RU2702605C2 - Расчет перфузии центральной полости - Google Patents
Расчет перфузии центральной полости Download PDFInfo
- Publication number
- RU2702605C2 RU2702605C2 RU2016143045A RU2016143045A RU2702605C2 RU 2702605 C2 RU2702605 C2 RU 2702605C2 RU 2016143045 A RU2016143045 A RU 2016143045A RU 2016143045 A RU2016143045 A RU 2016143045A RU 2702605 C2 RU2702605 C2 RU 2702605C2
- Authority
- RU
- Russia
- Prior art keywords
- patient
- perfusion
- fourier transform
- waveform
- chest
- Prior art date
Links
- 230000010412 perfusion Effects 0.000 title claims abstract description 58
- 210000000038 chest Anatomy 0.000 claims abstract description 32
- 230000000747 cardiac effect Effects 0.000 claims abstract description 29
- 238000000034 method Methods 0.000 claims abstract description 25
- 230000000241 respiratory effect Effects 0.000 claims abstract description 15
- 210000000115 thoracic cavity Anatomy 0.000 claims abstract description 15
- 230000000694 effects Effects 0.000 claims abstract description 12
- 239000008280 blood Substances 0.000 claims abstract description 10
- 210000004369 blood Anatomy 0.000 claims abstract description 10
- 238000012544 monitoring process Methods 0.000 claims abstract description 7
- 230000029058 respiratory gaseous exchange Effects 0.000 claims abstract description 4
- 230000036387 respiratory rate Effects 0.000 claims description 13
- 230000007423 decrease Effects 0.000 claims description 7
- 230000036391 respiratory frequency Effects 0.000 claims description 6
- 238000004590 computer program Methods 0.000 claims 2
- 238000000926 separation method Methods 0.000 claims 1
- 230000000007 visual effect Effects 0.000 claims 1
- 230000009466 transformation Effects 0.000 abstract description 3
- 239000003814 drug Substances 0.000 abstract 1
- 239000000126 substance Substances 0.000 abstract 1
- 208000008784 apnea Diseases 0.000 description 5
- 238000005259 measurement Methods 0.000 description 4
- 210000000748 cardiovascular system Anatomy 0.000 description 3
- 238000005070 sampling Methods 0.000 description 3
- 208000001953 Hypotension Diseases 0.000 description 2
- 230000017531 blood circulation Effects 0.000 description 2
- 230000008859 change Effects 0.000 description 2
- 230000000004 hemodynamic effect Effects 0.000 description 2
- 208000012866 low blood pressure Diseases 0.000 description 2
- 210000004072 lung Anatomy 0.000 description 2
- 208000000059 Dyspnea Diseases 0.000 description 1
- 206010013975 Dyspnoeas Diseases 0.000 description 1
- 239000000853 adhesive Substances 0.000 description 1
- 230000001070 adhesive effect Effects 0.000 description 1
- 230000036770 blood supply Effects 0.000 description 1
- 239000004020 conductor Substances 0.000 description 1
- 238000013479 data entry Methods 0.000 description 1
- 238000001514 detection method Methods 0.000 description 1
- 238000010586 diagram Methods 0.000 description 1
- 230000005284 excitation Effects 0.000 description 1
- 210000001061 forehead Anatomy 0.000 description 1
- 230000004217 heart function Effects 0.000 description 1
- 238000009434 installation Methods 0.000 description 1
- 230000002093 peripheral effect Effects 0.000 description 1
- 238000013186 photoplethysmography Methods 0.000 description 1
- 230000008569 process Effects 0.000 description 1
- 230000004044 response Effects 0.000 description 1
- 230000000638 stimulation Effects 0.000 description 1
Images
Classifications
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/02—Detecting, measuring or recording for evaluating the cardiovascular system, e.g. pulse, heart rate, blood pressure or blood flow
- A61B5/02028—Determining haemodynamic parameters not otherwise provided for, e.g. cardiac contractility or left ventricular ejection fraction
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/02—Detecting, measuring or recording for evaluating the cardiovascular system, e.g. pulse, heart rate, blood pressure or blood flow
- A61B5/026—Measuring blood flow
- A61B5/029—Measuring blood output from the heart, e.g. minute volume
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/02—Detecting, measuring or recording for evaluating the cardiovascular system, e.g. pulse, heart rate, blood pressure or blood flow
- A61B5/026—Measuring blood flow
- A61B5/0295—Measuring blood flow using plethysmography, i.e. measuring the variations in the volume of a body part as modified by the circulation of blood therethrough, e.g. impedance plethysmography
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/72—Signal processing specially adapted for physiological signals or for diagnostic purposes
- A61B5/7203—Signal processing specially adapted for physiological signals or for diagnostic purposes for noise prevention, reduction or removal
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/72—Signal processing specially adapted for physiological signals or for diagnostic purposes
- A61B5/7235—Details of waveform analysis
