройство для анализа пульсовой волны и носитель записи
Устройство для анализа пульсовой волны и носитель записи
Устройство для анализа пульсовой волны и носитель записи
Устройство для анализа пульсовой волны и носитель записи
Устройство для анализа пульсовой волны и носитель записи
Устройство для анализа пульсовой волны и носитель записи
Устройство для анализа пульсовой волны и носитель записи
Устройство для анализа пульсовой волны и носитель записи
Устройство для анализа пульсовой волны и носитель записи
Устройство для анализа пульсовой волны и носитель записи
Устройство для анализа пульсовой волны и носитель записи
Устройство для анализа пульсовой волны и носитель записи
Устройство для анализа пульсовой волны и носитель записи
Устройство для анализа пульсовой волны и носитель записи
Устройство для анализа пульсовой волны и носитель записи
Устройство для анализа пульсовой волны и носитель записи
Устройство для анализа пульсовой волны и носитель записи
Устройство для анализа пульсовой волны и носитель записи
Устройство для анализа пульсовой волны и носитель записи
Устройство для анализа пульсовой волны и носитель записи
Устройство для анализа пульсовой волны и носитель записи
Устройство для анализа пульсовой волны и носитель записи
Устройство для анализа пульсовой волны и носитель записи
Устройство для анализа пульсовой волны и носитель записи
Устройство для анализа пульсовой волны и носитель записи
Устройство для анализа пульсовой волны и носитель записи
Устройство для анализа пульсовой волны и носитель записи

 


Владельцы патента RU 2570282:

ОМРОН ХЭЛТКЭА КО., ЛТД. (JP)

Изобретение относится к медицине. Способ анализа пульсовой волны выполняют при помощи устройства обработки информации, содержащего запоминающее устройство, блок управления и блок вывода. При этом сохраняют посредством запоминающего устройства пульсовой сигнал для множества сердечных сокращений. Анализируют посредством блока управления пульсовой сигнал для множества сердечных сокращений, чтобы вычислить показатель для анализа пульсовой волны. Показатель для анализа пульсовой волны представляет собой количественную характеристику пульсовых волн объекта измерения. На этапе анализа интегрируют формы пульсовых сигналов от каждого сердечного сокращения, которые составляют пульсовый сигнал для множества сердечных сокращений, чтобы получить интегрированную форму пульсового сигнала, и вычисляют показатель для анализа пульсовой волны после исключения в качестве объекта вычисления сердечного сокращения, для которого степень приближения между интегрированной формой пульсового сигнала и формой пульсового сигнала данного сердечного сокращения меньше порогового значения. Выводят посредством блока вывода вычисленный показатель для анализа пульсовой волны в качестве результата анализа. Применение изобретения позволит повысить точность определения показателя для анализа пульсовой волны путем обеспечения возможности вычисления показателя с использованием только стабильных сердечных сокращений. 7 з.п. ф-лы, 30 ил.

 

Область техники, к которой относится изобретение

Настоящее изобретение относится к устройству для анализа пульсовой волны и, в частности, к устройству для анализа пульсовой волны и носителю записи, содержащему записанную на нем программу анализа пульсовой волны, которая может вычислять предварительно заданный показатель для анализа пульсовой волны посредством анализа пульсового сигнала для множества сердечных сокращений.

Уровень техники

Анализ пульсовой волны применяют при измерении показателя для анализа пульсовой волны, например скорости распространения пульсовой волны. Скорость распространения пульсовой волны используют в медицинской практике в качестве показателя для неинвазивной оценки жесткости вен.

Ниже приведены примеры методов для точного измерения показателя для анализа пульсовой волны.

В патенте JP 2006-247221A (патентном документе 1) раскрывается определение того, содержит ли пульсовая волна шум, с использованием автокорреляционной функции сигнала.

В патенте JP 2001-128946A (патентном документе 2) раскрывается детектирование провалов и вычисление скорости распространения пульсовой волны на основании разности по времени упомянутых провалов для измерения точной информации о скорости распространения пульсовой волны.

В патенте JP H10-328150A (патентном документе 3) раскрывается вычисление скорости распространения пульсовой волны с использованием линии с максимальным наклоном и изоэлектрической линии волны, синхронизированной с сердечными сокращениями, чтобы с высокой точностью измерять скорость распространения пульсовой волны.

В патенте JP 2008-168073A (патентном документе 4) раскрывается детектирование характерной точки полученной пульсовой волны и отображения пульсового сигнала на экране в реальном времени с четко указанной характерной точкой, чтобы повысить достоверность и эффективность оценки артериосклероза.

Список библиографических ссылок

Патентная литература

Патентный документ 1: JP 2006-247221A

Патентный документ 2: JP 2001-128946A

Патентный документ 3: JP H10-328150A

Патентный документ 4: JP 2008-168073A

Раскрытие изобретения

Техническая проблема

Скорость распространения пульсовой волны, которая представляет собой один из типов показателей для анализа пульсовой волны, получают, в частности, следующим способом. В случае скорости распространения пульсовой волны плечо-лодыжка (baPWV), которая является одной из форм скорости распространения пульсовой волны, манжеты, наложенные вокруг плеча и лодыжки, поддерживаются под заданным давлением, и полученный сигнал записи пульсового кровенаполнения (PVR) записывается на протяжении от нескольких сердечных сокращений до десятка или около того сердечных сокращений. Затем, скорость распространения пульсовой волны вычисляют путем детектирования местоположения начала нарастания пульсовой волны для каждого сердечного сокращения как в сигнале PVR на плече, так и в сигнале PVR на лодыжке.

При использовании данного способа пульсовые волны для всех сердечных сокращений используют при вычислении показателя для анализа пульсовой волны, поэтому, если случается аритмия, перемещение тела или что-то подобное во время получения сигнала PVR, то пульсовая волна становится нарушенной, и точность измерения показателя снижается. В результате, существует риск использования ошибочного измеренного значения (неточного показателя для анализа пульсовой волны) при диагностике.

Поэтому предложения, представленные в вышеприведенной патентной литературе, нельзя назвать достаточными для высокоточного вычисления показателя для анализа пульсовой волны.

Настоящее изобретение создано для решения вышеописанных проблем, и задачей изобретения является создание устройства для анализа пульсовой волны и носителя записи, содержащего записанную на нем программу анализа пульсовой волны, которая может с высокой точностью вычислять показатель для анализа пульсовой волны.

Решение проблемы

Устройство для анализа пульсовой волны в соответствии с одним аспектом настоящего изобретения содержит: запоминающее устройство для хранения пульсового сигнала для множества сердечных сокращений; блок обработки анализа, который выполняет обработку для вычисления показателя для анализа пульсовой волны посредством анализа пульсового сигнала для множества сердечных сокращений; и блок вывода для вывода вычисленного показателя для анализа пульсовой волны как результата анализа. Блок обработки анализа интегрирует формы пульсовых сигналов каждого сердечного сокращения, которые составляют пульсовый сигнал для множества сердечных сокращений, чтобы получить интегрированную форму пульсового сигнала, и вычисляет показатель для анализа пульсовой волны, после исключения из объекта вычислений, сердечного сокращения, для которого степень приближения между интегрированной формой пульсового сигнала и формой пульсового сигнала данного сердечного сокращения является низкой.

В предпочтительном варианте блок обработки анализа дополнительно вычисляет степень стабильности сердечных сокращений посредством интегрирования степеней приближения каждой формы пульсового сигнала, использованной при вычислении показателя для анализа пульсовой волны, и блок вывода дополнительно выводит степень стабильности в качестве показателя, указывающего достоверность показателя для анализа пульсовой волны.

В предпочтительном варианте запоминающее устройство сохраняет пульсовый сигнал для множества сердечных сокращений для каждой конечности, блок обработки анализа интегрирует формы пульсовых сигналов от каждого сердечного сокращения и вычисляет степень приближения, показатель для анализа пульсовой волны и степень стабильности, и блок вывода выводит, как результат анализа, показатель для анализа пульсовой волны, для которого степень стабильности является максимальной.

В предпочтительном варианте запоминающее устройство сохраняет пульсовый сигнал для множества сердечных сокращений для левой конечности и правой конечности, и блок обработки анализа вычисляет степень приближения для каждой конечности и вычисляет показатель для анализа пульсовой волны с использованием формы пульсового сигнала на конечности, для которой степень приближения является максимальной.

В предпочтительном варианте при вычислении степени приближения блок обработки анализа ограничивает формы пульсовых сигналов от каждого сердечного сокращения до диапазона, оказывающего влияние на вычисление показателя для анализа пульсовой волны.

В предпочтительном варианте показатель для анализа пульсовой волны указывает степень артериосклероза и/или степень стеноза кровеносных сосудов.

В предпочтительном варианте показатель для анализа пульсовой волны содержит скорость распространения пульсовой волны в качестве показателя, указывающего степень артериосклероза.

В предпочтительном варианте устройство для анализа пульсовой волны дополнительно содержит блок детектирования пульсовой волны для детектирования пульсовой волны на конечности, при этом блок обработки анализа вычисляет пульсовый сигнал для множества сердечных сокращений на основании сигнала детектирования из блока детектирования пульсовой волны.

