АВТОМАТИЧЕСКИЙ СПОСОБ ИЗМЕРЕНИЯ И ОБРАБОТКИ КРОВЯНОГО ДАВЛЕНИЯ
AUTOMATIC METHOD FOR MEASURING AND PROCESSING BLOOD PRESSURE

Настоящее изобретение относится к автоматическому способу измерения и обработки кровяного давления, который позволяет надежным, гибким, эффективным, простым и недорогим способом корректно измерить кровяное давление, динамически приспосабливаясь к изменчивости последнего, устраняя дефекты, вносимые обычными системами.
Настоящее изобретение дополнительно относится к соответствующему измерительному устройству, также как к инструментам, позволяющим выполнить способ.
Известно, что измерение кровяного давления, также называемого артериальным давлением, может осуществляться инвазивно или неинвазивно.
Инвазивное измерение, в общем, осуществляют с помощью линии давления наполнения, присоединенной к инвазивному катетеру, на конце которого имеется измерительная система, преобразующая измеренное давление в разность потенциалов. В отличие от неинвазивных измерительных систем, таких как, например, манжета Рива-Роччи, инвазивное измерение выделяет не только максимум и минимум измеренного давления, но также и морфологию полученного сигнала.
d
Следовательно, инвазивное измерение, помимо того, что оно является более надежным, чем неинвазивное измерение, способно выделить характеристики связи сердечного и артериального цикла, которые непосредственно влияют на обнаруженный результат. В действительности, значения систолического и диастолического давления и вся морфология сердечного сокращения строго связаны с сократительной способностью сердца и с сердечно-сосудистой системой, определяемые так называемым динамическим импедансом Z(t), связанным с кривой давления-объема (P-V) и задаваемым отношением между значением давления и диапазона времени.
Тем не менее методики оценивания, основанные на инвазивном измерении кровяного давления, часто страдают от значительной неточности измерений максимального и минимального давления и, следовательно, также морфологии. Действительно, многими авторами было показано существование недостаточного недодемпфирования сигнала давления, которое может привести к значительным ошибкам измерения, также в несколько десятков мм рт.ст.
Для того чтобы решить такие задачи, было предложено несколько решений, которые основаны на применении к сигналу давления низкочастотных фильтров (т.е. при обработке частоты сигнала давления на него накладывают извне фиксированное значение частоты отсечки) и/или на использовании механических систем, способных ослабить частотные компоненты полученной волны давления.
В частности, в настоящее время механические системы, используемые для определения того, имеет ли определенный сигнал правильное недодемпфирование или нет, используют способ тестирования прямоугольного сигнала, описанный Р.М.Гарднером в работе "Прямое измерение кровяного давления - требования к динамическим характеристикам", анестезиология, март 1981, том 54, издание 3, стр.227-236, который требует, чтобы терапевт визуально наблюдал полученный сигнал. Это является случаем, например, систем R.O.S.E.™ (резонансный подавитель выбросов компании из США Becton Dickinson Critical Care System Ltd.) и систем Accudynamic (компании HOSPIRA -ICU Medical). Эти системы действуют механически путем механического демпфирования: в системе Accudynamic такое механическое демпфирование можно подстраивать в малом диапазоне демпфирования посредством небольшой ручки, которая перемещает штифт, который проникает на различную глубину в линию давления; вместо этого в системе ROSE механическое демпфирование фиксировано устройством из микропузырька и упругой мембраны, таким образом, действуя фиксировано на любой сигнал давления (четко определенное постоянное демпфирование).
Тем не менее все эти системы функционируют определенным (статическим) образом для решения динамической задачи, потому что рассматривают только частотный спектр выделяемого из линии давления сигнала. Это подразумевает, что при определенном состоянии пациента характеристики частотного спектра адекватны, в то время как при другом патофизиологическом состоянии они совершенно неадекватны, порождая значительную переоценку артериального давления.
Действительно, обеспечение корректности недодемпфирования является динамической задачей, связанной (помимо индивидуальной системы кровообращения рассматриваемого пациента) с биением исследуемого сердца, которое, таким образом, может изменяться от удара к удару, в силу чего, в зависимости от ситуации, в которой она используется, меняется восприимчивость линии давления.
В качестве примера, на фиг.1 показан типичный сигнал кровяного давления, где меняется и морфология, и измерение систолического и диастолического давления ударов (см. фиг.1а), а также различные результаты, получаемые обычной системой измерения артериального давления для отдельного удара, в частности в окрестности систолического давления, при отсутствии или при трех различных частотах отсечки (нет фильтра, 15 Гц, 10 Гц, 6 Гц) (см. фиг.1b). На фиг.2 показаны различия значений систолического давления для двух последовательных ударов на одном и том же сигнале кровяного давления (см. фиг.2а и 2b), полученных при отсутствии либо при применении трех различных частот отсечки (нет фильтра, 15 Гц, 10 Гц, 6 Гц). На фиг.3 показано как ведет себя обычная измерительная система, в частности, в окрестности систолического давления, при детектировании удара при отсутствии или при применении трех различных частот отсечки (нет фильтра, 15 Гц, 6 Гц) (см. фиг.3а) и при отсутствии или применении трех различных частот отсечки (нет фильтра, 10 Гц) (см. фиг.3b); в частности, очевидно, что частота отсечки, равная 6 Гц, приводит к передемпфированию (см. фиг.3а), в то время как фильтр с частотой отсечки, равной 10 Гц, является наиболее приемлемым (см. фиг.3b). На фиг.4 показано два сигнала кровяного давления, при этом те же самые фильтры действуют по-другому: на фиг.4а фильтр с частотой отсечки 10 Гц представляется практически неэффективным, в то время как на фиг.4b тот же фильтр с частотой отсечки, равной 10 Гц, действует существенно; в частности, для ударов, показанных на фиг.4, наиболее приемлемым является фильтр с частотой отсечки, равной 6 Гц.
Более того, чувствительность датчика давления наряду с характеристиками длины, диаметра, типа материала и жидкости, заполняющей линию давления, также зависит от его поперечного соединения с катетером, от тонуса артерии, от частоты пульса и от жесткости сосуда исследуемого субъекта.
В этом отношении в последние годы было предпринято множество попыток оптимизации характеристик длины, диаметра, заполняющей жидкости, типа материала и катетера для того, чтобы ограничить дефекты. В частности, также были изготовлены линии давления из оптического волокна, которые могут сократить дефекты.
Тем не менее все обычные системы не могут полностью решить вышеотмеченные трудности, связанные с неправильным измерением артериального давления, что происходит очень часто, особенно в случаях, когда детектирование наиболее необходимо, как, например, для пациентов, являющихся пожилыми, очень молодыми, имеющих сепсис, страдающих тахикардией, а также таких пациентов, у которых очень нестабилен тонус артерии и ритм (напр., из-за мерцательной аритмии).
Поэтому цель настоящего изобретения - обеспечить надежный, гибкий, эффективный, простой и недорогой способ правильного измерения кровяного давления, динамически приспосабливаясь к изменчивости последнего, устраняя дефекты, вносимые обычными системами.
