WO2017095258A1 - Акустический способ измерения артериального давления и других физических параметров крови и сердечно-сосудистой системы - Google Patents

Акустический способ измерения артериального давления и других физических параметров крови и сердечно-сосудистой системы Download PDF

Info

Publication number
WO2017095258A1
WO2017095258A1 PCT/RU2015/000850 RU2015000850W WO2017095258A1 WO 2017095258 A1 WO2017095258 A1 WO 2017095258A1 RU 2015000850 W RU2015000850 W RU 2015000850W WO 2017095258 A1 WO2017095258 A1 WO 2017095258A1
Authority
WO
WIPO (PCT)
Prior art keywords
blood
cardio
vascular system
physical parameters
pressure
Prior art date
Application number
PCT/RU2015/000850
Other languages
English (en)
French (fr)
Inventor
Юрий Иванович АВЕРЬЯНОВ
Марат Рифатович КУРБАНГАЛИЕВ
Александр Вадимович БАСИЛОВ
Андрей Степанович ЛОЯНИЧ
Original Assignee
ЛЕБЕДЕВ, Артем Александрович
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
Application filed by ЛЕБЕДЕВ, Артем Александрович filed Critical ЛЕБЕДЕВ, Артем Александрович
Priority to PCT/RU2015/000850 priority Critical patent/WO2017095258A1/ru
Publication of WO2017095258A1 publication Critical patent/WO2017095258A1/ru

Links

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves

Definitions

  • the cardiovascular system is designed to maintain optimal gas exchange between body tissues and blood.
  • the speed of blood movement in the capillaries is determined by the gas exchange rate, which under normal conditions depends only on the speed of chemical reactions in the body at a certain body temperature. Therefore, the main task of the human cardiovascular system is to reduce the speed of blood in the capillaries to the optimal values necessary for the best gas exchange, and to maintain this speed as constant as possible.
  • the human cardiovascular system as shown in figure 1, from the point of view of the physical processes occurring in it, is a closed hydrodynamic system.
  • the heart acts as a pump.
  • the elastic arteries function as an intermediate reservoir, smoothing out the pulsation of pressure and leveling the speed of blood movement. The reverse movement of blood is prevented by valves.
  • the condition of continuity of the stream is always satisfied, the mathematical presentation of which is the Bernoulli formula.
  • the amount of blood and pressure in the elastic arteries are maximum. Before the compression of the heart (diastole) begins, the amount of blood and pressure in the elastic arteries are minimal.
  • the cardiovascular system produces both sound and infrasound. It is no accident that doctors constantly carry stethoscopes with them, with the help of which they can hear the sounds produced by the cardiovascular system.
  • the sound is formed due to the vibration of the molecules of the substance around a certain equilibrium position, and the infrasound is formed due to the movement of blood. Due to the nature of a person’s hearing, a doctor cannot hear infrasound.
  • the pressure change itself is always sound pressure.
  • FIG. 2 A physical model for recording sound pressure produced by sound / infrasound is shown in FIG. 2.
  • the appearance of plaque in the artery leads to turbulence in the blood flow, which leads to the appearance of an additional regular vortex noise in the envelope of the sound wave, which is rigidly tied to the period of heart contractions.
  • rupture of the vessel leads to a fairly rapid compared to the work of the kidneys regular decrease in blood volume at constant density and viscosity.
  • Acoustic waves of the sound range are a coordinated (synchronous) oscillation of the molecules of a substance in a local zone around a certain equilibrium position, which creates local changes in the density of matter and local changes in pressure.
  • the movement of blood in the elastic arteries during the periodicity of processes in the cardiovascular system as shown in FIG. 2 and FIG. 3 also leads to pressure fluctuations.
  • acoustic pressure pressure change
  • Sound / infrasound can be recorded anywhere where the pulse is heard.
  • it is most preferable to place the sensor in the wristband of the watch since the mobility of the hand contributes to a more rapid and less noticeable for the patient
  • SUBSTITUTE SHEET (RULE 26) continuous monitoring ; for the state of his blood and cardiovascular system. This is clearly seen in the blood density measurement circuit shown in FIG. 4 and FIG. 5.
  • Acoustic pressure measurement is carried out uniformly with an interval ⁇ ⁇ .
  • the obtained values are processed by a digital filter with a Finite-Impulse Response (FIR filter) to align the Amplitude-Frequency Response (AFC) of the sensor.
  • FIR filter Finite-Impulse Response
  • AFC Amplitude-Frequency Response
  • the use of an FIR filter is necessary so that the overflow of the discharge grid does not occur, which does not insure filters with an Infinite Pulse Response (IIR filters). Overflow of the discharge grid leads to nonlinearity and, accordingly, to an increase in the noise level in the processed signal.
  • the length of the sequence processed by the filter must exceed the longest period of heart contractions.
  • the resulting sequences of numbers form a time series of pressure and acoustic pressure values, as shown in FIG. 3 in the ranks of Delta Z and dZ / dt.
  • the pulse (period) and blood pressure are calculated on the basis of the obtained time series.
  • the value of blood pressure, presented in the form of a time series, itself serves as the basis for further calculation of the density, speed of blood movement and other physical parameters of the blood and cardiovascular system.
  • the coefficient of conversion of pressure into the geometric radius of the artery is numerically proportional to the coefficient of elasticity of the walls of the artery;
  • SUBSTITUTE SHEET (RULE 26) g is the coefficient inverse to the attenuation of the acoustic signal by body tissues located between the artery and the sensor;
  • t min the point in time when the minimum amount of blood is recorded in the artery, corresponds to the minimum value of blood pressure
  • t mm is the point in time when the maximum amount of blood in the artery area is recorded, corresponds to the maximum value of blood pressure
  • ⁇ is the time point of measurement of acoustic pressure by the sensor
  • F K ⁇ t is the calibration function corresponding to the acoustic model of the cardiovascular system.
  • Pulse calculation consists of two steps:
  • the total volume of blood in the cardiovascular system should always be greater than the volume of the cardiovascular system at rest, when the walls of the vessels are not stretched, so that at any time there is an excess positive blood pressure.
  • the formula for calculating blood pressure relates the geometrical radius of the artery, the tangential elasticity of the walls of the artery, the change in blood volume in the artery and the weakening of the infrasound pressure by the elastic tissues of the body between the artery wall and the sensor. There is no need to calculate the exact value of the elastic modulus and wall thickness of the artery.
  • a blood volume exceeding the blood volume in an unstretched artery and creating a positive pressure in the blood due to stretching of the artery walls is calculated by the following formula:
  • V (t) nl ⁇ R 0 + R) + z * p (t)) 2 -Kl R 2 0 (HI) Opening the brackets and grouping the terms with respect to the powers of ⁇ ( ⁇ ), we obtain
  • the calibration function is set either in the form of a table or in the form of a spline.
  • the difference in the obtained values of blood densities is explained by the action of the difference of the squares of the velocities for the corresponding cases. These differences can be used to calculate the differences of the squares of the blood speed. The remaining formulas for calculating other physical parameters are also a consequence of the obtained time series of the measured blood pressure.

