RU2378982C2 - Устройство для определения гемодинамического параметра - Google Patents
Устройство для определения гемодинамического параметра Download PDFInfo
- Publication number
- RU2378982C2 RU2378982C2 RU2005114869/14A RU2005114869A RU2378982C2 RU 2378982 C2 RU2378982 C2 RU 2378982C2 RU 2005114869/14 A RU2005114869/14 A RU 2005114869/14A RU 2005114869 A RU2005114869 A RU 2005114869A RU 2378982 C2 RU2378982 C2 RU 2378982C2
- Authority
- RU
- Russia
- Prior art keywords
- pressure
- svr
- function
- system resistance
- cal
- Prior art date
Links
- 230000000004 hemodynamic effect Effects 0.000 title claims abstract description 23
- 238000005259 measurement Methods 0.000 claims abstract description 25
- 230000017531 blood circulation Effects 0.000 claims abstract description 23
- 238000004364 calculation method Methods 0.000 claims abstract description 14
- 230000004872 arterial blood pressure Effects 0.000 claims abstract description 7
- 230000035487 diastolic blood pressure Effects 0.000 claims description 11
- 238000012937 correction Methods 0.000 claims description 9
- 230000007704 transition Effects 0.000 claims description 9
- 230000036772 blood pressure Effects 0.000 claims description 6
- 238000004458 analytical method Methods 0.000 claims description 5
- 210000000709 aorta Anatomy 0.000 claims description 5
- 239000008280 blood Substances 0.000 claims 1
- 210000004369 blood Anatomy 0.000 claims 1
- 230000004069 differentiation Effects 0.000 claims 1
- 238000011156 evaluation Methods 0.000 claims 1
- 230000036581 peripheral resistance Effects 0.000 abstract description 38
- 230000006870 function Effects 0.000 abstract description 29
- 238000000034 method Methods 0.000 abstract description 10
- 238000012545 processing Methods 0.000 abstract description 5
- 238000009530 blood pressure measurement Methods 0.000 abstract description 4
- 230000000694 effects Effects 0.000 abstract description 2
- 230000008569 process Effects 0.000 abstract description 2
- 230000002792 vascular Effects 0.000 abstract description 2
- 230000003936 working memory Effects 0.000 abstract description 2
- 239000003814 drug Substances 0.000 abstract 1
- 239000000126 substance Substances 0.000 abstract 1
- 230000006978 adaptation Effects 0.000 description 4
- 230000000747 cardiac effect Effects 0.000 description 3
- 230000010354 integration Effects 0.000 description 3
- 230000015654 memory Effects 0.000 description 3
- 230000002685 pulmonary effect Effects 0.000 description 3
- 238000013459 approach Methods 0.000 description 2
- 210000001367 artery Anatomy 0.000 description 2
- 210000000748 cardiovascular system Anatomy 0.000 description 2
- 230000008859 change Effects 0.000 description 2
- 238000013211 curve analysis Methods 0.000 description 2
- 230000003205 diastolic effect Effects 0.000 description 2
- 238000012417 linear regression Methods 0.000 description 2
- 239000000243 solution Substances 0.000 description 2
- 230000009885 systemic effect Effects 0.000 description 2
- SGTNSNPWRIOYBX-UHFFFAOYSA-N 2-(3,4-dimethoxyphenyl)-5-{[2-(3,4-dimethoxyphenyl)ethyl](methyl)amino}-2-(propan-2-yl)pentanenitrile Chemical compound C1=C(OC)C(OC)=CC=C1CCN(C)CCCC(C#N)(C(C)C)C1=CC=C(OC)C(OC)=C1 SGTNSNPWRIOYBX-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 210000002376 aorta thoracic Anatomy 0.000 description 1
- 238000009529 body temperature measurement Methods 0.000 description 1
- 230000007423 decrease Effects 0.000 description 1
- 238000010586 diagram Methods 0.000 description 1
- 239000012895 dilution Substances 0.000 description 1
- 238000010790 dilution Methods 0.000 description 1
- 238000013213 extrapolation Methods 0.000 description 1
- 238000009499 grossing Methods 0.000 description 1
- 238000009434 installation Methods 0.000 description 1
- 238000007562 laser obscuration time method Methods 0.000 description 1
- 238000012544 monitoring process Methods 0.000 description 1
- 230000002093 peripheral effect Effects 0.000 description 1
- 230000004962 physiological condition Effects 0.000 description 1
- 230000035485 pulse pressure Effects 0.000 description 1
- 230000035488 systolic blood pressure Effects 0.000 description 1
- 238000012360 testing method Methods 0.000 description 1
- 210000002620 vena cava superior Anatomy 0.000 description 1
Images
Classifications
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/02—Detecting, measuring or recording pulse, heart rate, blood pressure or blood flow; Combined pulse/heart-rate/blood pressure determination; Evaluating a cardiovascular condition not otherwise provided for, e.g. using combinations of techniques provided for in this group with electrocardiography or electroauscultation; Heart catheters for measuring blood pressure
- A61B5/026—Measuring blood flow
- A61B5/029—Measuring or recording blood output from the heart, e.g. minute volume
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/02—Detecting, measuring or recording pulse, heart rate, blood pressure or blood flow; Combined pulse/heart-rate/blood pressure determination; Evaluating a cardiovascular condition not otherwise provided for, e.g. using combinations of techniques provided for in this group with electrocardiography or electroauscultation; Heart catheters for measuring blood pressure
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/02—Detecting, measuring or recording pulse, heart rate, blood pressure or blood flow; Combined pulse/heart-rate/blood pressure determination; Evaluating a cardiovascular condition not otherwise provided for, e.g. using combinations of techniques provided for in this group with electrocardiography or electroauscultation; Heart catheters for measuring blood pressure
- A61B5/02028—Determining haemodynamic parameters not otherwise provided for, e.g. cardiac contractility or left ventricular ejection fraction
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/02—Detecting, measuring or recording pulse, heart rate, blood pressure or blood flow; Combined pulse/heart-rate/blood pressure determination; Evaluating a cardiovascular condition not otherwise provided for, e.g. using combinations of techniques provided for in this group with electrocardiography or electroauscultation; Heart catheters for measuring blood pressure
- A61B5/021—Measuring pressure in heart or blood vessels