- A61B5/7253—Details of waveform analysis characterised by using transforms
- A61B5/7257—Details of waveform analysis characterised by using transforms using Fourier transforms
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/72—Signal processing specially adapted for physiological signals or for diagnostic purposes
- A61B5/7271—Specific aspects of physiological measurement analysis
- A61B5/7278—Artificial waveform generation or derivation, e.g. synthesizing signals from measured signals
Landscapes
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Physics & Mathematics (AREA)
- Molecular Biology (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- Biophysics (AREA)
- Pathology (AREA)
- Veterinary Medicine (AREA)
- Biomedical Technology (AREA)
- Heart & Thoracic Surgery (AREA)
- Medical Informatics (AREA)
- Public Health (AREA)
- Surgery (AREA)
- Animal Behavior & Ethology (AREA)
- Physiology (AREA)
- Cardiology (AREA)
- Hematology (AREA)
- Signal Processing (AREA)
- Artificial Intelligence (AREA)
- Computer Vision & Pattern Recognition (AREA)
- Psychiatry (AREA)
- Mathematical Physics (AREA)
- Measurement And Recording Of Electrical Phenomena And Electrical Characteristics Of The Living Body (AREA)
- Measuring Pulse, Heart Rate, Blood Pressure Or Blood Flow (AREA)
Abstract
Группа изобретений относится к медицинской технике, а именно к системе и способу мониторинга перфузии у пациента. При этом с помощью первого электрода прикладывают напряжение к грудной клетке пациента. Измеряют с помощью второго электрода возникающий вследствие действия приложенного напряжения ток через грудную клетку пациента. Собирают информацию об ударах сердца с помощью подсоединенного ЭКГ. С помощью процессора генерируют волновой сигнал частоты дыхательных движений на основе импеданса, полученного путем деления приложенного напряжения на измеренный ток. Выполняют преобразование Фурье волнового сигнала частоты дыхательных движений относительно ударов сердца пациента. Выделяют артефакты сердечной деятельности из преобразования Фурье. Удаляют несущественные сигналы, возникающие вследствие движения и дыхания пациента. Выполняют обратное преобразование Фурье выделенных артефактов сердечной деятельности для генерирования волнового сигнала, указывающего на объем крови, который закачивается в грудную полость и выкачивается из нее. Восстанавливают начальный интервал времени с помощью интерполяции для обратного преобразования Фурье. Генерируют волновой сигнал перфузии, указывающий на перфузию грудной полости пациента, на основе выделенных артефактов сердечной деятельности. Обеспечивается мониторинг перфузии грудной полости пациента на основе выделенных артефактов сердечной деятельности. 3 н. и 12 з.п. ф-лы, 5 ил.
Description
Уровень техники
[0001] Перфузия центральной полости (например, грудной клетки) и изменения такой перфузии в пациенте являются чрезвычайно полезной информацией при оценке состояния сердечно-сосудистой системы пациента. Предпринимались многочисленные попытки выполнения количественной оценки перфузии центральной полости. Однако существующие системы и способы количественной оценки перфузии центральной полости являются неэффективными, трудоемкими и/или инвазивными. Например, способ торакального импеданса требует установки на теле пациента дополнительных датчиков с полосками лейкопластыря/проводами. Для выполнения количественной оценки перфузии центральной полости можно также использовать допплеровскую флоуметрию, но она не позволяет проводить непрерывное измерение, поскольку соответствующее оборудование является габаритным, дорогим и требует оперативного управления врача. Для расчета перфузии и получения данных об объемной скорости кровотока сердца можно также использовать измерения центрального венозного давления (ЦВД), но для этого необходимо применять инвазивный катетер.
В US 5,178,154 А раскрыто, что показатели сердечной деятельности пациента можно получить из обнаруженных изменений его торакального импеданса. Возбуждающий сигнал прикладывается через первую пару электродов, установленных на лбу и на туловище пациента. Напряжение, приложенное к другой паре электродов, расположенных между первой парой электродов, измеряется для получения первого сигнала, представляющего собой импеданс. Производная первого сигнала дает второй сигнал. Образцы второго сигнала, взятые на протяжении нескольких циклов сердечной деятельности, представляют собой множество, усредненное для минимизации артефактов дыхательных движений. Для получения сегментов второго сигнала, которые появляются во время разных циклов сердечной деятельности, используются различные критерии, например, соотношение между электрокардиографическим сигналом и вторым сигналом. Образцы полученных сегментов второго сигнала для нескольких циклов сердечной деятельности усредняются по множеству для минимизации артефактов дыхательных движений. Данные такого усредненного множества используются для расчета систолического объема сердца и объемной скорости кровотока.