Landscapes

  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • Radiology & Medical Imaging (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Measuring Pulse, Heart Rate, Blood Pressure Or Blood Flow (AREA)

Abstract

Изобретение относится к медицине, а именно к способам неинвазивной диагностики. Сердечно- сосудистая система и кровь во время своей работы производят инфразвуковые и звуковые колебания, характер огибающих которых напрямую зависит от физических параметров сердечно- сосудистой системы и крови. Изобретение предназначено для непрерывного наблюдения за физическими параметрами крови и сердечно-сосудистой системы пациента. Суть способа состоит в непрерывной регистрации широкополосным калиброванным акустическим сенсором производимых кровью и сердечно-сосудистой системой инфразвука и звука в диапазоне частот 0,1 Гц - 1 кГц, которые затем сравниваются с математической моделью сердечно-сосудистой системы пациента. По результатам сравнения реального сигнала и модели вычисляются пульс, систолическое и диастолическое давление и другие физические параметры сердечно-сосудистой системы, а также плотность, скорость движения и другие физические параметры крови. Особенностью данного способа является то, что интерпретация различными математическими алгоритмами получаемых временных рядов дает вероятность обнаружения того или иного нарушения или заболевания.

Description

Акустический способ измерения артериального давления и других физических параметров крови и сердечно-сосудистой системы.
Описание изобретения:
Сердечно-сосудистая система предназначена для поддержания оптимального газообмена между тканями организма и кровью. Скорость движения крови в капиллярах определяется скоростью газообмена, которая в нормальных условиях зависит только от скорости химических реакций в организме при определённой температуре тела. Поэтому основная задача сердечно-сосудистой системы человека состоит в снижении скорости движения крови в капиллярах до оптимальных значений, необходимых для наилучшего газообмена, и поддерживать по возможности эту скорость постоянной.
Сердечно-сосудистая система человека, как это показано на фиг.1, с точки зрения происходящих в ней физических процессов является замкнутой гидродинамической системой. Сердце выполняет функцию насоса. Упругие артерии выполняют функцию промежуточного накопителя, сглаживающего пульсацию давления и выравнивающего скорость движения крови. Обратному движению крови препятствуют клапаны. В любой точке сердечно-сосудистой системы всегда выполняется условие неразрывности струи, математическим изложением которого является формула Бернулли. После полного сжатия сердца (систола), в момент закрытия артериальных клапанов, количество крови и давление в упругих артериях максимально. Перед началом сжатия сердца (диастола) количество крови и давление в упругих артериях минимально.
В процессе работы сердечно-сосудистая система производит как звук, так и инфразвук. Не случайно врачи постоянно носят с собой стетоскопы, с помощью которых они могут слышать производимые сердечно-сосудистой системой звуки. Звук образуется за счёт колебания молекул вещества вокруг некоего положения равновесия, а инфразвук образуется за счёт движения крови. В силу особенностей слуха человека врач не может слышать инфразвук. Несмотря на разность механизмов образования изменений давления в стенках сосудов, само изменение давления всегда является звуковым давлением. Физическая модель регистрации звукового давления, производимого звуком/инфразвуком, показана на фиг. 2.
1
ЗАМЕНЯЮЩИЙ ЛИСТ (ПРАВИЛО 26) Для движения крови по сосудам и капиллярам в одном направлении необходимо, чтобы давление крови на входе в сосуд было больше, чем давление крови на выходе из сосуда. При этом объём крови в сердечно-сосудистой системе всегда должен быть больше, чем объём не растянутых кровью сосудов. Это необходимо для поддержания положительного давления в любой точке сердечно-сосудистой системы, а также для поддержания положительной разности давлений на входе и на выходе сосуда, что необходимо для обеспечения движения крови. При этом акустическое давление, то есть изменение абсолютного давления, прямо пропорционально изменению радиуса артерии, в то время как объём протекающей по артерии крови прямо пропорционален площади сечения артерии. Эта нелинейная зависимость между изменением давления и объёмом протекающей крови лежит в основе способа измерения артериального давления крови. Если бы не было нелинейной зависимости, то измерение абсолютных значений давления было бы невозможно. Кроме того, поскольку производится регистрация акустического давления, фактически первой производной от абсолютного давления крови, то влияние стационарных параметров окружающей среды, например давления воздуха, нивелируется, поскольку первая производная от константы равна нулю.
