UA82094C2 - Apparatus and method for measuring hemodynamic parameters - Google Patents
Apparatus and method for measuring hemodynamic parameters Download PDFInfo
- Publication number
- UA82094C2 UA82094C2 UAA200510365A UAA200510365A UA82094C2 UA 82094 C2 UA82094 C2 UA 82094C2 UA A200510365 A UAA200510365 A UA A200510365A UA A200510365 A UAA200510365 A UA A200510365A UA 82094 C2 UA82094 C2 UA 82094C2
- Authority
- UA
- Ukraine
- Prior art keywords
- wave
- pressure
- cuff
- blood pressure
- oscillation
- Prior art date
Links
- 238000000034 method Methods 0.000 title claims abstract description 32
- 230000000004 hemodynamic effect Effects 0.000 title claims abstract description 22
- 238000005259 measurement Methods 0.000 claims abstract description 55
- 230000010355 oscillation Effects 0.000 claims abstract description 36
- 230000036772 blood pressure Effects 0.000 claims abstract description 35
- 238000005070 sampling Methods 0.000 claims abstract description 21
- 230000035488 systolic blood pressure Effects 0.000 claims abstract description 16
- 230000003416 augmentation Effects 0.000 claims abstract description 11
- 238000009530 blood pressure measurement Methods 0.000 claims abstract description 10
- 210000002302 brachial artery Anatomy 0.000 claims abstract description 8
- 230000000747 cardiac effect Effects 0.000 claims description 23
- 230000035487 diastolic blood pressure Effects 0.000 claims description 10
- QSHDDOUJBYECFT-UHFFFAOYSA-N mercury Chemical compound [Hg] QSHDDOUJBYECFT-UHFFFAOYSA-N 0.000 claims description 10
- 229910052753 mercury Inorganic materials 0.000 claims description 10
- 230000003205 diastolic effect Effects 0.000 claims description 7
- 230000015572 biosynthetic process Effects 0.000 claims description 6
- 238000003786 synthesis reaction Methods 0.000 claims description 6
- 238000006243 chemical reaction Methods 0.000 claims description 3
- 210000003689 pubic bone Anatomy 0.000 claims description 2
- 238000000926 separation method Methods 0.000 claims description 2
- 230000010356 wave oscillation Effects 0.000 claims description 2
- 238000012544 monitoring process Methods 0.000 claims 2
- 230000008569 process Effects 0.000 abstract description 7
- 238000011156 evaluation Methods 0.000 abstract description 4
- 210000000056 organ Anatomy 0.000 abstract 1
- 230000011514 reflex Effects 0.000 abstract 1
- 230000000630 rising effect Effects 0.000 abstract 1
- 210000001367 artery Anatomy 0.000 description 17
- 230000008859 change Effects 0.000 description 10
- 238000001914 filtration Methods 0.000 description 9
- 210000000709 aorta Anatomy 0.000 description 7
- 230000017531 blood circulation Effects 0.000 description 5
- 238000010586 diagram Methods 0.000 description 5
- 210000001105 femoral artery Anatomy 0.000 description 5
- 230000004872 arterial blood pressure Effects 0.000 description 4
- 238000004458 analytical method Methods 0.000 description 3
- 230000008901 benefit Effects 0.000 description 3
- 210000001715 carotid artery Anatomy 0.000 description 3
- 230000006870 function Effects 0.000 description 3
- 230000010247 heart contraction Effects 0.000 description 3
- 238000012546 transfer Methods 0.000 description 3
- 206010003210 Arteriosclerosis Diseases 0.000 description 2
- 206010005746 Blood pressure fluctuation Diseases 0.000 description 2
- 208000011775 arteriosclerosis disease Diseases 0.000 description 2
- 239000008280 blood Substances 0.000 description 2
- 210000004369 blood Anatomy 0.000 description 2
- 239000003990 capacitor Substances 0.000 description 2
- 210000000748 cardiovascular system Anatomy 0.000 description 2
- 238000013461 design Methods 0.000 description 2
- 238000011161 development Methods 0.000 description 2
- 230000000694 effects Effects 0.000 description 2
- 230000001575 pathological effect Effects 0.000 description 2
- 230000002093 peripheral effect Effects 0.000 description 2
- 238000012545 processing Methods 0.000 description 2
- 230000035485 pulse pressure Effects 0.000 description 2
- 230000009466 transformation Effects 0.000 description 2
- 206010020772 Hypertension Diseases 0.000 description 1
- 210000000683 abdominal cavity Anatomy 0.000 description 1
- 230000005856 abnormality Effects 0.000 description 1
- 230000003321 amplification Effects 0.000 description 1
- 208000037849 arterial hypertension Diseases 0.000 description 1
- 210000004204 blood vessel Anatomy 0.000 description 1
- 229940000032 cardiovascular system drug Drugs 0.000 description 1
- 238000004891 communication Methods 0.000 description 1
- 238000012937 correction Methods 0.000 description 1
- 239000013078 crystal Substances 0.000 description 1
- 230000007423 decrease Effects 0.000 description 1
- 230000008030 elimination Effects 0.000 description 1
- 238000003379 elimination reaction Methods 0.000 description 1
- 238000002474 experimental method Methods 0.000 description 1
- 238000007689 inspection Methods 0.000 description 1
- 230000010354 integration Effects 0.000 description 1
- 208000028867 ischemia Diseases 0.000 description 1
- 210000005240 left ventricle Anatomy 0.000 description 1
- 239000007788 liquid Substances 0.000 description 1
- 239000004973 liquid crystal related substance Substances 0.000 description 1
- 230000004807 localization Effects 0.000 description 1
- 238000000691 measurement method Methods 0.000 description 1
- 210000003205 muscle Anatomy 0.000 description 1
- 208000010125 myocardial infarction Diseases 0.000 description 1
- 210000004165 myocardium Anatomy 0.000 description 1
- 238000003199 nucleic acid amplification method Methods 0.000 description 1
- 230000003534 oscillatory effect Effects 0.000 description 1
- 230000010412 perfusion Effects 0.000 description 1
- 238000012797 qualification Methods 0.000 description 1
- 238000011160 research Methods 0.000 description 1
- 238000012552 review Methods 0.000 description 1
- 230000035945 sensitivity Effects 0.000 description 1
- 230000006442 vascular tone Effects 0.000 description 1
Landscapes
- Measuring Pulse, Heart Rate, Blood Pressure Or Blood Flow (AREA)
Abstract
Description
Опис винаходуDescription of the invention
Обьектом винаходу є пристрій для вимірювання геодинамічних параметрів, зокрема для комплексного 2 обстеження серцево-судинної системи за допомогою осцилометричного (окклюзійного) вимірювання з використанням манжети. Пристрій включає осциляторний автоматичний манометр для вимірювання кров'яного тиску й комплектуючі вузли. Іншим об"єктом винаходу є спосіб вимірювання геодинамічних параметрів.The object of the invention is a device for measuring geodynamic parameters, in particular for a complex 2 examination of the cardiovascular system using oscillometric (occlusion) measurement using a cuff. The device includes an oscillatory automatic manometer for measuring blood pressure and components. Another object of the invention is a method of measuring geodynamic parameters.
Існує тісний зв'язок між артеріальною гіпертензією й розвитком артеріосклерозу. Найпоширенішим є спосіб вимірювання індексу аугментації аорти (головної артерії) (АА) і Швидкості Пульсової Хвилі (ШПХ), тобто 70 вимірювання міцності артерії. ШПХ дає інформацію про еластичність стінки аорти. Крім цього, (ІА) також дає інформацію про стійкість периферичних артерій і тонус судин. ІАА являє собою різницю між амплітудою першої систолічної хвилі, утвореної серцевим скороченням, і другої систолічної хвилі, створюваної відбиттям першої хвилі у відсотках від більшої хвилі. При вимірюванні ШПХ визначається різниця між часом прибуття пульсової хвилі до яремної артерії й часом прибуття до стегнової артерії, відстань між двома точками вимірювання, і 12 розраховується швидкість пульсової хвилі на аорті. Нещодавно була проведена спроба вирішити це питання неінвазивним способом замість вставляння катетера в корінь аорти. Такі рішення описані в (патенті США 6,117. 0871 й у міжнародній заявці (МО 90/11043). Однак, криві пульсу, зареєстровані в них, не повністю відповідають кривим для аорти, тому крива центрального пульсу відновлюється математичним способом з периферичного пульсу. Для цієї мети створена модель перетворення, що використовує результати ряду як інвазивних вимірювань, так і неінвазивних а також, рядів Фур'є. Однак, вимірювання, виконане на верхній частині руки, тобто на плечовій артерії або на променевій артерії, наприклад, на зап'ясті, не дає достатньої інформації про процеси артеріосклерозу в артеріях, насамперед у центральних гнучких артеріях. Девіс, Дж.І. та ін.: Аналіз пульсової хвилі й швидкість пульсової хвилі: критичний огляд їхніх переваг і недоліків. Дж. Гіпертенс, 2003, том 21 номер 3. 463-472). Варто також взяти до уваги, що обстеження, виконані контактними датчиками тиску, є с 22 звичайно неточними внаслідок неминучих рухів як оператора, так і пацієнта в процесі обстеження. Ге)There is a close connection between arterial hypertension and the development of arteriosclerosis. The most common way is to measure the aortic (main artery) augmentation index (AA) and Pulse Wave Velocity (PWV), i.e. 70 a measure of the strength of the artery. SPC gives information about the elasticity of the aortic wall. In addition, (IA) also provides information about the stability of peripheral arteries and vascular tone. IAA is the difference between the amplitude of the first systolic wave produced by the heart contraction and the second systolic wave produced by the reflection of the first wave as a percentage of the larger wave. When measuring SPC, the difference between the time of arrival of the pulse wave at the jugular artery and the time of arrival at the femoral artery, the distance between the two measurement points is determined, and 12 the speed of the pulse wave on the aorta is calculated. Recently, an attempt was made to solve this problem in a non-invasive way instead of inserting a catheter into the aortic root. Such solutions are described in (US patent 6,117. 0871 and in the international application (MO 90/11043). However, the pulse curves registered in them do not fully correspond to the curves for the aorta, so the curve of the central pulse is restored mathematically from the peripheral pulse. For this For this purpose, a transformation model was created that uses the results of a series of both invasive measurements and non-invasive measurements as well as Fourier series. does not provide sufficient information on arteriosclerotic processes in arteries, primarily in central flexible arteries.Davis, JI, et al.: Pulse Wave Analysis and Pulse Wave Velocity: A Critical Review of Their Advantages and Disadvantages.J Hypertens, 2003, Volume 21 Number 3. 463-472). It should also be taken into account that examinations performed with contact pressure sensors are usually inaccurate due to the inevitable movements of both the operator and the patient during the examination. Gee)
Вимірювальні пристрої Зрпудтосог ( Аїсог) і Сотріог ( Агпесп Меадіса!), які використовують також контактні датчики тиску, дозволяють робити безконтактні вимірювання ШПХ. Артеріальний пульс відчувається на двох точках поверхні тіла пацієнта, на яремній артерії (артерії сагоїїв) і на стегновій артерії (артеріяMeasuring devices Zrpudtosog (Aisog) and Sotriog (Agpesp Meadis!), which also use contact pressure sensors, allow for non-contact measurements of SPC. The arterial pulse is felt at two points on the surface of the patient's body, on the jugular artery (the artery of the sagoians) and on the femoral artery (the artery
Тетогаїїв), а моменти появи пульсу вимірюються на цих двох артеріях. Швидкість пульсової хвилі визначається Я із різниці в часі між пульсом в двох точках і відстані між ними. Тех!Tetogaii), and the moments of the appearance of the pulse are measured on these two arteries. The speed of the pulse wave is determined by the difference in time between the pulse at two points and the distance between them. Those!
