RU99106197A - THE METHOD OF INDIVIDUAL DETERMINATION IN THE ORGANISM OF THE FUNCTION OF ELASTICITY AND CONTINUOUS DEFINITION OF A SYSTEMIC FLOOD OF A LIVING BEING - Google Patents

THE METHOD OF INDIVIDUAL DETERMINATION IN THE ORGANISM OF THE FUNCTION OF ELASTICITY AND CONTINUOUS DEFINITION OF A SYSTEMIC FLOOD OF A LIVING BEING

Info

Publication number
RU99106197A
RU99106197A RU99106197/14A RU99106197A RU99106197A RU 99106197 A RU99106197 A RU 99106197A RU 99106197/14 A RU99106197/14 A RU 99106197/14A RU 99106197 A RU99106197 A RU 99106197A RU 99106197 A RU99106197 A RU 99106197A
Authority
RU
Russia
Prior art keywords
function
pressure
calculated
elasticity
blood pressure
Prior art date
Application number
RU99106197/14A
Other languages
Russian (ru)
Other versions
RU2179408C2 (en
Inventor
Штефан ЙЕКЕН
Маттиас ФЭЛЕ
Ульрих Йоахим ПФАЙФФЕР
Original Assignee
Пульзион Медикаль Зюстемс Аг
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Priority claimed from DE19814371A external-priority patent/DE19814371A1/en
Application filed by Пульзион Медикаль Зюстемс Аг filed Critical Пульзион Медикаль Зюстемс Аг
Publication of RU99106197A publication Critical patent/RU99106197A/en
Application granted granted Critical
Publication of RU2179408C2 publication Critical patent/RU2179408C2/en

Links

Claims (1)

1. Способ индивидуального определения в организме функции эластичности С(р) = dV/dp сосудистой системы после желудочка сердца живого существа по кровяному давлению p(t) и эталонному минутному объему сердца COref, при котором непрерывно определяют давление p(t) в аорте или вблизи аорты, вычисляют среднее кровяное давление MAP по кровяному давлению p(t), системное сопротивление R организма как
Figure 00000001

где CVP - произвольное центральное венозное давление, которое установлено или рассчитано, и COref - эталонное значение минутного объема сердца, берут, по меньшей мере, первый дифференциал кровяного давления по времени p(t) = dp/dt, и вычисляют функцию эластичности С(р), по меньшей мере, по p(t),
Figure 00000002
используя нелинейную модель.1. The method of individual determination in the body of the function of elasticity C (p) = dV / dp of the vascular system after the ventricle of the heart of a living being by the blood pressure p (t) and the reference minute volume of the heart COref, which continuously determine the pressure p (t) in the aorta near the aorta, the mean MAP blood pressure is calculated from the blood pressure p (t), the systemic resistance R of the body as
Figure 00000001

where CVP is an arbitrary central venous pressure that is established or calculated, and COref is a reference value of the heart’s minute volume, at least the first differential of blood pressure is taken over time p (t) = dp / dt, and the elasticity function C is calculated (p ), at least p (t),
Figure 00000002
using a non-linear model. 2. Способ по п.1, отличающийся тем, что используют только значения p(t), которые удовлетворяют следующему условию для вычисления функции эластичности С(р):
р(t)≅ p(ts),
где ts - время, когда закрывается аортальный клапан.2. The method according to claim 1, characterized in that they use only p (t) values that satisfy the following condition for calculating the elasticity function C (p):
p (t) ≅ p (ts),
where ts is the time when the aortic valve closes. 3. Способ по п.1, отличающийся тем, что используют только значения кровяного давления при диастоле для вычисления функции эластичности С(р). 3. The method according to claim 1, characterized in that only blood pressure values are used in diastole to calculate the elasticity function C (p). 4. Способ по п.1, отличающийся тем, что используют только значения кровяного давления при систоле для вычисления функции эластичности С(р). 4. The method according to claim 1, characterized in that only blood pressure values are used during systole to calculate the elasticity function C (p). 5. Способ по одному из предшествующих пунктов, отличающийся тем, что определяют кровоток q(t) на основании давления p(t) и первой производной по времени dp/dt и вычисляют функцию эластичности согласно
Figure 00000003