Носитель записи в соответствии с другим аспектом настоящего изобретения содержит записанную на нем программу анализа пульсовой волны для побуждения компьютера функционировать как устройство для анализа пульсовой волны. Программа анализа пульсовой волны побуждает компьютер исполнять этапы интегрирования форм пульсовых сигналов каждого сердечного сокращения, которые составляют пульсовый сигнал для множества сердечных сокращений, сохраненный в запоминающем устройстве, чтобы получить интегрированную форму пульсового сигнала; вычисления показателя для анализа пульсовой волны после исключения из объекта вычислений сердечного сокращения, для которого степень приближения между интегрированной формой пульсового сигнала и формой пульсового сигнала сердечного сокращения является низкой; и вывода вычисленного показателя для анализа пульсовой волны в качестве результата анализа.

Полезные эффекты изобретения

Настоящее изобретение обеспечивает возможность вычисления показателя для анализа пульсовой волны с использованием только стабильных сердечных сокращений, содержащих незначительное воздействие от перемещения тела и т.п. В результате возможен вывод высокоточного показателя для анализа пульсовой волны в качестве результата анализа.

Краткое описание чертежей

Фиг.1 - принципиальная схема конфигурации устройства для анализа пульсовой волны в соответствии с вариантом осуществления настоящего изобретения.

Фиг.2 - функциональная блок-схема, представляющая функциональную конфигурацию устройства для анализа пульсовой волны в соответствии с вариантом осуществления настоящего изобретения.

Фиг.3 - схема, представляющая пример результатов измерения пульсовой волны на каждой конечности.

Фиг.4 - схема для иллюстрации способа вычисления степени приближения между интегрированной формой пульсового сигнала и каждым сердечным сокращением в соответствии с вариантом осуществления настоящего изобретения.

Фиг.5 - схема для иллюстрации способа вычисления расстояния распространения пульсовой волны.

Фиг.6 - блок-схема последовательности операций способа обработки анализа пульсовой волны в соответствии с вариантом осуществления настоящего изобретения.

Фиг.7 - схема, представляющая пример результатов исключающей обработки на этапе S108, показанном на фиг.6.

Фиг.8 - схема, представляющая пример вывода информации о результатах анализа в соответствии с вариантом осуществления настоящего изобретения.

Фиг.9 - схема, представляющая другой пример вывода информации о результате анализа в соответствии с вариантом осуществления настоящего изобретения.

Фиг.10 - схема, представляющая еще один пример вывода информации о результате анализа в соответствии с вариантом осуществления настоящего изобретения.

Фиг.11A - схема, представляющая пульсовый сигнал для множества сердечных сокращений при измерении ID1.

Фиг.11B - схема, представляющая формы пульсовых сигналов каждого сердечного сокращения из показанных на фиг.11A, наложенные друг на друга, с использованием местоположения начала нарастания в качестве начала отсчета.

Фиг.12A - схема, представляющая пульсовый сигнал для множества сердечных сокращений при измерении ID2.

Фиг.12B - схема, представляющая формы пульсовых сигналов каждого сердечного сокращения из показанных на фиг.12A, наложенные друг на друга, с использованием местоположения начала нарастания в качестве начала отсчета.

Фиг.13A - схема, представляющая пульсовый сигнал для множества сердечных сокращений при измерении ID3.

Фиг.13B - схема, представляющая формы пульсовых сигналов каждого сердечного сокращения из показанных на фиг.13A, наложенные друг на друга, с использованием местоположения начала нарастания в качестве начала отсчета.

Фиг.14A - схема, представляющая пульсовый сигнал для множества сердечных сокращений при измерении ID4.

Фиг.14B - схема, представляющая формы пульсовых сигналов каждого сердечного сокращения из показанных на фиг.14A, наложенные друг на друга, с использованием местоположения начала нарастания в качестве начала отсчета.

Фиг.15A - схема, представляющая пульсовый сигнал для множества сердечных сокращений при измерении ID5.

Фиг.15B - схема, представляющая формы пульсовых сигналов каждого сердечного сокращения из показанных на фиг.15A, наложенные друг на друга, с использованием местоположения начала нарастания в качестве начала отсчета.

Фиг.16A - схема, представляющая пульсовый сигнал для множества сердечных сокращений при измерении ID6.

Фиг.16B - схема, представляющая формы пульсовых сигналов каждого сердечного сокращения из показанных на фиг.16A, наложенные друг на друга, с использованием местоположения начала нарастания в качестве начала отсчета.

Фиг.17A - схема, представляющая пульсовый сигнал для множества сердечных сокращений при измерении ID7.

Фиг.17B - схема, представляющая формы пульсовых сигналов каждого сердечного сокращения из показанных на фиг.17A, наложенные друг на друга, с использованием местоположения начала нарастания в качестве начала отсчета.

Фиг.18A - схема, представляющая пульсовый сигнал для множества сердечных сокращений при измерении ID8.

Фиг.18B - схема, представляющая формы пульсовых сигналов каждого сердечного сокращения из показанных на фиг.18A, наложенные друг на друга, с использованием местоположения начала нарастания в качестве начала отсчета.

Фиг.19A - схема, представляющая пульсовый сигнал для множества сердечных сокращений при измерении ID9.

Фиг.19B - схема, представляющая формы пульсовых сигналов каждого сердечного сокращения из показанных на фиг.19A, наложенные друг на друга, с использованием местоположения начала нарастания в качестве начала отсчета.

Фиг.20A - схема, представляющая пульсовый сигнал для множества сердечных сокращений при измерении ID10.

Фиг.20B - схема, представляющая формы пульсовых сигналов каждого сердечного сокращения из показанных на фиг.20A, наложенные друг на друга, с использованием местоположения начала нарастания в качестве начала отсчета.

Фиг.21A - схема, представляющая пульсовый сигнал для множества сердечных сокращений при измерении ID11.

Фиг.21B - схема, представляющая формы пульсовых сигналов каждого сердечного сокращения из показанных на фиг.21A, наложенные друг на друга, с использованием местоположения начала нарастания в качестве начала отсчета.

Фиг.22A - схема, представляющая пульсовый сигнал для множества сердечных сокращений при измерении ID12.

Фиг.22B - схема, представляющая формы пульсовых сигналов каждого сердечного сокращения из показанных на фиг.22A, наложенные друг на друга, с использованием местоположения начала нарастания в качестве начала отсчета.

Фиг.23A - схема, представляющая пульсовый сигнал для множества сердечных сокращений при измерении ID13.

Фиг.23B - схема, представляющая формы пульсовых сигналов каждого сердечного сокращения из показанных на фиг.23A, наложенные друг на друга, с использованием местоположения начала нарастания в качестве начала отсчета.

Фиг.24A - схема, представляющая пульсовый сигнал для множества сердечных сокращений при измерении ID14.

Фиг.24B - схема, представляющая формы пульсовых сигналов каждого сердечного сокращения из показанных на фиг.24A, наложенные друг на друга, с использованием местоположения начала нарастания в качестве начала отсчета.

Фиг.25A - схема, представляющая пульсовый сигнал для множества сердечных сокращений при измерении ID15.

Фиг.25B - схема, представляющая формы пульсовых сигналов каждого сердечного сокращения из показанных на фиг.25A, наложенные друг на друга, с использованием местоположения начала нарастания в качестве начала отсчета.

Фиг.26A - схема, представляющая пульсовый сигнал для множества сердечных сокращений при измерении ID16.

Фиг.26B - схема, представляющая формы пульсовых сигналов каждого сердечного сокращения из показанных на фиг.26A, наложенные друг на друга, с использованием местоположения начала нарастания в качестве начала отсчета.

Фиг.27A - схема, представляющая пульсовый сигнал для множества сердечных сокращений при измерении ID17.

Фиг.27B - схема, представляющая формы пульсовых сигналов каждого сердечного сокращения из показанных на фиг.27A, наложенные друг на друга, с использованием местоположения начала нарастания в качестве начала отсчета.

Фиг.28 - схема, представляющая взаимосвязь между порядком степеней приближения, вычисленных устройством, и порядком степеней приближения, полученных наблюдателем, в случае задания в качестве целей пульсовых сигналов, показанных на фиг.11A-27B.

Фиг.29 - схема, представляющая корреляцию между порядком степеней приближения, вычисленных устройством, и порядком степеней приближения, полученных наблюдателем, показанных на фиг.28.

Фиг.30 - схема для пояснения способа вычисления показателя для анализа пульсовой волны в соответствии со второй модификацией варианта осуществления настоящего изобретения.

Осуществление изобретения

Ниже приведено подробное описание варианта осуществления настоящего изобретения со ссылкой на чертежи. Следует отметить, что на чертежах одинаковые позиции обозначают соответствующие части, и их избыточное описание приводиться не будет.

Принципиальная схема конфигурации

На фиг.1 представлена принципиальная схема конфигурации устройства 100 для анализа пульсовой волны в соответствии с вариантом осуществления настоящего изобретения.

Как показано на фиг.1, устройство 100 для анализа пульсовой волны содержит блок 1 обработки информации, четыре блока 20ar, 20al, 20br и 20bl детектирования и четыре манжеты 24ar, 24al, 24br и 24bl.

Манжеты 24ar, 24al, 24br и 24bl наложены на соответствующие конечности объекта 200 измерения. В частности, упомянутые манжеты наложены, соответственно, на правое плечо (верхнюю правую конечность), левое плечо (верхнюю левую конечность), правую лодыжку (нижнюю правую конечность) и левую лодыжку (нижнюю левую конечность). Следует отметить, что термин «конечность» относится к месту на любой из четырех конечностей человека и может означать запястье, палец и т.п. Манжеты 24ar, 24al, 24br и 24bl ниже именуются, в совокупности, «манжетами 24», когда специально не требуется проводить различие между ними.