Найбільший недолік вищезгаданих способів - це те, що їхнє застосування є важким, вимагає досвідчених фахівців і вимагає також багато часу. Пацієнт не може скористатися ним незалежно в його або її будинку, і він о або вона не можуть працювати із пристроєм поодинці. Пристрій надзвичайно дорогий для застосування. В сThe biggest drawback of the above-mentioned methods is that their application is difficult, requires experienced specialists and also requires a lot of time. The patient cannot use it independently in his or her home, and he or she cannot operate the device alone. The device is extremely expensive to use. In the village
І(патенті США. 6 712, 768| намагалися усунути ці недоліки. У цьому патенті досліджуються криві пульсової хвилі, отримані з вимірювання кров'яного тиску за допомогою манжети на плечі, для вимірювання ІАА. Час між со появою першої хвилі, утвореної серцевим скороченням, і появою другої хвилі, утвореної відбиттям першої хвилі від більш низької частини тіла, який визначається з використанням кривої тиску, отриманої манжетою, роздутої вище систолічного тиску, потім ці моменти часу вимірюються на кривій, виміряної в діапазоні нижче « діастолічного тиску, і ІАА визначається з використанням амплітуд, отриманих цим способом. Елементи пульсової 70 хвилі між діастолічним значенням і САТ ( Середнім Артеріальним Тиском), яким є точка найвищої амплітуди на т с параболічній кривій кров'яного тиску, виконаної традиційним покроковим вимірюванням, не можуть бути надійно з» виміряні, тому що форма кривої пульсу може значно змінюватися навіть при невеликій зміні тиску в манжеті.U.S. Patent Nos. 6,712, 768 attempted to overcome these shortcomings. This patent examines pulse wave waveforms obtained from shoulder cuff blood pressure measurements to measure IAA. The time between the appearance of the first wave produced by a heart contraction , and the appearance of the second wave formed by the reflection of the first wave from a lower part of the body, which is determined using the pressure curve obtained by the cuff inflated above the systolic pressure, then these moments of time are measured on the curve measured in the range below the diastolic pressure, and the IAA is determined using the amplitudes obtained in this way. The elements of the pulse wave between the diastolic value and the SBP (Mean Arterial Pressure), which is the point of the highest amplitude per ts of the parabolic curve of blood pressure, performed by a traditional step measurement, cannot be reliably measured , because the shape of the pulse curve can change significantly even with a small change in cuff pressure.
Манжета стає усе більше й більше ослабленою в діапазоні тиску нижче діастоли, напруга стінки судини збільшується, отже, амплітуда коливання, так само як записуваний сигнал, значно зменшується. За цієї причини |АА не може бути визначений настільки точно, наскільки цього вимагає медична або клінічна практика. со ТВ (- тривалість викиду) тобто час відкритого стану артеріального клапана, являє собою гемодинамічну з характеристику, що має таку ж важливість, як і раніше згадані. Протягом одного серцевого циклу певна точка западини хвилі, у межах серцевого циклу, позначена як кінець моменту часу викиду крові з лівої камери. о ІВілкінсон, І. Б. та ін: Залежність частоти серцевих скорочень від збільшення пульсового тиску й «с 20 артеріальної міцності. Ам. Дж. Гіпертенс, 2002; 15:24-30).The cuff becomes more and more weakened in the pressure range below diastole, the tension of the vessel wall increases, so the amplitude of the oscillation, as well as the recorded signal, is significantly reduced. For this reason |AA cannot be determined as precisely as medical or clinical practice requires. so TV (- emission duration), i.e. the time of the open state of the arterial valve, is a hemodynamic characteristic that has the same importance as the previously mentioned ones. During one cardiac cycle, a certain point of the trough of the wave, within the cardiac cycle, is marked as the end of the time of ejection of blood from the left ventricle. About I. Wilkinson, I. B. and others: Dependence of the frequency of heart contractions on the increase in pulse pressure and arterial strength. Am. J. Hypertension, 2002; 15:24-30).
Однак, відомі безконтактні способи не підходять для надійного розділення відбитих хвиль, і визначення їз» кінцевого моменту ТВ. Величини ІАА і ТВ, таким чином, не можуть бути визначені цими відомими способами з точністю й надійністю, які дають інвазійні дослідження.However, known non-contact methods are not suitable for reliable separation of reflected waves and determination of the final moment of TV. The values of IAA and TV, thus, cannot be determined by these known methods with the accuracy and reliability that invasive studies provide.
Задачею існуючого винаходу є розроблення простого і відносно некоштовного безконтактного 29 обстежувального пристрою для вимірювання таких гемодинамічних характеристик, як Індекс Аугментації (ІАА), о Тривалість Викиду й Швидкість Пульсової хвилі (ШПХ) і т.д.,, а також для комплексного обстеження серцево-судинної системи. ко Іншою задачею винаходу є розробка вимірювальних пристроїв, які можуть використовуватися як професійні медичні пристрої, а також за допомогою котрих вимірювання може виконувати безпосередньо сам пацієнт, і бо пристрій повинен застосовуватися для використання в системі "домашній догляд " або бути об'єднаним з портативним амбулаторним монітором вимірювання кров'яного тиску хворого для цілодобового використання (АМКТ) або АМКТ із блоком ЕКГ.The task of the existing invention is to develop a simple and relatively inexpensive non-contact 29 examination device for measuring such hemodynamic characteristics as the Augmentation Index (IAA), o Ejection Duration and Pulse Wave Velocity (PWV), etc., as well as for a complex examination of cardio- vascular system. Another object of the invention is the development of measuring devices that can be used as professional medical devices, as well as with the help of which measurements can be performed directly by the patient himself, and because the device should be used for use in the "home care" system or be combined with a portable ambulatory monitor for measuring the patient's blood pressure for round-the-clock use (AMCT) or AMCT with an ECG unit.
Винахід базується на ствердженні, що питання може бути вирішене у рамках відомого й повсюдно використовуваного осцилометричного способу вимірювання кров'яного тиску з манжетою (окклюзійний спосіб), бо якщо автоматичні вимірювання кров'яного тиску забезпечуються пристроями для обробки й оцінки хвилі коливання.The invention is based on the statement that the question can be solved within the framework of the known and widely used oscillometric method of measuring blood pressure with a cuff (occlusion method), because if automatic blood pressure measurements are provided with devices for processing and evaluating the wave of oscillation.
Ми визначили, що, якщо щільність вибірки - як мінімум подвійна, і щільність запису сигналу як мінімум у чотири рази вище, ніж у традиційному вимірюванні, гемодинамічна характеристика стає розпізнаваною й застосовною для обробки.We have determined that if the sampling density is at least double and the recording density of the signal is at least four times higher than in a traditional measurement, the hemodynamic characteristic becomes recognizable and usable for processing.
Ми визначили також, що аналіз кривої коливання серцевого циклу з необхідною висотою розрішення можливий тільки із пристроєм, здатним компенсувати ("протифільтраційним") неминучі порушення, що виникають при розбивці аналогової вхідної ознаки на компоненти змінного ( ЗС) і постійного (ПС) струму резисторно-конденсаторною ланкою, використовуючи для компенсації точну зворотну функцію /о частотно-передаточної характеристики резисторно-конденсаторної ланки. Відповідно ми можемо включити компенсуючий (протифільтраційний) блок у пристрій, що забезпечує усунення шуму й викривлень, викликаних перетворенням серії сигналів кривій коливання в цифрову форму.We also determined that the analysis of the oscillation curve of the cardiac cycle with the necessary height of resolution is possible only with a device capable of compensating ("anti-filtering") the inevitable disturbances that occur when the analog input signal is broken down into components of alternating (AC) and constant (DC) current resistor- capacitor link, using for compensation the exact inverse function /o of the frequency-transfer characteristic of the resistor-capacitor link. Accordingly, we can include a compensating (anti-filtering) unit in the device, which ensures the elimination of noise and distortions caused by the conversion of a series of signals of the oscillation curve into digital form.