В US 2012/0172730 А1 утверждается, что существующие мониторы апноэ пропускают большое количество серьезных событий, поскольку не могут надлежащим образом отличить сигнал сердца в импедансе грудной клетки от дыхательного сигнала. При этом в US 2012/0172730 А1 раскрывается система и способ дыхательного мониторинга для улучшения выявления и реагирования на апноэ, в частности, в отделении интенсивной терапии новорожденных. Согласно способу выполняют отфильтровывание из импеданса грудной клетки части, которая дает биение сердца человека, и затем в отфильтрованном сигнале импеданса грудной клетки в режиме реального времени выявляют значительные периоды замирания дыхания и определяет вероятность апноэ. Если вероятность апноэ превышает пороговое значение, может быть выполнена стимуляция страдающего апноэ воздействием в автоматическом режиме, например, с помощью виброматраса или вентилятора.
Краткое описание чертежей
[0002] Фиг. 1 показывает блок-схему системы в соответствии с типовым вариантом реализации настоящего изобретения.
[0003] Фиг. 2 показывает блок-схему способа в соответствии с типовым вариантом реализации настоящего изобретения.
[0004] Фиг. 3 показывает график типового волнового сигнала частоты дыхательных движений пациента на основе импеданса.
[0005] Фиг. 4 показывает типовое преобразование Фурье волнового сигнала частоты дыхательных движений, показанного на Фиг. 3.
[0006] Фиг. 5 показывает график типового волнового сигнала перфузии на основе артефактов сердечной деятельности, выявленных с помощью преобразования Фурье, показанного на Фиг. 4.
Осуществление изобретения
[0007] Типовые варианты реализации настоящего изобретения включают способ мониторинга перфузии у пациента. Данный способ включает прием показателя напряжения, приложенного к грудной клетке пациента через первый электрод, прием данных измерения тока вторым электродом через грудную клетку пациента, возникающего вследствие действия приложенного напряжения, генерирование волнового сигнала частоты дыхательных движений на основе импеданса, исходя из приложенного напряжения и измеренного тока, выполнение преобразования Фурье волнового сигнала частоты дыхательных движений относительно ударов сердца пациента, выделение артефактов сердечной деятельности из преобразования Фурье и генерирование волнового сигнала перфузии, указывающего на перфузию грудной полости пациента, на основе выделенных артефактов сердечной деятельности.
[0008] Типовые варианты реализации настоящего изобретения также включают систему мониторинга перфузии у пациента. Система содержит первый электрод, прикладывающий напряжение к грудной клетке пациента, второй электрод, измеряющий ток через грудную клетку пациента, возникающий вследствие действия приложенного напряжения, и процессор, генерирующий волновой сигнал частоты дыхательных движений на основе импеданса, исходя из приложенного напряжения и измеренного тока, выполняющий преобразование Фурье волнового сигнала частоты дыхательных движений относительно ударов сердца пациента, выделяющий артефакты сердечной деятельности из преобразования Фурье и генерирующий волновой сигнал перфузии, указывающий на перфузию грудной полости пациента, на основе выделенных артефактов сердечной деятельности.
[0009] Типовые варианты реализации настоящего изобретения также включают энергонезависимый (non-transitory) машиночитаемый носитель данных, содержащий набор команд, которые могут быть выполнены процессором. Набор команд при выполнении процессором вызывает выполнение процессором операций, включая прием показателя напряжения, приложенного к грудной клетке пациента с помощью первого электрода, прием данных измерения тока вторым электродом через грудную клетку пациента, возникающего вследствие действия приложенного напряжения, генерирование волнового сигнала частоты дыхательных движений на основе импеданса, исходя из приложенного напряжения и измеренного тока, выполнение преобразования Фурье волнового сигнала частоты дыхательных движений относительно ударов сердца пациента, выделение артефактов сердечной деятельности из преобразования Фурье; и генерирование волнового сигнала перфузии, указывающего на перфузию грудной полости пациента, на основе выделенных артефактов сердечной деятельности.
Выполнение преобразования Фурье предпочтительно включает удаление постоянной составляющей по току (DC component). Генерирование волнового сигнала перфузии также предпочтительно включает выполнение обратного преобразования Фурье выделенных артефактов сердечной деятельности. Также предпочтительным является то, что система содержит память, в которой хранятся волновой сигнал частоты дыхательных движений и волновой сигнал перфузии. И еще предпочтительным является то, что система содержит дисплей, отображающий волновой сигнал перфузии, при этом также предпочтительным является то, что система содержит пользовательский интерфейс, позволяющий пользователю выбирать часть отображенного волнового сигнала перфузии для анализа части волнового сигнала перфузии в пределах заданного окна времени.