Блоки 20ar, 20al, 20br и 20bl детектирования содержат, каждый, аппаратные средства, необходимые для детектирования пульсовой волны конечности объекта 200 измерения. Поскольку достаточно, чтобы все блоки 20ar, 20al, 20br и 20bl детектирования имели одинаковую конфигурацию, то упомянутые блоки ниже именуются, в совокупности, «блоками 20», когда специально не требуется проводить различие между ними.

Блок 1 обработки информации содержит блок 2 управления, блок 4 вывода, операционный блок 6 и запоминающее устройство 8.

Блок 2 управления является устройством, которое выполняет общее управление устройством 100 для анализа пульсовой волны, и, обычно, выполнен в виде компьютера, содержащего CPU (центральный процессор) 10, устройстве ROM (постоянной памяти) 12 и устройстве RAM (оперативной памяти) 14.

Центральный процессор (CPU) 10 соответствует арифметическому блоку обработки, и центральный процессор (CPU) 10 считывает программу, предварительно записанную в устройстве ROM 12, и исполняет программу при использовании устройства RAM 14 в качестве рабочей памяти.

Кроме того, блок 2 управления соединен с блоком 4 вывода, операционным блоком 6 и запоминающим устройством 8. Блок 4 вывода выводит измеренные пульсовые волны, результаты анализа пульсовых волн и т.п. Блок 4 вывода может быть дисплейным устройством, выполненным в виде LED (светодиодного) дисплея и LCD (жидкокристаллического) дисплея или подобного устройства, или принтера (драйвера).

Операционный блок 6 получает команды от пользователя. Запоминающее устройство 8 содержит данные и программы различных типов. Центральный процессор (CPU) 10 блока 2 управления считывает данные и программы, записанные в запоминающем устройстве 8, а также выполняет запись в запоминающее устройство 8. Запоминающее устройство 8 может быть сконфигурировано, например, в виде жесткого диска, энергонезависимой памяти (например, флэш-памяти) или съемного внешнего носителя записи.

Ниже приведено конкретное описание конфигурации блоков 20 детектирования.

Блок 20br детектирования регистрирует пульсовую волну на правом плече посредством регулировки и детектирования внутреннего давления манжеты 24br (в дальнейшем, называемого «манжетным давлением»), наложенной на правое плечо объекта 200 измерения. Манжета 24br содержит камеру для текучей среды (например, пневматическую камеру), которая не показана.

Блок 20br детектирования содержит датчик 28br давления, клапан 26br регулировки давления (сокращенно показанный как «PR клапан» на фиг.1), нагнетательный насос 25br, блок 29br A/D (аналого-цифрового) преобразования и трубку 27br. Манжета 24br соединена с датчиком 28br давления и клапаном 26br регулировки давления трубкой 22br.

Датчик 28br давления содержит несколько сенсорных элементов, расположенных с предварительно заданным интервалом на полупроводниковой интегральной схеме, выполненной из монокристаллического кремния или подобного материала, в месте детектирования, для детектирования колебаний давления, передаваемых по трубке 22br. Сигнал колебаний давления, зарегистрированный датчиком 28br давления, преобразуется в цифровой сигнал блоком 29br аналого-цифрового преобразования, и цифровой сигнал вводится в блок 2 управления в виде сигнала Pbr(t) пульсовой волны.

Клапан 26br регулировки давления установлен между нагнетательным насосом 25br и манжетой 24br и обеспечивает давление, используемое в процессе нагнетания давления манжеты 24br, на уровне в пределах предварительно заданного диапазона во время измерения. Нагнетательный насос 25br работает в соответствии с командой детектирования из блока 2 управления и подает воздух в камеру для текучей среды (не показанную) в манжете 24br для нагнетания давления в манжете 24br.

Вследствие вышеописанного нагнетания давления манжета 24br прижимается к месту измерения, и изменения давления, соответствующие пульсовой волне правого плеча, передаются в блок 20br детектирования по трубке 22br. Блок 20br детектирования регистрирует пульсовую волну правого плеча посредством детектирования переданных изменений давления.

Аналогично, блок 20bl детектирования также содержит датчик 28bl давления, клапан 26bl регулировки давления, нагнетательный насос 25bl, блок 29bl A/D (аналого-цифрового) преобразования и трубку 27bl. Манжета 24bl соединена с датчиком 28bl давления и клапаном 26bl регулировки давления трубкой 22bl.

Блок 20ar детектирования также содержит датчик 28ar, давления, клапан 26ar регулировки давления, нагнетательный насос 25ar, блок 29ar A/D (аналого-цифрового) преобразования и трубку 27ar. Манжета 24ar соединена с датчиком 28ar давления и клапаном 26ar регулировки давления трубкой 22ar.

Аналогично, блок 20al детектирования также содержит датчик 28al давления, клапан 26al регулировки давления, нагнетательный насос 25al, блок 29al A/D (аналого-цифрового) преобразования и трубку 27al. Манжета 24al соединена с датчиком 28al давления и клапаном 26al регулировки давления трубкой 22al.

Функции частей в блоках 20bl, 20ar и 20al аналогичны функциям частей блока 20br детектирования, и, поэтому, далее не приведено их излишнее подробное описание. Символические обозначения «ar», «br» и т.п. в описании частей в блоках 20 детектирования будут отсутствовать, когда специально не требуется проводить различие между ними.

Следует отметить, что в настоящем варианте осуществления приведено описание конфигурации для детектирования пульсовой волны с использованием датчика 28 давления, однако, возможно использование конфигурации для детектирования пульсовой волны с использованием датчика объема артерии (не показанного). В данном случае датчик объема артерии может содержать, например, светоизлучающий элемент для облучения светом артерии и фотоприемный элемент для приема света, испускаемого светоизлучающим элементом, как света, который прошел сквозь артерию или отражен артерией. В альтернативном варианте возможна конфигурация, в которой обеспечено несколько электродов для подведения слабого постоянного тока к месту измерения на объекте 200 измерения и детектирования изменений напряжения, которые возникают из-за изменений импеданса (биологического импеданса), происходящих в соответствии с распространением пульсовой волны.

Функциональная конфигурация

На фиг.2 представлена функциональная блок-схема, представляющая функциональную конфигурацию устройства 100 для анализа пульсовой волны в соответствии с вариантом осуществления настоящего изобретения.

Как показано на фиг.2, устройство 100 для анализа пульсовой волны в соответствии с настоящим вариантом осуществления содержит, как функции, регулировочный блок 30, блок 102 измерения пульсовой волны, блок 104 обработки анализа, блок 106 измерения артериального давления, блок 108 вычисления показателя артериального давления и блок 4 вывода. Следует отметить, что блок 106 измерения артериального давления и блок 108 вычисления показателя артериального давления не обязательно должны входить в функциональную конфигурацию устройства 100 для анализа пульсовой волны.

Регулировочный блок 30 является функциональным блоком, который регулирует давление внутри манжет 24. Функция регулировочного блока 30 обеспечивается нагнетательными насосами 25 и клапанами 26 регулировки давления, показанными, например, на фиг.1.

Блок 102 измерения пульсовой волны соединен с регулировочным блоком 30 и блоком 29 аналого-цифрового (A/D) преобразования и выполняет обработку для измерения пульсовой волны (PVR) в каждой конечности. Блок 102 измерения пульсовой волны регулирует внутреннее давление манжет 24 посредством передачи командного сигнала в регулировочный блок 30 и получает сигналы Par(t), Pal(t), Pbr(t) и Pbl(t) давления манжет, которые были продетектированы в ответ на командный сигнал. Затем полученные сигналы Par(t), Pal(t), Pbr(t) и Pbl(t) давления манжет записываются во временных последовательностях и тем самым получается пульсовый сигнал для множества сердечных сокращений для каждой конечности. Измерение пульсовой волны выполняется, например, в течение предварительно заданного времени (например, приблизительно 10 сек).

Результаты измерения пульсовой волны, полученные блоком 102 измерения пульсовой волны, могут быть выведены блоком 4 вывода.

На фиг.3 приведена схема, представляющая пример результатов измерения пульсовой волны для каждой конечности. На фиг.3 пульсовые сигналы на конечностях показаны вдоль одной временной оси. Местоположение начала нарастания пульсовых волн каждого сердечного сокращения может быть указано пунктирной линией или подобным образом, как показано на фиг.3.

Блок 104 обработки анализа анализирует пульсовые волны на каждой конечности, измеренные блоком 102 измерения пульсовой волны, чтобы вычислить предварительно заданный показатель для анализа пульсовой волны (в дальнейшем сокращенно называемый «показателем для анализа») в качестве количественной характеристики пульсовых волн объекта 200 измерения (фиг.1). В настоящем варианте осуществления термин «показатель для анализа» относится к показателю, имеющему корреляцию с артериосклерозом и/или стенозом кровеносных сосудов. Иначе говоря, термин «показатель для анализа» указывает степень артериосклероза и/или степень стеноза кровеносных сосудов.

Примеры показателя для анализа, указывающего степень артериосклероза, содержат скорость распространения пульсовой волны, PTT (время распространения пульсовой волны), AI (показатель приращения) и TR (время распространения до отраженной волны). Следует отметить, что вычисление скорости распространения пульсовой волны не ограничено использованием пульсовых волн в плече и пульсовых волн в лодыжке (т.е. baPWV), и для вычисления скорости распространения пульсовой волны можно использовать пульсовые волны в двух других местах измерения или пульсовую волну только в одном месте измерения (конечности).