- A61B5/02108—Measuring pressure in heart or blood vessels from analysis of pulse wave characteristics
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/02—Detecting, measuring or recording pulse, heart rate, blood pressure or blood flow; Combined pulse/heart-rate/blood pressure determination; Evaluating a cardiovascular condition not otherwise provided for, e.g. using combinations of techniques provided for in this group with electrocardiography or electroauscultation; Heart catheters for measuring blood pressure
- A61B5/021—Measuring pressure in heart or blood vessels
- A61B5/0215—Measuring pressure in heart or blood vessels by means inserted into the body
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/02—Detecting, measuring or recording pulse, heart rate, blood pressure or blood flow; Combined pulse/heart-rate/blood pressure determination; Evaluating a cardiovascular condition not otherwise provided for, e.g. using combinations of techniques provided for in this group with electrocardiography or electroauscultation; Heart catheters for measuring blood pressure
- A61B5/026—Measuring blood flow
- A61B5/0275—Measuring blood flow using tracers, e.g. dye dilution
- A61B5/028—Measuring blood flow using tracers, e.g. dye dilution by thermo-dilution
Landscapes
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- Cardiology (AREA)
- Heart & Thoracic Surgery (AREA)
- Molecular Biology (AREA)
- Physiology (AREA)
- Biophysics (AREA)
- Pathology (AREA)
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Biomedical Technology (AREA)
- Veterinary Medicine (AREA)
- Medical Informatics (AREA)
- Physics & Mathematics (AREA)
- Surgery (AREA)
- Animal Behavior & Ethology (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- Public Health (AREA)
- Hematology (AREA)
- Vascular Medicine (AREA)
- Measuring Pulse, Heart Rate, Blood Pressure Or Blood Flow (AREA)
- Measuring And Recording Apparatus For Diagnosis (AREA)
Abstract
Изобретение относится к устройству для измерения гемодинамического параметра пациента посредством анализа кривой пульса. Сигнал давления, измеряемый артериально, непрерывно считывается с помощью первого канала ввода. Считанный сигнал давления временно хранится в рабочей памяти (ОЗУ). Центральное процессорное устройство (ЦПУ) обрабатывает функцию p(t) для вычисления из нее объемной скорости кровотока сердца РССО и других гемодинамических параметров. Это вычисление содержит следующие этапы: вычисляют системное сосудистое сопротивление SVRk для текущего периода пульса, определяют численный систолический объем кровотока SVk текущего периода пульса из значений давления (систолы) периода пульса согласно следующему уравнению:
при податливости Ck(p)=(MAP-CVR)k/[SVRk·<dp/dt>k]·f(MAP,pi). Переопределяют разность между средним артериальным давлением MAP и центральным венозным давлением CVP, а также средний наклон кривой давления в диастоле <dp/dt> для текущего периода пульса. Вычисляют объемную скорость кровотока сердца в текущем периоде пульса из PCCOk=SVk·HR. Таким образом, с помощью параметров, полученных из непрерывно определяемых данных измерения давления, обеспечивается непрерывная перекалибровка системного сосудистого сопротивления, а также податливости. Устройство обеспечивает стабильное качество данных измерения без регулярного повторения калибровочного измерения методом термодилюции. 18 з.п. ф-лы, 1 ил.
Description
Настоящее изобретение относится к устройству для определения гемодинамического параметра пациента посредством анализа контура кривой пульса.
Определение гемодинамических параметров, особенно объемной скорости кровотока сердца (сердечного выброса, СО) посредством анализа контура кривой пульса на основе нелинейной модели воздушного колпака, подробно описано в документе DE 19814371 А1, а также в литературе, которая будет упоминаться ниже. Основной измеряемой переменной для анализа контура кривой пульса является давление, которое приблизительно соответствует давлению аорты и которое измеряется непрерывно, например, с помощью артериального катетера, установленного в ножной артерии. Систему анализа контура кривой пульса выпускает компания Pulsion Medical Systems AG под названием PiCCO.
Важными переменными для определения гемодинамических параметров на основе функции р(t), т.е. прогрессии во времени сигнала давления, приблизительно соответствующему давлению аорты, являются, в частности, системное сосудистое сопротивление (SVR), а также так называемая податливость (С). Под первой переменной подразумевается проточное сопротивление сосудистой системы большого круга кровообращения, а под второй переменной подразумевается эластичность в области аорты. На заменяющей схеме эти переменные можно представить как сопротивление и емкость. Однако в более ранних подходах податливость часто не учитывалась.
В документе DE 19814371 А1 описаны устройство и способ для определения податливости.
При обычном применении анализа контура кривой пульса для определения системного сосудистого сопротивления и податливости (если она учитывается) вводятся калибровочные значения, которые определяются в рамках калибровочного измерения и после этого не изменяются. Калибровочное измерение включает в себя определение калибровочного значения объемной скорости кровотока сердца методом чрезлегочного термодилюционного измерения.
Для определения объемной скорости кровотока сердца методом анализа контура кривой пульса (сердечного выброса по контуру кривой пульса, РССО), которая вычисляется как произведение частоты пульса (сердечного ритма, HR) и систолического объема кровотока (SV), используются приведенные ниже уравнения.
Систолический объем кровотока (SV) вычисляют путем интеграции за период пульса, или систолу, согласно уравнению:
(где t - время, р - давление, SVR - системное сосудистое сопротивление, С - податливость).
В этой связи k оценивают путем численного интегрирования для каждого периода пульса k, в которое податливость вводят в форме:
(где СОTD - калибровочное значение объемной скорости кровотока сердца, определенной методом чрезлегочного термодилюционного измерения, <dp/dt>Cal - средний (отрицательный) наклон кривой давления в диастоле во время калибровочного измерения, Pd - диастолическое давление, MAPCal - среднее артериальное давление во время калибровочного измерения).