[0010] Типовые варианты реализации можно будет лучше понять со ссылкой на представленное ниже описание и приложенные чертежи, на которых одни и те же элементы имеют одинаковые позиционные обозначения. Типовые варианты реализации относятся к системе и способу оценки состояния сердечно-сосудистой системы пациента. В частности, в типовых вариантах реализации описана количественная оценка перфузии центральной полости пациента для определения состояния сердечно-сосудистой системы пациента. Хотя в типовых вариантах реализации показано и описано использование электродов для определения частоты дыхательных движений пациента, специалистам в данной области техники будет понятно, что система и способ по настоящему изобретению могут использовать другие устройства для определения частоты дыхательных движений.
[0011] На Фиг. 1 показана система 100 в соответствии с типовым вариантом реализации настоящего изобретения, которая измеряет перфузию центральной полости пациента. Система 100 содержит процессор 102, пользовательский интерфейс 104, дисплей 106 и память 108. Система 100 также содержит первый электрод 110 и второй электрод 112, соединенные (непосредственно или опосредованно) с процессором 102 таким образом, что процессор 102 может обнаруживать и выполнять мониторинг напряжения, приложенного первым электродом 110, и тока, измеренного вторым электродом 112. Можно прикреплять первый и второй электроды 110, 112 к грудной клетке пациента и управлять ими через пользовательский интерфейс 104, который может включать, например, устройства ввода данных, такие как клавиатура, мышь и/или сенсорный экран на дисплее 106. Первый электрод 110 может быть ЭКГ-электродом, который прикладывает небольшое высокочастотное напряжение к грудной клетке, а второй электрод 112 может быть вторым ЭКГ-электродом, измеряющим ток, протекающий через грудную клетку после подачи указанного напряжения. Измерение частоты дыхательных движений на основе импеданса основано на том факте, что импеданс грудной клетки изменяется при вдыхании и выдыхании воздуха. Поскольку воздух является плохим проводником, проводимость грудной клетки уменьшается при попадании воздуха в легкие. Это видно по повышению импеданса грудной клетки по мере вдыхания воздуха. После подачи напряжения и измерения результирующего тока через грудную клетку процессор 102 вычисляет импеданс путем деления напряжения, приложенного к грудной клетке, на результирующий ток. Первый и второй электроды 110, 112 могут, соответственно, постоянно прикладывать напряжение и измерять результирующий ток, чтобы процессор 102 непрерывно измерял частоту дыхательных движений пациента. Основной импеданс, который является относительно постоянным, составляет порядка нескольких сотен Ом, а импеданс дыхательных движений составляет, например, приблизительно 2 Ома. Регистрируется, однако, и другой переменный импеданс, который вызван тем, что сердце постоянно закачивает кровь в грудную клетку и откачивает кровь из нее. Изменение импеданса вследствие этого процесса составляет около половины Ома. Этот импеданс особенно хорошо измеряется, когда легкие освобождаются от воздуха после выдоха. Указанную информацию можно использовать для оценки объема крови, поступающей в центральную полость.
[0012] В частности, процессор 102 принимает непрерывный волновой сигнал дыхательных движений и устанавливает для него новый интервал времени выборки, для которого сердце является хронометром и для которого длительность времени между любыми двумя ударами сердца одинакова. Информация об ударах сердца собирается подсоединенным ЭКГ. Затем сигнал дыхательных движений интерполируется по этому новому интервалу времени на основе ударов сердца. В этом месте процессор 102 выполняет преобразование Фурье волнового сигнала частоты дыхательных движений пациента, в котором по оси x отложено 1/удар сердца, а не 1/с.Результатом является преобразование, которое выделяет артефакт сердечной деятельности, измеренный по импедансу – например, по разнице импедансов грудной клетки, когда кровь закачивается в грудную клетку и выкачивается из нее. Далее процессор 102 выбирает артефакты сердечной деятельности и выполняет обратное преобразование Фурье артефактов сердечной деятельности для создания волнового сигнала, указывающего на объем крови, который закачивается в грудную клетку и выкачивается из нее. Для этого нового сигнала с помощью интерполяции восстанавливается начальный интервал времени. Изменения амплитуды результирующего сигнала могут быть проанализированы для определения перфузии грудной полости, что даст врачам представление о гемодинамическом состоянии пациента. Результирующий волновой сигнал перфузии может быть показан на дисплее 106. Понятно, что результирующий волновой сигнал перфузии и все связанные с ним данные, такие как частота постоянных дыхательных движений и преобразования Фурье, могут храниться в памяти 108.
