способ измерения минутного сердечного выброса и предназначенное для этого устройство

Формула изобретения

1. Способ измерения сердечного выброса (СВ) у пациента, включающий измерение артериального кровяного давления и преобразование этого давления в сигнал давления, расчет величины ударного объема крови, для чего рассчитывают площадь (А) под кривой сигнала давления между моментом появления диастолического импульса и моментом появления дикротического давления, вычисляют выбранные значения импеданса по сигналу давления и рассчитывают величину ударного объема как функцию отношения между рассчитанной площадью и вычисленными выбранными значениями импеданса, и расчет величины СВ как функции вычисленного ударного объема и значения частоты сердечных сокращений.

2. Способ по п.1, в котором при расчете величины ударного объема рассчитывают среднее значение давления по сигналу давления и корректируют рассчитанную величину ударного объема.

3. Способ по п.1, в котором расчет величины СВ выполняют на основе сигнала давления в течение одного сердечного цикла.

4. Способ по п.1, в котором артериальное кровяное давление измеряют неинвазивным путем с использованием внешнего датчика.

5. Способ по п.4, в котором артериальное кровяное давление измеряют с использованием датчика давления, закрепляемого на пальце.

6. Способ по п.1, в котором этап измерения артериального кровяного давления включает введение в артерию пациента датчика давления, установленного на катетере.

7. Способ по п.6, в котором артерия является лучевой артерией пациента.

8. Способ по п.6, в котором артерия является легочной артерией пациента.

9. Способ по п.6, в котором артерия является бедренной артерией пациента.

10. Устройство для измерения сердечного выброса, отличающееся тем, что оно содержит по меньшей мере один датчик регистрации сигнала кровяного давления и вычислительный блок, связанный с указанным датчиком, для осуществления расчетов в соответствии со способом, раскрытым по меньшей мере в одном из пп.1-9, и снабженный по меньшей мере одним устройством вывода данных для выдачи измеренной величины.

Описание изобретения к патенту

Область применения изобретения

Данное изобретение относится к способу и устройству для определения ударного объема сердца, то есть объема крови, выброшенного из левого желудочка (LSV), и объема крови, выброшенного из правого желудочка (RSV), и следовательно для непрерывного определения минутного сердечного выброса Q, то есть параметра, представляющего собой произведение ударного объема сердца и частоты сердечных сокращений (HR), причем используют инвазивные и неинвазивные, косвенные технические приемы для того, чтобы обеспечить возможность определения этого важного гемодинамического параметра в различных клинических и неклинических ситуациях, а также в ходе эргометрических испытаний.

Уровень техники

Наиболее широко используемыми в настоящее время инвазивными способами измерения сердечного выброса Q являются способ термодилюции (TDM, Thermodilution Method), способ Фика (Fick’s Method, FM) и способ, называемый способом контурных линий пульса (РСМ - Pulse Contour Method), в котором используется сигнал артериального давления p(t), измеренного в аорте или в легочной артерии.

Указанный способ, использующий сигнал артериального давления, не очень достоверен и поэтому требует проведения градуировки. Для этого обычно используют TDM. Тем не менее, в настоящее время данный способ не обеспечивает получение достоверных результатов.

В основе упомянутого способа РСМ лежит оригинальная идея Херда (Herd J.A. et al., 1864) и теория Windkassel (в пер. с немецкого означает “воздушная камера”), развитая Фрэнком (Frank О., 1930) и основанная на существовании связи между объемом крови, выброшенным левым желудочком (LSV), или объемом крови, выброшенным правым желудочком (RSV), и площадью под кривой давления p(t). Основным соотношением, используемым для расчета ударного объема сердца, является SV=А/Z0, где А, выраженное в [мм рт. ст.·t], представляет собой площадь под кривой давления p(t) (см. фиг.А1), а Z0, выраженное в [мм рт.ст./см/t], представляет собой гидравлический импеданс, который зависит от динамических сопротивлений и от податливости стенок артерии.

LSV измеряется в [см³ ] (см. фиг.А1), следовательно величина Q=LSV·HR представляет собой сердечный выброс, выраженный в литрах в минуту, если частота сердечных сокращений выражена числом ударов в минуту. В связи с этим заметим, что зависимость артериального давления от времени определяется величиной LSV и сосудистым импедансом. Поэтому в способе контурных линий пульса стремятся разделить и проанализировать эти две составляющие; однако данным способом нельзя определить эти две составляющие как независимые функции времени.