Для прямого измерения артериального давления и других физических параметров крови и сердечно-сосудистой системы можно было бы использовать уравнения Навье-Стокса. Однако, в связи с нерешённостью задачи Коши для уравнений Навье-Стокса, используют имитационное моделирование, которое требует слишком больших вычислительных затрат, а также необходимо точное знание полной физической и геометрической конфигурации сердечно-сосудистой системы как граничных условий в задаче Коши. В данном способе используются более простые случаи уравнений Бернулли, Кирхгофа и так далее. Упрощение приводит к некоторому снижению точности измерений, которая, однако, пригодна для практического применения. Например, измерение артериального давления акустическим способом даёт ошибку порядка 0.2-0.5 мм.рт.ст., в то время как измерение с помощью манжетного способа даёт ошибку порядка 2-3 мм.рт.ст.
Для существенного снижения вычислительных затрат в акустическом способе используется сравнение фиксируемого результата с математической моделью процесса, так называемой калибровочной функцией. При этом производится сравнение того что должно быть с тем что зафиксировано акустическим сенсором. Для повышения точности измерения параметры математического выражения калибровочных функций желательно привязывать к конкретной сердечно-сосудистой системе пациента. Однако, вполне
2
ЗАМЕНЯЮЩИЙ ЛИСТ (ПРАВИЛО 26) допустимо использование усреднённых калибровочных функций, что несколько снижает точность измерений. На основе регулярных невязка, когда посторонний случайный шум нивелируется большим числом наблюдений, калибровочные функции можно уточнять прямо в приборе так, чтобы регулярные невязки для конкретной сердечно-сосудистой системы были минимальными. По уточнённым в процессе наблюдения параметрам математических моделей можно более точно судить о реальных физических параметрах крови и сердечно-сосудистой системы конкретного пациента.
Все процессы в сердечно-сосудистой системе повторяются с частотой сердечных сокращений. Эта повторяемость процессов позволяет легко отсеивать случайные шумовые воздействия. Например, случайный внешний звук может быть зафиксирован сенсором в один период сердечных сокращений, однако появление этого же воздействия в этом же месте от начала сердечного цикла крайне маловероятно. Например, изменение плотности и вязкости крови в результате работы желудочно-кишечного тракта и почек меняет форму огибающей звукового давления, однако происходит это гораздо медленнее, чем частота сердечных сокращений, поэтому создаёт регулярное изменение формы огибающей звукового давления в течении нескольких десятков или сотен периодов. Например, появление бляшки в артерии приводит к турбулентности потока крови, что приводит к появлению дополнительного вихревого регулярного шума в огибающей звуковой волны, жёстко привязанного к периоду сердечных сокращений. Например, при инсульте разрыв сосуда приводит к достаточно быстрому по сравнению с работой почек регулярному уменьшению объёма крови при постоянных плотности и вязкости.
Регистрация акустических волн
Акустические волны звукового диапазона являются согласованным (синхронным) колебанием молекул вещества в локальной зоне вокруг некоего положения равновесия, что создаёт локальные изменения плотности вещества и локальные изменения давления. Однако, движение крови в упругих артериях при периодичности процессов в сердечно- сосудистой системе, как это показано на фиг. 2 и фиг. 3, тоже приводит к колебаниям давления. Для акустического давления (изменения давления) нет разницы как формируется это изменение давления— то ли колебанием молекул вокруг положения равновесия, то ли движением жидкости и расширением/сужением сосудов. Регистрировать звук/инфразвук можно в любом месте, где прослушивается пульс. Однако, наиболее предпочтительным является размещение сенсора в браслете часов на запястье, так как подвижность руки способствует более оперативному и менее заметному для пациента
3
ЗАМЕНЯЮЩИЙ ЛИСТ (ПРАВИЛО 26) непрерывному наблюдению; за состоянием его крови и сердечно-сосудистой системы. Это хорошо видно по схеме измерения плотности крови, изображённой на фиг. 4 и фиг. 5.