Параметры COTD, MAPCal и <dp/dt>Cal определяются только в рамках калибровочного измерения, а затем используются во всех вычислениях объемной скорости кровотока сердца.
Для системного сосудистого сопротивления SVR также используется калибровочное значение, определенное согласно уравнению:
SVRcal=(MAP-CVP)cal/COTD
(где МАР - среднее артериальное давление, CVP - центральное венозное давление), которое определяется в рамках калибровочного измерения, а затем используется как константа для всех вычислений объемной скорости кровотока сердца.
Известно, что иногда качество гемодинамических параметров, определяемых методом анализа контура кривой пульса, ухудшается, если увеличивается продолжительность мониторинга пациента (вычисленная от начала измерений). Иными словами, вероятность того, что гемодинамический параметр, полученный методом анализа контура кривой пульса, будет отклоняться от действительных физиологических условий намного больше при увеличении определенных, заранее установленных границ измерения.
Для компенсации этого эффекта калибровочное измерение методом термодилюции можно повторять через более короткие интервалы. Однако это связано с дополнительными усилиями и расходами, в частности на введение болюса, что означает дополнительный стресс для наблюдаемого пациента, а также требует дополнительного времени от персонала, уменьшая тем самым возможность выполнения персоналом других заданий.
В свете всего вышеизложенного, в основу настоящего изобретения положена задача создания устройства для определения гемодинамических параметров методом анализа контура кривой пульса, при использовании которого не требуется регулярное повторение калибровочного измерения методом термодилюции и который, тем не менее, обеспечивает стабильное качество данных измерения.
Согласно одному аспекту изобретения эту задачу решает устройство для определения гемодинамического параметра пациента методом анализа контура кривой пульса согласно п.1 формулы изобретения, содержащее
канал ввода для считывания сигнала давления, изменяющегося во времени и, по меньшей мере, приблизительно соответствующего давлению аорты пациента или артериальному давлению вблизи аорты, как функции времени p(t), и
блок вычисления гемодинамического параметра с использованием функции p(t) и системного сопротивления SVR организма пациента,
при этом блок вычисления гемодинамического параметра выполнен с возможностью регулярного многократного перерасчета системного сопротивления SVR организма пациента с использованием функции p(t) и определения при перерасчете системного сопротивления SVR постоянной времени τ приблизительно экспоненциального спада давления во время диастолы.
Предпочтительные варианты могут быть выполнены согласно любому из п.п.2-19.
При этом осуществляется непрерывная перекалибровка системного сосудистого сопротивления, а также, предпочтительно, и податливости определенным образом с использованием параметров, получаемых из непрерывно определяемых данных измерения давления.
Согласно изобретению определение объемной скорости кровотока сердца методом анализа контура кривой пульса РССО может осуществляться согласно описанным выше существенным признакам, но при этом один или более параметров, которые в известном методе определялись бы в рамках калибровочного измерения, а затем рассматривались бы как константа, регулярно пересчитываются из функции p(t), предпочтительно один раз для каждого периода пульса.
С этой целью непрерывный перерасчет прежде всего выполняется для системного сосудистого сопротивления SVR. Значение SVR можно, в общем, получить из уравнения:
SVR=(MAP-CVP)/CO
Однако простое введение объемной скорости кровотока сердца РССО, полученной методом анализа контура кривой пульса для объемной скорости кровотока сердца СО, приводит к круговому уравнению. Его можно в основном решить с помощью процесса итерации, однако это может привести к нестабильностям в случае резких изменений системного сосудистого сопротивления SVR. Поэтому целесообразно использовать дополнительный или альтернативный критерий для изменения системного сосудистого сопротивления SVR.
Подходящими параметрами для использования в целях учета изменений системного сосудистого сопротивления SVR являются, в частности:
систолическое давление PS,
среднее артериальное давление МАР,
давление пульса РР=(PS-Pd),
разность давления на переходе между систолой и диастолой и диастолическим давлением (Pn-Pd),
средний наклон кривой давления в диастоле <dp/dt>.
Диастолическую фазу периода пульса целесообразно аппроксимировать с помощью экспоненциального спада:
р(t) - сдвиг=конст.(exp(-t/τ),
где сдвиг относится к значению абциссы в начале экспоненциального спада, exp(-t/τ)- экспоненциальная функция с аргументом (-t/τ), а постоянную времени τ можно получить из кривой давления согласно следующему уравнению:
τ=[p(t) - сдвиг]/(dp/dt)
Для упрощенной заменяющей параллельной схемы емкости (податливости) и сопротивления (системного сосудистого сопротивления) применимо следующее:
τ=SVR·(C(p).
Даже если этих уравнений в основном достаточно, результаты можно улучшить с помощью эмпирических уравнений как функции представленных выше параметров, особенно с помощью следующего, предпочтительно применяемого уравнения:
SVR=SVRcal a ·(τ/τcal)a ·(Pd/Pdcal)b
где SVRcal - калибровочное значение системного сопротивления, τcal - калибровочное значение постоянной времени τ, Pd - диастолическое артериальное давление, Pdcal - калибровочное значение диастолического артериального давления, и а, b - определенные эмпирически или рассчитанные экспоненты. Калибровочные значения SVRcal, τcal и Pdcal можно определить в рамках калибровочного измерения, включая измерение методом термодилюции. Выбор параметров а=0,3 и b=1 дает хорошую адаптацию, однако при некоторых обстоятельствах лучшую адаптацию можно обеспечить с помощью небольшого изменения этих параметров.
Диастолическое (артериальное) давление Pd и давление Pn на переходе между систолой и диастолой предпочтительно определяются настолько регулярно, насколько они нужны для дальнейшего вычисления гемодинамических параметров. В этой связи особенно целесообразно использовать улучшенные способы для определения перехода между систолой и диастолой или так называемого "диахротического выреза", а также для определения диастолического давления.