Особым предметом сущностью этого изобретения является автоматический способ измерения и обработки кровяного давления, содержащий этапы, на которых:
А. получают выборку регистрируемого сигнала P(t) давления для одного или более сердечных сокращений, при этом каждое сердечное сокращение начинается в начальный момент, совпадающий со следующей точкой диастолического давления, и заканчивается в конечный момент, совпадающий с одной из следующих точек диастолического давления, и содержит дикротическую точку, при этом каждое сокращение содержит систолическую фазу, продолжающуюся от начальной диастолической точки до дикротической точки; и
B. автоматически анализируют и выделяют морфологию сигнала P(t) давления, отобранного для каждого сердечного сокращения, определяют момент и значение давления для более характеристических точек сигнала P(t) давления, выбранных из группы, содержащей
- начальную точку диастолического давления,
- точку систолического давления,
- дикротическую точку и
2
2
- одну или несколько точек резонанса, каждая из которых возникает в момент, когда вторая производная dP/dt сигнала P(t) давления имеет локальный максимум,
при этом по меньшей мере одна характеристическая точка сигнала P(t) давления принадлежит систолической фазе рассматриваемого сердечного сокращения и отличается от начальной точки диастолического давления;
способ отличается тем, что он дополнительно содержит этапы, на которых:
C. для каждого сердечного сокращения определяют энергетическую эффективность RES, выполняя подэтапы, на которых:
d_D
d_D
D
d_D
d_D
С1. определяют прямой динамический импеданс Z(t) для каждой из упомянутых одной или нескольких характеристических точек, принадлежащих систолической фазе рассматриваемого сердечного сокращения и отличных от начальной точки диастолического давления, причем упомянутый прямой динамический импеданс Z(t) равен отношению значения сигнала P(t) давления в характеристической точке к промежутку времени от начального момента рассматриваемого сердечного сокращения до соответствующего момента времени, и определяют импеданс Z прямой волны давления путем суммирования с чередующимся знаком значений прямого динамического импеданса Z(t), упорядоченных в соответствии с прямым порядком моментов времени, начиная от начального момента рассматриваемого сердечного сокращения и заканчивая в момент дикротической точки, при этом к первому значению прямого динамического импеданса Z(t) в соответствии с прямым порядком моментов времени применяют положительный знак;
d_R
d_R
R
d_R
d_R
С2. определяют отраженный динамический импеданс Z(t) для каждой из упомянутых одной или нескольких характеристических точек, причем упомянутый отраженный динамический импеданс Z(t) равен отношению значения сигнала P(t) давления в характеристической точке к промежутку времени от конечного момента рассматриваемого сердечного сокращения до соответствующего момента времени, и определяют импеданс Z отраженных волн давления путем суммирования с чередующимся знаком значений отраженного динамического импеданса Z(t), упорядоченных в соответствии с обратным порядком моментов времени, начиная от конечного момента и заканчивая начальным моментом рассматриваемого сердечного сокращения, при этом к первому значению отраженного динамического импеданса Z(t) в соответствии с обратным порядком моментов времени применяют положительный знак;
D
С.3 определяют упомянутую энергетическую эффективность RES как отношение между импедансом Z прямой волны и импедансом Zr отраженных волн:
D
R
RES=Z/Z
d
d2
2
2
D. для упомянутой энергетической эффективности RES, определенной на этапе С, проверяют, действительно ли на всем протяжении рассматриваемого сердечного сокращения первая производная dP/dt сигнала P(t) давления меньше первого значения T максимального порога, и на всем протяжении рассматриваемого сердечного сокращения вторая производная dP/dt сигнала P(t) давления меньше второго значения T максимального порога, и в случае, если проверка дает положительный результат, выполняют этап F;
2
2
E. выбирают частоту отсечки низкочастотного фильтра на основе упомянутой энергетической эффективности RES, определенной на этапе С, первой производной dP/dt и второй производной dP/dt сигнала P(t) давления, и применяют упомянутый низкочастотный фильтр к сигналу P(t) давления, получая, таким образом, новую выборку сигнала давления, и возвращаются к выполнению предыдущих этапов, начиная с этапа В;
F. выводят сигнал P(t) давления, для которого в последний раз выполняли этап В.
В соответствии с изобретением упомянутая одна или несколько резонансных точек всегда могут быть определены на этапе В посредством выполнения подэтапов, на которых:
dP_max
В.2 определяют общее число N точек локальных максимумов первой производной dP/dt сигнала P(t) давления в рассматриваемом сердечном сокращении;
2
2
В.3 определяют точки локальных максимумов второй производной dP/dt сигнала P(t) давления в рассматриваемом сердечном сокращении; и
dP_max
dP_max
d2P_max
dP_max
dp_max
d2P_max
2
2
2
В.4 выбирают число N точек локальных максимумов второй производной dP/dt, имеющих наибольшие значения, определяют N моментов t(i) времени, в которых возникают упомянутые N выбранные точки локальных максимумов второй производной dP/dt2, и принимают точки сигнала P(t) давления в таких N моментах времени t(i) в качестве резонансных точек.
Кроме того, в соответствии с изобретением на этапе В могут быть определены следующие характеристические точки сигнала P(t) давления:
- начальная точка диастолического давления,
- точка систолического давления,
- дикротическая точка и
- одна или несколько резонансных точек.
d
d2
Более того, в соответствии с изобретением первое значение T максимального порога и второе значение T максимального порога могут представлять собой функции упомянутой энергетической эффективности RES, определенной на этапе С.
d2
Согласно изобретению на этапе D всегда можно проверить, принадлежит ли упомянутая энергетическая эффективность RES, определенная на этапе С, одному из трех или более, предпочтительно четырех, смежных диапазонов изменчивости, при этом первое значение Td максимального порога и второе значение T максимального порога предпочтительно представляют собой функции диапазона, к которому принадлежит упомянутая энергетическая эффективность RES, определенная на этапе С.
Еще в соответствии с изобретением на этапе Е упомянутая частота отсечки может быть выбрана путем:
- определения принадлежности упомянутой энергетической эффективности RES, определенной на этапе С, одному из трех или более, предпочтительно четырех, смежных диапазонов изменчивости,
- определения принадлежности первой производной dP/dt сигнала P(t) давления на всем рассматриваемом сердечном сокращении одному или более, предпочтительно шести, смежным диапазонам изменчивости для каждого из трех или более смежных диапазонов изменчивости упомянутой энергетической эффективности RES, определенной на этапе С, и
2
2
- определения принадлежности второй производной dP/dt сигнала P(t) давления одному из трех или более, предпочтительно четырех, непересекающихся диапазонов изменчивости, которым соответствует соответствующее значение упомянутой частоты отсечки, для каждого из трех или более смежных диапазонов изменчивости первой производной dP/dt сигнала P(t) давления на всем рассматриваемом сердечном сокращении.
2
2
Более того, в соответствии с изобретением упомянутая частота отсечки может иметь значение, снижающееся по мере увеличения первой производной dP/dt сигнала P(t) давления при одинаковых значениях упомянутой энергетической эффективности RES и второй производной dP/dt сигнала P(t) давления.
2
2
В соответствии с изобретением упомянутая частота отсечки может всегда иметь значение, снижающееся по мере увеличения второй производной dP/dt сигнала P(t) давления при одинаковых значениях упомянутой энергетической эффективности RES и первой производной dP/dt сигнала P(t) давления.
Еще в соответствии с изобретением упомянутая частота отсечки может принимать значения от 0,5 Гц до 100 Гц, предпочтительно от 2 Гц до 80 Гц, более предпочтительно - от 3 Гц до 60 Гц.
Более того, в соответствии с изобретением на этапе F сигнал P(t) давления может отображаться на дисплее.