Наші вищезгадані визнання дають можливість виконання детального аналізу кривих коливання (коливання пульсу), отриманих при вимірюванні коливань кров'яного тиску, які ведуть до подальших визнань. Ми прийшли /5 до разючого висновку на основі великої бази даних коливань, створеної протягом даного біологічного дослідження, що крива коливання, обумовлена звичайним вимірюванням кров'яного тиску на плечовій артерії, має основні характеристики, ідентичні характеристикам пульсових коливань кров'яного тиску й артеріального пульсу з точки зору практичної й клінічної практики. Цей факт доведений погодженістю місць, відзначених як "первинна хвиля " й "вторинна хвиля " кривих. Ми знайшли також разючим, що час між початком серцевого циклу й початком появи другого відбиття, виміряного на кривій коливання пульсової хвилі, виміряної манжетою, точно в чотири рази більше, ніж час руху між сонною артерією й стегновою артерією, виміряною прямим способом. Цей факт підтверджує, що в процесі наших досліджень ми вимірюємо хвилю тиску центральної аорти, і ми спостерігаємо в дійсності відбиті хвилі, що виходять безпосередньо із центральної аорти. Результати погоджуються з результатами, виміряними одночасно вищезгаданим пристроєм Сотріїог у межах допустимих сч об ПОМИЛОК.Our above-mentioned recognitions make it possible to perform a detailed analysis of oscillation curves (pulse oscillations) obtained when measuring blood pressure fluctuations, which lead to further recognitions. We came to the striking conclusion, based on the large database of oscillations created in the course of this biological study, that the oscillation curve due to the usual measurement of blood pressure on the brachial artery has the main characteristics identical to the characteristics of pulse oscillations of blood pressure and arterial pulse from the point of view of practical and clinical practice. This fact is proved by the agreement of the places marked as "primary wave" and "secondary wave" of the curves. We also found it striking that the time between the start of the cardiac cycle and the onset of the second reflection, as measured on the pulse wave waveform measured by the cuff, is exactly four times longer than the travel time between the carotid artery and the femoral artery measured directly. This fact confirms that in the course of our research we are measuring the pressure wave of the central aorta, and we are actually observing reflected waves coming directly from the central aorta. The results agree with those measured at the same time by the above-mentioned Sotriog device within the permissible limits of ERROR.
За допомогою цього вимірювання ми досліджуємо еластичність центральної аорти. Вона може бути (8) перевірена з використанням відомого ефекту Вальсальви. Коли м'язи черевної порожнини й грудей напружені, розширюваність аорти збільшується й швидкість руху пульсової хвилі зменшується.With this measurement, we examine the elasticity of the central aorta. It can be (8) checked using the well-known Valsalva effect. When the muscles of the abdominal cavity and chest are tense, the distensibility of the aorta increases and the speed of the pulse wave decreases.
Інформація, отримана цим способом, є коректною, оскільки наші дослідження підтверджують, що «г зо Вимірювання зроблені при відповідному тиску в манжеті. Зміна всього на 10 міліметрів ртутного стовпа викликає значну зміну в осцилограмі й веде до помилкових результатів. От чому вимірювання гемодинамічної б» характеристики повинно виконуватися за тиску в манжеті, визначеному попереднім традиційним вимірюванням о кров'яного тиску. Локалізації й амплітуди основної хвилі й першої відбитої хвилі повинні бути виміряні за умови понад систолічного тиску, що повністю закриває артерію, оптимально за тиску в манжеті на 35 міліметрів. СМ зв ртутного стовпа вище систолічного. Вимірювання у вільному кровотоці повинно виконуватися при вимірюванні со діастолічного тиску. Використання тиску або в інтервалі між діастолічним тиском і САТ (середнім артеріальним тиском), або тиску нижче діастолічного, не забезпечує правильного результату.The information obtained in this way is correct, as our studies confirm that "g z o Measurements are made at the appropriate pressure in the cuff. A change of only 10 millimeters of mercury causes a significant change in the oscillogram and leads to false results. That is why the measurement of the hemodynamic b" characteristic should be performed at the pressure in the cuff, determined by the previous traditional measurement of blood pressure. The localizations and amplitudes of the main wave and the first reflected wave should be measured under conditions above the systolic pressure that completely closes the artery, optimally at a cuff pressure of 35 millimeters. CM of the mercury column is higher than the systolic one. Measurement in free blood flow should be performed when measuring diastolic pressure. Using a pressure either in the interval between diastolic pressure and SBP (mean arterial pressure) or below diastolic pressure does not provide the correct result.
Підсумкова сутність даного твердження, що лежить в основі винаходу, полягає в тому, що, якщо пульсові криві, отримані при вимірюванні коливань кров'яного тиску, реєструються з розрішенням, яке перевищує « звичайне, то не тільки їхні найвищі амплітуди, які в цей час використовуються в манометрах кров'яного тиску, з с але й повна крива коливання разом з індукованими відбитими хвилями, можуть використовуватися для оцінки.The bottom line of this statement, which is the basis of the invention, is that if the pulse curves obtained during the measurement of blood pressure fluctuations are recorded with a resolution that exceeds "normal", then not only their highest amplitudes, which at this time are used in blood pressure manometers, with c but also the full swing curve together with the induced reflected waves can be used for evaluation.
ІАА, ШПХ, і ТВ можуть бути визначені за допомогою манометра кров'яного тиску з манжетою безконтактним :з» способом, за допомогою вимірювання в одній точці замість ускладненого вимірювання двох точок. Навіть сам пацієнт може виконувати дослідження, і пристрій може бути просто вбудований у систему "Домашній догляд".IAA, SPC, and TV can be determined using a blood pressure manometer with a cuff in a non-contact "with" way, using a single-point measurement instead of a complicated two-point measurement. Even the patient himself can perform the study, and the device can simply be integrated into the "Home Care" system.
Можуть бути розроблені також професійні варіанти для медичного використання або для дослідників -медиків. оо Рішення за даним винаходом, засноване на вищеописаному твердженні, являє собою пристрій для вимірювання гемодинамічних параметрів, особливо Індексу Аугментації (ІАА) і/або Тривалість Викиду (ТВ), за ко допомогою безконтактного, окклюзійного, осцилометричного автоматичного вимірювання кров'яного тиску, з о використанням манжети, причому пристрій включає окклюзійний, осцилометричний автоматичний манометр 5ор Кров'яного тиску й пристрої, що визначають величини гемодинамічних параметрів. Пристрій відповідно до даного (Се) винаходу відрізняється тим, що має детектор сигналу, що розділяє й зберігає хвилю коливання за швидкості ль вибірки як мінімум 200 вимірів за серцевий цикл, блок пам'яті, що має як мінімум 9 бітну структуру, переважно цифровий анти -фільтр для компенсації порушень, які виникають при вибірці, що розділяє й перетворює у цифрову форму хвилю коливання, арифметичний блок амплітуди, що встановлює Індекс Аугментації (ІАА), та блок синтезу, що встановлює Тривалість Викиду (ТВ).Professional versions for medical use or for medical researchers may also be developed. oo The solution according to the present invention, based on the above statement, is a device for measuring hemodynamic parameters, especially Augmentation Index (IAA) and/or Ejection Duration (ET), using non-contact, occlusive, oscillometric automatic measurement of blood pressure, with about the use of a cuff, and the device includes an occlusive, oscillometric automatic manometer of 5 or Blood pressure and devices that determine the values of hemodynamic parameters. The device according to this (Ce) invention differs in that it has a signal detector that separates and stores the oscillation wave at a sampling rate of at least 200 measurements per cardiac cycle, a memory block that has at least a 9-bit structure, preferably a digital anti - a filter to compensate for disturbances that occur during sampling, which separates and converts the oscillation wave into digital form, an arithmetic amplitude block that sets the Augmentation Index (IAA), and a synthesis block that sets the Emission Duration (TV).
Пристрій відповідно до даного винаходу переважно відрізняється тим, що швидкість вибірки детектораThe device according to the present invention mainly differs in that the sampling rate of the detector
ГФ) сигналу становить від 180 до 220 вимірів за секунду.HF) of the signal is from 180 to 220 measurements per second.
Ф Пристрій відповідно до даного винаходу переважно відрізняється також тим, що блок пам'яті, що записує і зберігає сигнали, генеровані хвилею коливання, має структуру від 10 до 12біт. во Пристрій відповідно до даного винаходу переважно відрізняється також тим, що він обладнаний арифметичним амплітудним блоком, зокрема арифметичним блоком часу, що встановлює Швидкість Пульсової хвилі (ШПХ), і/або блоком інтегратора, що встановлює Індекс Систолічної Ділянки (ІСД) і Індекс ДіастолічноїФ The device according to the present invention preferably also differs in that the memory block, which records and stores the signals generated by the oscillation wave, has a structure of 10 to 12 bits. The device according to the present invention preferably also differs in that it is equipped with an arithmetic amplitude unit, in particular an arithmetic time unit that sets the Pulse Wave Velocity (PWV), and/or an integrator unit that sets the Systolic Section Index (SSI) and the Diastolic Section Index
Ділянки (ІДД).Plots (IDD).