[0013] Фиг. 2 показывает типовой способ, в соответствии с которым система 100 генерирует волновой сигнал для анализа, отображающий перфузию пациента. Как было отмечено выше для системы 100, первый и второй электроды 110, 112 прикрепляются к грудной клетке пациента. Первый и второй электроды 110, 112 могут устанавливаться по всей поверхности грудной клетки и прикрепляться к ней способом, известным специалистам в данной области техники. На этапе 210 первый электрод 110 прикладывает к грудной клетке пациента непрерывное небольшое высокочастотное напряжение. На этапе 220 второй электрод 210 измеряет ток, проходящий через грудную клетку пациента вследствие действия приложенного напряжения. Процессор 102 может выполнять мониторинг приложенного напряжения и измеренного тока таким образом, что на этапе 230 процессор 102 будет генерировать волновой сигнал частоты дыхательных движений на основе импеданса, полученный путем деления приложенного напряжения на результирующий ток, как показано, например, на Фиг. 3. Такой волновой сигнал частоты дыхательных движений может сохраняться в памяти 108 и/или отображаться дисплеем 106. На этапе 240 процессор 102 принимает волновой сигнал частоты дыхательных движений и устанавливает для него новый интервал времени выборки, при котором сердце работает как хронометр. Интервал между двумя ударами сердца может быть одинаковым. Затем сигнал дыхательных движений интерполируется по этому новому интервалу времени на основе ударов сердца. Далее на этапе 250 процессор 102 выполняет преобразование Фурье волнового сигнала частоты дыхательных движений с новым интервалом времени выборки, где по оси x отложено 1/удар сердца, а не 1/с, что в качестве примера показано на Фиг. 4. В частности, преобразование Фурье можно будет растягивать и/или сжимать по времени таким образом, что все удары сердца пациента будут находиться на одинаковом расстоянии друг от друга. Специалистам в данной области техники будет понятно, что для нормировки сигнала, показанного на преобразовании Фурье, можно удалить постоянную составляющую по току. Артефакты сердечной деятельности могут быть показаны на преобразовании Фурье как узкие пики с частотой один удар сердца.
[0014] На этапе 260 артефакты сердечной деятельности могут быть выделены путем удаления других, несущественных в данном случае сигналов, возникающих, например, вследствие движения и дыхания пациента. На этапе 270 процессор 102 может выполнять обратное преобразование Фурье таких выделенных артефактов сердечной деятельности для генерирования волнового сигнала, указывающего на объем крови, который закачивается в грудную полость и выкачивается из нее, как показано, например, на Фиг. 5. На этапе 280 для генерирования волнового сигнала перфузии восстанавливается начальный интервал времени с помощью интерполяции для обратного преобразования Фурье. Указанный волновой сигнал перфузии может храниться в памяти 108 и/или отображаться дисплеем 106. Волновой сигнал перфузии может быть проанализирован на этапе 290 для определения состояния сердца пациента. Изменения амплитуды волнового сигнала перфузии отображают изменения объема крови, циркулирующей в грудной полости, и являются хорошим индикатором того, как тело пациента обеспечивает кровоснабжение и насколько хорошо выполняется перфузия в теле пациента. Например, уменьшение амплитуды во времени может указывать на то, что тело пациента перфузируется плохо, и у пациента может быть пониженное артериальное давление. Таким образом, анализ волнового сигнала перфузии может включать определение изменения амплитуды волнового сигнала перфузии. Когда, например, уменьшение амплитуды превысит заданное пороговое значение или выйдет за пределы заданного диапазона значений, процессор 102 может сгенерировать сигнал тревоги для пользователя (например, для врача), предупреждающий о том, перфузия пациента выполняется плохо, и у него может быть пониженное артериальное давление. Такой сигнал тревоги может быть звуковым и/или отображаться на дисплее 106. Специалистам в данной области техники будет понятно, что указанные заданные пороговые значения и заданный диапазон значений могут изменяться или обновляться пользователем системы с помощью пользовательского интерфейса 104. Специалистам в данной области техники будет также понятно, что для лучшего понимания гемодинамического состояния тела пациента волновой сигнал перфузии может анализироваться наряду с другой доступной информацией, такой как, например, объем крови на периферических участках тела пациента, который измеряется методом фотоплетизмографии.
[0015] Специалистам в данной области техники будет понятно, что волновой сигнал перфузии может быть генерирован для заданного интервала времени или может быть непрерывным волновом сигналом, генерируемым на протяжении всего периода времени, когда первый и второй электроды 110, 112, соответственно, прикладывают напряжение и измеряют ток. Каждый удар сердца может включать несколько амплитуд, так что это может позволить изучать волновой сигнал перфузии на меньших интервалах времени. Например, пользователь с помощью пользовательского интерфейса 104 будет иметь возможность выбирать окно или рамку времени, которые он будет передвигать на участки волнового сигнала перфузии для более внимательного изучения изменения амплитуды в меньшем окне времени.