для произвольных функций импеданса Z (р) и произвольных моментов времени t таким образом, что
Figure 00000004

является оптимально удовлетворяемым.5. The method according to one of the preceding claims, characterized in that the blood flow q (t) is determined based on the pressure p (t) and the first time derivative of dp / dt and the elasticity function is calculated according to
Figure 00000003

for arbitrary impedance functions Z (p) and arbitrary moments of time t such that
Figure 00000004

is optimally satisfied. 6. Способ по одному из предшествующих пунктов, отличающийся тем, что аппроксимируют обратную величину функции эластичности, т.е. 1/С(р) посредством многочлена конечного порядка и используют этот многочлен для экстраполяции С(р) за пределы интервала давления, зарегистрированного при определении эталонного минутного объема сердца. 6. The method according to one of the preceding paragraphs, characterized in that the reciprocal of the elasticity function is approximated, i.e. 1 / C (p) by means of a polynomial of finite order and use this polynomial to extrapolate C (p) beyond the pressure interval recorded when determining the reference minute volume of the heart. 7. Способ по п.1, отличающийся тем, что определяют минимум функции
Figure 00000005

и затем вычисляют индивидуальную функцию эластичности С(р) как
Figure 00000006

8. Способ по одному из пп.3 и 6, отличающийся тем, что определяют обратную величину функции эластичности С(р) посредством многочлена второго порядка и аппроксимируют С(р) посредством следующей функции:
Figure 00000007

9. Способ по одному из предшествующих пунктов, отличающийся тем, что аппроксимируют функцию эластичности С(р) посредством многочлена конечного порядка и используют этот многочлен для экстраполяции С(р) за пределы интервала давления, зарегистрированного при определении эталонного минутного объема сердца.7. The method according to claim 1, characterized in that it defines the minimum function
Figure 00000005

and then calculate the individual elasticity function C (p) as
Figure 00000006

8. The method according to one of claims 3 and 6, characterized in that the reciprocal of the elasticity function C (p) is determined by a second-order polynomial and approximated by C (p) by the following function:
Figure 00000007

9. The method according to one of the preceding paragraphs, characterized in that the elasticity function C (p) is approximated by means of a polynomial of finite order and this polynom is used to extrapolate C (p) beyond the pressure interval recorded in determining the reference minute volume of the heart. 10. Способ по п.1, отличакщийся тем, что определяют минимум функции
Figure 00000008

и затем вычисляют индивидуальную функцию эластичности С(р) как
C(p) = ∑kβkpk
11. Способ по одному из пп. 3 и 5, отличающийся тем, что используют функцию эластичности С(р), вычисленную при p(t)≅ p(ts), для увеличения объема кровотока q(t) в виде полной функциональной системы и, в частности, описывают q(t) в виде ряда Фурье посредством следующего уравнения
Figure 00000009

где коэффициенты qk определены посредством минимизации среднеквадратичной ошибки, а величины to и ts обозначают моменты времени, когда открывается и закрывается аортальный клапан.10. The method according to claim 1, characterized in that it defines the minimum of the function
Figure 00000008

and then calculate the individual elasticity function C (p) as
C (p) = ∑ k β k p k
11. The method according to one of paragraphs. 3 and 5, characterized in that they use the elasticity function C (p) calculated at p (t) ≅ p (ts) to increase the blood flow q (t) as a complete functional system and, in particular, describe q (t ) as a Fourier series using the following equation
Figure 00000009

where the coefficients q k are determined by minimizing the root-mean-square error, and the values of t o and t s denote the points in time when the aortic valve opens and closes. 12. Способ по одному из предшествующих пунктов, отличающийся тем, что изменяют предполагаемый кровоток q(t) таким образом, чтобы минимизировать среднеквадратичную ошибку. 12. The method according to one of the preceding paragraphs, characterized in that they change the estimated blood flow q (t) in such a way as to minimize the root-mean-square error. 13. Способ по одному из предшествующих пунктов, отличающийся тем, что определяют зависимость аортальный импеданс/давление по
Figure 00000010