Крім того, пристрій відповідно до даного винаходу переважно відрізняється тим, що арифметичний блок 65 амплітуди, арифметичний блок часу в конкретному випадку, і блок інтегратора пов'язані із загальним програмним регулятором і включені в загальний аналізатор.In addition, the device according to the present invention preferably differs in that the arithmetic block 65 of the amplitude, the arithmetic block of time in a particular case, and the integrator block are connected to a common program controller and included in a common analyzer.
Переважне виконання пристрою відповідно до даного винаходу відрізняється тим, що він з'єднаний з портативним добовим амбулаторним монітором кров'яного тиску.A preferred embodiment of the device according to the present invention is characterized by the fact that it is connected to a portable daily ambulatory blood pressure monitor.
Інше переважне виконання пристрою відповідно до даного винаходу відрізняється тим, що він вбудований у телемедичну систему домашнього догляду.Another preferred embodiment of the device according to the present invention differs in that it is integrated into a home care telemedicine system.
Нарешті переважне виконання пристрою відповідно до даного винаходу відрізняється тим, що він об'єднаний з цілодобовим монітором кров'яного тиску, вбудованим разом з приладом ЕКГ і керованим їм.Finally, a preferred embodiment of the device according to the present invention is distinguished by the fact that it is combined with a 24-hour blood pressure monitor integrated with and controlled by the ECG device.
Іншим обьектом винаходу є спосіб безконтактного вимірювання гемодинамічних характеристик, зокремаAnother object of the invention is a method of non-contact measurement of hemodynamic characteristics, in particular
Індексу Аугментації (ІАА) і/або Тривалості Викиду, за допомогою окклюзійної манжети датчика тиску, 7/0 встановленого на плечовій артерії, і Її вищезгаданих пристроїв, за яким вибирають, аналізують і оцінюють потік сигналу коливань пульсових хвиль. Спосіб відповідно до даного винаходу відрізняється тим, що, виконують звичайне покрокове вимірювання кров'яного тиску, і зберігають величини СКТ, ДКТ, і ЧСС, потім компенсують викривлення сигналу, що виникають при вибірці шляхом "протифільтрації", після встановлення манжети вище систолічного тиску, тобто вище систолічного діапазону тиску, переважно на СКТ ж- 35 міліметрів ртутного /5 бтовпа, розраховують Індекс Аугментації (ІА) з отриманих кривих коливання на основі амплітуд хвилі, а величину Тривалості Викиду встановлюють шляхом визначення мінімальної точки після першої відбитої хвилі на кривій коливання.Index of Augmentation (IAA) and/or Duration of Ejection, with the help of the occlusive cuff of the pressure sensor, 7/0 installed on the brachial artery, and its aforementioned devices, by which the signal flow of pulse wave oscillations is selected, analyzed and evaluated. The method according to this invention is distinguished by the fact that, performing a normal step-by-step measurement of blood pressure, and storing the SCT, DCT, and heart rate values, then compensating the signal distortions that occur during sampling by means of "anti-filtration" after setting the cuff above the systolic pressure, i.e., above the systolic pressure range, mainly on SCT of 35 millimeters of mercury /5 mmHg, the Augmentation Index (IA) is calculated from the obtained oscillation curves based on the wave amplitudes, and the value of the Ejection Duration is set by determining the minimum point after the first reflected wave on the oscillation curve.
Спосіб відповідно до винаходу переважно відрізняється тим, що ряд сигналів коливання відбирається за швидкості вибірки не менш 180 вимірів/секунду, переважно 200-вимірів/серцевий цикл, і перетворені в цифрову форму сигнали зберігаються із здатністю розрішення не менш 9 біт.The method according to the invention preferably differs in that a series of oscillation signals is selected at a sampling rate of at least 180 measurements/second, preferably 200 measurements/cardiac cycle, and the digitalized signals are stored with a resolution of at least 9 bits.
Спосіб відповідно до винаходу додатково характеризується тим, що, манжету встановлюють на тиск у діапазоні вище систолічного тиску, переважно на 35 міліметрів ртутного стовпа, величину Швидкості Пульсової хвилі (ШПХ) розраховують із зсуву часу основної хвилі й першої відбитої хвилі, використовуючи відстань між грудинною виїмкою й лонною кісткою, виміряну на відстані від пацієнта, і/або встановлюють манжету (11) на с г визначений діастолічний тиск або близький до нього, отриману криву серцевого циклу розділяють на дві частини кінцевою точкою ТВ, і при цьому встановлюють величини Індексу Систолічної Ділянки (ІСД), і Індексу (8)The method according to the invention is additionally characterized by the fact that, when the cuff is set to a pressure in the range above the systolic pressure, preferably by 35 millimeters of mercury, the value of the Pulse Wave Velocity (PWV) is calculated from the time shift of the main wave and the first reflected wave, using the distance between the sternal notch and the pubic bone, measured at a distance from the patient, and/or set the cuff (11) to the determined diastolic pressure or close to it, divide the obtained curve of the cardiac cycle into two parts by the end point of the TV, and at the same time set the values of the Systolic Area Index ( ISD), and Index (8)
Діастолічної Ділянки (ІДД).Diastolic Zone (IDD).
Винахід показаний докладно на прикладах виконань, зображених на доданих фігурах, однак, не обмежується ними. «г зо ФігуриThe invention is shown in detail in the examples of implementations depicted in the attached figures, however, it is not limited to them. "g from Figures
На фігурі 1 показано блок-схему конструкції пристрою. На фігурі 2 показано логічну блок-схему реалізації б» способу. На фігурі З показано характеристичну криву коливання серцевого циклу. На фігурі 4 показано о додаткову характеристичну криву коливання серцевого циклу. На фігурі 5 показано спрощену блок-схему функціонального потоку "анти-фільтра". На фігурі 6 показано спрощену діаграму, яка обмежує ділянку перевірки М зв Величини ТВ. соFigure 1 shows a block diagram of the device design. Figure 2 shows a logical block diagram of the implementation of method b. Figure C shows the characteristic curve of the heart cycle oscillation. Figure 4 shows an additional characteristic curve of the oscillation of the cardiac cycle. Figure 5 shows a simplified block diagram of the "anti-filter" functional flow. Figure 6 shows a simplified diagram that delimits the inspection area of M zv Velichyny TV. co
На фігурах 7 та 8 показано спрощену блок-схему узгодженої роботи амплітудного арифметичного блоку й арифметичного блоку часу пристрою за даним винаходом.Figures 7 and 8 show a simplified block diagram of the coordinated operation of the amplitude arithmetic block and the time arithmetic block of the device according to the present invention.
Конструкція пристрою 10 відповідно з цим винаходом частково така ж, як і традиційний манометр кров'яного тиску, але вона відрізняється від традиційного інструмента щодо технічних рішень винаходу (див. Фігуру 1). «The design of the device 10 according to the present invention is partially the same as a traditional blood pressure manometer, but it differs from the traditional instrument in terms of the technical solutions of the invention (see Figure 1). "
Відомо, що автоматичний манометр кров'яного тиску складається із пневматичної частини й електронної з с частини. Пневматична частина складається із пневматичної манжети 11, що є одночасно й датчиком, насоса 12, випускного клапана 13 й аварійного клапана 14. Манжета 11, що надягається на верхню частину руки, з застосовується для стиску плечової артерії з одного боку, а з іншої сторони вона сприймає хвилю імпульсу тиску артерії й передає її як зміну тиску на датчик 21, що перетворить її в зміну електричного опору подібно дО п'єзоелектричному кристалу. Отже автоматичний манометр кров'яного тиску належить до безконтактних со медичних пристроїв. Датчиком є безпосередньо манжета 11 на відміну від пристроїв, що використовують контактні датчики тиску, укріплені на тілі пацієнта вище артерії. Насос 12, який створює внутрішній тиск ко манжети 11, контрольований випускним клапаном 13, призначеним для зменшення тиску, і аварійний клапан 14, о що миттєво припиняє звуження артерії, якщо пацієнт почуває біль, належать до пневматичної частини 5о манометра кров'яного тиску. Електронна частина теоретично може бути розділена на дві частини: детектор (Се) сигналу 1 й аналізатор 2. Детектор сигналу перетворить потік сигналу пневматичних змін, сприйнятих манжетою ль 11, в електричний потік сигналу й обробляє їх таким чином, що виходять дані, які відносяться до кров'яного тиску, і які придатні для оцінки. Аналізатор 2 обробляє й оцінює потік сигналу, відповідним чином посилений й очищений від перешкод. Угорський патент Мо 220 528, в якому описано один з таких пристроїв, може бутиIt is known that an automatic blood pressure manometer consists of a pneumatic part and an electronic part. The pneumatic part consists of a pneumatic cuff 11, which is also a sensor, a pump 12, an exhaust valve 13, and an emergency valve 14. The cuff 11, which is worn on the upper part of the arm, is used to compress the brachial artery on one side, and on the other side it perceives the arterial pressure pulse wave and transmits it as a change in pressure to the sensor 21, which will convert it into a change in electrical resistance, similar to a piezoelectric crystal. Therefore, the automatic blood pressure manometer belongs to non-contact medical devices. The sensor is directly the cuff 11, unlike devices that use contact pressure sensors mounted on the patient's body above the artery. The pump 12, which creates the internal pressure of the cuff 11, controlled by the exhaust valve 13, designed to reduce the pressure, and the emergency valve 14, which instantly stops the narrowing of the artery if the patient feels pain, belong to the pneumatic part 5o of the blood pressure manometer. The electronic part can theoretically be divided into two parts: the signal detector (Se) 1 and the analyzer 2. The signal detector will convert the signal flow of pneumatic changes perceived by the cuff 11 into an electrical signal flow and process them in such a way that data related to blood pressure, and which are suitable for assessment. Analyzer 2 processes and evaluates the signal stream, appropriately amplified and cleaned of interference. Hungarian patent Mo 220 528, which describes one such device, can be
Згаданий як приклад. У той же час аналізатор 2 контролює пневматичну систему. Контроль полягає в тому, щоб перевірити, чи досить отриманих й оброблених даних для повної оцінки. Датчик сигналу 1 з'єднаний ЧерезMentioned as an example. At the same time, analyzer 2 monitors the pneumatic system. The control is to check whether the received and processed data are sufficient for a complete assessment. Signal sensor 1 is connected Via
ГФ) датчик 21 із пневматичною частиною, а саме з манжетою 11. Датчик 21 відповідним чином підключений доGF) sensor 21 with a pneumatic part, namely with a cuff 11. The sensor 21 is connected accordingly to
Ф мостової схеми так, щоб хвиля імпульсу тиску могла бути оброблена як зміна електричної напруги.Ф of the bridge circuit so that the pressure pulse wave can be processed as a change in electrical voltage.