Первую производную (y'=dP/dt) и вторую производную (y"=d2p/dt2) функции p(t) определяют с помощью подходящих сглаживающих алгоритмов. Из них вычисляют функцию индикации, которая представляет собой меру локальной кривизны функции p(t). Особенно пригодна функция кривизны
K=y"/(1+y'2)3/2
Ее можно интерпретировать как обратную величину радиуса локальной кривизны. Предпочтительно для функции p(t) предусматривают корректировку оси, чтобы типичная прогрессия функции артериального давления на переходе между систолой и диастолой, полученная из эмпирических данных, имела приблизительно форму дуги.
Положение максимума функции кривизны К определяют в том интервале функции p(t), в котором эта функция принимает значения от 90% до 10%, предпочтительно 75%-10%, от ее максимального значения в текущий период пульса. При необходимости соответствующая точка времени корректируется с учетом элементов задержки в измерительной установке, например, фильтров. Если максимум функции кривизны К (после этой корректировка, если она применяется) находится в интервале 70% продолжительности текущего периода пульса (или продолжительности предыдущего периода пульса, если вычисления выполняются в реальном времени до конца текущего периода пульса), то местонахождение максимума функции кривизны К (скорректированного, если это применяется) интерпретируется как момент времени перехода между систолой и диастолой. В противном случае, переход между систолой и диастолой устанавливается на 70% продолжительности текущего периода пульса (или продолжительности предыдущего периода пульса, если вычисление выполняется в реальном времени до конца текущего периода пульса). Факультативно, можно предусмотреть дополнительную проверку правдоподобия с учетом продолжительности пульса, времени выброса и т.п.
Альтернативно, можно обойтись без определения функции кривизны, и вместо максимума функции кривизны К можно интерпретировать максимум второй производной у" функции p(t) (после соответствующей коррекции, если это необходимо) как момент времени перехода между систолой и диастолой.
Как отмечалось выше, при определении систолического объема кровотока интеграция часто осуществляется только с помощью значений давления систолы. Также для повышения точности определения систолического объема кровотока предпочтительно применяется описанное выше усовершенствованное определение перехода между систолой и диастолой.
При определении диастолического давления Pd особенно целесообразным оказался следующий подход, в котором учитывается влияние ограниченной частоты измерения, т.е. частоты, с которой отзывается (и соответственно, действует как фильтр нижних частот) система измерения давления, определяющая артериальное давление.
Начиная с самого низкого измеренного давления, осуществляется линейная регрессия подходящей длины. Целесообразно принять подходящую длину приблизительно 100 миллисекунд или удвоенную обратную величину частоты измерения. Если длина диастолы меньше, чем эта удвоенная длина, то самое низкое измеренное давление принимается за диастолическое давление Pd. В противном случае, начало регрессии смещается на достаточную длину, предпочтительно, на половину длины регрессии, в направлении систолического пика и экстраполируется в противоположном направлении. При этом точка пересечения экстраполяции с экстраполированной линейной регрессией кривой давления в области ее максимального наклона дает диастолическое давление. Предпочтительно, для определения максимального наклона учитываются только точки данных в интервале от 20 до 80% амплитуды пульса (самое высокое измеренное давление минус самое низкое измеренное давление во время периода пульса).
В формуле вычисления податливости, приведенной в начале описания, значение
COTD можно заменить членом:
(MAP-CVP)/SVR,
с помощью которого регулярно переопределяется разность между средним артериальным давлением МАР и центральным венозным давлением CVP. При этом можно использовать любое из значений текущего или предыдущего периода пульса или усредненные значения за несколько (например, от 10 до 50) предыдущих периодов пульса, или за несколько (например, приблизительно 30) секунд. Средний наклон кривой давления в диастоле <dp/dt> также предпочтительно регулярно переопределять.
Предпочтительно, наилучшие результаты в определении податливости дает поправочная функция, имеющая форму:
f(p)=1/[k1·(p/MAP-k2-k3·(p/MAP)2]
с эмпирически определенными или рассчитанными коэффициентами k1, k2, k3. Выбор коэффициентов k1=9/5, k2=17/25 и k3=9/2 приводит к приемлемой адаптации. Могут также существовать и другие подходящие адаптации.
Для податливости в этом предпочтительном варианте может быть верным, что
C(p)=(MAP-CVP)/(SVR·<dp/dt>)·f(MAP,p)
при f(MAP,p)=1/[1.8·p/MAP-0.68-4.5·(p/MAP)2]
где параметры МАР, SVR и <dp/dt>, и если необходимо, также CVP, регулярно переопределяются.
Однако варианты, в которых не пересчитываются регулярно параметры функции податливости или не учитывается податливость, также в основном соответствуют изобретению, хотя они и не являются предпочтительными.
В дальнейшем будет более подробно описан пример особо предпочтительного варианта изобретения с использованием соответствующего чертежа, который следует понимать как сугубо схематический.
В этой связи, на чертеже показана сильно упрощенная блок-схема устройства согласно изобретению, а также сегмент сердечно-сосудистой системы пациента, показанный в общих чертах.
Устройство на чертеже содержит подсистему ввода-вывода (I/O) с тремя каналами ввода 1,2,3.
Сигнал давления, который соответствует, по меньшей мере, приблизительно, давлению аорты пациента, непрерывно считывается с помощью первого канала ввода 1. Это может быть аналоговый сигнал датчика, который оцифровывается аналого-цифровым преобразователем, или уже цифровой сигнал считывается из внешнего преобразователя 4 измерения давления.
На практике артериальное давление, которое измеряется предпочтительно как можно ближе к аорте с помощью артериального катетера 5, служит в качестве давления, которое приблизительно соответствует давлению аорты. Местом измерения может служить ножная артерия 6, как показано на изображенном сегменте сердечно-сосудистой системы, содержащем сердце 7, дугу 8 аорты, малый круг 9 кровообращения и большой круг 10 кровообращения.
Артериальный катетер 5 также содержит температурный датчик 11, который можно использовать для измерения термодилюции в целях калибровки. Цифровой измерительный сигнал соответствующего преобразователя 12 измерения температуры считывается вторым каналом ввода 2. Однако данный температурный сигнал может также считываться как аналоговый сигнал и оцифровываться с помощью аналого-цифрового преобразователя.