Примеры показателя для анализа, указывающего степень стеноза кровеносных сосудов, содержат характеристическое значение нарастания пульсовой волны в лодыжке и заостренность пульсовой волны. Характеристическое значение нарастания пульсовой волны в лодыжке вычисляется, например, как UT (время подъема). Время подъема (UT) вычисляется как период нарастания пульсовой волны в лодыжке с момента начала нарастания до максимума. Заостренность пульсовой волны вычисляется как %MAP (нормированная площадь пульсовой волны). В данном случае %MAP вычисляется, например, как процентное отношение M к H (=M/H×100), где M означает высоту от минимального артериального давления, когда площадь пульсовой волны выровнена, и H означает высоту в максимуме пульсовой волны (т.е. давление пульса).

Хотя в описании настоящего варианта осуществления в качестве показателя для анализа вычисляется baPWV, возможно вычисление других количественных характеристик, например, описанных выше.

Блок 104 обработки анализа выполняет обработку для распознавания формы пульсового сигнала (формы данного пульсового сигнала) каждого сердечного сокращения в пульсовом сигнале для множества сердечных сокращений. В частности, блок 104 обработки анализа выполняет обработку по выделению пульсовых волн, чтобы выделить пульсовый сигнал для каждого сердечного сокращения. Соответственно, форма пульсового сигнала распознается для каждого сердечного сокращения. Упомянутая обработка по выделению пульсовых волн может быть реализована известным методом, например, обработкой с дифференцированием или обработкой с фильтрацией с использованием заданной частоты.

Блок 104 обработки анализа интегрирует распознанные формы пульсового сигнала каждого сердечного сокращения и вычисляет степень приближения между интегрированной формой пульсовой волны (в дальнейшем, называемой также «интегрированной формой») и каждым сердечным сокращением. В настоящем варианте осуществления формулировка «интегрирует распознанные формы пульсового сигнала каждого сердечного сокращения» относится к усреднению форм пульсового сигнала каждого сердечного сокращения, однако, можно выполнять обработку, эквивалентную усреднению.

В настоящем варианте осуществления формулировка «степень приближения» относится к значению, указывающему, в какой степени две формы сигнала близки друг другу, и, в частности, формулировка «степень приближения» относится к численному значению, указывающему, насколько совпадают две формы сигнала. Степень приближения получают с использованием нижеприведенного выражения (1), например.

С Т Е П Е Н Ь П Р И Б Л И Ж Е Н И Я = 1 | ( P i P a ) | . (1)

На фиг.4 представлена схема для иллюстрации способа вычисления степени приближения между интегрированной формой и каждым сердечным сокращением в соответствии с вариантом осуществления настоящего изобретения.

Как показано на фиг.4, степень приближения вычисляется как величина, обратная площади, образованной в результате несовпадения интегрированной формы Wa и измеренной формы Wi пульсового сигнала i-го сердечного сокращения. Другими словами, степень приближения может быть получена как величина, обратная суммарному значению разности между значениями Pa и Pi амплитуды в каждый момент взятия отсчета, когда в качестве начала отсчета используют начало нарастания пульса.

Степень приближения можно также получить как величину, обратную интегрированному значению разности между значениями Pa и Pi амплитуды в каждый момент взятия отсчета.

Возможен также вариант, в котором разность между значениями Pa и Pi амплитуды взвешивают и степень приближения получают с использованием величины, обратной квадрату суммы разностей между значениями Pa и Pi амплитуды, как показано в выражении (2), приведенном ниже.

С Т Е П Е Н Ь П Р И Б Л И Ж Е Н И Я = 1 ( P i P a ) 2 . (2)

Выражение для вычисления степени приближения определяют на основании результатов предварительно выполненных экспериментов. Описание способа (принципа) установки выражения для вычисления степени приближения приведено в дальнейшем.

Следует отметить, что хотя в настоящем варианте осуществления степень приближения с интегрированной пульсовой волной получают для пульсовых волн всех сердечных сокращений, с использованием начала нарастания пульса в качестве начала отсчета, сегмент, используемый при вычислении степеней приближения, можно ограничивать до диапазона, который оказывает наибольшее влияние на показатель для анализа. Например, этот сегмент может быть ограничен до диапазона от момента начала нарастания пульсового сигнала до максимума или может быть ограничен до первой половины пульсового сигнала. Иначе говоря, возможна конфигурация, в которой последняя половина формы пульсового сигнала одного сердечного сокращения, которая не влияет на вычисление показателя для анализа, не используется при вычислении степени приближения.

Кроме того, хотя при вычислении степени приближения применяется разность между значениями амплитуды, когда началом отсчета является начало нарастания пульса, местоположение начала отсчета (местоположение, в котором две формы сигнала совпадают) не ограничено началом нарастания пульса. Например, в качестве точки начала можно задать некоторое опорное местоположение, например, максимум пульсового сигнала. В альтернативном варианте вместо некоторой опорной точки в качестве начала отсчета можно определить местоположение каждого сердечного сокращения, в котором имеет место максимальная степень приближения с интегрированной формой сигнала.

Хотя в настоящем варианте осуществления вычисляется степень приближения, можно вычислять также «степень несовпадения» с интегрированной формой. Степень несовпадения можно вычислять как величину, обратную степени приближения, полученной с использованием выражений (1) или (2).

Блок 104 обработки анализа задает сердечные сокращения, для которых определена низкая степень приближения формы пульсового сигнала (т.е. высокая степень несовпадения) с интегрированной формой, и исключает заданные сердечные сокращения из объектов вычисления показателя для анализа. Такое исключение форм пульсовых сигналов, для которых степень приближения с интегрированной формой является низкой, надлежащим образом исключает пульсовые волны, которые являются нестабильными и характеризуются высокой вероятностью случайного нарушения вследствие аритмии или перемещения тела.

Обычно, после того как измерялись пульсовые сигналы для множества сердечных сокращений, как показано на фиг.3, врач визуально определял, нарушены ли формы сигналов, но в соответствии с настоящим изобретением вычисляется степень приближения с интегрированной формой, что позволяет определять, нарушена ли форма сигнала, на основании арифметической операции.

Блок 104 обработки анализа вычисляет baPWV путем анализа пульсовых сигналов только таких сердечных сокращений, которые не были исключены, то есть только стабильных пульсовых сигналов. В настоящем варианте осуществления блок 104 обработки анализа вычисляет baPWV двух типов с использованием как левой, так и правой лодыжек в качестве мест измерения, например, скорость распространения пульсовой волны между правым плечом и левой лодыжкой (в дальнейшем обозначаемой также как «baPWV_RL») и скорость распространения пульсовой волны между правым плечом и правой лодыжкой (в дальнейшем обозначаемой также как «baPWV_RR»). BaPWV двух типов вычисляют описанным методом, потому что разность между ними также можно использовать при диагностике артериального стеноза в левой голени и правой голени.

Следует отметить, что в настоящем варианте осуществления место измерения на плече находится с правой стороны, так как данное место задано по умолчанию, однако в качестве опорной стороны можно использовать левую сторону. Например, в случае, когда артериальное давление в правом плече ниже, чем артериальное давление в левом плече, на по меньшей мере предварительно заданное значение (например, от 16 мм рт. ст. до 20 мм рт. ст.), левое плечо также можно использовать в качестве места измерения вместо правого плеча. Возможна также конфигурация, в которой левое плечо используют как место измерения вместо правого плеча в случае, когда с операционного блока 6 введена команда на использование места измерения с левой стороны.

При вычислении baPWV_RL и baPWV_RR, при анализе используются пульсовые сигналы только таких сердечных сокращений, которые не были исключены. Блок 104 обработки анализа вычисляет для каждого заданного сердечного сокращения разность по времени (интервалов времени Tr и Tl на фиг.5) между местоположениями начала нарастания пульсовой волны на плече и пульсовой волны на лодыжке и вычисляет baPWV двух типов путем деления среднего значения вычисленных интервалов времени на длину кровеносного сосуда (т.е. на расстояние распространения пульсовой волны).

На фиг.5 интервалы времени Tr и Tl указывают разности по времени от момента P0r начала нарастания пульсовой волны на правом плече. В случае использования левого плеча в качестве места измерения, разности по времени от момента P0l начала нарастания пульсовой волны на левом плече используют для вычисления скорости распространения пульсовой волны между левым плечом и левой лодыжкой (в дальнейшем обозначаемой также как «baPWV_LL») и скорости распространения пульсовой волны между левым плечом и правой лодыжкой (в дальнейшем обозначаемой также как «baPWV_LR»). Интервалы времени Tr и Tl на фиг.5 указывают интервалы времени распространения пульсовой волны (PTT).

Следует отметить, что длину кровеносного сосуда, которая необходима при вычислении baPWV двух типов, вычисляют посредством подстановки высоты объекта измерения в предварительно заданное выражение для преобразования. Высота объекта измерения является данными, вводимыми, например, с использованием операционного блока 6.