Отдельным объектом настоящего изобретения является автоматическое устройство для измерения и обработки кровяного давления, отличающееся тем, что содержит средство обработки, способное выполнять этапы вышеописанного автоматического способа измерения и обработки кровяного давления.
Еще один отдельный объект настоящего изобретения представляет собой компьютерную программу, содержащую средство кода, выполненное с возможностью при функционировании средства обработки устройства выполнять этапы вышеописанного автоматического способа измерения и обработки кровяного давления.
Еще один отдельный объект настоящего изобретения представляет собой компьютерный носитель памяти, на котором хранится программа, отличающийся тем, что программа - это только что описанная компьютерная программа.
Способ, предложенный в изобретении, использует и обрабатывает сигнал кровяного давления пациента для определения множества характеристик патофизиологической системы пациента и характеристик внешней системы детектирования так, чтобы установить правильное взаимодействие между двумя такими системами, определяя, таким образом, правильное недодемпфирование.
Более конкретно, способ в соответствии с изобретением, по сути, основан на применении к полученному сигналу давления (напр., из лучевой, бедренной, легочной артерии или аорты) динамического низкочастотного фильтра, где фильтр, непосредственно функционирующий во временной области, также учитывает связь между линией давления и характеристическим динамическим импедансом, полученным шаг за шагом из анализа сигнала (или кривой) давления, так, чтобы определить наиболее подходящую рабочую частоту для используемой линии давления. Другими словами, способ в соответствии с изобретением основан на характеристическом наборе условий, накладываемых на значения нескольких параметров сигнала давления, связанных с результатом взаимодействия характерного динамического импеданса системы кровообращения с системой детектирования давления, вместо характеристического частотного спектра. В связи с этим полученный сигнал давления, к которому применяют способ в соответствии с изобретением, также может представлять собой записанный сигнал, который анализируют позднее путем применения того же способа в соответствии с изобретением, объем охраны которого, вследствие этого, не содержит какого-либо инвазивного хирургического этапа, осуществляемого на теле пациента.
Способ в соответствии с изобретением позволяет определить подходящий импеданс, относящийся к энергии сердечного цикла, для корректировки и определения истинного давления и, следовательно, для определения из соотношения P-V (давление-объем) правильного кровотока, связанного с подкорректированным волновым сигналом давления, и/или для определения сократительной способности сердца, обусловленной результирующим корректным волновым сигналом давления. Такие коррекции для получения надлежащего давления допустимы и для заполняемых, и для оптоволоконных систем детектирования давления, так же как и для неинвазивных пьезо-осциллометрических датчиков (причем все работают на связи между импедансом детектирующей системы и импедансом системы кровообращения). Также такие коррекции сигналов давления обнаружены и в центральной, и в периферийной артериальных системах, как, например, в легочной артерии, в аорте, в бедренной артерии и в лучевой артерии.
Способ в соответствии с изобретением предоставляет множество преимуществ.
Во-первых, путем измерения связи между измерительной линией и системой кровообращения пациента он позволяет решить задачи взаимосвязи линий артериального давления с динамическими характеристиками пациента, измерение артериального давления, зачастую изменяющегося от сокращения к сокращению, которое производят.
max
Более того, путем применения корректного динамического демпфирования способ в соответствии с изобретением позволяет устранить любые дефекты из полученного сигнала давления, получая при этом корректное измерение артериального давления и динамического импеданса, что делает возможным переход от периферийного давления к оценке максимума производной давления в левом желудочке ([dP/dt]), который вырабатывает пульс, обнаруживаемый на периферии. На самом деле, также исходя из максимума производной периферийного давления, способ в соответствии с изобретением определяет поправочный коэффициент (т.е. низкочастотный фильтр), который применяют к такому периферийному давлению для оценки давления в желудочке, учитывая взаимосвязь между измерительной линией и системой кровообращения пациента (где, например, в случае жесткого периферийного сосуда, необходимо вносить высокую поправку). Это влечет за собой то, что посредством динамически применяемого фильтрования способом в соответствии с изобретением устраняют вклад, относящийся к жесткости артериального сосуда, оставляя основной компонент, относящийся к характеристикам желудочка, который вырабатывает пульсовые колебания давления.
max
Другими словами, помимо измерения артериального давления, способ в соответствии с изобретением позволяет определить поправочный коэффициент, который оценивает максимум производной dP/dt давления в желудочке, оценивая энергетическую эффективность всей системы кровообращения, обеспечивая оценку энтропии биологической системы; в действительности, посредством концепции эффективности возможно учесть "неисправимую" механическую энергию, присутствующую в течение сердечного цикла. Такая эффективность показывает, сколько потребляется из "резервов" биологической системы исследуемого тела, так как потребление резервов означает износ "компонентов" физиологической системы (напр., органов, желез (био-химических реакций), сердечно-электрической системы и т.д.).
Теперь, путем иллюстрации, но не ограничения, будет описано настоящее изобретение в соответствии с предпочтительными вариантами его осуществления, со ссылкой на прилагаемые чертежи, на которых:
на фиг.1 показан сигнал кровяного давления (фиг.1а) и другой результат, который получает обычная система измерения артериального давления на отдельном ударе при отсутствии или при применении трех различных частот отсечки (см. фиг.1b);
на фиг.2 показаны два последовательных удара для одного и того же сигнала кровяного давления, полученного с помощью обычной системы при отсутствии или при применении трех различных частот отсечки;
на фиг.3 показан удар, полученный с помощью обычной системы при отсутствии или при применении трех различных первых частот отсечки (фиг.3а) и с помощью обычной системы при отсутствии или при применении трех различных вторых частот отсечки (фиг.3b);
на фиг.4 показаны два сигнала кровяного давления, полученные с помощью обычной системы при отсутствии или при применении двух идентичных фильтров;
на фиг.5 приведена блок-схема предпочтительного варианта осуществления автоматического способа в соответствии с изобретением;
на фиг.6 показан сигнал давления отдельного сердечного сокращения, к которому применен способ, показанный на фиг.5;
на фиг.7 схематически показан предпочтительный вариант осуществления автоматического устройства в соответствии с изобретением.
Автор изобретения разработал способ измерения кровяного давления, действующий, исходя из полученного сигнала давления на промежутке времени, для определения того, является ли полученный сигнал адекватным измерением или нет, и, если нет, то проводя анализ во временной области, способ автоматически выбирает низкочастотный фильтр, который необходимо применить для корректирования значений кровяного давления и формы сигнала. В связи с этим автор изобретения посредством тестирования, выполненного с прямоугольным сигналом до и после применения фильтров способом в соответствии с изобретением, удостоверился, что способ в соответствии с изобретением обеспечивает сигнал давления, имеющий адекватное недодемпфирование.
Предпочтительно, чтобы полученный сигнал давления был доступен с использованием технологии инвазивного детектирования, напр., технологии линии давления наполнения или оптоволоконной технологии в бедренной, лучевой, плечевой артерии, в аорте или легочной артерии, или с использованием технологии неинвазивного детектирования, напр., пьезоэлектрической или осциллометрической плетизмографии. Тем не менее обнаруженный сигнал давления, к которому применяют способ в соответствии с изобретением, также может представлять собой записанный сигнал, который затем анализируют путем применения к нему способа в соответствии с изобретением, объем охраны которого, следовательно, не содержит какого-либо инвазивного хирургического этапа, осуществляемого с телом пациента.