Многие исследования, использующие принципы теории воздушной камеры, были направлены на определение LSV только по результатам анализа формы волн давления, а также характеристик, связанных с прохождением волны в аорте или в легочной артерии [Remington J.W., et al., 1948; Wamer H.R. et al., 1953; Herd J.A., et al., 1966; Kouchoukos N.T. et al., 1970].

Впоследствии, в течение ряда лет, применялась оригинальная идея Фрэнка [Franck], которая сделала возможным получение оценочного значения величины LSV в непрерывном режиме на основе измерений сигнала давления в аорте или в легочной артерии [McDonald et al., 1974; Wesseling K.H. et al., 1976; Tajimi T. et al., 1983; Wesseling K.H. et al., 1993].

Однако для конкретного применения в различных клинических ситуациях способ контурных линий пульса требует проведения “градуировки” для расчета гидравлического импеданса. Для градуировки обычно используют один из двух упомянутых выше способов, то есть способ термодилюции или способ Флика, или же используют способ линейной регрессии, учитывающий такие параметры аорты, как ее диаметр, а также возраст, пол, рост и вес пациента.

К сожалению, коэффициенты, получаемые в результате градуировки и регрессии, являются неточными, учитывая, что в свою очередь неточны способы, которыми их получают, и что регрессии во всех случаях получают по ограниченному числу объектов, и поэтому приемлемы лишь как средние, но не истинные значения исследуемой величины.

В действительности оценочное значение сердечного выброса, полученное с использованием способа термодилюции и способа Флика, не всегда согласуется с клиническими параметрами, полученными с использованием других методов диагностики; такое случается, в основном, в случае исследования пациентов, страдающих определенными формами сердечных заболеваний, такими как дилатация сердца, валвулярная кардиопатия и сердечная фибрилляция.

В качестве примера рассмотрим два возможных сигнала в аорте, исследуемых между моментами открытия и закрытия желудочка. Обычно эти сигналы имеют одинаковую площадь, но разные формы с разными временами достижения систолической точки.

Таким образом традиционный способ контурных линий пульса дает такой же точный результат измерения (такой же интеграл), вычисленный на основе импеданса калибровки. Однако очевидно, что из сигналов разной формы должны получаться разные значения импеданса, которые не могут быть вычислены.

Таким образом, ограничениями инвазивной техники, используемой в настоящее время, являются: а) низкая достигаемая точность при оценке сердечного выброса в случае клинических заболеваний; b) полная непригодность в случае патологического состояния больного и с) невозможность применения упомянутых инвазивных методов, например, в ходе эргометрических испытаний.

Цель изобретения

Первой целью изобретения является обеспечение возможности непрерывно получать результаты измерений, более достоверные, чем те, которые получают в настоящее время с использованием инвазивных и неинвазивных методов.

Вторая цель изобретения заключается в том, чтобы давать результаты измерений, по существу не зависящие от места приложения датчика за счет внесения изменений в специальные формулы и без необходимости какой-либо предварительной градуировки измерений.

Сущность изобретения

Вышеупомянутые цели достигаются посредством данного изобретения, использующего способ, которым непосредственно получают значения сердечного выброса по сигналу давления, измеренному инвазивным путем в восходящей аорте, в легочной артерии, а также в бедренной, плечевой, лучевой артерии, или измеренному неинвазивным путем, например, в артериоле пальца, с использованием измерителя с манжетой. В соответствии с данным способом по резонансным точкам сигнала рассчитывают импеданс для сигнала давления путем сравнения данного сигнала с сигналом от потока в эластичной трубке, при этом модуль Юнга полагают постоянным и в частном случае равным единице. Таким образом сердечный выброс можно рассчитать, основываясь исключительно на анализе волны давления и ее характеристик, без необходимости в дополнительном проведении различных градуировок.

В предпочтительном случае гидравлический импеданс рассчитывают путем анализа первой и второй производных по времени записанного сигнала давления.

В соответствии с другим аспектом изобретения вносят также поправку в величину среднего давления, предназначенную для использования при расчете LSV, для того, чтобы учесть затухание величины указанного давления в тех различных точках, где возможна регистрация сигнала.

В соответствии с другим аспектом изобретения, по сигналу, снятому с пальца (или с какой-нибудь другой точки неинвазивным методом), данный способ делает возможной непосредственную реконструкцию сигнала в аорте и в легочной артерии, а по этим последним сигналам - реконструкцию сердечного выброса.