Блок 104 обработки анализа может дополнительно вычислять степень стабильности сердечных сокращений для всех пульсовых волн, использованных при вычислении показателя для анализа, посредством интегрирования степеней приближения форм пульсовых сигналов, использованных при вычислении показателя для анализа. В настоящем варианте осуществления степень стабильности сердечных сокращений для всех пульсовых волн, заданных для вычисления, вычисляется для каждого из baPWV_RL и baPWV_RR. Степень стабильности сердечных сокращений получают на основании пульсовых сигналов, использованных при вычислении baPWV, вместо пульсовых сигналов всех сердечных сокращений, которые были измерены, и поэтому степень стабильности сердечных сокращений непосредственно связана с достоверностью baPWV. Соответственно, можно сказать, что степени стабильности сердечных сокращений, вычисленные блоком 104 обработки анализа, показывают достоверность (степень достоверности значения) соответствующей baPWV.

Следует отметить, что в случае, когда вместо степени приближения вычисляется степень несовпадения, значение, полученное интегрированием степеней несовпадения форм пульсовых сигналов, использованных при вычислении показателя для анализа, вычисляется как степень нарушения сердечных сокращений для всех пульсовых волн, использованных при вычислении показателя для анализа.

BaPWV двух типов и степени стабильности, вычисленные блоком 104 обработки анализа, выводятся в блок 4 вывода. Блок 4 вывода выводит baPWV_RL и baPWV_RR, а также выводит показатели, соответственно, указывающие достоверность baPWV двух типов, ассоциированные с соответствующей baPWV. Значения, вычисленные как степени стабильности сердечных сокращений, могут быть выведены как показатели, указывающие достоверность baPWV двух типов, или вместо вычисленных значений могут быть подставлены значения уровней, отметки, обозначения и т.п. и выведены как показатели, указывающие достоверность baPWV двух типов.

Аналогично блоку 102 измерения пульсовой волны блок 106 измерения артериального давления соединен с регулировочным блоком 30 и блоком 29 аналого-цифрового (A/D) преобразования и выполняет обработку для измерения артериального давления на каждой конечности. Блок 106 измерения артериального давления регулирует внутреннее давление манжет 24 путем передачи командного сигнала в регулировочный блок 30 и получает сигналы Par(t), Pal(t), Pbr(t) и Pbl(t) давления манжет, которые были продетектированы в ответ на командный сигнал. Блок 106 измерения артериального давления измеряет систолическое артериальное давление и диастолическое артериальное давление на каждой конечности объекта 200 измерения в соответствии с известным осциллометрическим методом. В частности, вычисление систолического артериального давления и диастолического артериального давления для каждой конечности выполняется быстрым повышением манжетного давления до предварительно заданного значения давления и затем вводом последовательно во времени сигналов манжетного давления, зарегистрированных во время постепенного снижения давления, в предварительно заданный алгоритм. Блок 106 измерения артериального давления может дополнительно измерять число ударов пульса, среднее артериальное давление и пульсовое давление.

Блок 108 вычисления показателя артериального давления вычисляет предварительно заданный показатель артериального давления на основании значений артериального давления, измеренных блоком 106 измерения артериального давления. Показатель артериального давления в соответствии с настоящим вариантом осуществления относится к показателю, имеющему корреляцию со степенью закупорки кровеносных сосудов (степенью артериального стеноза), и одним конкретным примером упомянутого показателя является ABI (лодыжечно-плечевой показатель). В настоящем варианте осуществления вычисление показателя ABI выполняется с использованием как левой, так и правой лодыжек и любого плеча в качестве мест измерения. Например, отношение систолического артериального давления на правом плече и систолического артериального давления на правой лодыжке и отношение систолического артериального давления на правом плече и систолического артериального давления на левой лодыжке вычисляются, соответственно, как показатель «ABI_RR» и показатель «ABI_RL». Следует также отметить, что при вычислении каждого показателя ABI правое плечо можно использовать как место измерения в случае, когда систолическое артериальное давление на правом плече выше, чем систолическое артериальное давление на левом плече, и левое плечо можно использовать как место измерения в случае, когда систолическое артериальное давление на левом плече выше, чем систолическое артериальное давление на правом плече. Среднее значение систолических артериальных давлений на правом плече и на левом плече также можно использовать как артериальное давление на плече при вычислении показателя ABI. Хотя, в настоящем варианте осуществления, в качестве показателя артериального давления вычисляется показатель ABI, однако, можно также использовать другой характерный количественный параметр артериального давления.

Результаты измерений блока 106 измерения артериального давления и индексы ABI_RR и ABI_RL, вычисленные блоком 108 вычисления показателя артериального давления, выводятся в блок 4 вывода. Блок 4 вывода выводит baPWV_RL, baPWV_RR и соответствующие показатели, указывающие достоверность упомянутых скоростей, вместе со значениями артериальных давлений на каждой конечности, и индексы ABI_RR и ABI_RL. Соответственно, медицинский специалист, например врач, может более точно диагностировать, имеется ли подозрение на артериосклероз.

Операции, выполняемые вышеописанными блоком 102 измерения пульсовой волны, блоком 104 обработки анализа, блоком 106 измерения артериального давления и блоком 108 вычисления показателя артериального давления, могут быть реализованы посредством исполнения программного обеспечения, хранящегося в устройстве ROM 12, или операции, выполняемые по меньшей мере одним из вышеупомянутых блоков, могут быть реализованы аппаратными средствами. Часть обработки, выполняемой блоком 104 обработки анализа, также может быть реализована аппаратными средствами.

Операции

Ниже приведено описание операций, выполняемых устройством 100 для анализа пульсовой волны в соответствии с настоящим вариантом осуществления. Нижеприведенное описание операций сосредоточено на обработке, выполняемой блоком 104 обработки анализа, который является наиболее характерной частью настоящего варианта осуществления.

На фиг.6 приведена блок-схема последовательности операций способа обработки анализа пульсовой волны в соответствии с вариантом осуществления настоящего изобретения. Обработка, представленная блок-схемой последовательности операций способа, показанной на фиг.6, предварительно записана в виде программы в устройстве ROM 12, и функция обработки анализа пульсовой волны реализуется центральным процессором (CPU) 10, считывающим и исполняющим эту программу.

Следует отметить принятое допущение, что когда аналитическая обработка пульсовой волны начинается, пульсовые сигналы на каждой конечности, которые были измерены блоком 102 измерения пульсовой волны, сохранены в устройстве RAM 14 или запоминающем устройстве 8. Иначе говоря, аналитическая обработка пульсовых волн в соответствии с настоящим вариантом осуществления не ограничена выполнением сразу после измерения пульсовой волны и может выполняться с использованием ранее измеренных пульсовых сигналов, которые сохранены в запоминающем устройстве 8.

Как показано на фиг.6, для каждой конечности, являющейся местом измерения, блок 104 обработки анализа выполняет обработку для выделения сохраненного пульсового сигнала для множества сердечных сокращений (этап S102). Соответственно, пульсовый сигнал для множества сердечных сокращений выделяется по отдельным сердечным сокращениям, и распознаются формы пульсового сигнала каждого сердечного сокращения.

Затем, для каждой конечности, блок 104 обработки анализа усредняет формы пульсового сигнала всех сердечных сокращений, которые были распознаны (этап S104), и вычисляет степень приближения между усредненной формой пульсового сигнала (интегрированной формой) и каждой формой пульсового сигнала (этап S106). Например, при вычислении степени приближения применяется вышеописанное уравнение (1). Степени приближения каждой пульсовой волны, вычисленные для каждой конечности, временно записываются в устройстве RAM 14.

Блок 104 обработки анализа выполняет обработку для исключения сердечных сокращений, для которых степень приближения является низкой (этап S108). В частности, сначала для каждой конечности задается форма пульсового сигнала, для которой степень приближения не удовлетворяет заданному условию (например, степень приближения оказывается меньше чем или равной предварительно заданному пороговому значению), и заданная форма пульсового сигнала исключается из объектов для вычисления baPWV. Следует отметить, что пороговое значение, используемое при задании упомянутых форм пульсовых сигналов, не ограничено равенством предварительно заданному значению. Например, возможна конфигурация, в которой пороговое значение определяется на основании усредненной степени приближения для всех сердечных сокращений, и форма пульсового сигнала, которая не удовлетворяет условию, использующему данное опорное значение (заданное пороговое значение), задается для исключения из объектов для обработки. В результате исключающей обработки в устройство RAM 14 временно записывается информация, указывающая, следует ли использовать формы пульсовых сигналов при вычислении baPWV.

На фиг.7 приведена схема, представляющая пример результатов исключающей обработки на этапе S108, показанном на фиг.6.

Как показано на фиг.7, записываемая информация указывает, в ассоциации с каждым сердечным сокращением i (i=1, 2, 3, …, n), исключены ли из объектов вычисления формы пульсовых сигналов на правом плече, левом плече, правой лодыжке и левой лодыжке. Например, в настоящем варианте осуществления цифра «1» записывается в поле, соответствующем номеру сердечного сокращения, если установлено, что пульсовый сигнал следует исключить, и цифра «0» записывается в другом случае. Следует отметить, что способ фиксации результатов исключающей обработки для каждой конечности не ограничен примером, показанным на фиг.7.

Когда исключающая обработка заканчивается, выполняется вычисление baPWV (скорости распространения пульсовой волны) в соответствии с результатами обработки (этап S110). В настоящем варианте осуществления в результате исключающей обработки на этапе S108 исключаются сердечные сокращения, для которых найдена низкая степень приближения, и вычисляются как baPWV_RL, так и baPWV_RR.