2
2
d
Более конкретно, способ в соответствии с изобретением основан на частоте пульса (т.е. он использует весь промежуток времени сердечного сокращения и относительные расстояния отдельных точек давления в пределах одного и того же удара), некоторых характеристических точках сердечного сокращения, определенных с помощью первой производной (dP/dt) полученного сигнала давления и второй производной (dP/dt) полученного сигнала давления, и некоторых значениях динамического импеданса Z(t) в отдельные моменты прямой волны давления (распространяющейся от сердца к периферии) и отраженных волн давления (распространяющихся от периферии к сердцу).
Исходя из полученных таким образом значений динамического импеданса, способ проверяет, представляет ли сигнал давления адекватное измерение, и если нет, то способ выбирает частоту отсечки, предпочтительно принимающую значения от 0,5 Гц до 100 Гц, более предпочтительно - от 2 Гц до 80 Гц, еще более предпочтительно - от 3 Гц до 60 Гц, низкочастотного фильтра, который необходимо применить к полученному сигналу давления, такую, которая наиболее приемлема к текущим условиям детектирования, так что способ динамически приспосабливается к изменениям детектирования, которые могут возникнуть от удара к удару, от одного момента времени к другому.
Другими словами, способ в соответствии с изобретением использует специфические характеристики рассматриваемого удара пульса и через них определяет низкочастотный фильтр с изменяющейся частотой отсечки, чтобы применить адекватное недодемпфирование.
Со ссылкой на фиг.5 можно увидеть, что предпочтительный вариант осуществления способа в соответствии с изобретением, содержит следующие этапы:
A. имеется сигнал давления, полученный посредством датчика давления (предпочтительно, посредством инвазивной линии артериального давления или посредством неинвазивной технологии, напр., с помощью способа осциллометрической плетизмографии), из которого осуществляют выборку, предпочтительно с частотой выборки, равной 1000 Гц;
B. автоматически анализируют и выделяют морфологию отобранной волны давления (т.е. сигнала) для каждого сердечного сокращения (начиная с начальной точки диастолического давления до следующей точки диастолического давления, рассматривая в качестве точки диастолического давления удара начальную точку удара, т.е. начальную точку диастолического давления);
C. для каждого сердечного сокращения определяют некоторые оценочные значения, состоящие из (или содержащие) импеданса прямой волны давления и импеданса отраженных волн давления и результирующей энергетической эффективности всей системы кровообращения;
D. проверяют, надо ли применять низкочастотный фильтр, и в случае, если проверка дает положительный результат, выполняют этап Е, в противном случае выполняют этап F, предполагая, что измеренный сигнал давления идентичен отобранному сигналу давления;
E. выбирают частоту отсечки низкочастотного фильтра, исходя из анализа, выполненного на этапе В, и результатов этапа С, и применяют низкочастотный фильтр к отобранному сигналу давления, получая новый отобранный сигнал давления, и возвращаются к выполнению этапа В;
F. выдают измеренный сигнал давления, предпочтительно отображая его на дисплее.
На этапе В автоматического анализа морфологии волны давления (т.е. сигнала), полученной во время сердечного сокращения, анализируют и выделяют форму сердечного сокращения путем измерения и характеристик давления, и характеристик времени (которые, как будет показано ниже, рассматривают как интервалы, начинающиеся с момента начала удара - т.е. момента начального диастолического давления - или, обратно, с момента окончания удара), связанных с отдельными точками, начиная с момента начала удара, в частности, характеристической точкой диастолического давления (которая является начальной точкой удара), точками систолического давления, дикротической точки и точек резонанса в отдельном сердечном сокращении.
При более подробном рассмотрении этап В содержит следующие подэтапы:
B.1 определяют давление и момент точки диастолического давления (соответствующей "начальному" абсолютному минимуму сигнала давления в отдельном сердечном сокращении), точки систолического давления (соответствующей абсолютному максимуму сигнала давления в отдельном сердечном сокращении) и дикротической точки (соответствующей точке, в которой закрывается сердечный клапан аорты, что математически соответствует точке локального максимума второй производной или локального минимума кривой давления, возникающей непосредственно после точки систолического давления),
dP_max
B.2 определяют общее число N точек локальных максимумов (включая абсолютный максимум) первой производной dP/dt (отобранного) сигнала давления в диапазоне отдельного сердечного сокращения;
2
2
B.3 определяют точки локальных максимумов (включая абсолютный максимум) второй производной dP/dt (отобранного) сигнала давления в диапазоне отдельного сердечного сокращения; и
dP_max
dP_max
dP_max
d2P_max
dP_max
d2P_max
2
2
2
2
B.4 выбирают число N точек локальных максимумов второй производной dP/dt, имеющих наибольшие значения (т.е. выбирают число точек локальных максимумом второй производной dP/dt, равное определенному ранее общему числу N точек локальных максимумов первой производной dP/dt), и определяют соответствующие N моментов t(i) времени (где i принимает значения от 1 до N), в которые они появляются, при этом полагают, что точки сигнала давления в таких NdPmax моментах времени t(i) являются резонансными точками.
2
2
2
2
dP_max
В частности, связь между числом локальных максимумов второй производной dP/dt и общим числом N точек локальных максимумов первой производной dP/dt в диапазоне отдельного сердечного сокращения позволяет устранить точки локальных максимумов второй производной dP/dt, возникающих вследствие шума. В связи с этим точка диастолического пика (т.е. точка наибольшего локального максимума после дикротической точки и после возможного выступа после дикротической точки) всегда оказывается среди выбранных на этапе В.4 резонансных точек.
В качестве примера, но не ограничения, удар сердца и соответствующие характеристические точки давления, могут быть выделены и определены с помощью автоматического способа выделения сердечного сокращения, аналогичного тому, что описан в заявке WO 2004/084088.
В качестве примера, но не ограничения, на фиг.6 показан сигнал давления отдельного сердечного сокращения, при этом:
р0 - это значение диастолического давления (начальная точка сердечного сокращения) в момент времени t0 начала удара (т.е. момент начальной точки диастолического давления удара);
р2 - значение систолического давления в момент времени t2 точки систолического давления;
р4 - значение давления в дикротической точке, появляющейся в момент времени t4;
dP_max
2
2
p1, р3, р5, р6 и pf - значения давления в резонансных точках, появляющихся в моменты времени t1, t3, t5, t6 и tf (определенные, исходя из общего числа N точек локальных максимумов первой производной dP/dt, равного 5, и выбора соответствующих 5 точек - имеющих наибольшие значения - локальных максимумов второй производной dP/dt).
На фиг.6 точка р5 - это горб, следующий за дикротической точкой, в то время как р6 - диастолический пик (т.е. локальный максимум, следующий за дикротической точкой и возможным выступом, расположенным непосредственно за последней).
На этапе С определяют оценочное значение энергетической эффективности всей системы кровообращения, предоставляя оценку энтропии биологической системы. В частности, такую энергетическую эффективность определяют как величину, которую ниже называют коэффициентом результирующей энергии системы, или RES, системы кровообращения, получаемым, исходя из импеданса прямой волны давления и отраженных волн давления, полученных из морфологии сигнала давления сердечного сокращения. Такие значения импеданса определяют путем рассмотрения давлений и соответствующих моментов времени характеристических точек сердечного сокращения, которые содержат не только точки диастолического давления (начальная точка сердечного сокращения), систолического давления и дикротическую точку (которые размещаются в промежутке времени, содержащем подинтервалы от диастолы до систолы и от систолы до дикротической точки - т.е. во время систолической фазы отдельного сердечного сокращения), но также резонансные точки, определенные во время сердечного сокращения на этапе В (а именно, на подэтапе В.4) описанном выше, причем среди резонансных точек всегда присутствует точка диастолического пика (т.е. пика, после дикротической точки во время диастолической фазы отдельного сердечного сокращения).