[0016] Следует отметить, что пункты формулы изобретения могут включать ссылочные позиции/номера позиций в соответствии с Правилом 6.2(b) Договора о патентной кооперации. Однако, настоящая формула изобретения не должна рассматриваться как ограниченная типовыми вариантами реализации, относящимися к ссылочным позициям/номерам позиций.
[0017] Специалистам в данной области техники будет понятно, что описанные выше типовые варианты реализации могут быть реализованы множеством различных способов, включая отдельный модуль программного обеспечения, сочетание программного обеспечения и аппаратных средств и т.д. Например, генерирование волнового сигнала перфузии может быть реализовано с помощью программ, содержащих строки программного кода, которые после компилирования могут быть выполнены процессором.
[0018] Для специалистов в данной области техники будет очевидно, что в раскрытые типовые варианты реализации и способы и их альтернативные варианты могут быть внесены изменения без отступления от существа и объема настоящего изобретения. Таким образом, предполагается, что настоящее изобретение будет охватывать изменения и усовершенствования при условии, что они не будут выходить за рамки формулы настоящего изобретения и ее эквивалентов.
Claims (40)
1. Способ мониторинга перфузии у пациента, включающий:
приложение напряжения к грудной клетке пациента;
измерение тока через грудную клетку пациента, возникающего вследствие действия приложенного напряжения;
сбор информации об ударах сердца,
генерирование волнового сигнала частоты дыхательных движений на основе импеданса, полученного путем деления приложенного напряжения на измеренный ток;
выполнение преобразования Фурье волнового сигнала частоты дыхательных движений относительно ударов сердца пациента;
выделение артефактов сердечной деятельности из преобразования Фурье и
удаление несущественных сигналов, возникающих вследствие движения и дыхания пациента,
обратное преобразование Фурье таких выделенных артефактов сердечной деятельности для генерирования волнового сигнала, указывающего на объем крови, который закачивается в грудную полость и выкачивается из нее,
восстановление начального интервала времени с помощью интерполяции для обратного преобразования Фурье,
генерирование волнового сигнала перфузии, указывающего на перфузию грудной полости пациента, на основе выделенных артефактов сердечной деятельности.
2. Способ по п. 1, дополнительно включающий:
анализ волнового сигнала перфузии путем выявления изменений амплитуды для оценки состояния сердца пациента.
3. Способ по п. 2, в котором анализ волнового сигнала перфузии включает выявление уменьшения амплитуды.
4. Способ по п. 3, дополнительно включающий:
инициирование выдачи сигнала тревоги для пользователя, когда уменьшение амплитуды превышает заданное пороговое значение.
5. Способ по п. 4, в котором сигнал тревоги является звуковым сигналом или визуальным сигналом.
6. Способ по п. 1, в котором выполнение преобразования Фурье включает удаление постоянной составляющей по току.
7. Способ по п. 1, в котором генерирование волнового сигнала перфузии включает выполнение обратного преобразования Фурье выделенных артефактов сердечной деятельности.
8. Способ по п. 1, дополнительно включающий:
сохранение волнового сигнала частоты дыхательных движений или волнового сигнала перфузии в память.
9. Способ по п. 1, дополнительно включающий:
отображение волнового сигнала перфузии на дисплее.
10. Способ по п. 9, дополнительно включающий:
выбор части отображенного волнового сигнала перфузии для анализа части волнового сигнала перфузии в пределах заданного окна времени.
11. Система мониторинга перфузии у пациента, содержащая:
первый электрод, выполненный с возможностью приложения напряжения к грудной клетке пациента;
второй электрод, выполненный с возможностью измерения тока через грудную клетку пациента, возникающего вследствие действия приложенного напряжения;
процессор, выполненный с возможностью:
генерирования волнового сигнала частоты дыхательных движений на основе импеданса, полученного путем деления приложенного напряжения на измеренный ток,
сбора информации об ударах сердца с использованием подсоединенного ЭКГ,
выполнения преобразования Фурье волнового сигнала частоты дыхательных движений относительно ударов сердца пациента, выделения артефактов сердечной деятельности из преобразования Фурье и
удаления несущественных сигналов, возникающих вследствие движения и дыхания пациента;
обратного преобразования Фурье таких выделенных артефактов сердечной деятельности для генерирования волнового сигнала, указывающего на объем крови, который закачивается в грудную полость и выкачивается из нее;
восстановления начального интервала времени с помощью интерполяции для обратного преобразования Фурье,
генерирования волнового сигнала перфузии, указывающего на перфузию грудной полости пациента, на основе выделенных артефактов сердечной деятельности.