Вимірювальний підсилювач 22 пов'язаний з датчиком 21 для посилення потоку сигналу, для фільтрації шуму й бо для того, щоб пропустити Через певний бажаний частотний діапазон. Вихід вимірювального підсилювача 22 пов'язаний з фільтруючим резистивно-компенсуючим (РК) елементом 23, який пов'язаний з аналогово-дифровим конвертером 25 через підсилювач 24. Фільтруючий РК елемент 23 повинен вибрати потік сигналу коливання, тобто змінний компонент із аналогового вихідного сигналу пульсової хвилі. Підсилювач 24 підсилює потік сигналу коливання таким чином, щоб хвилі коливань могли бути розпізнані, визначені, а їхні амплітуди 65 визначені в наступних операціях. Аналогово-дифровий конвертер 25 перетворює посилений потік коливання сигналу в цифровий потік сигналу. У традиційних манометрах кров'яного тиску тиск у манжеті 11 покроково зменшується від тиску, який перевищує передбачуваний систолічний тиск, при цьому реєструючи пульсовий тиск, що належить кожному кроку тиску в манжеті 11. Отже, тільки одна амплітуда, тобто величини піків хвиль, перетворені в цифрову форму, повинні бути зареєстровані із хвильової картини кожного серцевого циклу. Для Вішення цього питання досить зробити вибірку близько 100 точок у секунду з аналогового потоку сигналу, щоб знайти піки хвилі й реєстрацію зразків коливання із здатністю розрішення 8 біт. Частота вибірки й здатність розрішення сигналів не дозволяє фактично визнавати особливості, відмінні від максимальної амплітуди.The measurement amplifier 22 is connected to the sensor 21 to amplify the signal flow, to filter the noise and because to pass through a certain desired frequency range. The output of the measuring amplifier 22 is connected to the resistive-compensating (RC) filtering element 23, which is connected to the analog-to-differential converter 25 through the amplifier 24. The filtering RC element 23 must select the stream of the oscillation signal, that is, the variable component from the analog output signal of the pulse waves. The amplifier 24 amplifies the oscillation signal stream so that the oscillation waves can be recognized, determined, and their amplitudes 65 determined in subsequent operations. The analog-to-digital converter 25 converts the amplified stream of signal oscillation into a digital signal stream. In traditional blood pressure manometers, the pressure in the cuff 11 is stepwise reduced from the pressure that exceeds the expected systolic pressure, while recording the pulse pressure corresponding to each step of the pressure in the cuff 11. Therefore, only one amplitude, that is, the values of the peaks of the waves, are converted into digital form, should be recorded from the waveform of each cardiac cycle. To answer this question, it is enough to sample about 100 points per second from the analog signal stream to find the peaks of the wave and record the oscillation samples with a resolution of 8 bits. The sampling frequency and resolution of the signals does not allow to actually recognize features other than the maximum amplitude.
Аналогово-цифровий конвертер 25 оснащений дискретизатором 4, що регулює вибірку частоти, яка як мінімум удвічі вище, ніж традиційна в пристрої 10, відповідно до даного винаходу. Застосовувана частота вибірки - 200 /о Вимірів у секунду в прикладі, що відповідає в основному 200 вимірам на серцевий цикл. Крім того, аналогово-дифровий конвертер 25 оснащено блоком пам'яті 5, що має більше 8 біт, у прикладі відповідно до даного винаходу із блоком 10 - 10біт пам'яті. Наші експерименти виявили, що потік сигналу коливання із здатністю розрішення 10 біт може показати однозначно дрібну структуру в осцилограмі окремого серцевого циклу, а саме основну хвилю й наступні відбиті хвилі. Це дозволяє успішне застосування манжети 11 для 75 Вимірювання гемодинамічних характеристик на основі медичного винаходу, описаного в загальному описі винаходу, використовуючи твердження винахідника, яке базуються на цьому винаході. Контролер програми 26, вбудований в аналізатор 2, вводить у дію або блоки для традиційного вимірювання кров'яного тиску, щоб визначити й показати систолічний кров'яний тиск |СКТ|І, діастолічний кров'яний тиск ІДКТ) і частоту серцевих скорочень ІЧСС)Ї або перераховані параметри, удосконалені для визначення й показу додаткових 2о гемодинамічних характеристик. Блок оцінки кров'яного тиску 27 визначає величини СКТ, ДКТ і ЧСС із пари величин тиску в манжеті й амплітуди пульсової хвилі відповідно до міжнародної медичної практики, потім або показує їх за допомогою блоку кров'яного тиску 28, з'єднаного із блоком оцінки 27 на основі рідиннокристалічного індикатора пристрою 10, або роздруковує їх у певній формі.The analog-to-digital converter 25 is equipped with a sampler 4 that adjusts the sampling frequency, which is at least twice as high as the conventional one in the device 10, according to the present invention. The applied sampling frequency is 200 /o Measurements per second in the example, which corresponds to basically 200 measurements per cardiac cycle. In addition, the analog-to-digital converter 25 is equipped with a memory block 5 having more than 8 bits, in the example according to the present invention with a block 10 - 10 bits of memory. Our experiments revealed that an oscillation signal stream with a resolution of 10 bits can show unambiguously fine structure in the oscillogram of a single cardiac cycle, namely the main wave and subsequent reflected waves. This allows the successful application of the cuff 11 for 75 Measurement of hemodynamic characteristics based on the medical invention described in the general description of the invention, using the claims of the inventor, which are based on this invention. The program controller 26 built into the analyzer 2 activates the traditional blood pressure measurement units to determine and display the systolic blood pressure (SCT), diastolic blood pressure (IDCT), and heart rate (IHR). or listed parameters improved to define and display additional 2o hemodynamic characteristics. The blood pressure assessment unit 27 determines the SCT, DCT and heart rate values from a pair of cuff pressure values and pulse wave amplitude in accordance with international medical practice, then either displays them using the blood pressure unit 28 connected to the assessment unit 27 based on the liquid crystal indicator of the device 10, or prints them in a certain form.
Якщо повинна бути визначена додаткова гемодинамічна характеристика, аналогово-дцифровий конвертер 25, су | інші блоки, що управляють знаками, підключаються до анти-фільтра 8 під управлінням контролера програм 26.If an additional hemodynamic characteristic should be determined, analog-to-digital converter 25, su | other sign control units are connected to the anti-filter 8 under the control of the program controller 26.
Анти - фільтр 8 компенсує й виправляє всі викривлення, використовуючи інверсію передаточної функції РК о фільтра 23, які з'явилися в потоці сигналу коливання внаслідок використання РК фільтра 23 і підсилювача 24. З огляду на те, що викривлення, викликані фільтрацією й посиленням, залежать від "частоти" потоку сигналу коливання, або більш докладно, від швидкості зміни сигналу, який змінюється від точки до точки, анти - фільтр чЕ 8 працює у зв'язку із цією характеристикою. Аналізатор 2 відповідним чином приєднаний до анти -фільтра 8, включає арифметичний блок амплітуди 6, арифметичний блок часу 7, блок синтезу 9 й інтегруючий блок 3. іоThe anti-filter 8 compensates and corrects all distortions, using the inversion of the transfer function of the RC filter 23, which appeared in the oscillating signal stream due to the use of the RC filter 23 and the amplifier 24. Given that the distortions caused by filtering and amplification depend from the "frequency" of the oscillating signal flow, or more precisely, from the rate of change of the signal, which varies from point to point, the anti-filter chE 8 works in connection with this characteristic. The analyzer 2 is appropriately connected to the anti-filter 8, includes the amplitude arithmetic block 6, the time arithmetic block 7, the synthesis block 9 and the integrating block 3.