При более подробном рассмотрении этап С содержит следующие подэтапы:
D
С.1 определяют импеданс Z прямой волны давления, исходя из суммы динамических импедансов первой последовательности (посл_1) точек сердечного сокращения, содержащей те точки из вышеотмеченных характеристических точек, которые принадлежат систолической фазе отдельного сердечного сокращения (т.е. в интервале от начальной точки диастолического давления до дикротической точки), за исключением начальной диастолической точки;
R
С.2 определяют импеданс Z отраженных волн давления, исходя из суммы динамических импедансов второй последовательности (посл_2) точек сердечного сокращения, содержащей все вышеотмеченные характеристические точки (в течение всего сердечного сокращения);
D
R
С.3 определяют значение RES как отношение между импедансом Z прямой волны и импедансом Z отраженных волн.
d_D
D
В частности, что касается импеданса Zd прямой волны давления, для каждой точки первой последовательности определяют соответствующий прямой динамический импеданс Z(i) как отношение значения давления в этой точке к промежутку времени от начального момента сердечного сокращения до соответствующего момента времени, т.е. от момента начальной диастолической точки (по этой причине в первую последовательность не включают начальную диастолическую точку, так как при вычислении ее динамического импеданса в знаменателе стоял бы 0). Значение импеданса Z прямой волны давления получают путем суммирования с переменным знаком полученных динамических импедансов точек первой последовательности, упорядоченных в соответствии со временем их появления, начиная с момента начального диастолического давления, и до момента дикротической точки, при этом суммирование начинают с положительного знака динамического импеданса первой точки первой последовательности.
R
d_R
R
Аналогично, что касается импеданса Z отраженных волн давления, для каждой точки второй последовательности также определяют соответствующий отраженный динамический импеданс Z(t) как отношение значения давления в этой точке к промежутку времени от конечного момента удара до соответствующего момента времени. Значение импеданса Z отраженных волн давления получают путем суммирования с переменным знаком полученных динамических импедансов точек второй последовательности, упорядоченных в соответствии с обратным порядком времени их появления, начиная с конечного момента удара, и до начального момента диастолического давления, при этом суммирование начинают с положительного знака динамического импеданса первой точки второй последовательности.
D
R
d_D
d_R
Другими словами, импедансы Z прямой волны и Z отраженных волн давления задают соответствующими последовательностями элементов (т.е. соответствующими прямыми и отраженными динамическими импедансами Z(t), Z(t)), которые колеблются (так как их рассматривают с переменным знаком), и значения которых постепенно уменьшаются (так как значение знаменателей динамических импедансов постепенно увеличиваются).
D
R
Как было сказано, значение RES определяют как отношение импеданса Z прямой волны давления (получаемому на основании первой последовательности точек) к импедансу Z отраженных волн давления (получаемых на основании второй последовательности точек):
D
R
RES=Z/Z
Такое значение RES отображает энергетическую эффективность для получения данного гомеостаза всего цикла системы кровообращения и дыхательной системы.
В примере (неограничивающем) на фиг.6 точки, принадлежащие первой последовательности (посл_1), показаны сплошными вертикальными линиями (от оси времени до значения давления в соответствующей точке), а точки, принадлежащие второй последовательности (посл_2), показаны пунктирными линиями, при этом точки, принадлежащие сразу и первой, и второй последовательностям, показаны парой вертикальных линий (одна сплошная, а другая пунктирная). Как показано, первая последовательность содержит (в соответствии со временем появления, начиная от момента начального диастолического давления, до момента дикротической точки) точки, обозначенные через p1, р2, р3 и р4, в то время как вторая последовательность содержит (в порядке, обратном со временем появления, начиная с конечного момента удара до момента начального диастолического давления) точки, обозначенные через pf, р6, р5, р4, р3, p2, p1, р0.
D
Для удара, показанного на фиг.6, значение импеданса Z прямой волны равно
<mrow><msub><mi>Z</mi><mi>D</mi></msub><mo>=</mo><mfrac><mrow><mi>p</mi><mn>1</mn></mrow><mrow><mi>t</mi><mn>1</mn></mrow></mfrac><mo>−</mo><mfrac><mrow><mi>p</mi><mn>2</mn></mrow><mrow><mi>t</mi><mn>2</mn></mrow></mfrac><mo>+</mo><mfrac><mrow><mi>p</mi><mn>3</mn></mrow><mrow><mi>t</mi><mn>3</mn></mrow></mfrac><mo>−</mo><mfrac><mrow><mi>p</mi><mn>4</mn></mrow><mrow><mi>t</mi><mn>4</mn></mrow></mfrac></mrow>
R
в то время значение импеданса Z отраженных волн, при предположении, что период отдельного сердечного сокращения, показанного на фиг.6, равен Т, равно
<mtable columnalign="left"><mtr><mtd><msub><mi>Z</mi><mi>R</mi></msub><mo>=</mo><mfrac><mrow><mi>p</mi><mi>f</mi></mrow><mrow><mrow><mo>(</mo><mrow><mi>T</mi><mo>−</mo><mi>t</mi><mi>f</mi></mrow><mo>)</mo></mrow></mrow></mfrac><mo>−</mo><mfrac><mrow><mi>p</mi><mn>6</mn></mrow><mrow><mrow><mo>(</mo><mrow><mi>T</mi><mo>−</mo><mi>t</mi><mn>6</mn></mrow><mo>)</mo></mrow></mrow></mfrac><mo>−</mo><mfrac><mrow><mi>p</mi><mn>5</mn></mrow><mrow><mrow><mo>(</mo><mrow><mi>T</mi><mo>−</mo><mi>t</mi><mn>5</mn></mrow><mo>)</mo></mrow></mrow></mfrac><mo>−</mo><mfrac><mrow><mi>p</mi><mn>4</mn></mrow><mrow><mrow><mo>(</mo><mrow><mi>T</mi><mo>−</mo><mi>t</mi><mn>4</mn></mrow><mo>)</mo></mrow></mrow></mfrac><mo>−</mo><mfrac><mrow><mi>p</mi><mn>3</mn></mrow><mrow><mrow><mo>(</mo><mrow><mi>T</mi><mo>−</mo><mi>t</mi><mn>3</mn></mrow><mo>)</mo></mrow></mrow></mfrac><mo>−</mo><mfrac><mrow><mi>p</mi><mn>2</mn></mrow><mrow><mrow><mo>(</mo><mrow><mi>T</mi><mo>−</mo><mi>t</mi><mn>2</mn></mrow><mo>)</mo></mrow></mrow></mfrac></mtd></mtr><mtr><mtd><mo>+</mo><mfrac><mrow><mi>p</mi><mn>1</mn></mrow><mrow><mrow><mo>(</mo><mrow><mi>T</mi><mo>−</mo><mi>t</mi><mn>1</mn></mrow><mo>)</mo></mrow></mrow></mfrac><mo>−</mo><mfrac><mrow><mi>p</mi><mn>0</mn></mrow><mrow><mrow><mo>(</mo><mrow><mi>T</mi><mo>−</mo><mi>t</mi><mn>0</mn></mrow><mo>)</mo></mrow></mrow></mfrac></mtd></mtr></mtable>
Как было сказано, этап D проверки использует характеристический набор условий на величины, полученные на этапах B и C, для определения того, не нарушен ли отдельный удар сердца недодемпфированием, т.е. не вышло ли так, что систолическое давление переоценено, а диастолическое давление недооценено, или, наоборот, морфология сердечного сокращения корректна. Если такая проверка определит, что удар сердца находится в пределах, заданных таким характеристическим набором условий, то способ не применяет частотный фильтр и выдает (на этапе F) измеренный сигнал, равный отобранному сигналу давления, не измененным ни по частоте, ни по амплитуде. И наоборот, если характеристики исследуемого сердечного сокращения находятся в пределах, заданных таким характеристическим набором условий, то на этапе Е корректируют отобранный сигнал давления, изменяя его спектр путем применения низкочастотного фильтра, для которого определяют частоту отсечки, и снова выполняют этап В для анализа отобранного сигнала давления, полученного таким образом после фильтрования, и этап С определения оценочных значений, и на новом этапе D проверяют, находятся ли значения полученных величин в пределах, заданных таким характеристическим набором условий, или нет. Другими словами, отобранный сигнал давления сердечного сокращения, отфильтрованный один раз, снова анализируют: если значения полученных величин находятся в соответствии с диапазонами, заданными таким характеристическим набором условий, то способ выдает (на этапе F) измеренный сигнал давления, равный отобранному сигналу давления, полученному после последнего фильтрования (без применения дополнительного фильтрования); наоборот, если значения полученных величин выходят на пределы, заданные таким характеристическим набором условий, то повторяют фильтрование с надлежащим образом выбранной частотой отсечки, и повторяют многократно способ, начиная с этапа В, до тех пор, пока не будет получен такой сигнал, значения величин которого попадают в диапазоны, заданные таким характеристическим набором условий.