Измерение акустического давления осуществляется равномерно с интервалом Δ ί . Полученные значения обрабатываются цифровым фильтром с Конечно-Импульсной Характеристикой (КИХ-фильтром) для выравнивания Амплитудно-Частотной характеристики (АЧХ) сенсора. Применение КИХ-фильтра необходимо, чтобы не происходило переполнение разрядной сетки, от чего не застрахованы фильтры с Бесконечно-Импульсной Характеристикой (БИХ-фильтры). Переполнение разрядной сетки приводит к нелинейности и, соответственно, к увеличению уровня шума в обработанном сигнале. Длина обрабатываемой фильтром последовательности должна превышать самый длинный период сердечных сокращений. Полученные последовательности чисел образуют временные ряды значений давления и акустического давления, как это показано на фиг. 3 в рядах Delta Z и dZ/dt.
Алгоритм первичной обработки полученного временного ряда
С помощью представленного алгоритма на основе полученных временных рядов вычисляются пульс (период) и артериальное давление. Величина артериального давления, представленная в виде временного ряда, сама служит основой для дальнейшего вычисления плотности, скорости движения крови и других физических параметров крови и сердечно-сосудистой системы.
Для описания алгоритма введем следующие обозначения: номер измерения на обрабатываемом интервале;
измеренное сенсором акустическое давление для i—го измерения;
измеренное сенсором акустическое давление в зависимости от времени;
среднее давление крови в участке артерии на интервале времени между максимальным и минимальным значением давления крови в участке артерии; коэффициент пересчета давления в геометрический радиус артерии, численно пропорционален коэффициенту упругости стенок артерии;
изменение геометрического радиуса артерии в зависимости от времени;
геометрический радиус артерии в спокойном, не растянутом состоянии;
геометрический объём крови в участке артерии в зависимости от времени; длина участка артерии, колебания которого регистрируются сенсором;
4
ЗАМЕНЯЮЩИЙ ЛИСТ (ПРАВИЛО 26) г - коэффициент обратный ослаблению акустического сигнала тканями организма, находящимися между артерией и сенсором;
tmin - момент времени, когда фиксируется минимальное количество крови в участке артерии, соответствует минимальному значению артериального давления; tmm - момент времени, когда фиксируется максимальное количество крови в участке артерии, соответствует максимальному значению артериального давления;
ί, - момент времени измерения акустического давления сенсором;
FK {t ) - калибровочная функция, соответствующая акустической модели сердечно- сосудистой системы.
Вычисление пульса
Вычисление пульса состоит из двух шагов:
1. Определение локального минимума или максимума на временном ряде;
2. Пересчет времени между двумя ближайшими минимумами или максимумами в пульс.
При определении локальных минимумов и максимумов, для исключения вызываемых работой клапанов сердца и отражённой пульсовой волной погрешностей, необходимо использовать аппроксимацию участка временного ряда полиномом третьего порядка ρ (}) =α0+ α} ϊ +α2 ί2+ α3 ί3 по методу наименьших квадратов.
В процессе регистрации измерений выделяем монотонно возрастающие и монотонно убывающие интервалы. Выбираем одно из значений на монотонно возрастающем (убывающем) интервале, присваиваем ему индекс 0, находим на ближайшем монотонно убывающем (возрастающем) интервале близкое по значению с индексом п. Решая систему уравнений находим коэффициенты аппроксимирующего полинома,
Figure imgf000006_0001
5
ЗАМЕНЯЮЩИЙ ЛИСТ (ПРАВИЛО 26) По первой производной полинома находим точку экстремума, лежащую между этими интервалами. Пульс узнаем как величину обратную абсолютному времени между двумя ближайшими максимумами (минимумами).
Вычисление артериального давления
Суммарный объём крови в сердечно-сосудистой системе всегда должен быть больше, чем объём сердечно-сосудистой системы в состоянии покоя, когда стенки сосудов не растянуты, чтобы в любой момент времени было избыточное положительное давление крови.
Полагаем, что преобразующие свойства тканей между стенкой артерии и сенсором линейны. Формула расчёта артериального давления связывает между собой геометрический радиус артерии, тангенциальную упругость стенок артерии, изменение объема крови в участке артерии и ослабление давления инфразвука упругими тканями организма, находящимися между стенкой артерии и сенсором. При этом нет необходимости вычислять точное значение модуля упругости и толщины стенок артерии.