Сигнал давления, который, по меньшей мере, приблизительно соответствует центральному венозному давлению CVP пациента, считывается третьим каналом ввода 3. Этот сигнал тоже может считываться как аналоговый или цифровой сигнал с помощью другого преобразователя 13 измерения давления. Подходящим местом для измерения является верхняя полая вена 15 пациента. Однако альтернативно можно также оценивать центральное венозное давление CVP пациента; при других обстоятельствах в этой связи достаточно этой оценки как постоянной величины.
Введенный центральный венозный катетер 16 имеет другой просвет 17, через который можно ввести охлажденный болюс, чтобы выполнить чрезлегочное измерение термодилюции. Калибровочные значения SVRcal, τcal и Pdcal для системного сопротивления, постоянной времени и диастолического артериального давления определяются в рамках калибровки, как пояснялось выше.
Подсистема ввода-вывода данных (I/О) может иметь один или несколько выходных или управляющих каналов 14, которые служат, например, для взаимодействия с периферийным оборудованием или т.п.
Компоненты устройства, которые служат для обработки сигналов, соединены друг с другом с помощью центральной шины (Шина).
Считанный сигнал давления временно сохраняется в рабочей памяти (ОЗУ) как функция времени p(t). Функция p(t) обрабатывается центральным процессорным устройством (ЦПУ), чтобы вычислить из нее объемную скорость кровотока сердца РССО и другие гемодинамические параметры. Соответствующая управляющая программа, которая дает команду центральному процессорному устройству выполнить соответствующие вычисления, находится в постоянной памяти (ПЗУ).
При этом обработка содержит следующие этапы:
Определяют переход между систолой и диастолой как место максимальной кривизны кривой давления, как описано было выше.
Определяют постоянную времени τ из кривой давления и вычисляют системное сосудистое сопротивление SVRk для текущего периода kth пульса согласно уравнению:
SVRk=SVRcal·(τ/τcal)a·(Pd/Pdcal)b
Определяют численный систолический объем кровотока SVk текущего периода пульса из значений давления периода пульса, т.е. значений давления систолы периода пульса согласно следующему уравнению (со счетной переменной i):
в которое введено:
Ck(p)=(MAP-CVP)k/[SVRk·<dp/dt>k]·f(MAP,pi).
Переопределяют разность между средним артериальным давлением МАР и центральным венозным давлением CVP, а также средний наклон кривой давления в диастоле <dp/dt> для текущего периода пульса. Вычисляют поправочную функцию f(MAP, pi), как было описано выше.
Затем получают объемную скорость кровотока сердца, вычисленную в текущем (k-ом) периоде пульса, как:
PCCOk=SVk HR.
Управляющая программа в постоянной памяти (ПЗУ) может, конечно, содержать и дополнительные программы, придающие устройству дополнительные функции.
Функцию p(t) можно отображать с помощью подсистемы 18 отображения, а выведены могут быть объемная скорость кровотока сердца РССО, а также другие гемодинамические параметры.
Конечно, устройство можно оснастить и другими компонентами, известными специалистам, например средством памяти для регистрации необработанных данных и/или вычисленных гемодинамических параметров. Процессорное устройство (ЦПУ) можно оснастить одним или более обычными микропроцессорами, при необходимости с поддержкой сопроцессорами для ускорения плавающих десятичных операций, а также процессорами цифровых сигналов (ПЦС). Соответствующие решения, а также другие детали аппаратного решения можно выполнить аналоговыми для обычных известных устройств анализа контура кривой пульса.
Claims (18)
1. Устройство для определения гемодинамического параметра пациента методом анализа контура кривой пульса, содержащее
канал ввода (1) для считывания сигнала давления, изменяющегося во времени и, по меньшей мере, приблизительно соответствующего давлению аорты пациента или артериальному давлению вблизи аорты, как функции времени p(t), и
блок вычисления гемодинамического параметра с использованием функции p(t) и системного сопротивления SVR организма пациента,
при этом блок вычисления гемодинамического параметра выполнен с возможностью регулярного многократного перерасчета системного сопротивления SVR организма пациента с использованием функции p(t) и определения при перерасчете системного сопротивления SVR постоянной времени τ приблизительно экспоненциального спада давления во время диастолы.
канал ввода (1) для считывания сигнала давления, изменяющегося во времени и, по меньшей мере, приблизительно соответствующего давлению аорты пациента или артериальному давлению вблизи аорты, как функции времени p(t), и
блок вычисления гемодинамического параметра с использованием функции p(t) и системного сопротивления SVR организма пациента,
при этом блок вычисления гемодинамического параметра выполнен с возможностью регулярного многократного перерасчета системного сопротивления SVR организма пациента с использованием функции p(t) и определения при перерасчете системного сопротивления SVR постоянной времени τ приблизительно экспоненциального спада давления во время диастолы.
2. Устройство по п.1, содержащее запоминающее устройство (ОЗУ) для временного хранения сигнала давления, считанного, по меньшей мере, за цикл пульса, как функции времени p(t).
3. Устройство по п.1, в котором перерасчет системного сопротивления выполняется как произведение
где SVRcal - калибровочное значение системного сопротивления;
τcal - калибровочное значение постоянной времени τ;
Pd - диастолическое артериальное давление;
Pdcal - калибровочное значение диастолического артериального давления, и
a, b - определенные эмпирически или рассчитанные экспоненты.
где SVRcal - калибровочное значение системного сопротивления;
τcal - калибровочное значение постоянной времени τ;
Pd - диастолическое артериальное давление;
Pdcal - калибровочное значение диастолического артериального давления, и
a, b - определенные эмпирически или рассчитанные экспоненты.
4. Устройство по п.3, в котором калибровочные значения SVRcal, τcal и Pdcal определяются в рамках калибровочного измерения методом термодилюции.
5. Устройство по любому из пп.3-4, в котором 0,15<а<0,6, предпочтительно а=0,3.
6. Устройство по любому из пп.3-4, в котором 0,5<b<2, предпочтительно b=1.