Ниже приведено описание способа вычисления каждой baPWV в предположении, что записаны результаты, показанные на фиг.7. В случае вычисления baPWV_RL, используют пульсовую волну на правом плече и пульсовую волну на левой лодыжке. Как видно из фиг.7, выполненная запись указывает, что пульсовая волна на правом плече от 3-го сердечного сокращения и пульсовая волна на левой лодыжке от 6-го сердечного сокращения исключены из объектов вычислений. Соответственно, пульсовые волны от 3-го сердечного сокращения и 6-го сердечного сокращения исключаются при вычислении baPWV_RL. В частности, для каждого из сердечных сокращений, кроме 3-го сердечного сокращения и 6-го сердечного сокращения, вычисляют интервалы времени распространения пульсовой волны для пульсовых волн на правом плече и левой лодыжке, и baPWV_RL вычисляют с использованием среднего значения вычисленных интервалов времени распространения пульсовой волны и оценочного значения длины кровеносного сосуда.

В случае вычисления baPWV_RR используют пульсовую волну на правом плече и пульсовую волну на правой лодыжке. Как видно из фиг.7, выполненная запись указывает, что пульсовая волна на правом плече от 3-го сердечного сокращения и пульсовые волны на правой лодыжке от 5-го и 6-го сердечных сокращений исключены из объектов вычислений. Соответственно, пульсовые волны от 3-го сердечного сокращения, 5-го сердечного сокращения и 6-го сердечного сокращения исключаются при вычислении baPWV_RR. В частности, для каждого из сердечных сокращений, кроме 3-го сердечного сокращения, 5-го сердечного сокращения и 6-го сердечного сокращения, вычисляют интервалы времени распространения пульсовой волны для пульсовых волн на правом плече и правой лодыжке, и baPWV_RR вычисляют с использованием среднего значения вычисленных интервалов времени распространения пульсовой волны и оценочного значения длины кровеносного сосуда.

При этом в соответствии с настоящим вариантом осуществления пульсовый сигнал с существенным нарушением не применяется при вычислении каждой baPWV, что позволяет достоверно вычислить показатель для анализа. Форму пульсового сигнала для применения в качестве опорной при вычислении степени приближения также получают интегрированием измеренных сигналов. Данный подход позволяет задавать формы пульсовых сигналов, которые следует надлежащим образом исключать в соответствии с клиническим состоянием или клинической формой заболевания объекта измерения, когда выполняется измерение, или в качестве условия измерения (например, сразу после приема лекарственного средства).

Затем блок 104 обработки анализа вычисляет достоверность каждой baPWV (этап S112). В настоящем варианте осуществления степень стабильности сердечных сокращений для всех пульсовых волн, использованных при вычислении, вычисляется для каждой из baPWV_RL и baPWV_RR. В частности, степень стабильности сердечных сокращений для всех пульсовых волн, использованных при вычислении baPWV_RL (т.е. достоверность baPWV_RL), вычисляется интегрированием (например усреднением) степеней приближения сердечных сокращений, использованных при вычислении baPWV_RL. Поскольку в примере, показанном на фиг.7, при вычислении baPWV_RL были исключены пульсовые волны от 3-го сердечного сокращения и 6-го сердечного сокращения, то достоверность baPWV_RL представляется как значение, полученное усреднением степеней приближения для сердечных сокращений, зарегистрированных на правом плече и левой лодыжке, кроме 3-го сердечного сокращения и 6-го сердечного сокращения.

В частности, из форм пульсовых сигналов на правом плече получают среднее значение для степеней приближения сердечных сокращений, кроме 3-го сердечного сокращения и 6-го сердечного сокращения, и из форм пульсовых сигналов на левой лодыжке получают среднее значение для степеней приближения сердечных сокращений, кроме 3-го сердечного сокращения и 6-го сердечного сокращения. Значение, получаемое последующим усреднением упомянутых средних значений, вычисляется как степень стабильности для всех пульсовых волн, использованных при вычислении.

В альтернативном варианте возможна конфигурация, в которой значение, получаемое усреднением степеней приближения всех сердечных сокращений, кроме 3-го сердечного сокращения и 6-го сердечного сокращения, по формам пульсовых сигналов на правом плече и степеней приближения всех сердечных сокращений, кроме 3-го сердечного сокращения и 6-го сердечного сокращения, по формам пульсовых сигналов на левой лодыжке, вычисляется как степень стабильности всех пульсовых волн, использованных при вычислении.

Достоверность baPWV_RR вычисляется аналогичным способом. Поскольку пульсовые волны 3-го сердечного сокращения, 5-го сердечного сокращения и 6-го сердечного сокращения исключаются в примере, показанном на фиг.7, при вычислении baPWV_RR, то достоверность baPWV_RR вычисляется интегрированием (например усреднением) степеней приближения с интегрированной формой для сердечных сокращений, кроме 3-го сердечного сокращения, 5-го сердечного сокращения и 6-го сердечного сокращения.

При этом достоверность baPWV каждого типа получают отдельной оценкой степеней приближения с интегрированной формой и, затем, интегрированием степеней приближения для всех сердечных сокращений, которые использовались при вычислении показателя. Соответственно, степень влияния одного сердечного сокращения, в целом, можно сделать эквивалентной степени влияния при применении обычно выполняемого способа вычисления baPWV (вычисления времени распространения пульсовой волны для каждого сердечного сокращения и деления оценочного значения длины кровеносного сосуда на среднее значение интервалов времени распространения пульсовой волны).

Когда вышеописанная аналитическая обработка заканчивается, результаты анализа выводятся в блок 4 вывода (этап S114). В настоящем варианте осуществления блок 4 вывода, который функционирует как принтер (драйвер), распечатывает полученные результаты анализа на бумажном носителе. Например, на бумажном носителе распечатывается информация о результатах анализа, представленная на фиг.8.

На фиг.8 приведена схема, представляющая пример вывода информации о результатах анализа в соответствии с вариантом осуществления настоящего изобретения.

Как показано на фиг.8, в качестве результатов анализа пульсовой волны на бумажном носителе распечатаны значение 91 baPWV_RR, показатель 92, указывающий достоверность baPWV_RR, значение 93 baPWV_RL и показатель 94, указывающий достоверность baPWV_RL. Показатель, указывающий достоверность, представляет собой, например, пять уровней обозначений в порядке от максимальной надежности (в порядке от максимальной стабильности), а именно, «+++», «++», «+», «±» и «-». Пять обозначений, подлежащих представлению, предварительно записаны в устройстве ROM 12 в связи с численными диапазонами степеней стабильности.

При этом показатели 92 и 94, указывающие достоверность, расположены под значениями 91 и 93 baPWV, которым они соответствуют, и, следовательно, упомянутые показатели распечатаны в связи с соответствующими значениями. В результате, медицинский специалист, например врач, может ставить более точный диагноз путем учета не только значений baPWV, выведенных в качестве показателей для анализа, а также надежности показателей.

Как поясняется выше, устройство 100 для анализа пульсовой волны в соответствии с настоящим вариантом осуществления может также измерять артериальное давление на каждой конечности и вычислять индексы ABI_RR и ABI_RL. На фиг.8 показаны, соответственно, дополнительно выведенные артериальное давление 81 на правом плече, артериальное давление 82 на правой лодыжке, артериальное давление 83 на левом плече, артериальное давление 84 на левой лодыжке, значение 85 показателя ABI_RR и значение 86 показателя ABI_RL.

Единицами измерения значений baPWV и значений артериального давления, представленных на фиг.8, являются «см/с» и «мм рт. ст.», соответственно.

Вышеописанные время подъема (UT) и нормированная площадь пульсовой волны (%MAP) также могут быть выведены в качестве информации о результатах анализа. Возможен также вывод такого графика, как схема, показанная на фиг.9.

На фиг.9 приведена схема, представляющая другой пример вывода информации о результате анализа в соответствии с вариантом осуществления настоящего изобретения.

На графике, показанном на фиг.9, вертикальная ось отображает baPWV, и горизонтальная ось отображает показатель ABI. На приведенном графике уровни артериосклероза, предварительно найденные в зависимости от baPWV и показателя ABI, представлены распознаваемым способом (например, цветовым кодированием). На приведенном графике уровни артериосклероза правой голени и левой голени указываются предварительно заданными отметками, символами, обозначениями или подобным образом.

На фиг.9 уровень артериосклероза правой голени указан положением черной треугольной отметки, нанесенной на пересечении baPWV_RR, вычисленной блоком 104 обработки анализа, и показателя ABI_RR, вычисленного блоком 108 вычисления показателя артериального давления. Уровень артериосклероза левой голени указан положением белой треугольной отметки, нанесенной на пересечении baPWV_RL, вычисленной блоком 104 обработки анализа, и показателя ABI_RL, вычисленного блоком 108 вычисления показателя артериального давления.

Следует отметить, что в настоящем варианте осуществления обе измеренные baPWV_RR и baPWV_RL выводятся в качестве информации о результатах анализа. Однако из измеренных baPWV_RR и baPWV_RL в качестве результатов анализа пульсовых волн может выводиться только baPWV, которая характеризуется более высокой достоверностью (стабильностью), вычисленной на этапе S112, показанном на фиг.6. Например, поскольку в отчете, подлежащем представлению пациенту, распечатывается обычно только краткая информация, то возможна конфигурация, в которой в отчете только для пациента распечатывается только одна baPWV. В данном случае вместо графика, показанного на фиг.9, возможна распечатка такого графика, который показан на фиг.10. На графике, показанном на фиг.10, по вертикальной оси указана baPWV, по горизонтальной оси указан показатель ABI, и на графике нанесена только baPWV с более высокой стабильностью. При этом, благодаря выводу только baPWV с более высокой достоверностью (стабильностью), можно выполнить определение или поставить диагноз, который является более адекватным, чем в случае, когда строится график baPWV просто с более высоким значением или средним значение левой и правой baPWV.