Вихідний блок ІАА 61, вихідний блок ТВ 91, вихідний блок ШПХ 71, і вихідний блок ІСДДДД 31 з'єднано подібним о чином з вихідним блоком кров'яного тиску 28. СД означає Індекс Систолічної Ділянки, ІДД означає ІндексOutput unit IAA 61, output unit TV 91, output unit SHPH 71, and output unit ISDDDD 31 are connected in a similar way to the output unit of blood pressure 28. SD stands for Systolic Area Index, IDD stands for Index
Діастолічної Ділянки. Це - ділянки, що перебувають під кривою коливання серцевого циклу - сектор перед і се після кінцевої точки ТВ). Арифметичний блок амплітуди 6 визначає амплітуди основної хвилі й відбитих хвиль і со виводить із них Аїх й ІААВО. Арифметичний блок часу 7 визначає кінцеві точки основної хвилі й першої відбитої хвилі, розраховуючи з них величину ПІПХ, використовуючи відстань між сонною артерією й стегновою артерією пацієнта. (Оцінка й обчислення ШПХ можуть бути зроблені, виходячи з часу між початковою точкою основної хвилі й початковою точкою відбитої хвилі (між зсувами) і/або часу між піками хвиль (сусідніми піками)). Блок « 470 синтезу 9 визначає кінцеву точку ТВ, а інтегруючий блок З визначає величини ІСД й ІДД, на основі кінцевої "у с точки ТВ й їхнього показника, що є інформацією, яка характеризує стан коронарної перфузії серця. Аналізатор 2 й вибирає відповідним чином характерний серцевий цикл із десяти сусідніх зареєстрованих серцевих циклів на «» основі найбільш характерного вигляду піків хвилі, або в інших випадках блок використовує фактичний серцевий цикл, що є середнім з ряду суміжних серцевих циклів.Diastolic area. These are the areas under the heart cycle oscillation curve - the sector before and after the end point of TV). Arithmetic block of amplitude 6 determines the amplitudes of the main wave and the reflected waves and derives from them Aikh and IAAVO. Arithmetic block of time 7 determines the end points of the main wave and the first reflected wave, calculating from them the value of PIPH, using the distance between the carotid artery and the femoral artery of the patient. (Estimation and calculation of SPC can be done based on the time between the starting point of the main wave and the starting point of the reflected wave (between offsets) and/or the time between the peaks of the waves (adjacent peaks)). Block "470 of synthesis 9 determines the final point of TV, and integrating unit Z determines the values of ISD and IDD, based on the final "y s point of TV and their indicator, which is information that characterizes the state of coronary perfusion of the heart. Analyzer 2 and accordingly selects a characteristic cardiac cycle from the ten adjacent registered cardiac cycles based on "" the most characteristic peak waveform, or else the unit uses the actual cardiac cycle which is the average of a number of adjacent cardiac cycles.
Пристрій 10 відповідно до винаходу може бути також укомплектований приладом Холтера цілодобового о використання, подібно традиційним манометрам кров'яного тиску. Переважне виконання пристрою в нашому прикладі полягає в інтеграції з автоматичним вимірювальним реєструючим приладом цілодобового ко використання. о В іншому переважному виконанні пристрою 10 відповідно до винаходу датчик сигналу 1 та аналізатор 2The device 10 according to the invention can also be equipped with a Holter device for round-the-clock use, similar to traditional blood pressure manometers. The preferred implementation of the device in our example consists in integration with an automatic measuring and recording device for round-the-clock use. o In another preferred embodiment of the device 10 according to the invention, the signal sensor 1 and the analyzer 2
Можуть бути відповідним чином розділені на основний пристрій вибірки й пристрій професійної оцінки в ре) клінічних (медичних ПК). Здійснення вибірки пульсової хвилі кров'яного тиску із збільшеною частотою та ЇїCan be appropriately divided into a basic sampling device and a professional evaluation device in re) clinical (medical) PCs. Sampling of the pulse wave of blood pressure with an increased frequency and Her
Ль зберігання зі збільшеною здатністю розрішення має ключове значення навіть у цьому випадку.Storage with increased resolution is key even in this case.
Надзвичайно вигідне виконання пристрою 10 відповідно до винаходу обладнано пристроями типу інфрачервоне око або модем, для телефонної лінії або іншого блоку вводу / виводу, адекватних застосовуваній телеметричній системі, що забезпечує зв'язок із системою " домашній догляд ".An extremely advantageous embodiment of the device 10 according to the invention is equipped with devices such as an infrared eye or a modem, for a telephone line or other input / output unit, adequate to the applied telemetry system, which provides communication with the "home care" system.
Важлива перевага пристрою відповідно до винаходу полягає в тому, що пацієнт, який потребує вимірювання (Ф) даних, може сам або сама одягти манжету 11 і може почати вимірювання або дозволити це зробити з центральному телеметричному контролеру. Є безліч телеметричних медичних систем " домашній догляд ", відомий у спеціалізованій літературі. Одна з них являє собою винахід, описаний в описі угорського патенту Мо бо 222 052. Пристрій 10 відповідно до винаходу, пов'язаний із системою "домашній догляд", значно підвищує можливості визначення й контролю системи й людської біологічної інформації, одержуваної лікарем.An important advantage of the device according to the invention is that the patient who needs to measure (F) data can put on the cuff 11 himself or herself and can start the measurement or allow it to be done from the central telemetry controller. There are many telemetric medical systems "home care" known in specialized literature. One of them is an invention described in the description of the Hungarian patent Mobo 222 052. The device 10 according to the invention, associated with the "home care" system, significantly increases the possibilities of determining and controlling the system and human biological information received by the doctor.
Інше виконання й застосування пристрою 10 відповідно до цього винаходу є виконання, обладнане манометром кров'яного тиску, об'єднаним із приладом ЕКГ. Місцевий аноксичний стан серцевого м'яза (ішемія) є продромальньїм і з певною ймовірністю передує інфаркту міокарда. Однак, патологічне відхилення ЕКГ може 65 бути успішно оцінено тільки в комбінації з даними вимірювання кров'яного тиску. Відомий і широко використовуваний комбінований пристрій автоматично починає вимірювання кров'яного тиску, якщо виявлено патологічне відхилення ЕКГ. Якщо пристрій 10 укомплектований пристроєм, відповідно до винаходу, у критичних випадках можуть бути виявлені більш екстенсивні гемодинамічні дані.Another embodiment and application of the device 10 according to the present invention is an embodiment equipped with a blood pressure manometer combined with an ECG device. The local anoxic state of the heart muscle (ischemia) is prodromal and probably precedes myocardial infarction. However, the pathological deviation of the ECG can 65 be successfully evaluated only in combination with blood pressure measurement data. A well-known and widely used combined device automatically starts measuring blood pressure if a pathological abnormality of the ECG is detected. If the device 10 is equipped with a device according to the invention, more extensive hemodynamic data can be detected in critical cases.
Метою способу відповідно до винаходу, крім одержання звичайних даних вимірювання кров'яного тиску, таких як СКТ, ДКТ, ЧСС, є одержання інформації про додаткові гемодинамічні характеристики, такі, як індекс аугментації (ІАА), швидкість пульсової хвилі (ШПХ) і тривалість викиду, і вищезгадані ІСД, ІДД. ВикористанняThe purpose of the method according to the invention, in addition to obtaining the usual blood pressure measurement data, such as SCT, DCT, heart rate, is to obtain information on additional hemodynamic characteristics, such as augmentation index (IAA), pulse wave velocity (PWV) and ejection duration , and the aforementioned ISD, IDD. Using
Пристрою 10 і робота їхніх блоків надано нижче: (См. Фіг. 2.)The device 10 and the operation of their blocks are given below: (See Fig. 2.)
Манжета 11 укріплюється на плечі пацієнта на плечовій артерії. Для правильного виконання вимірювання варто врахувати наступний факт. Вимірювання з манжетою створює певні можливості й має переваги серед 70 безконтактних способів вимірювання, якщо його виконувати належним чином. На відміну від вимірювання контактними манометрами, які здавлюють поверхню тіла для того, щоб вимірювати тиск артерії, вимірювання з манжетою не залежить від кваліфікації людини, яка проводить дослідження, адекватного тиску датчика й стабільності тиску в процесі вимірювання. Це усуває суб'єктивні помилки й породжені ними помилкові компоненти. У вимірюванні з манжетою сама манжета є датчиком, і коливання таким чином передається від пневматичної частини до електронної. Ширина зменшеної манжети на 66 905 менше, ніж у манжети для вимірювання дорослих, у якої рукав обертається навколо руки й підходить для цієї мети. Його ширина - 7 - 8 см (дитячий розмір), але периметр довше за звичайний.The cuff 11 is fixed on the patient's shoulder on the brachial artery. In order to perform the measurement correctly, the following fact should be taken into account. Cuff measurement offers some opportunities and advantages over the 70 non-contact measurement methods if done properly. Unlike measurement with contact manometers, which compress the surface of the body in order to measure arterial pressure, cuff measurement does not depend on the qualification of the person conducting the examination, adequate pressure of the sensor and stability of the pressure during the measurement. This eliminates subjective errors and the erroneous components generated by them. In a cuff measurement, the cuff itself is the sensor, and the oscillation is thus transferred from the pneumatic part to the electronic part. The width of the reduced cuff is 66,905 less than the adult measurement cuff, which has a sleeve that wraps around the arm and is suitable for this purpose. Its width is 7-8 cm (children's size), but the perimeter is longer than usual.