Взаимосвязь давления, создаваемого пульсовой волной и изменением радиуса участка артерии, описывается следующими формулами:
AR{t)=z*p{t);R=z*P ; R0= const (I) Объём крови в участке артерии, когда стенки артерии не подвержены растяжению, равен
Соответственно, объём крови, превышающий объём крови в не растянутой артерии и создающий положительное давление в крови за счёт растяжения стенок артерии, вычисляется по следующей формуле:
Figure imgf000007_0001
Подставив в (II) значение изменения радиуса (I) получаем зависимость объёма от давления:
V{t)=nl{{R0 + R)+z*p{t))2-Kl R2 0 (HI) Раскрывая скобки и группируя члены относительно степеней ρ(ί) , получаем
^- = z2*p{t)2+2z{R0+R)*p(t) + R2+2R0R (V)
Правая часть равенства, поскольку она не зависит от давления, будет калибровочной функцией, которая может быть измерена иными, не акустическими способами.
6
ЗАМЕНЯЮЩИЙ ЛИСТ (ПРАВИЛО 26)
Figure imgf000008_0001
Отсюда получаем формулу, связывающую калибровочную функцию и давление
FK{t)=z2*p{t)2+2z{R0 + R)*p{t) + R2+2R0R (VII)
Калибровочная функция FK(t) :
• определяется в момент привязки акустического измерителя давления к сердечно- сосудистой системе пациента;
• в числовом выражении пропорциональна объему крови в участке артерии;
• является математической моделью сердечно-сосудистой системы пациента, связывающей давление и объём крови в участке артерии.
Существует две различные функции: FKup{t) - для интервала растущего давления
(систола) и FKdn(t) для интервала уменьшающегося давления (диастола). Функции различные потому, что восходящая ветвь временного ряда акустического давления (фронт пульсовой волны) имеет гладкую форму, в то время как ниспадающая часть временного ряда акустического давления (спад пульсовой волны) из-за отражённой пульсовой волны имеет дополнительный горб, как это показано на фиг.3 график Delta Z.
Figure imgf000008_0002
Калибровочная функция задаётся либо в виде таблицы, либо в виде сплайна.
Введем дополнительные переменные:
2
x2=z
x, = 2z(j?0+R) (VIII) x0 = R2+2R0R
В серии измерений на восходящей кривой находим значения p(tm/n),p(f,), p{tmax) , где tmin<t<tmox . Подставляя вместо объёма крови в формулу (VII) соответствующие значения калибровочной функции FK{tmin),F K{tj),FK{tmax) , получаем систему трех линейных алгебраических уравнений с тремя неизвестными для переменных х0, х , , х2 :
Figure imgf000008_0003
Р lin *Х2 + Pmin * * , + *0 = FK ( in )
Р стему и подставляя найденные значения х0, , , х2 в (VIII), находим:
Figure imgf000008_0004
7
ЗАМЕНЯЮЩИЙ ЛИСТ (ПРАВИЛО 26)
Figure imgf000009_0001
Из полученных двух значений R выбираем такое, чтобы - 0 имело положительное значение.
Вычисление других физических параметров крови и сердечно- сосудистой системы
Как пример использования пульса и давления рассмотрим измерение плотности крови. Состояние крови и сердечно-сосудистой системы повторяется периодически в соответствии с сердечными сокращениями. Именно это и используем для определения плотности крови. Пусть сенсор находится на запястье руки, как это показано на фиг. 5. Запомним временной ряд давлений от начала систолы до начала диастолы (минимальное и максимальное звуковое давление) для опущенной вниз прямой руки как первый временной ряд. Затем согнём руку в локте так, чтобы согнутая часть руки была горизонтальной. Запомним временной ряд давлений как второй временной ряд. Расстояние от локтевого сустава от запястья для конкретного пациента можно легко измерить, и оно не меняется с течением времени. Полагаем, что скорость движения крови постоянна. Поскольку вход в лучевую артерию находится на одинаковой высоте от сердца, то в силу неразрывности струи выполняются равенства
2 2
Р, +р -+р д Н, = Р2+р -+р д Н2
Поскольку задача сердечно-сосудистой системы поддерживать постоянство скорости движения крови в капиллярах, то скорость движения крови в артерии можно считать постоянной. То есть, v, = v2 · Сокращая скорости и перегруппировывая переменные получаем следующие формулы для случаев, изображённых на фиг. 5:
Р, -Р2 Р - Р3 ^ Р2- Р3
P i .2 д . /{Н„2- Н т т \) P ^l.3—- "д (Н3-Н, ) ^ д (Н3- Н2 )
Различие полученных значений плотностей крови объясняется действием разности квадратов скоростей для соответствующих случаев. Эти различия могут быть использованы для вычисления разностей квадратов скоростей движения крови. Остальные формулы вычисления других физических параметров также являются следствием полученных временных рядов измеренного давления крови.
8
ЗАМЕНЯЮЩИЙ ЛИСТ (ПРАВИЛО 26)