Более конкретно, для получения оценки SV в соответствии с изобретением, учитываются давление волны в восходящей аорте и/или в легочной артерии, податливость (Е) артерии и периферическое сопротивление (R). Поэтому принимается во внимание, что: 1) SV зависит от изменения давления, возникающего при открывании клапана желудочка (которое представляет собой разность между систолическим и диастолическим давлениями, деленную на отрезок времени между моментами систолы и диастолы), и 2) SV обусловлен величинами Е и R. Для получения этих компонентов следует учесть величину дикротического давления и другие характерные точки между систолическим и дикротическим давлением (величины этого давления должны быть поделены на время, которое представляет собой временной отрезок между окончанием сердечного сокращения и моментом рассматриваемого события).

Следовательно, SV рассматривается как величина, определяемая тремя параметрами: 1) объемом выбрасываемой желудочком крови; 2) реакцией от стенок аорты; 3) сопротивлением, вызванным периферическим артериальным циклом. Так как величина давления в точке его измерения является следствием одновременного действия этих трех составляющих, наша система рассматривается методом возмущений. Поэтому рассматривается принцип сложения воздействия желудочка и воздействия, определяемого совокупностью Е и R, причем первое воздействие определяется описанным выше пунктом 1), а второе, т.е. совокупность Е и R, главным образом способствует закрытию клапана (точка дикротического давления). Точка последнего события обусловлена рядом возмущений, действующих на сигнал давления после прохождения сердечного клапана, в зависимости от сосуда, который нужно пройти, и длиной пути. То есть необходимо принимать в расчет не только слагаемое, вносимое вышеописанными систолой и дикротией, но и слагаемое вторичных возмущений, если они присутствуют.

В заключение отметим, что все принятые в расчет тактовые точки представляют собой моменты, в которые существует состояние равновесия между различными точками (кровь, выброшенная посредством желудочка-E-R): “принципу” равновесия точек (систолическая и дикротическая точки) могут “сопутствовать” или не “сопутствовать” другие точки равновесия (как их анализировать и нужно ли это делать, описано ниже). Всю эту информацию можно обнаружить в волне давления, которая протекает после создания желудочком (правым или левым).

Преимуществом предлагаемого способа является то, что он дает возможность установить соотношение между гидравлическим импедансом и временем, также в сочетании с известными способами (например, способом термодилюции), которые включают стадию градуировки записанного сигнала, при которой компонент, соответствующий площади под кривой давления, считается изменяющимся во времени, а компонент импеданса может рассматриваться только как постоянный.

Более конкретно, посредством предлагаемого способа (именуемого в дальнейшем пульсовым аналитическим способом (ПАС)) можно: а) определять SV по сигналу давления в восходящей аорте и легочной артерии, записанному инвазивным путем; б) определять SV по сигналу артериального давления, записанному инвазивным путем (плечевой, радиальной и бедренной артерии) и записанному неинвазивным путем (например, по сигналу давления, полученному осциллометрическим способом из артериолы пальца).

Таким образом мы оцениваем LSV и RSV и определяем истинное значение Q способом, который не требует абсолютно никакой градуировки. Следовательно, эти результаты достигаются только путем анализа давления волны (зависящего только от моментов, в которые его измеряют).

В соответствии с изобретением предложено устройство, предназначенное для осуществления способа.

Устройство содержит микропроцессорный блок, выполненный с возможностью приема сигнала кровяного давления и его анализа во времени для определения вышеуказанных параметров и расчета по ним сердечного выброса Q.

В предпочтительном варианте выполнения устройство дополнительно содержит датчик в виде измерительной манжеты, выполненный с возможностью наложения на палец и получения сигнала кровяного давления.

Краткое описание чертежей

Фиг.А1 поясняет анализ сигнала сердечного давления, проводимый способом, известным из уровня техники.

Фиг.1-19 изображают графики сигнала сердечного давления, и первой и второй производных этого сигнала, причем сигнал снят в различных точках.

Фиг.20 поясняет реконструкцию сигнала в аорте, произведенную в соответствии с предложенным способом по сигналу давления, снятому с артериолы пальца.

Подробное описание изобретения

Ниже, со ссылкой на приложенные чертежи, приведены различные примеры осуществления способа.

Пример 1

А) Соотношение между LSV и давлением, измеренным в восходящей аорте (Пульсовый Аналитический Способ для Аорты: ПАСА) (фиг.1-6).