Выражение для вычисления степени приближения

Как поясняется выше, в настоящем варианте осуществления степени приближения между интегрированной пульсовой волной и каждым сердечным сокращением используются для точного вычисления показателя для анализа. Соответственно, выражение для вычисления степени приближения необходимо надлежащим образом получать экспериментальным путем.

На фиг.11A-27B приведены схемы, представляющие примеры, в которых формы пульсовых сигналов каждого сердечного сокращения наложены друг на друга, с использованием местоположения начала нарастания в качестве начала отсчета для измерений ID1-ID17, соответственно. На фиг.11A-27A показан измеренный пульсовый сигнал для множества сердечных сокращений вдоль временной оси, и на фиг.11В-27B показаны формы пульсовых сигналов каждого сердечного сокращения, приведенного на фиг.11A-27A, при этом упомянутые формы наложены друг на друга с использованием местоположения начала нарастания в качестве начала отсчета. Значения, указанные по вертикальной оси на фиг.11A-27A, представляют выходные значения, полученные выполнением цифрового преобразования значений давления, и значения по вертикальной оси на фиг.11В-27B представляют амплитуду. Разделители по горизонтальной оси на фиг.11B-27B представляют также моменты взятия отсчетов.

На фиг.28 приведена схема, представляющая взаимосвязь между порядком степеней приближения, вычисленных устройством, и порядком степеней приближения, полученных наблюдателем, в случае задания в качестве целей пульсовых сигналов, показанных на фиг.11A-27B.

На фиг.28 для каждого идентификационного номера (ID) измерения «показатель» означает процентное отношение, полученное применением предварительно заданного выражения преобразования к среднему значению степеней приближения каждого сердечного сокращения (по отношению к интегрированной форме, которая не показана), вычисленное с помощью выражения (1). Порядок устройства также означает показатели, представленные в виде процентных отношений в порядке от максимального процентного отношения. Для каждого идентификационного номера (ID) измерения порядок наблюдателя также означает порядок среднего значения степеней приближения каждого сердечного сокращения (по отношению к интегрированной форме, которая не показана), определенный согласно руководству пользователем, обладающим достаточными знаниями о пульсовых волнах, например, медицинским специалистом или разработчиком устройства 100 для анализа пульсовых волн.

На фиг.29 приведена схема, представляющая корреляцию между порядком степеней приближения, полученных устройством, и порядком степеней приближения, полученных наблюдателем, показанных на фиг.28. Как показано на фиг.29, когда порядок, полученный человеком (порядок от наблюдателя), отражен на оси Y, и порядок, полученный устройством, отражен на оси X в плоскости двумерных координат, коэффициент R2 смешанной корреляции между обоими порядками выражен значением 0,6844.

При этом, в случае вычисления степеней приближения с использованием вышеописанного выражения (1), несмотря на возможность получения результатов, близких к порядку, получаемому наблюдателем, выражение для вычисления степени приближения следует устанавливать экспериментальным путем как выражение, согласно которому порядок, полученный наблюдателем, и порядок, полученный устройством, согласуются, то есть как выражение, согласно которому коэффициент R2 смешанной корреляции достигает 1,0. Упомянутый подход обусловлен тем, что нарушение формы сигнала (аритмия или перемещение тела) обычно определялось визуально человеком, например, медицинским специалистом.

Модификация 1

В вышеописанном варианте осуществления, в случае вычисления baPWV, в качестве места измерения на плече используют руку со стороны, установленной по умолчанию (например, правую руку). В альтернативном варианте определение, которое из плеч, правое или левое, следует использовать при вычислении baPWV, выполняют в зависимости от различия артериальных давлений на правом плече и левом плече.

Однако место измерения на плече, подлежащее использованию при вычислении baPWV, можно определять на основании степеней приближения, вычисленных блоком 104 обработки анализа.

В частности, обработку, например нижеописанную обработку, можно выполнять на этапе S110 (вычисление скорости пульсовой волны), показанном на фиг.6. В последующем описании предполагается также, что ранее установлено, что, по умолчанию, при вычислении baPWV следует пользоваться пульсовой волной на правом плече.

На непосредственно предшествующем этапе S108 (этапе исключающей обработки) блок 104 обработки анализа определяет, является ли среднее значение «AVr» степеней приближения сердечных сокращений «BTr», которые не исключены из объектов вычислений из пульсовых волн на правом плече, больше чем или равным предварительно заданному пороговому значению. В случае определения, что среднее значение AVr меньше, чем пороговое значение, при вычислении baPWV используют пульсовые волны на левом плече. Возможна также конфигурация, в которой пользователь получает уведомление о необходимости переделать измерение, если среднее значение «AVl» степеней приближения сердечных сокращений «BTl», которые не исключены из объектов вычислений из пульсовых волн на левом плече, меньше, чем предварительно заданное пороговое значение.

Среднее значение AVr и среднее значение AVl можно также сравнивать, и пульсовые волны на месте, для которого значение выше, можно использовать при вычислении baPWV.

При использовании фиг.7 для примера, сердечные сокращения BTr являются сердечными сокращениями, отличающимися от 3-го сердечного сокращения, для которого степень приближения с интегрированной пульсовой волной на правом плече имела низкое значение. С учетом результатов исключения также для пульсовых волн на лодыжке сердечные сокращения BTr могут быть сердечными сокращениями, отличающимися также от 3-го, 5-го и 6-го сердечных сокращений. Аналогично, сердечные сокращения BTl являются сердечными сокращениями, отличающимися от 4-го сердечного сокращения, для которого степень приближения с интегрированной пульсовой волной на левом плече имела низкое значение. С учетом результатов исключения также для пульсовых волн на лодыжке сердечные сокращения BTl могут быть сердечными сокращениями, отличающимися также от 4-го - 6-го сердечных сокращений.

Равным образом, для пульсовых волн на лодыжке, подобно пульсовым волнам на плече, возможна конфигурация, в которой при вычислении baPWV используют только либо левые, либо правые пульсовые волны и вычисляют только одну baPWV с использованием стабильных пульсовых волн на плече и пульсовых волн на лодыжке.

Модификация 2

Хотя в вышеописанном варианте осуществления измеряют baPWV_RL и baPWV_RR, PWV (скорость распространения пульсовой волны) может быть PWV, которую можно вычислять по пульсовым волнам в одном месте измерения.

В случае вычисления PWV по пульсовым волнам в одном месте измерения PWV получают делением расстояния распространения пульсовой волны (Lpt) на время распространения пульсовой волны (PTT). Расстояние распространения является так называемой длиной ствола и равно удвоенному расстоянию между сердцем и бифуркацией подвздошной артерии, которая является местом отражения. Длина ствола является длиной, пропорциональной высоте тела. Хотя расстояние распространения пульсовой волны нельзя измерить непосредственно, его можно получить с использованием предварительно заданного выражения преобразования. Время распространения пульсовой волны (PTT) вычисляют подстановкой значений Tpp и TR, показанных на фиг.30, в предварительно заданное выражение преобразования. Значение Tpp является интервалом времени от момента, когда появляется максимум (момент максимума) волны выброса, которая является бегущей волной, до момента, когда появляется максимум (момент максимума) отраженной волны. Значение TR является интервалом времени от момента, когда появляется волна выброса, до момента, когда появляется отраженная волна в результате отражения бегущей волны от бифуркации подвздошной артерии и возвращения. Упомянутые значения можно также использовать как показатели для определения степени артериосклероза. На фиг.30 значение Tpp представлено интервалом времени от момента A, который является моментом максимума волны выброса, до момента B, который является моментом максимума отраженной волны. На фиг.30 значение TR представлено интервалом времени от точки начала нарастания волны выброса до точки начала нарастания отраженной волны.

В качестве показателя для анализа можно также вычислять значение AI. В данном случае, как показано на фиг.30, блок 104 обработки анализа выделяет амплитуду P2 в точке В относительно амплитуды P1 в точке A и получает значение AI делением амплитуды P1 на амплитуду P2.

В случае вычисления упомянутой PWV или значения AI в качестве показателя для анализа возможна конфигурация, в которой диапазон, влияющий на вычисление показателя, ограничен диапазоном от момента начала нарастания пульса до максимума отраженной волны при вычислении степени приближения.

Модификация 3

Хотя устройство 100 для анализа пульсовой волны в вышеописанных вариантах осуществления содержит блоки 20 детектирования, манжеты 24 и блок 1 обработки информации, устройство для анализа пульсовой волны может быть реализовано в обычном компьютере, который не содержит блоков 20 детектирования или манжет 24. В частности, в настоящем варианте осуществления устройство для анализа пульсовой волны может реализовать аналитическую обработку пульсовой волны, например, такую, которая показана на фиг.6, при условии, что упомянутое устройство включает в себя функцию блока 104 обработки анализа, которая обычно реализуется центральным процессором (CPU) 10. Обычный компьютер нуждается только в наличии аппаратных средств, аналогичных аппаратным средствам блока 1 обработки информации.