где A - коэффициент пропорциональности.13. The method according to one of the preceding paragraphs, characterized in that determine the dependence of the aortic impedance / pressure on
Figure 00000010

where A is the proportionality coefficient. 14. Способ по одному из предшествующих пунктов, отличающийся тем, что определяют нелинейную функцию аортального импеданса, используя преобразования Фурье в отношении кровяного давления
Figure 00000011
и постулированного кровотока
Figure 00000012
согласно
Figure 00000013

или
Figure 00000014

15. Способ по п. 1, отличающийся тем, что определяют кровоток q(t) на основании давления p(t) и первой производной по времени dp/dt и вычисляют функцию импеданса
Figure 00000015

согласно
Figure 00000016

16. Способ по одному из предшествующих пунктов, отличающийся тем, что аппроксимируют функцию аортального импеданса Z(р) посредством многочлена конечного порядка и используют этот многочлен для экстраполяции Z(р) за пределы интервала давления, зарегистрированного во время тарирования.14. The method according to one of the preceding paragraphs, characterized in that they determine the nonlinear function of aortic impedance using Fourier transforms in relation to blood pressure
Figure 00000011
and postulated blood flow
Figure 00000012
according to
Figure 00000013

or
Figure 00000014

15. The method according to claim 1, characterized in that the blood flow q (t) is determined based on the pressure p (t) and the first time derivative of dp / dt and the impedance function is calculated
Figure 00000015

according to
Figure 00000016

16. The method according to one of the preceding paragraphs, characterized in that the aortic impedance function Z (p) is approximated by means of a polynomial of finite order and this polynom is used to extrapolate Z (p) beyond the pressure interval recorded during calibration. 17. Способ непрерывного определения системного кровотока q(t) живого существа, при котором непрерывно определяют давление p(t) в аорте или вблизи аорты, вычисляют среднее кровяное давление MAP по кровяному давлению p(t), вычисляют системное сопротивление R организма как
Figure 00000017

где CVP - произвольное центральное венозное давление, которое установлено или рассчитано, и COref - эталонное значение минутного объема сердца, берут, по меньшей мере, первый дифференциал кровяного давления по времени
Figure 00000018
и вычисляют функцию эластичности С(р) и кровоток q(t), по меньшей мере, по p(t),
Figure 00000019
используя нелинейную модель.17. A method for continuously determining the systemic blood flow q (t) of a living being, in which the pressure p (t) in the aorta or near the aorta is continuously determined, calculates the average blood pressure MAP from the blood pressure p (t), calculates the systemic resistance R of the organism as
Figure 00000017

where CVP is an arbitrary central venous pressure that is established or calculated, and COref is a reference value of the heart’s minute volume, at least the first differential of blood pressure is taken over time
Figure 00000018
and calculate the elasticity function C (p) and the blood flow q (t), at least in p (t),
Figure 00000019
using a non-linear model. 18. Способ по п.17, отличающийся тем, что определяют системный кровоток q(t) посредством:
Figure 00000020

19. Способ по п.17, отличающийся тем, что используют функцию эластичности С(р), установленную согласно одному из пп.1-16.18. The method according to p. 17, characterized in that determine the systemic flow q (t) by:
Figure 00000020