I) ПАСА определяет сердечный выброс Q в литрах в минуту с использованием следующего общего соотношения (сигнал давления снимали с восходящей аорты при частоте 1000 Гц);

где К=1 и имеет размерность [(m·sqrt(2p/()·Vm], выраженную в [I³/t²].

m - средняя длина волны, равная примерно 10 м;

Vm - средняя скорость, равная примерно 10 м/с;

- плотность крови;

А - интеграл по кривой давления p(t), выраженный в [мм рт.ст.·мс] и вычисленный на временном интервале между моментом t1 (время появления диастолического импульса в миллисекундах [мс]) и моментом tdic (время появления дикротического давления в миллисекундах [мс]), (фиг.1);

К1=100, выражен в [мм рт.ст.] и изображает корректирующий множитель для среднего давления;

Za1=(Psys-Р(1))/tsys, выражено в [мм рт.ст./мс];

Za2=(Pdic/tfinal-tdic), выражено в [мм рт.ст./мс];

и Pm=(psys+2р(1))/3, см. ниже примечание 1:

tfinal - принятое в расчет время сокращения (время начала t1 и окончания tfinal). В соответствии с этим, сердечный выброс Q=LSV·HR;

где Q выражен в [л/мин];

HR=60000/T;

и Т - период сердечных сокращений, выраженный в [мс].

Это соотношение применяли в тех случаях, когда кривая давления и соответствующие средние значения тангенсов (то есть первые производные d’) в 21 точке, а также средние значения тангенсов в 21 точке от средних значений тангенсов (то есть вторые производные d") были такими, как изображено на фиг.2 и 3, и могут быть связаны с точками, в которых произведена запись.

II) С использованием Za3.

В случаях, когда кривые давления в восходящей аорте имеют вид, изображенный на фиг.4, а соответствующие первая и вторая производные d’ и d" имеют вид, изображенный на фиг.5 и 6, и при этом в некоторый момент времени t3 наблюдается резонанс, то соотношение приобретает вид:

где символы имеют тот же смысл, что и в уравнении [1], и где t3 представляет собой момент времени в [мс], при котором величина d" имеет минимальное значение между моментом tsys и моментом tdic, а р3 является соответствующим давлением в момент t3, выражаемым в [мм рт.ст.], (см. фиг.6) и Zf3=(P3/(tfinal-t3)) мм рт.ст. /мс.

Аналогично можно рассчитать Q=LSV·HR.

Примечание 1

Под средним давлением для давления, измеренного в восходящей аорте, следует понимать само давление для интервала 90-110 мм рт.ст.; для среднего давления между 110-120 и 90-80 мм рт.ст. его следует рассматривать в 50% (например, для Рm=118 мм рт.ст. по нашему способу получается 114 мм рт.ст.); для значений среднего давления между 120-130 мм рт.ст. его надо рассматривать в 25%, для значений среднего давления, больших или равных 130 и меньших или равных 70 мм рт.ст., его надо рассматривать в 13%.

Пример II

В) Соотношение между RSV и давлением, измеренным в легочной артерии (Пульсовый Аналитический Способ. Легочный: ПАСЛ)

Соотношение между объемом крови, вытолкнутой из правого желудочка RSV, и давлением, измеренным в легочной артерии. Соответствующий сигнал давления подобен сигналу, представляющему давление в аорте, но имеет другой масштаб (см. фиг.7).

Способ ПАСЛ позволяет определить минутный сердечный выброс Q в литрах с использованием следующего общего соотношения (показания давления снимали в легочной артерии при частоте 1000 Гц):

I) Случай со средним давлением в легочной артерии, большим или равным 19 мм рт.ст.

где К=1, имеет размерность [m·sqrt(2P/()·Vm] и выражено в [I³/t²],

- плотность крови;

А - интеграл по кривой давления P(t), выраженный в [мм рт.ст. ·мс] и вычисленный на временном интервале между моментом t1 (время в [мс] появления диастолического импульса) и моментом tdic (время в [мс] при втором расширении артерии в дикротическом импульсе);

К1=12, выражено в [мм рт.ст.];

Za1=(psys)/tsys, выражено в [мм рт.ст./мс];

Za2=(Pdic/tfinal-tdic) выражено в [мм рт.ст./мс];

и Pm=(Psys+2Р(1)/3); см. нижеследующее примечание 2,

Q=RSV·HR, где Q выражено в [л/мин];

HR=60000/T;

и Т - период сердечных сокращений в [мс].