Пристрій 10 виконує звичайне покрокове вимірювання кров'яного тиску. Систолічний кров'яний тиск (СКТ) і діастолічний кров'яний тиск (ДКТ) реєструються й показуються або роздруковуються для користувача. Тиск у го манжеті потім збільшується й стає вище виміряного СКТ (у так званому понад систолічному діапазоні), переважно на 35 міліметрів ртутного стовпа. Серія сигналів коливання приблизно десяти безперервних серцевих циклів реєструється, фільтрується й підсилюється звичайними способами, застосовуваними при звичайному автоматичному вимірюванні кров'яного тиску. Ряд аналогових сигналів перетворюється в цифрову форму із частотою вибірки 200 вимірювань у секунду, і величини, перетворені в цифрову форму, зберігаються й с обробляються із здатністю розрішення 10 біт. Суть вищенаведеного вимірювання СіЗ5(вище за систолічний тиск на 35 міліметрів ртутного стовпа) полягає в тому, що верхня плечова артерія повністю стиснута, тому в процесі (8) вимірювання цим способом ніякого кровотока не виникає. Однак, коливання тиску впливають на кров в кровоносних судинах, як у рідині, і це натискає на манжету 11. Вимірювання, виконане у діапазоні, що перевищує систолічне, базується на хвилях тиску, і ефекти порушення кровотока виключаються. «г зо Манжета 11 повинна бути досить еластичною, щоб миттєво передавати коливання хвилі тиску на електронну частину, що досягається досить високим тиском у манжеті 11. Однак, тиск не повинен бути занадто високим, (22) тому що це створює дискомфорт і може бути шкідливим для обстежувального з одного боку, і зменшує о чутливість вимірювання з іншого боку. Оптимальна величина надлишкового тиску становить приблизно ЗБ5мм ртутного стовпа, що визначено шляхом досвіду. Ми об'єднали послідовне використання 35 міліметрів ртутного с з5 стовпа, щоб гарантувати відтворюваність вимірювань. соDevice 10 performs the usual step-by-step measurement of blood pressure. Systolic blood pressure (SBP) and diastolic blood pressure (DBP) are recorded and displayed or printed for the user. The pressure in the cuff then increases and becomes higher than the measured SCT (in the so-called supra-systolic range), usually by 35 millimeters of mercury. A series of oscillating signals of approximately ten continuous cardiac cycles is recorded, filtered and amplified in the usual ways used in conventional automatic blood pressure measurement. A series of analog signals is digitized at a sampling rate of 200 measurements per second, and the digitized values are stored and processed with 10-bit resolution. The essence of the above measurement of CZ5 (higher than the systolic pressure by 35 millimeters of mercury) is that the upper brachial artery is completely compressed, so no blood flow occurs in the process (8) of measurement by this method. However, pressure fluctuations affect the blood in the blood vessels as in a liquid, and this presses on the cuff 11. A measurement made in a range that exceeds the systolic one is based on pressure waves, and the effects of disruption of blood flow are excluded. The cuff 11 must be elastic enough to instantly transmit pressure wave fluctuations to the electronic part, which is achieved by a sufficiently high pressure in the cuff 11. However, the pressure must not be too high, (22) because this creates discomfort and can be harmful. for the examinee on the one hand, and reduces the sensitivity of the measurement on the other hand. The optimal value of excess pressure is approximately ZB5mm of mercury column, which is determined by experience. We combined the consistent use of 35 millimeters of mercury with a 5 column to guarantee reproducibility of measurements. co
Робочий процес аналізатора 2 показано на Фігурах 7 і 8. Пристрій 10 сприймає нове вимірювання після традиційного вимірювання кров'яного тиску й піддає ряд цифрових сигналів коригуванню, використовуючи анти - фільтр 8, щоб компенсувати викривлення, викликані попередньої РК- фільтрацією (див. фіг.5).The working process of the analyzer 2 is shown in Figures 7 and 8. The device 10 takes a new measurement after a traditional blood pressure measurement and subjects a series of digital signals to correction using an anti-filter 8 to compensate for distortions caused by previous LCD filtering (see Fig. 5).
Анти-фільтрування дозволяє здійснювати спосіб відповідно до винаходу з розрішенням 10 біт, який, у « противному випадку, повинен бути виконаний з перетворенням, яке має більш високе розрішення. Елементи, - с необхідні для більш високого розрішення, можуть підняти вартість пристрою 10. . Первісний ряд сигналів перед анти - фільтруванням а (-К(і) зберігається блоці пам'яті 5. Відкоригований и? ряд сигналів а-(і) і ряд даних його перших і других похідних а; -т(і) і аі"--7(ї) також зберігається в блоці пам'яті 5. У цих рядах а є амплітудою й номером ряду на осі часу, де часовий інтервал в 5 мілісекунд - це часAnti-filtering allows the method according to the invention to be implemented with a resolution of 10 bits, which, otherwise, must be performed with a transformation that has a higher resolution. Elements that are needed for a higher resolution can increase the cost of the device by 10. The original series of signals before anti-filtering a(-K(i) is stored in memory block 5. The corrected i? series of signals a-(i) and a series of data of its first and second derivatives a; -t(i) and ai"- -7(th) is also stored in memory block 5. In these rows, a is the amplitude and the row number on the time axis, where the time interval of 5 milliseconds is the time
Між кожними двома величинами і у нашому прикладі. оо Усереднена форма хвилі, прийнята як типовий представник, генерується потоком вільних від викривлень даних серцевих циклів. Амплітуди основної хвилі й першої відбитої хвилі дають ІАА, що є характеристикою для ко артеріосклерозу. о Реальна крива серцевого циклу може мати дуже велике розмаїття. Два характерних приклади цього показані 5р на Фігурах З й 4. Основна хвиля серцевого циклу Іадаїіпі (Се) менше, ніж перша відбита хвиля (агед) на Фігурі 3. Зворотне положення показане на Фігурі 4. На Фігурах 7 ль та 8 показано, як арифметичний блок амплітуди 6 і блок синтезу 9 працюють разом під управлінням контролера програми 26. Місця максимуму (а дах! і мінімуму (атіп), знайдені у відкоректованій серії сигналів, можуть теоретично визначати амплітуду й місце основної хвилі, так само як і місце ТВ. Інтерпретація подій залежить, в однак, від того, належить проаналізована крива серцевого циклу до типу Фігури З або Фігури 4. Ми припускаємо існування максимуму, меншого, ніж а лах, який знаходиться попереду нього. Якщо крива належить до типу,Between each two values and in our example. oo The averaged waveform, taken as a typical representative, is generated by a stream of distortion-free cardiac cycle data. The amplitudes of the main wave and the first reflected wave give IAA, which is a characteristic of co-arteriosclerosis. o The real curve of the cardiac cycle can have a very wide variety. Two typical examples of this are shown in Figures 3 and 4. The fundamental wave of the cardiac cycle Iadaiipi (Se) is smaller than the first reflected wave (aged) in Figure 3. The reverse is shown in Figure 4. Figures 7l and 8 show how the arithmetic the amplitude unit 6 and the synthesis unit 9 work together under the control of the program controller 26. The locations of the maximum (ah dah!) and minimum (atip) found in the corrected signal series can theoretically determine the amplitude and location of the fundamental wave, as well as the location of the TV. Interpretation of events depends, however, on whether the analyzed cardiac cycle curve belongs to the type of Figure C or Figure 4. We assume the existence of a maximum smaller than a lah that precedes it. If the curve belongs to the type,
ГФ) показаному на Фігурі З, ІАА може бути розрахований із двох максимумів, і його величини, скоректованої до т частоти серцевих скороченьHF) shown in Figure C, IAA can be calculated from the two maxima, and its value adjusted to t heart rate
ІААвдо - ІАА я 30.5 6 7 ЧСС-80)) во відповідно до умовних позначень медичної літератури.IAAvdo - IAA i 30.5 6 7 HR-80)) in accordance with conventional designations of medical literature.
Місце мінімуму відповідає ТВ, якщо вона перебуває в межах зони КЕ, показаної на Фігурі 6. (Величини Ку, Ко й Кз визначаються експериментальним шляхом на підставі великої кількості вимірювань.)The place of the minimum corresponds to TV, if it is within the KE zone shown in Figure 6. (The values of Ku, Ko and Kz are determined experimentally on the basis of a large number of measurements.)
Інакше ТВ повинна бути знайдена в серії других похідних (ТВ (2)). Якщо крива належить до типу, показаному наOtherwise, TV must be found in the series of second derivatives (TV (2)). If the curve is of the type shown in
Фігурі 4, контролер програми 26 запустить функцію, показану на Фігурі 8. Кінцева точка ТВ повинна бути 65 знайдена в серії не відкоригованих сигналів. Якщо ця точка з'являється після 210 мілісекунд, вона повинна бути сприйнята (ТВ(3)). Відбита хвиля повинна бути між (ТВ (3)) й а тлах У відкоригованих серіях даних у цьому випадку (адахз І. Якщо ТВ виявляється занадто короткою з медичної точки зору, то відбита хвиля повинна бути знайдена після розташування мінімуму (а гах 21, за яким слідує реальна кінцева точка ТВ (ЕО (4) |.Figure 4, application controller 26 will run the function shown in Figure 8. The end point TV must be 65 found in the series of uncorrected signals. If this point appears after 210 milliseconds, it must be received (TV(3)). The reflected wave should be between (TV (3)) and a tlah In the corrected series of data in this case (adahz I. If the TV is too short from a medical point of view, then the reflected wave should be found after the location of the minimum (a gah 21, for which is followed by the real endpoint TV (EO (4) |.
Пристрій визначає ІАА і ТВ на базі даних основної й відбитої хвиль, доведених як кінцеві, і арифметичний блок часу розраховує ШПХ, використовуючи відстані між сонною й стегновою артерією, дані індивідуально.The device determines the IAA and TV based on the database of the main and reflected waves, proven to be finite, and the arithmetic time block calculates the SPC, using the distances between the carotid and femoral arteries, given individually.