7. Устройство по п.1, в котором перерасчет системного сопротивления SVR в каждом случае осуществляется с учетом предыдущего вычисления системного сопротивления по формуле
где SVRk - пересчитанное системное сопротивление;
SVRk-1 - системное сопротивление из предыдущего вычисления, и
f - поправочная функция.
где SVRk - пересчитанное системное сопротивление;
SVRk-1 - системное сопротивление из предыдущего вычисления, и
f - поправочная функция.
8. Устройство по п.2, в котором перерасчет системного сопротивления SVR в каждом случае осуществляется с учетом предыдущего вычисления системного сопротивления по формуле
где SVRk - пересчитанное системное сопротивление;
SVRk-1 - системное сопротивление из предыдущего вычисления, и
f - поправочная функция.
где SVRk - пересчитанное системное сопротивление;
SVRk-1 - системное сопротивление из предыдущего вычисления, и
f - поправочная функция.
9. Устройство по любому из пп.1-4, 1 или 8, в котором блок вычисления гемодинамического параметра дополнительно выполнен с возможностью регулярного перерасчета параметров функции податливости С(р) с использованием функции p(t).
10. Устройство по п.9, в котором перерасчет функции податливости С(р) осуществляется по формуле
где (MAP-CVP)k - разность между средним артериальным давлением и центральным венозным давлением диастолы текущего периода пульса;
<dp/dt>k - средний наклон кривой артериального давления в диастоле текущего периода пульса, и
f(p) - поправочная функция.
где (MAP-CVP)k - разность между средним артериальным давлением и центральным венозным давлением диастолы текущего периода пульса;
<dp/dt>k - средний наклон кривой артериального давления в диастоле текущего периода пульса, и
f(p) - поправочная функция.
11. Устройство по п.10, в котором поправочная функция имеет форму
с эмпирически определенными или рассчитанными коэффициентами k1, k2, k3.
с эмпирически определенными или рассчитанными коэффициентами k1, k2, k3.
12. Устройство по п.11, в котором k1=9/5, k2=17/25 и k3=9/2.
13. Устройство по любому из пп.1-4, 7 или 8, в котором гемодинамическим параметром является объемная скорость кровотока сердца СО как произведение частоты сокращений сердца HR и систолического объема кровотока SV.
14. Устройство по п.13, в котором вычисление систолического объема кровотока выполняется как интеграл
где SVR - системное сопротивление.
где SVR - системное сопротивление.
15. Устройство по любому из пп.1-4, 7 или 8, в котором блок вычисления гемодинамического параметра содержит средство (дифференцирования) для получения второй производной у" функции p(t), а также средство оценки для определения места максимальной кривизны функции p(t) в интервале определения между максимальным и минимальным значениями функции цикла пульса как места перехода между систолой и диастолой.
16 Устройство по любому из пп.1-4, 7 или 8, имеющее средство вывода (18) для вывода гемодинамического параметра.
16 Устройство по любому из пп.1-4, 7 или 8, имеющее средство вывода (18) для вывода гемодинамического параметра.
17. Устройство по любому из пп.1-4, 7 или 8, имеющее средство соединения для подсоединения артериального катетера (5), пригодного для измерения давления.
18. Устройство по любому из пп.1-4, 7 или 8, имеющее канал ввода (3) для считывания сигнала давления, изменяющегося во времени и, по меньшей мере, приблизительно соответствующего центральному венозному давлению пациента.
19. Устройство по п.18, дополнительно содержащее средство соединения для подсоединения центрального венозного катетера (16), пригодного для измерения давления.
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| DE102004024334.4 | 2004-05-17 | ||
| DE102004024334A DE102004024334A1 (de) | 2004-05-17 | 2004-05-17 | Vorrichtung zur Ermittlung eines hämodynamischen Parameters |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| RU2005114869A RU2005114869A (ru) | 2006-11-27 |
| RU2378982C2 true RU2378982C2 (ru) | 2010-01-20 |
Family
ID=34939167
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| RU2005114869/14A RU2378982C2 (ru) | 2004-05-17 | 2005-05-16 | Устройство для определения гемодинамического параметра |
Country Status (9)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US7588542B2 (ru) |
| EP (1) | EP1598005B1 (ru) |
| JP (1) | JP4322227B2 (ru) |
| KR (1) | KR20060046075A (ru) |
| CN (1) | CN100581450C (ru) |
| BR (1) | BRPI0501917A8 (ru) |
| DE (2) | DE102004024334A1 (ru) |
| ES (1) | ES2323179T3 (ru) |
| RU (1) | RU2378982C2 (ru) |
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| RU2663633C2 (ru) * | 2012-12-14 | 2018-08-07 | Конинклейке Филипс Н.В. | Устройство для измерения физиологического параметра пользователя |
| RU2669744C2 (ru) * | 2012-09-10 | 2018-10-15 | Конинклейке Филипс Н.В. | Устройство и способ для улучшения надежности измерений физиологических параметров |
Families Citing this family (39)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| DE102004024335A1 (de) * | 2004-05-17 | 2005-12-15 | Pulsion Medical Systems Ag | Vorrichtung zur Bestimmung des Überganges zwischen Systole und Diastole |
| US7654964B1 (en) * | 2006-03-16 | 2010-02-02 | Pacesetter, Inc. | System and method for detecting arterial blood pressure based on aortic electrical resistance using an implantable medical device |