19. The method according to p. 17, characterized in that use the function of elasticity C (p), set according to one of claims 1 to 16. 20. Способ по п.17, отличающийся тем, что вычисляют ударный объем крови SV посредством интегрирования кровотока за соответствующий период времени согласно
SV = ∫q(t)dt
при этом, в частности, соответствующий период времени может соответствовать времени сердечного сокращения или времени выброса во время сердечного сокращения.20. The method according to claim 17, characterized in that the stroke volume of the blood SV is calculated by integrating the blood flow for the corresponding period of time according to
SV = ∫q (t) dt
however, in particular, the corresponding period of time may correspond to the time of the heartbeat or the time of the ejection during the heartbeat. 21. Способ по одному из пп.1 и 17, отличающийся тем, что вычисляют ударный объем крови SV, сравнивая непрерывный кровоток q(t) с эталонным минутным объемом сердца COref посредством
SV = γ∫q(t)dt
с
Figure 00000021

22. Способ по одному из пп.16 и 17, отличающийся тем, что вычисляют изменение ударного объема крови согласно
Figure 00000022

и используют его само по себе или с другими параметрами, например, средним кровяным давлением MAP, систолическим кровяным давлением APsys, диастолическим кровяным давлением АРDIA и частотой сердечных сокращений HR для корректирования ударного объема крови.21. The method according to one of claims 1 and 17, characterized in that the stroke volume of the blood SV is calculated by comparing the continuous flow q (t) with the reference minute volume of the heart COref by
SV = γ∫q (t) dt
with
Figure 00000021

22. The method according to one of claims 16 and 17, characterized in that the change in stroke volume is calculated according to
Figure 00000022

and use it alone or with other parameters, for example, MAP average blood pressure, APsys systolic blood pressure, DIA AP diastolic blood pressure, and HR heart rate to correct stroke volume. 23. Способ по одному из предшествующих пунктов, отличающийся тем, что непрерывно вычисляют минутный объем сердца вместе с частотой сердечных сокращений HR по ударному объему крови SV согласно СО = HR * SV. 23. The method according to one of the preceding claims, characterized in that the cardiac minute volume of the heart is continuously calculated together with the HR heart rate from the stroke volume SV according to CO = HR * SV. 24. Способ по п.23, отличающийся тем, что непрерывно определяют среднее давление MAP по кривой кровяного давления и, тем самым, непрерывно вычисляют системное сопротивление согласно
Figure 00000023

по произвольному центральному венозному давлению CVP, которое было измерено или рассчитано.24. The method according to p. 23, characterized in that continuously determine the average pressure MAP from the curve of blood pressure and, thereby, continuously calculate the system resistance according to
Figure 00000023

by an arbitrary central venous pressure CVP, which was measured or calculated. 25. Способ по п.23, отличающийся тем, что непрерывно определяют среднее давление MAP по кривой кровяного давления и, тем самым, непрерывно вычисляют функцию эластичности согласно
Figure 00000024
25. The method according to p. 23, characterized in that the mean pressure MAP is continuously determined from the blood pressure curve and, thereby, the elasticity function is continuously calculated according to
Figure 00000024
RU99106197/14A 1998-03-31 1999-03-30 Method for individually determining flexibility function and continuously determining systemic blood circulation of a living being RU2179408C2 (en)

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
DE19814371A DE19814371A1 (en) 1998-03-31 1998-03-31 Method for in-vivo determination of the compliance function and the systemic blood flow of a living being and device for carrying out the method
DE19814371.0 1998-03-31

Publications (2)

Publication Number Publication Date
RU99106197A true RU99106197A (en) 2001-02-20
RU2179408C2 RU2179408C2 (en) 2002-02-20

Family

ID=7863096

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
RU99106197/14A RU2179408C2 (en) 1998-03-31 1999-03-30 Method for individually determining flexibility function and continuously determining systemic blood circulation of a living being

Country Status (8)

Country Link
EP (1) EP0947941B1 (en)
JP (1) JP3397716B2 (en)
KR (1) KR100331093B1 (en)
CN (1) CN1188801C (en)
CA (1) CA2266883C (en)
DE (2) DE19814371A1 (en)
ES (1) ES2141069T3 (en)
RU (1) RU2179408C2 (en)