Після завершення вимірювання С «я 35, тиск манжети 11 встановлюється на виміряний ДКТ або близький до нього та інтегруючий блок 3, помістивши кінцеву точку ТВ, знайдену як описано вище, на вісь | - вісь перетворених у цифрову форму й відкоригованих рядів сигналів, визначає ділянку під кривою перед кінцевою точкою ТВ (СДІ| й ділянку під кривою після цієї точки ПДДІ, розраховує їхні показники і потім передає їх на 7/0 вихідний блок ІСД/ДД 31.After the measurement of C «i 35 is completed, the pressure of the cuff 11 is set at or close to the measured DCT and the integrating unit 3, placing the end point TV, found as described above, on the axis | - the axis of the converted into digital form and corrected series of signals, determines the area under the curve before the end point of TV (SDI|) and the area under the curve after this point of PDDI, calculates their indicators and then transmits them to the 7/0 output unit ISD/DD 31.
Існує значне розходження між вимірюванням, вищим за систолічне, та діастолічним, коли протягом першого вимірювання плечова артерія повністю закрита, тобто немає ніякого кровотоку в артерії, і отже, діаметр артерії незмінний. Тиск крові в артерії перемагає. Манжета регулює зміни тиску. Кровоток існує за вимірювання в діапазоні діастоличного тиску, і зміна діаметра артерії відбувається внаслідок поширення пульсової хвилі. 7/5 Манжета регулює цю зміну в цьому випадку.There is a significant difference between the measurement above systolic and diastolic, when during the first measurement the brachial artery is completely closed, that is, there is no blood flow in the artery, and therefore the diameter of the artery is unchanged. Blood pressure in the artery wins. The cuff regulates pressure changes. Blood flow is measured in the range of diastolic pressure, and the change in the diameter of the artery occurs due to the propagation of the pulse wave. 7/5 Cuff adjusts this change in this case.
Всі гемодинамічні характеристики визначаються в більше надійному діапазоні тиску С35 як результат використання даного пристрою й способу відповідно до винаходу, оскільки не потрібно передавати величини, виміряні від систоли до діастоли, щоб успішно завершити вимірювання.All hemodynamic characteristics are determined in a more reliable pressure range of C35 as a result of using this device and method according to the invention, since it is not necessary to transfer the values measured from systole to diastole in order to successfully complete the measurement.
Підбиваючи підсумок вищесказаному, відзначимо, що пристрій і спосіб відповідно до винаходу пропонуютьSummarizing the above, we note that the device and method according to the invention are offered
Нове технічне рішення для виконання вже впровадженого й прийнятого способу медичної діагностики.A new technical solution for the implementation of the already implemented and accepted method of medical diagnostics.
Рішення базується на новому медичному винаході винахідників, і сутність винаходу -це практичне технічне виконання винаходу. Винахід є новим, тому що не було відомо ніякого надійного й точного перетворення гемодинамічних процесів у центральній аорті до використання безконтактного окклюзійного способу й пристрою, тобто використання манжети для счThe solution is based on a new medical invention of the inventors, and the essence of the invention is a practical technical implementation of the invention. The invention is novel because no reliable and accurate conversion of hemodynamic processes in the central aorta was known before the use of a non-contact occlusion method and device, i.e. the use of a cuff for
Вимірювання кров'яного тиску як датчика. Дотепер не було відомо ніякого способу й пристрою, що надійно перетворює згадані гемодинамічні характеристики з використанням манжети як датчика і забезпечує даними у о формі, що підходять для подальшої оцінки.Measuring blood pressure as a sensor. Until now, no method or device has been known that reliably converts the mentioned hemodynamic characteristics using a cuff as a sensor and provides data in a form suitable for further evaluation.
Рішення відповідно до винаходу забезпечує недорогий зручний у використанні спосіб і пристрій, що може бути впроваджений повсюдно й швидко. Вони не вимагають дорогого персоналу, тому що пацієнт самостійно «ф може використовувати пристрій.The solution according to the invention provides an inexpensive, easy-to-use method and device that can be implemented widely and quickly. They do not require expensive personnel, because the patient can use the device independently.
Claims (11)
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| HU0400426A HU0400426D0 (en) | 2004-02-18 | 2004-02-18 | Apparatus and method for measurement of dynamic characteristic of blood and for complex monitoring of circulatory system |
| PCT/HU2005/000012 WO2005077265A1 (en) | 2004-02-18 | 2005-02-16 | Apparatus and method for measuring hemodynamic parameters |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| UA82094C2 true UA82094C2 (en) | 2008-03-11 |
Family
ID=89982001
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| UAA200510365A UA82094C2 (en) | 2004-02-18 | 2005-02-16 | Apparatus and method for measuring hemodynamic parameters |
Country Status (4)
| Country | Link |
|---|---|
| CN (1) | CN100423687C (en) |
| HU (1) | HU0400426D0 (en) |
| UA (1) | UA82094C2 (en) |
| ZA (1) | ZA200604113B (en) |
Families Citing this family (9)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US20100241013A1 (en) * | 2009-03-18 | 2010-09-23 | Edwards Lifesciences Corporation | Direct Measurements of Arterial Pressure Decoupling |
| JP5328613B2 (en) * | 2009-11-10 | 2013-10-30 | シャープ株式会社 | Pulse wave velocity measuring device and pulse wave velocity measuring program |
| US8840561B2 (en) * | 2009-12-31 | 2014-09-23 | Welch Allyn, Inc. | Suprasystolic measurement in a fast blood-pressure cycle |
| US20120157791A1 (en) * | 2010-12-16 | 2012-06-21 | General Electric Company | Adaptive time domain filtering for improved blood pressure estimation |
| CN102178516B (en) * | 2011-04-13 | 2012-09-19 | 中国科学院合肥物质科学研究院 | Method for obtaining aorta pulse wave velocity (aoPWV) based on peripheral artery pulse wave signal |
| DK3311859T3 (en) | 2016-10-19 | 2020-02-03 | Abiomed Europe Gmbh | VENTRICULAR ASSISTANCE MANAGEMENT |
| US20200121201A1 (en) * | 2017-03-13 | 2020-04-23 | Heiko Redtel | Method and device for the time-resolved measurement of characteristic variables of the cardiac function |
| CN110420014A (en) * | 2019-06-13 | 2019-11-08 | 东北大学 | The wearable cardiovascular function evaluation system and method intelligently decomposed based on pulse wave |
| CN118383737A (en) * | 2024-06-26 | 2024-07-26 | 沈阳恒德医疗器械研发有限公司 | Method and equipment for synchronously measuring cf-PWV |
Family Cites Families (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US5680870A (en) * | 1995-01-04 | 1997-10-28 | Johnson & Johnson Medical, Inc. | Oscillometric blood pressure monitor which acquires blood pressure signals from composite arterial pulse signal |
| JP3631979B2 (en) * | 2001-06-06 | 2005-03-23 | コーリンメディカルテクノロジー株式会社 | Blood pressure measurement device with cardiac function evaluation function |
| JP3590613B2 (en) * | 2002-01-10 | 2004-11-17 | コーリンメディカルテクノロジー株式会社 | Amplitude increase index calculation device and arteriosclerosis test device |
| JP3675764B2 (en) * | 2002-01-18 | 2005-07-27 | コーリンメディカルテクノロジー株式会社 | Atherosclerosis inspection device |
-
2004
- 2004-02-18 HU HU0400426A patent/HU0400426D0/en unknown
-
2005
- 2005-02-16 UA UAA200510365A patent/UA82094C2/en unknown
- 2005-02-16 CN CNB2005800020714A patent/CN100423687C/en not_active Expired - Fee Related
-
2006
- 2006-05-19 ZA ZA200604113A patent/ZA200604113B/en unknown
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| CN100423687C (en) | 2008-10-08 |
| ZA200604113B (en) | 2007-08-29 |
| HU0400426D0 (en) | 2004-04-28 |
| CN1909829A (en) | 2007-02-07 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| RU2338458C2 (en) | Device and method for measurement of hemodynamic parameters | |
| US4873987A (en) | Noninvasive continuous monitor of arterial blood pressure waveform | |
| US10835132B2 (en) | Central aortic blood pressure and waveform calibration method | |
| US7361148B2 (en) | Cuff volumetric pulse wave obtaining apparatus, cuff volumetric pulse wave analyzing apparatus, pressure pulse wave obtaining apparatus, and pressure pulse wave analyzing apparatus | |
| US7270636B2 (en) | Apparatus and method for pulse detection | |
| US6120459A (en) | Method and device for arterial blood pressure measurement | |
| US9131859B2 (en) | Blood pressure measurement apparatus, recording medium that records blood pressure derivation program, and blood pressure derivation method | |
| UA82094C2 (en) | Apparatus and method for measuring hemodynamic parameters | |
| JP4289850B2 (en) | Automatic indirect non-invasive device and method for determining diastolic blood pressure by calibrating vibration waveforms | |
| EP3457929B1 (en) | Non-invasive system and method for measuring blood pressure variability | |
| US20090012411A1 (en) | Method and apparatus for obtaining electronic oscillotory pressure signals from an inflatable blood pressure cuff | |
| US6746405B2 (en) | Blood pressure measuring apparatus with pulse wave detecting function | |
| JP2003000555A (en) | Central blood pressure waveform estimating device and peripheral blood pressure waveform detecting device | |
| GB2456947A (en) | Non invasive determination of stroke volume based on incident wave suprasystolic blood pressure amplitude | |
| Csordás et al. | Advanced indirect method for measuring blood pressure | |
| WO1999039634A1 (en) | Method and device for arterial blood pressure measurement | |
| Jobbágy | Using photoplethysmographic signal for increasing the accuracy of indirect blood pressure measurement | |
| Jobbágy et al. | Accurate blood pressure measurement at home | |
| HU225862B1 (en) | Apparatus for measurement of dinamic characteristics of blood and method for preparing determination of said characteristics |