| US20070239041A1 (en) * | 2006-03-28 | 2007-10-11 | The Johns Hopkins University | Non-invasive Venous Pressure Measurement |
| EP1847218A1 (en) * | 2006-04-19 | 2007-10-24 | Pulsion Medical Systems AG | Patient monitoring apparatus for determining volume responsiveness of a monitored patient |
| US7643879B2 (en) | 2006-08-24 | 2010-01-05 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Integrated cardiac rhythm management system with heart valve |
| CA2711445A1 (en) * | 2007-01-17 | 2008-07-24 | Universite De Montreal | Method and system for administering an anaesthetic |
| US8551005B2 (en) * | 2007-12-13 | 2013-10-08 | Robert A. BARUCH | Monitoring respiratory variation of pulse pressure |
| EP2087836B1 (en) * | 2008-02-07 | 2012-04-04 | Pulsion Medical Systems AG | Apparatus and method for determining a physiological parameter |
| US8725260B2 (en) | 2008-02-11 | 2014-05-13 | Cardiac Pacemakers, Inc | Methods of monitoring hemodynamic status for rhythm discrimination within the heart |
| US8369960B2 (en) | 2008-02-12 | 2013-02-05 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Systems and methods for controlling wireless signal transfers between ultrasound-enabled medical devices |
| EP2257217B1 (en) * | 2008-02-27 | 2017-04-12 | Koninklijke Philips N.V. | Hemodynamic monitors and alarms |
| DE102008026708B4 (de) * | 2008-06-04 | 2014-01-23 | Iprm Intellectual Property Rights Management Ag | Vorrichtung zur Bestimmung des Blutvolumens und/oder Blutvolumenstroms und Verfahren zum Betreiben derselben |
| WO2010027652A1 (en) * | 2008-08-26 | 2010-03-11 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Cardiac output estimation using pulmonary artery pressure |
| JP2012504454A (ja) * | 2008-10-01 | 2012-02-23 | 株式会社イルメディ | 心血管分析装置 |
| JP5465252B2 (ja) * | 2008-10-10 | 2014-04-09 | カーディアック ペースメイカーズ， インコーポレイテッド | 肺動脈圧力測定値を使用して心拍出量を確定するシステムおよび方法 |
| WO2010059291A1 (en) | 2008-11-19 | 2010-05-27 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Assessment of pulmonary vascular resistance via pulmonary artery pressure |
| EP2189111A1 (en) * | 2008-11-21 | 2010-05-26 | Pulsion Medical Systems AG | Apparatus and method for determining a physiologic parameter |
| US8491487B2 (en) | 2009-02-11 | 2013-07-23 | Edwards Lifesciences Corporation | Detection of parameters in cardiac output related waveforms |
| US20180344174A9 (en) | 2009-09-23 | 2018-12-06 | Lightlab Imaging, Inc. | Lumen Morphology and Vascular Resistance Measurements Data Collection Systems, Apparatus and Methods |
| EP2742858B1 (en) * | 2009-09-23 | 2024-06-05 | Light-Lab Imaging Inc. | Lumen morphology and vascular resistance measurements data collection systems, apparatus and methods |
| EP2493370B1 (en) * | 2009-10-29 | 2016-03-16 | CNSystems Medizintechnik AG | Digital control method for measuring blood pressure |
| DE102010010610A1 (de) * | 2010-03-08 | 2011-09-08 | Pulsion Medical Systems Ag | Tragbare Sensorvorrichtung und Patientenmonitor |
| US20130184594A1 (en) * | 2010-07-12 | 2013-07-18 | Yale University | Apparatus, Systems and Methods Analyzing Pressure and Volume Waveforms in the Vasculature |
| US20120150003A1 (en) * | 2010-12-09 | 2012-06-14 | Siemens Medical Solutions Usa, Inc. | System Non-invasive Cardiac Output Determination |
| DE102011114666A1 (de) * | 2011-09-30 | 2013-04-04 | Pulsion Medical Systems Se | Vorrichtung zur hämodynamischen Überwachung |
| CN102908134B (zh) * | 2012-11-20 | 2015-03-18 | 深圳市理邦精密仪器股份有限公司 | 一种心输出量连续监测的参数校准方法与系统 |
| DE102013018366B4 (de) | 2013-11-02 | 2017-05-24 | Drägerwerk AG & Co. KGaA | Überwachungsvorrichtung zur Überwachung des Zustands des Kreislaufes eines Patienten und Computerprogramm-Produkt für diese Überwachung |
| EP4218559A1 (en) | 2014-02-25 | 2023-08-02 | ICU Medical, Inc. | Patient monitoring system with gatekeeper signal |
| WO2016130083A1 (en) * | 2015-02-09 | 2016-08-18 | Nitto Denko Corporation | Method and apparatus for deriving mean arterial pressure of a subject |
| CA3002372C (en) | 2015-10-19 | 2021-03-02 | Icu Medical, Inc. | Hemodynamic monitoring system with detachable display unit |
| DE102015120216A1 (de) * | 2015-11-23 | 2017-05-24 | B. Braun Avitum Ag | Verfahren zur Kalibrierung eines Messsignals und zum Nachführen einer quantitativen Größe |
| CN105640533B (zh) * | 2015-12-23 | 2019-02-01 | 南昌大学 | 一种体外血流动力学特性测试装置 |
| US20180214033A1 (en) * | 2017-02-02 | 2018-08-02 | Edwards Lifesciences Corporation | Hemodynamic monitor providing enhanced cardiac output measurements |
| KR102636012B1 (ko) * | 2017-06-09 | 2024-02-14 | 아비오메드, 인크. | 혈액 펌프 지원의 조절을 위한 심장 매개변수의 결정 |
| FR3070250B1 (fr) | 2017-08-30 | 2022-04-22 | Inria Inst Nat Rech Informatique & Automatique | Dispositif cardiaque |
| DE102019125062A1 (de) * | 2018-09-19 | 2020-03-19 | Redwave Medical GmbH | Verfahren zum automatisierten Bestimmen von hämodynamischen Parametern in einem Blutgefäß an invasiv aufgezeichneten Pulswellen |
| CN110584640B (zh) * | 2019-08-13 | 2022-05-24 | 深圳邦健生物医疗设备股份有限公司 | 心脏泵血情况的监测方法、装置、终端及可读介质 |