12. Система по п. 11, в которой процессор выполнен с возможностью анализа волнового сигнала перфузии путем выявления изменения амплитуды для оценки состояния сердца пациента.
13. Система по п. 12, в которой процессор выполнен с возможностью анализа волнового сигнала перфузии путем выявления уменьшения амплитуды.
14. Система по п. 13, в которой процессор выполнен с возможностью инициирования выдачи сигнала тревоги для пользователя, когда уменьшение амплитуды превышает заданное пороговое значение.
15. Энергонезависимый машиночитаемый носитель, содержащий компьютерную программу со средствами программного кода, сконфигурированный для выполнения процессором этапов способа по п. 1 при выполнении указанной компьютерной программы на процессоре.
Applications Claiming Priority (3)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US201461973391P | 2014-04-01 | 2014-04-01 | |
| US61/973,391 | 2014-04-01 | ||
| PCT/IB2015/052260 WO2015150998A1 (en) | 2014-04-01 | 2015-03-27 | Central cavity perfusion calculation |
Publications (3)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| RU2016143045A RU2016143045A (ru) | 2018-05-04 |
| RU2016143045A3 RU2016143045A3 (ru) | 2018-11-02 |
| RU2702605C2 true RU2702605C2 (ru) | 2019-10-08 |
Family
ID=52997484
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| RU2016143045A RU2702605C2 (ru) | 2014-04-01 | 2015-03-27 | Расчет перфузии центральной полости |
Country Status (6)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US10856753B2 (ru) |
| EP (1) | EP3125749A1 (ru) |
| JP (1) | JP6509901B2 (ru) |
| CN (1) | CN106163389A (ru) |
| RU (1) | RU2702605C2 (ru) |
| WO (1) | WO2015150998A1 (ru) |
Citations (5)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US5178154A (en) * | 1990-09-18 | 1993-01-12 | Sorba Medical Systems, Inc. | Impedance cardiograph and method of operation utilizing peak aligned ensemble averaging |
| US6348038B1 (en) * | 1997-07-10 | 2002-02-19 | Monitoring Technology Limited | Method and apparatus for the measurement of cardiac output |
| RU2195168C2 (ru) * | 1996-04-08 | 2002-12-27 | Рео-График Пте Лтд. | Аппаратура и способ контроля характеристик сердечной деятельности |
| US20050065554A1 (en) * | 2003-09-23 | 2005-03-24 | Kenknight Bruce H. | Demand-based cardiac function therapy |
| US20120172730A1 (en) * | 2011-01-04 | 2012-07-05 | College Of William And Mary | Method and system for detecting apnea |
Family Cites Families (13)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US3909792A (en) * | 1973-02-26 | 1975-09-30 | American Optical Corp | Electrocardiographic review system |
| US4781201A (en) * | 1984-12-27 | 1988-11-01 | American Home Products Corporation (Del.) | Cardiovascular artifact filter |
| JP2001017403A (ja) * | 1999-07-08 | 2001-01-23 | Alps Electric Co Ltd | 生体信号検出装置 |
| CN1370503A (zh) * | 2001-02-20 | 2002-09-25 | 流图私人有限公司 | 利用胸部生物阻抗和心电图的血液动力参数无损伤性监测 |
| US8211031B2 (en) * | 2002-01-15 | 2012-07-03 | Orsan Medical Technologies Ltd. | Non-invasive intracranial monitor |
| WO2006011128A1 (en) * | 2004-07-15 | 2006-02-02 | Orsan Medical Technologies Ltd. | Cerebral perfusion monitor |
| US20070118054A1 (en) * | 2005-11-01 | 2007-05-24 | Earlysense Ltd. | Methods and systems for monitoring patients for clinical episodes |
| AT502921B1 (de) * | 2005-10-21 | 2012-01-15 | Falko Dr Skrabal | Gerät zur messung von herz- und gefässfunktion (function) und körperräumen (spaces) mit hilfe der impedanzmessung |
| US8290577B2 (en) | 2007-03-23 | 2012-10-16 | Brooks Donald J | Methods and apparatus for enhanced fiducial point determination and non-invasive hemodynamic parameter determination |
| US9757043B2 (en) | 2007-12-06 | 2017-09-12 | Los Angeles Biomedical Research Institute At Harbor-Ucla Medical Center | Method and system for detection of respiratory variation in plethysmographic oximetry |