2
2
2
2
d
d2
Более подробно, на этапе D для значения RES, определенного на этапе С, проверяют условие, заключающееся в том, что значения первой производной dP/dt сигнала давления и значения второй производной dP/dt сигнала давления на всем рассматриваемом сердечном сокращении меньше соответствующих максимальных пороговых значений T и T (функции значения RES), и в таком случае необязательно применять к сигналу давления какой-либо фильтр, и способ переходит непосредственно на этап F, в противном случае способ переходит к непосредственному выполнению этапа Е, применяя к сигналу давления низкочастотный фильтр, частоту которого определяют на этом этапе, и возвращается к выполнению этапов, начиная с этапа В.
d
d2
В частности, возможные значения RES разделяют на три или более, предпочтительно четыре, смежных диапазона изменчивости, а значения T и T зависят от диапазона, к которому принадлежит определенное на этапе С значение RES. Предпочтительно, чтобы:
REs_min
- если значение RES не меньше (или даже больше) чем минимальный порог T, который не меньше чем 0,3, предпочтительно не меньше чем 0,4, более предпочтительно не меньше чем 0,5,
d
- то значение T максимального порога первой производной dP/dt сигнала давления не больше чем 1,2 мм рт.ст./мс, предпочтительно не больше чем 1,1 мм рт.ст./мс, более предпочтительно не больше чем 1,0 мм рт.ст./мс, а
d2
2
2
2
2
2
- значение T максимального порога второй производной dP/dt сигнала давления не больше чем 0,2 мм рт.ст./мс, предпочтительно не больше чем 0,17 мм рт.ст./мс, более предпочтительно не больше чем 0,15 мм рт.ст./мс,
- если значение RES изменяется в пределах первого диапазона (математически открытого или закрытого), нижняя граница которого больше 0, а верхняя граница которого не превосходит минимального порога TREs_min, предпочтительно, чтобы первый диапазон лежал от 0,3 до 0,5,
d
- то значение T максимального порога первой производной dP/dt сигнала давления не больше чем 1,6 мм рт.ст./мс, предпочтительно не больше чем 1,4 мм рт.ст./мс, более предпочтительно не больше чем 1,2 мм рт.ст./мс, а
d2
2
2
2
2
2
- значение T максимального порога второй производной dP/dt сигнала давления не больше чем 0,25 мм рт.ст./мс, предпочтительно не больше чем 0,22 мм рт.ст./мс, более предпочтительно не больше чем 0,20 мм рт.ст./мс,
- если значение RES изменяется в пределах второго диапазона (математически открытого или закрытого), прилегающего и предшествующего первому диапазону (в том смысле, что нижняя граница первого диапазона совпадает с верхней границей второго диапазона), нижняя граница которого не меньше 0, предпочтительно, равна 0,
d
- то значение T максимального порога первой производной dP/dt сигнала давления не больше чем 1,6 мм рт.ст./мс, предпочтительно не больше чем 1,4 мм рт.ст./мс, более предпочтительно не больше чем 1,2 мм рт.ст./мс, а
d2
2
2
2
2
2
- значение T максимального порога второй производной dP/dt сигнала давления не больше чем 0,35 мм рт.ст./мс, предпочтительно не больше чем 0,30 мм рт.ст./мс, более предпочтительно не больше чем 0,27 мм рт.ст./мс, еще более предпочтительно не больше чем 0,25 мм рт.ст./мс,
RES_max
- если значение RES меньше (или даже не больше) чем максимальный порог T, совпадающий с нижней границей второго диапазона,
d
- то значение T максимального порога первой производной dP/dt сигнала давления не больше чем 2,0 мм рт.ст./мс, предпочтительно не больше чем 1,8 мм рт.ст./мс, более предпочтительно не больше чем 1,6 мм рт.ст./мс, а
d2
2
2
2
2
2
2
- значение T максимального порога второй производной dP/dt сигнала давления не больше чем 0,45 мм рт.ст./мс, предпочтительно не больше чем 0,40 мм рт.ст./мс, более предпочтительно не больше чем 0,37 мм рт.ст./мс, еще более предпочтительно не больше чем 0,35 мм рт.ст./мс.
В предпочтительном варианте осуществления способа в соответствии с изобретением на этапе D проверки устанавливают, что нет необходимости применять к сигналу давления какой-либо фильтр, если выполнен любой из следующих наборов условий:
2
2
2
- RES>0,5, первая производная dP/dt меньше чем 1,0 мм рт.ст./мс на всем протяжении сердечного сокращения, а вторая производная dP/dt меньше чем 0,15 мм рт.ст./мс на всем протяжении сердечного сокращения;
2
2
2
- 0,3≤RES<0,5, первая производная dP/dt меньше чем 1,2 мм рт.ст./мс на всем протяжении сердечного сокращения, а вторая производная dP/dt меньше чем 0,2 мм рт.ст./мс на всем протяжении сердечного сокращения;
2
2
- 0,0<RES<0,3, первая производная dP/dt меньше чем 1,2 мм рт.ст./мс на всем протяжении сердечного сокращения, а вторая производная dP/dt меньше чем 0,25 мм рт.ст./мс на всем протяжении сердечного сокращения;
2
2
2
- RES<0,0, первая производная dP/dt меньше чем 1,6 мм рт.ст./мс на всем протяжении сердечного сокращения, а вторая производная dP/dt меньше чем 0,35 мм рт.ст./мс на всем протяжении сердечного сокращения.