Claims

Формула изобретения:
Акустический способ измерения артериального давления и других физических параметров крови и сердечно-сосудистой системы, включающий в себя непрерывную регистрацию производимых работающей сердечно-сосудистой системой инфразвука и звука широкополосным акустическим сенсором и алгоритмы вычисления по зарегистрированным инфразвуку и звуку физических параметров крови и сердечно- сосудистой системы, отличающийся от других способов непрерывностью процесса измерения, невмешательством в работу сердечно-сосудистой системы или её частей, а также расширяемостью алгоритма обработки полученных временных рядов.
9
ЗАМЕНЯЮЩИЙ ЛИСТ (ПРАВИЛО 26)
PCT/RU2015/000850 2015-12-04 2015-12-04 Акустический способ измерения артериального давления и других физических параметров крови и сердечно-сосудистой системы WO2017095258A1 (ru)

Priority Applications (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
PCT/RU2015/000850 WO2017095258A1 (ru) 2015-12-04 2015-12-04 Акустический способ измерения артериального давления и других физических параметров крови и сердечно-сосудистой системы

Applications Claiming Priority (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
PCT/RU2015/000850 WO2017095258A1 (ru) 2015-12-04 2015-12-04 Акустический способ измерения артериального давления и других физических параметров крови и сердечно-сосудистой системы

Publications (1)