Families Citing this family (27)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE19814371A1 (en) * 1998-03-31 1999-10-14 Pulsion Verwaltungs Gmbh & Co Method for in-vivo determination of the compliance function and the systemic blood flow of a living being and device for carrying out the method
IT1315206B1 (en) 1999-04-27 2003-02-03 Salvatore Romano METHOD AND APPARATUS FOR MEASURING HEART RATE.
DE60103360T2 (en) 2001-03-01 2005-06-02 Pulsion Medical Systems Ag Device, computer program and central vein catheter for hemodynamic monitoring
DE10260762A1 (en) * 2002-12-23 2004-07-22 Pulsion Medical Systems Ag Device for determining cardiovascular parameters
ITRM20030117A1 (en) * 2003-03-17 2004-09-18 Matteo Bonan AUTOMATED METHOD OF DISCRIMINATION OF HEART RATE.
US7422562B2 (en) 2003-12-05 2008-09-09 Edwards Lifesciences Real-time measurement of ventricular stroke volume variations by continuous arterial pulse contour analysis
US7220230B2 (en) 2003-12-05 2007-05-22 Edwards Lifesciences Corporation Pressure-based system and method for determining cardiac stroke volume
US7452333B2 (en) 2003-12-05 2008-11-18 Edwards Lifesciences Corporation Arterial pressure-based, automatic determination of a cardiovascular parameter
DE102004024334A1 (en) * 2004-05-17 2005-12-22 Pulsion Medical Systems Ag Device for determining a hemodynamic parameter
DE102004024335A1 (en) * 2004-05-17 2005-12-15 Pulsion Medical Systems Ag Device for determining the transition between systole and diastole
JP4629430B2 (en) * 2004-12-28 2011-02-09 フクダ電子株式会社 Vascular endothelial function measuring device
EP1884189A1 (en) 2006-08-03 2008-02-06 Pulsion Medical Systems AG Apparatus and method for determining a physiologic parameter of a patient applying fourier transformation
EP2087836B1 (en) 2008-02-07 2012-04-04 Pulsion Medical Systems AG Apparatus and method for determining a physiological parameter
EP2346392A1 (en) * 2008-08-26 2011-07-27 Cardiac Pacemakers, Inc. Cardiac output estimation using pulmonary artery pressure
DE102008055952A1 (en) 2008-09-04 2010-03-25 Pulsion Medical Systems Ag Optical measuring catheter for thermodilution measurement and pulse contour analysis
EP2281504A1 (en) 2009-08-04 2011-02-09 Pulsion Medical Systems AG Apparatus and method for determining a physiological parameter
DE102011114666A1 (en) 2011-09-30 2013-04-04 Pulsion Medical Systems Se Device for hemodynamic monitoring
CN104323768B (en) * 2012-11-20 2017-03-29 深圳市理邦精密仪器股份有限公司 A kind of parameter calibrating method of cardiac output continuous monitoring
CN102908134B (en) * 2012-11-20 2015-03-18 深圳市理邦精密仪器股份有限公司 Parameter calibration method and parameter calibration system for continuously monitoring cardiac output
CN104871161A (en) * 2012-12-18 2015-08-26 皇家飞利浦有限公司 Method and apparatus for simulating blood flow under patient-specific boundary conditions derived from an estimated cardiac ejection output
US9949696B2 (en) * 2013-03-14 2018-04-24 Tensys Medical, Inc. Apparatus and methods for computing cardiac output of a living subject via applanation tonometry
EP3019076B1 (en) * 2013-07-08 2021-03-17 Edwards Lifesciences Corporation Arterial pressure-based determination of cardiovascular parameters
JP6367016B2 (en) * 2014-06-09 2018-08-01 潤一郎 橋本 Evaluation of renal function based on aortic blood flow waveform analysis
JP6878589B2 (en) 2016-12-15 2021-05-26 バクスター・インターナショナル・インコーポレイテッドＢａｘｔｅｒ Ｉｎｔｅｒｎａｔｉｏｎａｌ Ｉｎｃｏｒｐ０Ｒａｔｅｄ Systems and methods for monitoring and determining patient parameters from sensed venous waveforms
RU173957U1 (en) * 2017-01-10 2017-09-21 Федеральное государственное бюджетное образовательное учреждение высшего образования "Самарский государственный медицинский университет" Министерства здравоохранения Российской Федерации Device for determining the index of elasticity of arterial vessels
WO2019211210A1 (en) * 2018-04-30 2019-11-07 Philips Medizin Systeme Böblingen Gmbh Method for determining a cardiac stroke volume
US11039754B2 (en) 2018-05-14 2021-06-22 Baxter International Inc. System and method for monitoring and determining patient parameters from sensed venous waveform