2
2
2
2
Как было сказано, на этапе Е выбирают частоту отсечки низкочастотного фильтра, исходя из анализа, выполненного на этапе В и определения, выполненного на этапе С, и применяют низкочастотный фильтр к отобранному сигналу давления. В частности, на этапе Е выбирают частоту отсечки низкочастотного фильтра, исходя из значения RES и значений первой производной и значений второй производной сигнала давления на протяжении всего сердечного сокращения, следующим образом: значения RES разделяют на три или более, предпочтительно четыре, смежных диапазона изменчивости (предпочтительно соответствующие диапазонам, использованным при проверке на этапе D), для каждого из них значения первой производной dP/dt сигнала давления разделяют на три или более, предпочтительно на шесть, смежных диапазонов изменчивости, и, по меньшей мере, для одного диапазона значений первой производной dP/dt значения второй производной dP/dt сигнала давления разделяют на три или более, предпочтительно на четыре, непересекающихся диапазона изменчивости (прилегающие друг к другу и, если возможно, прилегающие к диапазону значений второй производной dP/dt, для которых способ не применяет низкочастотный фильтр), выбирая, таким образом, соответствующую частоту отсечки низкочастотного фильтра, который надо применить.
2
2
В предпочтительном варианте осуществления способа в соответствии с изобретением на этапе Е разделяют значения RES на четыре смежных диапазона изменчивости (соответствующие диапазонам, использованным при проверке на этапе D), для каждого из них разделяют значения первой производной dP/dt сигнала давления на шесть смежных диапазонов изменчивости, и для первого диапазона значений первой производной dP/dt разделяют значения второй производной dP/dt сигнала давления на четыре смежных диапазона (следующих за диапазоном, соответствующим набору условий, для которых не применяется низкочастотный фильтр). Более подробно, в предпочтительном варианте осуществления определяют частоту отсечки фильтра следующим образом:
1. если значение RES удовлетворяет условию RES≥0,5
1.1 если значения первой производной на всем протяжении сердечного сокращения удовлетворяют условию
dP/dt<1,0 мм рт.ст./мс,
1.1.1 если значения второй производной на всем протяжении сердечного сокращения удовлетворяют условию
2
2
2
2
0,15 мм рт.ст./мс≤dP/dt<0,25 мм рт.ст./мс,
то применяют низкочастотный фильтр с частотой отсечки 15 Гц;
1.1.2 если значения второй производной на всем протяжении сердечного сокращения удовлетворяют условию
2
2
2
2
0,25 мм рт.ст./мс≤dP/dt<0,30 мм рт.ст./мс,
то применяют низкочастотный фильтр с частотой отсечки 12 Гц;
1.1.3 если значения второй производной на всем протяжении сердечного сокращения удовлетворяют условию
2
2
2
2
0,30 мм рт.ст./мс≤dP/dt<0,35 мм рт.ст./мс,
то применяют низкочастотный фильтр с частотой отсечки 8 Гц;
1.1.4 если значения второй производной на всем протяжении сердечного
сокращения удовлетворяют условию
2
2
2
dP/dt≥0,35 мм рт.ст./мс,
то применяют низкочастотный фильтр с частотой отсечки 7 Гц;
1.2 если значения первой производной на всем протяжении сердечного сокращения удовлетворяют условию
1,0 мм рт.ст./мс≤dP/dt<1,3 мм рт.ст./мс,
то применяют низкочастотный фильтр с частотой отсечки 12 Гц;
1.3 если значения первой производной на всем протяжении сердечного сокращения удовлетворяют условию
1,3 мм рт.ст./мс≤dP/dt<1,5 мм рт.ст./мс,
то применяют низкочастотный фильтр с частотой отсечки 8 Гц;
1.4 если значения первой производной на всем протяжении сердечного сокращения удовлетворяют условию
1,5 мм рт.ст./мс≤dP/dt<2,5 мм рт.ст./мс,
то применяют низкочастотный фильтр с частотой отсечки 7 Гц;
1,5 мм рт.ст./мс<dP/dt<2,5 мм рт.ст./мс, то применяют низкочастотный фильтр с частотой отсечки 7 Гц;
1.5 если значения первой производной на всем протяжении сердечного сокращения удовлетворяют условию
2,5 мм рт.ст./мс≤dP/dt<3,0 мм рт.ст./мс,
то применяют низкочастотный фильтр с частотой отсечки 6 Гц;
1.6 если значения первой производной на всем протяжении сердечного сокращения удовлетворяют условию
dP/dt≥3,0 мм рт.ст./мс,
то применяют низкочастотный фильтр с частотой отсечки 3 Гц; 2. если значение RES удовлетворяет условию 0,3≤RES≤0,5
2.1 если значения первой производной на всем протяжении сердечного сокращения удовлетворяют условию
dP/dt<1,2 мм рт.ст./мс,
2.1.1 если значения второй производной на всем протяжении сердечного сокращения удовлетворяют условию
2
2
2
2
0,2 мм рт.ст./мс≤dP/dt<0,25 мм рт.ст./мс
то применяют низкочастотный фильтр с частотой отсечки 15 Гц;
2.1.2 если значения второй производной на всем протяжении сердечного сокращения удовлетворяют условию
2
2
2
2
0,25 мм рт.ст./мс≤dP/dt<0,35 мм рт.ст./мс,
то применяют низкочастотный фильтр с частотой отсечки 12 Гц;
2.1.3 если значения второй производной на всем протяжении сердечного сокращения удовлетворяют условию
2
2
2
2
0,35 мм рт.ст./мс≤dP/dt<0,45 мм рт.ст./мс,
то применяют низкочастотный фильтр с частотой отсечки 8 Гц;
2.1.4 если значения второй производной на всем протяжении сердечного сокращения удовлетворяют условию
2
2
2
dP/dt≥0,45 мм рт.ст./мс,
то применяют низкочастотный фильтр с частотой отсечки 7 Гц;
2.2 если значения первой производной на всем протяжении сердечного сокращения удовлетворяют условию
1,2 мм рт.ст./мс≤dP/dt<1,5 мм рт.ст./мс,
то применяют низкочастотный фильтр с частотой отсечки 13 Гц;
2.3 если значения первой производной на всем протяжении сердечного сокращения удовлетворяют условию
1,5 мм рт.ст./мс≤dP/dt<1,8 мм рт.ст./мс,
то применяют низкочастотный фильтр с частотой отсечки 10 Гц;
2.4 если значения первой производной на всем протяжении сердечного сокращения удовлетворяют условию
1,8 мм рт.ст./мс≤dP/dt<2,5 мм рт.ст./мс,
то применяют низкочастотный фильтр с частотой отсечки 8 Гц;
2.5 если значения первой производной на всем протяжении сердечного сокращения удовлетворяют условию
2,5 мм рт.ст./мс≤dP/dt<3,5 мм рт.ст./мс,
то применяют низкочастотный фильтр с частотой отсечки 6 Гц;
2.6 если значения первой производной на всем протяжении сердечного сокращения удовлетворяют условию
dP/dt≥3,5 мм рт.ст./мс,
то применяют низкочастотный фильтр с частотой отсечки 3 Гц;
3. если значение RES удовлетворяет условию 0,0<RES<0,3
3.1 если значения первой производной на всем протяжении
сердечного сокращения удовлетворяют условию
dP/dt<1,2 мм рт.ст./мс,
3.1.1 если значения второй производной на всем протяжении сердечного сокращения удовлетворяют условию
2
2
2