Publication Number Publication Date
WO2017095258A1 true WO2017095258A1 (ru) 2017-06-08

Family

ID=58797428

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
PCT/RU2015/000850 WO2017095258A1 (ru) 2015-12-04 2015-12-04 Акустический способ измерения артериального давления и других физических параметров крови и сердечно-сосудистой системы

Country Status (1)

Country Link
WO (1) WO2017095258A1 (ru)

Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US6368283B1 (en) * 2000-09-08 2002-04-09 Institut De Recherches Cliniques De Montreal Method and apparatus for estimating systolic and mean pulmonary artery pressures of a patient
EP1424037B1 (fr) * 2002-11-29 2006-06-14 Ela Medical Dispositif de mesure non invasive de la pression artérielle, notamment pour le suivi ambulatoire en continu de la pression artérielle
RU2480150C2 (ru) * 2010-09-09 2013-04-27 Общество С Ограниченной Ответственностью "Эмдея" Устройство для измерения артериального давления

Patent Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US6368283B1 (en) * 2000-09-08 2002-04-09 Institut De Recherches Cliniques De Montreal Method and apparatus for estimating systolic and mean pulmonary artery pressures of a patient
EP1424037B1 (fr) * 2002-11-29 2006-06-14 Ela Medical Dispositif de mesure non invasive de la pression artérielle, notamment pour le suivi ambulatoire en continu de la pression artérielle
RU2480150C2 (ru) * 2010-09-09 2013-04-27 Общество С Ограниченной Ответственностью "Эмдея" Устройство для измерения артериального давления

Similar Documents

Publication Publication Date Title
US9119536B2 (en) Pressure gauge, blood pressure gauge, method of determining pressure values, method of calibrating a pressure gauge, and computer program
US10959622B2 (en) Method for determining pulse wave velocity in an artery
Lin et al. Reduction of interference in oscillometric arterial blood pressure measurement using fuzzy logic
US20100210956A1 (en) Apparatus and method for sensing radial arterial pulses for noninvasive and continuous measurement of blood pressure and arterial elasticity
US20100274143A1 (en) Method and apparatus for estimating blood pressure
JP5132003B2 (ja) 血圧推定装置及び血圧推定方法
KR20000049078A (ko) 침투가 필요없고, 커프가 아닌 혈압 결정 방법
JP2002253519A5 (ru)
US6969355B2 (en) Arteriostenosis diagnosing apparatus
JP2013509226A (ja) 連続非侵襲血圧デバイスからの信号を強化し分析する装置及び方法
JPH02277433A (ja) 血行動態の抽出装置および血行動態の抽出による血圧測定装置
NL8200104A (nl) Inrichting en werkwijze voor het meten van de bloeddruk.
CA2689683A1 (en) Real-time detection of vascular conditions of a subject using arterial pressure waveform analysis
TW201507694A (zh) 經改良之血壓監控方法
US20100204590A1 (en) Detection of Vascular Conditions Using Arterial Pressure Waveform Data
RU2637601C2 (ru) Акустический способ измерения артериального давления и других физических параметров крови и сердечно-сосудистой системы
US6669646B1 (en) Arteriosclerosis evaluating apparatus
WO1984001499A1 (en) Electronic sphygmomanometer
JP2017104184A (ja) 血管弾性率評価装置
WO2017095258A1 (ru) Акустический способ измерения артериального давления и других физических параметров крови и сердечно-сосудистой системы
Lin et al. Non-invasive blood pressure measurement algorithm using neural networks.
JP2008228934A (ja) 動脈壁硬さ評価システム
CN115281637A (zh) 血压值处理方法、装置及电子设备
CN106028919A (zh) 血管指标值计算装置、血管指标值计算方法和血管指标值计算程序
US20040171945A1 (en) Pulse wave velocity related information obtaining apparatus

Legal Events

Date Code Title Description
121 Ep: the epo has been informed by wipo that ep was designated in this application

Ref document number: 15909876

Country of ref document: EP

Kind code of ref document: A1

NENP Non-entry into the national phase

Ref country code: DE

32PN Ep: public notification in the ep bulletin as address of the adressee cannot be established

Free format text: NOTING OF LOSS OF RIGHTS PURSUANT TO RULE 112(1) EPC (EPO FORM 1205A DATED 15.10.2018)

122 Ep: pct application non-entry in european phase

Ref document number: 15909876

Country of ref document: EP

Kind code of ref document: A1