| US8744565B2 (en) | 2008-04-30 | 2014-06-03 | Medtronic, Inc. | Multi-frequency impedance monitoring system |
| KR20120008655A (ko) * | 2010-07-19 | 2012-02-01 | 삼성전자주식회사 | 휴대용 단말기에서 보안성을 향상시키기 위한 장치 및 방법 |
| KR101864808B1 (ko) | 2011-07-20 | 2018-06-05 | 레스퍼러토리 모션 인코포레이티드 | 임피던스 측정 디바이스 및 긴급 심혈관 치료를 위한 방법 |
-
2015
- 2015-03-27 JP JP2016559625A patent/JP6509901B2/ja not_active Expired - Fee Related
- 2015-03-27 EP EP15717965.6A patent/EP3125749A1/en not_active Withdrawn
- 2015-03-27 WO PCT/IB2015/052260 patent/WO2015150998A1/en not_active Ceased
- 2015-03-27 CN CN201580018305.8A patent/CN106163389A/zh active Pending
- 2015-03-27 US US15/300,318 patent/US10856753B2/en not_active Expired - Fee Related
- 2015-03-27 RU RU2016143045A patent/RU2702605C2/ru active
Patent Citations (5)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US5178154A (en) * | 1990-09-18 | 1993-01-12 | Sorba Medical Systems, Inc. | Impedance cardiograph and method of operation utilizing peak aligned ensemble averaging |
| RU2195168C2 (ru) * | 1996-04-08 | 2002-12-27 | Рео-График Пте Лтд. | Аппаратура и способ контроля характеристик сердечной деятельности |
| US6348038B1 (en) * | 1997-07-10 | 2002-02-19 | Monitoring Technology Limited | Method and apparatus for the measurement of cardiac output |
| US20050065554A1 (en) * | 2003-09-23 | 2005-03-24 | Kenknight Bruce H. | Demand-based cardiac function therapy |
| US20120172730A1 (en) * | 2011-01-04 | 2012-07-05 | College Of William And Mary | Method and system for detecting apnea |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| RU2016143045A3 (ru) | 2018-11-02 |
| WO2015150998A1 (en) | 2015-10-08 |
| CN106163389A (zh) | 2016-11-23 |
| EP3125749A1 (en) | 2017-02-08 |
| US20170181647A1 (en) | 2017-06-29 |
| JP6509901B2 (ja) | 2019-05-08 |
| US10856753B2 (en) | 2020-12-08 |
| JP2017512582A (ja) | 2017-05-25 |
| RU2016143045A (ru) | 2018-05-04 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| US8668649B2 (en) | System for cardiac status determination | |
| CN102551699B (zh) | 非侵入性心输出量确定的系统 | |
| JP5850861B2 (ja) | 心血管系パラメータの決定における不規則な心周期の影響の排除 | |
| US9706952B2 (en) | System for ventricular arrhythmia detection and characterization | |
| US8321005B2 (en) | System for continuous cardiac pathology detection and characterization | |
| JP2007203041A (ja) | 心肺相互作用を用いる患者の血液動態状態の評価用装置 | |
| US20090048527A1 (en) | Assessment of preload dependence and fluid responsiveness | |
| EP2592999B1 (en) | Methods and apparatus for estimating a blood volume of a mammalian subject | |
| JP2002523163A (ja) | 臨床判断を助けるシステム及び方法 | |
| JP6522327B2 (ja) | 脈波解析装置 | |
| US9980664B2 (en) | Biological signal measurement system, apparatus, method, and computer program thereof | |
| US20130218038A1 (en) | System for Non-invasive Cardiac Output Determination | |
| CN112469334B (zh) | 表现出不规则电生理活动的区域的检测 | |
| US8868168B2 (en) | System for cardiac condition characterization using electrophysiological signal data | |
| WO2014036372A1 (en) | Systems and methods for analyzing changes in cardiac output | |
| US9320445B2 (en) | System for cardiac condition detection responsive to blood pressure analysis | |
| US9706945B2 (en) | Respiration rate determination in impedance pneumography | |
| US20190380620A1 (en) | System and Method for Apnea Detection | |
| EP3375368B1 (en) | Respiration frequency estimating method and device | |
| KR20140114181A (ko) | 심전도 신호에 기반하여 스트레스를 분석하고 추정하는 방법 및 장치 | |
| RU2702605C2 (ru) | Расчет перфузии центральной полости | |
| JP7669144B2 (ja) | ユニポーラ信号及びバイポーラ信号を使用した心室活動の検出 | |
| US20230218196A1 (en) | A system and method for determining respiratory effort | |
| EP4544998A1 (en) | Nelson cross spectral method for impedance respiration rate measurement | |
| Reddy et al. | A Novel Breathing Rate Estimation Framework Using 3 Distinct Types of Signals |