| CN113367669B (zh) * | 2021-07-07 | 2022-06-14 | 湖南敬凯投资管理有限公司 | 一种脉搏复现系统及其控制方法、复现方法 |
| CN114937488B (zh) * | 2022-04-29 | 2024-04-12 | 无锡市华焯光电科技有限公司 | 脉搏数据处理方法、设备及存储介质 |
Family Cites Families (8)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| IL77677A (en) | 1986-01-22 | 1990-04-29 | Daniel Goor | Method and apparatus for detecting mycardial ischemia |
| US4821734A (en) * | 1987-04-21 | 1989-04-18 | Nihon Seimitsu Sokki Co., Ltd. | Sphygmomanometer |
| US5423323A (en) * | 1993-08-30 | 1995-06-13 | Rocky Mountain Research, Inc. | System for calculating compliance and cardiac hemodynamic parameters |
| GB9714550D0 (en) * | 1997-07-10 | 1997-09-17 | Lidco Ltd | Improved method and apparatus for the measurement of cardiac output |
| WO1999048023A1 (en) * | 1998-03-20 | 1999-09-23 | Hypertension Diagnostics, Inc. | Apparatus and method for blood pressure pulse waveform contour analysis |
| DE19814371A1 (de) * | 1998-03-31 | 1999-10-14 | Pulsion Verwaltungs Gmbh & Co | Verfahren zur in-vivo Bestimmung der Compliance-Funktion und des systemischen Blutflusses eines Lebewesens und Vorrichtung zur Durchführung der Verfahren |
| US6315735B1 (en) | 1999-03-31 | 2001-11-13 | Pulsion Medical Systems Ag | Devices for in-vivo determination of the compliance function and the systemic blood flow of a living being |
| DE60103360T2 (de) * | 2001-03-01 | 2005-06-02 | Pulsion Medical Systems Ag | Gerät, Computerprogramm und Zentralvenenkatheter zur hämodynamischen Überwachung |
-
2004
- 2004-05-17 DE DE102004024334A patent/DE102004024334A1/de not_active Ceased
-
2005
- 2005-04-07 ES ES05102713T patent/ES2323179T3/es active Active
- 2005-04-07 DE DE502005006860T patent/DE502005006860D1/de active Active
- 2005-04-07 EP EP05102713A patent/EP1598005B1/de active Active
- 2005-05-16 US US11/130,355 patent/US7588542B2/en active Active
- 2005-05-16 CN CN200510072610A patent/CN100581450C/zh active Active
- 2005-05-16 RU RU2005114869/14A patent/RU2378982C2/ru active
- 2005-05-17 KR KR1020050041114A patent/KR20060046075A/ko not_active Application Discontinuation
- 2005-05-17 BR BRPI0501917A patent/BRPI0501917A8/pt active Search and Examination
- 2005-05-17 JP JP2005143563A patent/JP4322227B2/ja active Active
Non-Patent Citations (1)
| Title |
|---|
| Богданов В. Исследование сосудистой постнагрузки сердца в спортивной медицине. Тез. Докл. Междунар. Конгр. - М.: 1998, т.1, с.141-143. * |
Cited By (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| RU2669744C2 (ru) * | 2012-09-10 | 2018-10-15 | Конинклейке Филипс Н.В. | Устройство и способ для улучшения надежности измерений физиологических параметров |
| RU2663633C2 (ru) * | 2012-12-14 | 2018-08-07 | Конинклейке Филипс Н.В. | Устройство для измерения физиологического параметра пользователя |
| US10856738B2 (en) | 2012-12-14 | 2020-12-08 | Koninklijke Philips N.V. | Device for measuring a physiological parameter of a user |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| RU2005114869A (ru) | 2006-11-27 |
| KR20060046075A (ko) | 2006-05-17 |
| EP1598005B1 (de) | 2009-03-18 |
| DE502005006860D1 (de) | 2009-04-30 |
| US7588542B2 (en) | 2009-09-15 |
| CN1698534A (zh) | 2005-11-23 |
| US20050267379A1 (en) | 2005-12-01 |
| ES2323179T3 (es) | 2009-07-08 |
| DE102004024334A1 (de) | 2005-12-22 |
| BRPI0501917A8 (pt) | 2017-01-17 |
| CN100581450C (zh) | 2010-01-20 |
| BRPI0501917A (pt) | 2006-01-10 |
| JP2005329237A (ja) | 2005-12-02 |
| JP4322227B2 (ja) | 2009-08-26 |
| EP1598005A1 (de) | 2005-11-23 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| RU2378982C2 (ru) | Устройство для определения гемодинамического параметра | |
| CN103315720B (zh) | 用于连续估计心血管参数的脉搏轮廓方法和装置 | |
| EP2528499B1 (en) | Elimination of the effects of irregular cardiac cycles in the determination of cardiovascular parameters | |
| EP1689294B1 (en) | Arterial pressure-based, automatic determination of a cardiovascular parameter | |
| US7220230B2 (en) | Pressure-based system and method for determining cardiac stroke volume | |
| EP2727524B1 (en) | Method and apparatus for measuring cardiac output | |
| EP2241251B1 (en) | Method and apparatus for measuring blood volume | |
| US20020022785A1 (en) | Method and apparatus for measuring cardiac output | |
| EP2237721A2 (en) | Real-time detection of vascular conditions of a subject using arterial pressure waveform analysis | |
| JP2012517291A (ja) | 心臓血管パラメータの計算 | |
| JP2018517528A (ja) | 血圧値を測定するための方法、機器及びコンピュータプログラム | |
| US20100204590A1 (en) | Detection of Vascular Conditions Using Arterial Pressure Waveform Data | |
| JP2002253519A5 (ru) | ||
| CN110638432A (zh) | 用于评估血管中血流的系统和方法 | |
| JP5203210B2 (ja) | パルスオキシメトリーのための信号処理 | |
| JP5946904B2 (ja) | 体調監視装置及び方法 | |
| US7803122B2 (en) | Device for determining the transition between systole and diastole | |
| EP3019075B1 (en) | Determination of a hemodynamic parameter | |
| US20100268097A1 (en) | Monitoring Peripheral Decoupling | |
| EP3785617A1 (en) | Method and device for calibrating blood pressure measurements based on measured pulse arrival time | |
| JP2022051721A (ja) | 拍動信号を評価するための医療機器 | |
| CA2353807A1 (en) | Continuous non-invasive blood pressure monitoring method and apparatus |