Способ анализа пульсовой волны, выполняемый устройством для анализа пульсовой волны в соответствии с настоящим вариантом осуществления и модификациями, может быть обеспечен в виде программы. Упомянутая программа записывается на машиночитаемом постоянном носителе записи. Примеры машиночитаемого носителя записи содержат оптический носитель, например CD-ROM (постоянную память на компакт-диске), и магнитный носитель записи, например карту памяти. Упомянутую программу можно также записывать на машиночитаемом носителе записи и обеспечивать в виде программного продукта. Программу можно также обеспечивать посредством загрузки по сети.

Следует отметить, что программа в соответствии с настоящим вариантом осуществления может активизировать необходимые модули из программных модулей, обеспеченных в составе операционной системы (OS) компьютера, в предварительно заданной последовательности, с предварительно заданным согласованием по времени и может назначать упомянутым модулям выполнение обработки. В данном случае обработка выполняется во взаимодействии с операционной системой (OS), без содержания вышеупомянутых модулей в самой программе. Упомянутая программа, которая не содержит модулей, также может быть программой в соответствии с настоящим вариантом осуществления.

Программу в соответствии с настоящим вариантом осуществления можно обеспечить включением в состав другой программы. В данном случае обработка выполняется также во взаимодействии с другой программой, без содержания модулей в самой другой программе. Упомянутая программа, включенная в другую программу, также может быть программой в соответствии с настоящим вариантом осуществления.

Программный продукт, который обеспечен, исполняется после установки в запоминающее устройство для хранения программ, например, на жесткий диск. Следует отметить, что программный продукт содержит саму программу и носитель данных, на котором хранится программа.

Вышеописанные варианты осуществления изобретения следует рассматривать во всех отношениях только как иллюстративные и не ограничивающие примеры. Объем изобретения определяется прилагаемой формулой изобретения, а не вышеприведенным описанием, и все изменения, которые не выходят за пределы значения и диапазона эквивалентности формулы изобретения, должны находиться в пределах объема изобретения.

Промышленная применимость

В соответствии с настоящим изобретением устройство для анализа пульсовой волны может вычислять показатель для анализа пульсовых волн с использованием только стабильных сердечных сокращений, содержащих лишь незначительное воздействие перемещения тела и т.п.

Перечень условных обозначений

1 блок обработки информации

2 блок управления

4 блок вывода

6 операционный блок

8 запоминающее устройство

20ar, 20al, 20br, 20bl блок детектирования

22al, 22ar, 22bl, 22br трубка

24ar, 24al, 24br, 24bl манжета

25al, 25ar, 25bl, 25br нагнетательный насос

26al, 26ar, 26bl, 26br клапан регулировки давления

27al, 27ar, 27bl, 27br трубка

28al, 28ar, 28bl, 28br датчик давления

29al, 29ar, 29bl, 29br блок аналого-цифрового (A/D) преобразования

30 регулировочный блок

100 устройство для анализа пульсовой волны

102 блок измерения пульсовой волны

104 блок обработки анализа

106 блок измерения артериального давления

108 блок вычисления показателя артериального давления

200 объект измерения.

1. Способ анализа пульсовой волны, выполняемый устройством (1) обработки информации, содержащим запоминающее устройство (8), блок (2) управления и блок (4) вывода, при этом способ содержит этапы, на которых:
сохраняют, посредством запоминающего устройства (8), пульсовой сигнал для множества сердечных сокращений;
анализируют, посредством блока (2) управления, пульсовой сигнал для множества сердечных сокращений, чтобы вычислить показатель для анализа пульсовой волны, причем показатель для анализа пульсовой волны представляет собой количественную характеристику пульсовых волн объекта измерения, при этом этап анализа содержит этапы, на которых:
интегрируют формы пульсовых сигналов от каждого сердечного сокращения, которые составляют пульсовый сигнал для множества сердечных сокращений, чтобы получить интегрированную форму пульсового сигнала, и
вычисляют показатель для анализа пульсовой волны после исключения, в качестве объекта вычисления, сердечного сокращения, для которого степень приближения между интегрированной формой пульсового сигнала и формой пульсового сигнала данного сердечного сокращения меньше порогового значения; и
выводят, посредством блока (4) вывода, вычисленный показатель для анализа пульсовой волны в качестве результата анализа.

2. Способ анализа пульсовой волны по п. 1, дополнительно содержащий этапы, на которых:
вычисляют, посредством блока (2) управления, степень стабильности сердечных сокращений посредством интегрирования степеней приближения каждой формы пульсового сигнала, использованной при вычислении показателя для анализа пульсовой волны; и
выводят, посредством блока (4) вывода, степень стабильности в качестве показателя, указывающего достоверность упомянутого показателя для анализа пульсовой волны.

3. Способ анализа пульсовой волны по п. 2, в котором
на этапе сохранения сохраняют пульсовый сигнал для множества сердечных сокращений для каждой конечности,
для каждой конечности, на этапе интегрирования интегрируют формы пульсовых сигналов от каждого сердечного сокращения и на этапе вычисления вычисляют степень приближения, показатель для анализа пульсовой волны и степень стабильности, и
на этапе вывода выводят, как результат анализа, показатель для анализа пульсовой волны, для которого степень стабильности является максимальной.

4. Способ анализа пульсовой волны по п. 1, в котором
на этапе сохранения сохраняют пульсовый сигнал для множества сердечных сокращений для левой конечности и правой конечности, и
на этапе вычисления вычисляют степень приближения для каждой конечности и вычисляют показатель для анализа пульсовой волны с использованием формы пульсового сигнала конечности, для которой степень приближения является максимальной.

5. Способ анализа пульсовой волны по п. 4, в котором при вычислении степени приближения ограничивают формы пульсовых сигналов от каждого сердечного сокращения до диапазона, оказывающего влияние на вычисление показателя для анализа пульсовой волны.

6. Способ анализа пульсовой волны по п. 1, в котором показатель для анализа пульсовой волны указывает степень артериосклероза и/или степень стеноза кровеносных сосудов.

7. Способ анализа пульсовой волны по п. 6, в котором показатель для анализа пульсовой волны представляет скорость распространения пульсовой волны в качестве показателя, указывающего степень артериосклероза.

8. Способ анализа пульсовой волны по п. 1, дополнительно содержащий этап, на котором детектируют пульсовую волну конечности посредством блока (20ar, 20al, 20br, 20bl) детектирования пульсовой волны, подключенного к блоку (2) управления, при этом пульсовый сигнал для множества сердечных сокращений вычисляют на основе сигнала детектирования из блока (20ar, 20al, 20br, 20bl) детектирования пульсовой волны.



 

Похожие патенты:

Изобретение относится к медицинской технике, в частности к приборам для контроля и оценки состояния системы «мать-плод» в заключительной фазе родов. Устройство контроля и прогнозирования состояния системы «мать-плод» в процессе родовспоможения состоит из электрокардиографического канала (1) плода, электрогистерографического канала (9) матери, эхокардиографического канала (15) плода, электрокардиографического канала (22) матери, электроэнцефалографического канала (28) матери, канала контроля системы дыхания (30) матери, интегрального блока тревожной сигнализации (32) и устройства обработки информации (33).

Группа изобретений относится к медицине. Способ для измерения частоты сердцебиений и/или вариабельности частоты сердцебиений субъекта реализуют устройством и используют для мониторинга и/или для определения случаев сердечной недостаточности.

Группа изобретений относится к медицине. Система измерения артериального давления с использованием косвенного способа содержит устройство приложения внешнего контактного усилия к измеряемой артерии, датчик артериальных выраженных признаков и устройство измерения и регистрации для определения систолического и диастолического периодов артериального цикла на основании значений, записанных датчиком.

Изобретение относится к медицине. Способ анализа пульсовой волны осуществляют с помощью анализатора пульсовой волны.

Изобретение относится к медицинской технике. Устройство для измерения информации артериального давления содержит первую пневматическую камеру в первой манжете для наложения на плечо, вторую пневматическую камеру во второй манжете для наложения на нижнюю конечность, измерительный блок для синхронного измерения изменения внутреннего давления в первой и второй пневматической камере, блок определения для получения первой и второй информации артериального давления из изменения внутреннего давления в первой и второй пневматической камере соответственно и вычислительный блок.

Группа изобретений относится к медицине. При осуществлении способа одновременно регистрируют две дифференциальные пульсограммы с двух пульсирующих участков поверхности тела над обследуемыми артериями.

Группа изобретений относится к медицине. Варианты устройства для измерения информации о кровяном давлении содержат две оболочки с текучей средой и два датчика для измерения внутренних давлений оболочек с текучей средой, блок регулирования внутреннего давления второй оболочки с текучей средой и блок управления для управления вычислением для вычисления показателя для определения степени артериосклероза и регулирования первого блока регулирования.

Изобретение относится к медицинской технике и предназначено для измерения артериального давления и частоты пульса. .

Изобретение относится к области медицины, кардиологии. .

Изобретение относится к приспособлениям, используемым для оценки состояния человека с помощью снятия биологических сигналов с верхней части тела человека. Приспособление включает в себя элемент подушки для поддержания спины и элемент базовой подушки объединенные в одно целое при помощи мешкообразного элемента; элемент сенсорного приспособления, снимающего биологические сигналы со спины сидящего человека; элемент для поддержания таза/поясничной области, который амортизирует движения таза и уменьшает нагрузку на элемент подушки для поддержания спины. Приспособление позволяет получить точную информацию о состоянии человека, за счет расположения сенсорного приспособления позади элемента подушки для поддержания спины и исключения влияния дыхания и движений тела на снимаемые биологические сигналы. 9 з.п. ф-лы, 25 ил., 7 пр.
Наверх