Family Cites Families (8)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPS6335238A (en) * 1986-07-29 1988-02-15 日本光電工業株式会社 Apparatus for meauring time constant characteristic of terminal blood vessel
JP3122105B2 (en) * 1988-09-28 2001-01-09 リージェンツ・オブ・ザ・ユニバーシティー・オブ・ミネソタ Hypertension determination device
US5241966A (en) 1990-10-23 1993-09-07 Hypertension Diagnostics, Inc. Method and apparatus for measuring cardiac output
US5211177A (en) 1990-12-28 1993-05-18 Regents Of The University Of Minnesota Vascular impedance measurement instrument
US5183051A (en) 1991-01-14 1993-02-02 Jonathan Kraidin Means and apparatus for continuously determining cardiac output in a subject
NL9100150A (en) 1991-01-29 1992-08-17 Tno METHOD FOR DETERMINING THE BATTLE VOLUME AND THE HEART MINUTE VOLUME OF THE HUMAN HEART.
US5535753A (en) 1994-10-04 1996-07-16 Rutgers University Apparatus and methods for the noninvasive measurement of cardiovascular system parameters
DE19814371A1 (en) * 1998-03-31 1999-10-14 Pulsion Verwaltungs Gmbh & Co Method for in-vivo determination of the compliance function and the systemic blood flow of a living being and device for carrying out the method

Similar Documents

Publication Publication Date Title
RU99106197A (en) THE METHOD OF INDIVIDUAL DETERMINATION IN THE ORGANISM OF THE FUNCTION OF ELASTICITY AND CONTINUOUS DEFINITION OF A SYSTEMIC FLOOD OF A LIVING BEING
CA2101531C (en) Method of determining the stroke volume and the cardiac output of the human heart
US7090644B2 (en) Device for determining a characteristic point in the cardiac cycle
US7967757B2 (en) Arterial pressure-based, automatic determination of a cardiovascular parameter
US7452333B2 (en) Arterial pressure-based, automatic determination of a cardiovascular parameter
RU2005114869A (en) DEVICE FOR DETERMINING THE HEMODYNAMIC PARAMETER
JP3397716B2 (en) Device for determining the compliance function and systemic blood flow of an organism in vivo
JP5690849B2 (en) Hemodynamic monitor and method of hemodynamic monitor
JP5337821B2 (en) Method and apparatus for non-invasive measurement of dynamic cardiopulmonary interaction parameters
US20170238824A1 (en) Method for oscillatory non-invasive blood pressure (nibp) measurement and control unit for an nibp apparatus
US20070197924A1 (en) Method and apparatus for determination of cardiac output from the arterial pressure pulse waveform
JP3961500B2 (en) Aorta blood flow data processing method
Brubakk Use of a simulation model for estimating cardiac output from aortic pressure curves
Yu et al. Oscillometric measurement of arterial pulse pressure for patients supported by a rotary blood pump
Hametner et al. Effects of different blood flow models on the determination of arterial characteristic impedance
Westerhof et al. Arterial Compliance as Load on the Heart
Redling A robust noninvasive estimation of cardiac output.
Yoshizawa et al. Less-invasive E/sub max/estimation under cardiac assistance based on angular frequency method
BRIN FRANK CP YIN, ZHAORONG LIU, AND
AU2005219982A1 (en) Method and apparatus for determination of cardiac output from the arterial pressure pulse waveform