2
0,25 мм рт.ст./мс≤dP/dt<0,30 мм рт.ст./мс, то применяют низкочастотный фильтр с частотой отсечки 15 Гц;
3.1.2 если значения второй производной на всем протяжении сердечного сокращения удовлетворяют условию
2
2
2
0,30 мм рт.ст./мс≤d2P/dt<0,40 мм рт.ст./мс,
то применяют низкочастотный фильтр с частотой отсечки 12 Гц;
3.1.3 если значения второй производной на всем протяжении сердечного сокращения удовлетворяют условию
2
2
2
2
0,40 мм рт.ст./мс≤dP/dt<0,50 мм рт.ст./мс, то применяют низкочастотный фильтр с частотой отсечки 8 Гц;
3.1.4 если значения второй производной на всем протяжении сердечного сокращения удовлетворяют условию
2
2
dP/dt2≥0,50 мм рт.ст./мс,
то применяют низкочастотный фильтр с частотой отсечки 5 Гц;
3.2 если значения первой производной на всем протяжении сердечного сокращения удовлетворяют условию
1,2 мм рт.ст./мс≤dP/dt<1,5 мм рт.ст./мс,
то применяют низкочастотный фильтр с частотой отсечки 13 Гц;
3.3 если значения первой производной на всем протяжении сердечного сокращения удовлетворяют условию
1,5 мм рт.ст./мс≤dP/dt<1,8 мм рт.ст./мс,
то применяют низкочастотный фильтр с частотой отсечки 10 Гц;
3.4 если значения первой производной на всем протяжении сердечного сокращения удовлетворяют условию
1,8 мм рт.ст./мс≤dP/dt<2,5 мм рт.ст./мс,
то применяют низкочастотный фильтр с частотой отсечки 8 Гц;
3.5 если значения первой производной на всем протяжении сердечного сокращения удовлетворяют условию
2,5 мм рт.ст./мс≤dP/dt<3,5 мм рт.ст./мс,
то применяют низкочастотный фильтр с частотой отсечки 6 Гц;
3.6 если значения первой производной на всем протяжении сердечного сокращения удовлетворяют условию.
dP/dt≥3,5 мм рт.ст./мс,
то применяют низкочастотный фильтр с частотой отсечки 3 Гц;
4. если значение RES удовлетворяет условию RES<0,0
4.1 если значения первой производной на всем протяжении сердечного сокращения удовлетворяют условию
dP/dt<1,6 мм рт.ст./мс,
4.1.1 если значения второй производной на всем протяжении сердечного сокращения удовлетворяют условию
2
2
2
2
0,35 мм рт.ст./мс≤dP/dt<0,40 мм рт.ст./мс
то применяют низкочастотный фильтр с частотой отсечки 15 Гц;
4.1.2 если значения второй производной на всем протяжении сердечного сокращения удовлетворяют условию
2
2
2
2
0,40 мм рт.ст./мс≤dP/dt<0,45 мм рт.ст./мс
то применяют низкочастотный фильтр с частотой отсечки 12 Гц;
4.1.3 если значения второй производной на всем протяжении сердечного сокращения удовлетворяют условию
2
2
2
2
0,45 мм рт.ст./мс≤dP/dt<0,50 мм рт.ст./мс
то применяют низкочастотный фильтр с частотой отсечки 11 Гц;
4.1.4 если значения второй производной на всем протяжении сердечного сокращения удовлетворяют условию
2
2
dP/dt2≥0,50 мм рт.ст./мс
то применяют низкочастотный фильтр с частотой отсечки 10 Гц;
4.2 если значения первой производной на всем протяжении сердечного сокращения удовлетворяют условию
1,6 мм рт.ст./мс≤dP/dt<1,8 мм рт.ст./мс,
то применяют низкочастотный фильтр с частотой отсечки 13 Гц;
4.3 если значения первой производной на всем протяжении сердечного сокращения удовлетворяют условию
1,8 мм рт.ст./мс≤dP/dt<2,0 мм рт.ст./мс,
то применяют низкочастотный фильтр с частотой отсечки 10 Гц;
4.4 если значения первой производной на всем протяжении сердечного сокращения удовлетворяют условию
2 мм рт.ст./мс≤dP/dt<2,4 мм рт.ст./мс, то применяют низкочастотный фильтр с частотой отсечки 8 Гц;
4.5 если значения первой производной на всем протяжении сердечного сокращения удовлетворяют условию
2,4 мм рт.ст./мс≤dP/dt<3,2 мм рт.ст./мс,
то применяют низкочастотный фильтр с частотой отсечки 6 Гц;
4.6 если значения первой производной на всем протяжении сердечного сокращения удовлетворяют условию
dP/dt≥3,2 мм рт.ст./мс,
то применяют низкочастотный фильтр с частотой отсечки 3 Гц.
2
2
Значения, указанные для нижних и/или верхних границ различных смежных интервалов для RES, различных интервалов первой производной dP/dt и различных интервалов второй производной dP/dt, так же как и значения, указанные для выбранных частот срезов, являются ориентировочными, а не ограничивающими, так как они могут быть увеличены или уменьшены в размере предпочтительно не больше чем на 25%, более предпочтительно - не более чем на 20%, еще более предпочтительно - не более чем на 15%, и даже более предпочтительно - не более чем на 10%.
Автор изобретения посредством частотного анализа данных спектра частот отобранного сигнала давления сердечного сокращения и его первой и второй производных в области частот подтвердил эффективность применения низкочастотного фильтра при использовании способа в соответствии с изобретением.
Наконец, на этапе F отобранный сигнал давления, возможно полученный после последней фильтрации, отображают на дисплее, так чтобы указать измерение и морфологию полученного таким образом сигнала давления.
На фиг.7 схематически изображена понятная специалистам в области техники реализация схемы предпочтительного варианта осуществления автоматического устройства, которое выполняет способ измерения и обработки кровяного давления в соответствии с изобретением. В частности, в схеме, приведенной на фиг.7, используют одну из трех возможных частот отсечки, обозначенных соответственно как F1, F2 и F3; тем не менее специалисты области техники могут расширить схему, приведенную на фиг.7, до любого числа частот отсечки. Микропроцессор схемы, показанной на фиг.7, анализирует входной сигнал давления, поступающий на ввод IN, и определяет, какую из трех возможных частот отсечки применить посредством электронного переключателя, управляемого тем же самым микропроцессором так, чтобы подать на выход на выводе OUT отфильтрованный сигнал; более того, необходимо обеспечить возможность того, что в случае необходимости микропроцессор может опять осуществить этапы анализа и фильтрации, чтобы также вывести сигнал на выводе OUT (напр., посредством дополнительного электронного переключателя). Должно быть понятно, что вышеописанная схема может быть также реализована программно, в виде компьютерной программы, выполняющей автоматический способ измерения и обработки кровяного давления в соответствии с изобретением без необходимости применения какой-либо аппаратуры.
Выше были описаны предпочтительные варианты осуществления, а также предложены некоторые модификации этого изобретения, но необходимо понимать, что специалисты в области техники могут вносить модификации и изменения, не отклоняясь от соответствующего объема охраны, заданного следующей формулой изобретения.