На фиг.7 изображен сигнал давления, снятый в легочной артерии. Для давления в легочной артерии имеются изменения d’ и d’’, подобные тем, что наблюдаются в случае аорты. Вследствие этого, определение точки дикротического давления (Pdic), систолического давления (Psys), диастолического давления (Р(1)) и связанных с ними временных показателей производят так, как описано выше.

II) Случай при среднем давлении в легочной артерии, меньшем или равном 19 мм рт.ст.

В случае, когда Pm меньше или равно 19 мм рт. ст., соотношение приобретает вид:

Символы имеют тот же смысл, что и в предыдущих случаях. Таким же путем можно рассчитать Q=RSV·HR.

Примечание 2

Под средним давлением для давления, измеренного в легочной артерии, следует понимать само давление для интервала 19-28 мм рт.ст.; для значений среднего давления между 28-33 мм рт.ст. его следует рассматривать в 50%; для значений среднего давления, больших 33 мм рт.ст., его следует рассматривать в 25% (например, Рm=43 мм рт.ст. для нашего способа равно 33 мм рт.ст.); значения, меньшие 19 мм рт.ст., относятся к случаю II) и потому мы не используем среднее давление.

Пример III

С) Соотношение между LSV и давлением в артериоле пальца зарегистрированным неинвазивным путем (Пульсовый Аналитический Способ Пальцевый: ПАСП)

Прямое отношение

I) ПАСП позволяет определить минутный сердечный выброс Q в литрах с использованием следующей общей зависимости (показания давления снимали с пальца левой руки при частоте 1000 Гц):

где (см. фиг.8):

К=1, имеет размерность [(m·sqrt(2p/()·Vm] и выражено в [I³/t²];

А - интеграл по кривой давления p(t), выраженный в [мм рт.ст. ·мс] и вычисленный на временном интервале между моментом t1 (время в [мс] появления диастолического импульса) и моментом tdic (время в [мс] появления дикротического давления);

K1=90, выраженное в [мм рт.ст.];

Zf1=(Psys-P(1))/tsys, выражено в [мм рт.ст./мс];

Zf2=Pdic/(tfinal-tdic), выражено в [мм рт.ст./мс];

и Рm=(Psys+2Р(1))/3, см. нижеследующее примечание 3.

Скорректированное значение объема крови, выброшенной из левого желудочка (LSVC), имеет вид:

где: (Pd1-Pdic) представляет собой отклонение давления в дикротической точке (Pdic) от его максимального значения (Pd1), выраженное в [мм рт.ст.]. Такую поправку вносят только в случае, когда происходит повышение давления после дикротического давления: ((Pd1-Pdic)>0). В случаях, когда повышения давления не происходит ((Pd1-Pdic)0), получаем LSV=LSVC.

Psys - систолическое давление в [мм рт.ст.];

Pdias - диастолическое давление в [мм рт.ст.];

член Pd1 рассчитывают непосредственно после дикротической точки, он является максимальным значением после (Pdic);

Q=LSVC·HR,

где Q выражено в [л/мин];

HR=60000/Т;

и Т - период сердечных сокращений в [мс].

Приведенное выше соотношение применяли в случаях, когда кривая давления и соответствующие первая и вторая производные d’ и d’’ имели вид, изображенный на фиг.9 и 10.

II) С применением - Zf3.

В случаях, когда кривые давления подобны той, что изображена на фиг.11 а соответствующие первая и вторая производные d’ и d’’ такие, как изображены на фиг.12 и 13, зависимость приобретает вид:

где: Zf3=P3(tfinal-t3),

символы имеют тот же смысл, что и ранее, a t3 - это момент времени в [мс], при котором d’’ имеет минимальное значение между моментом tsys и моментом tdic, Р3 - это соответствующее давление в [мм рт.ст.] в момент времени t3 (см. фиг.11).

Таким же путем можно вычислить Q=LSVC·HR.

III) С применением - 2Zf3.

В случаях, когда кривые давления подобны той, что изображена на фиг.14, а соответствующие первая и вторая производные d’ и d’’ подобны тем, что изображены на фиг.15 и 16, соотношение приобретает вид:

где Zf3=P3/(tfinal-t3), символы имеют тот же смысл, что и ранее, a t3 - это момент времени в [мс], при котором d’’ имеет минимальное значение между моментом tsys и моментом tdic, P3 - это соответствующее давление в момент времени t3, выраженное в [мм рт.ст.] (см. фиг.14).

Таким же путем можно вычислить Q=LSVC·HR, выраженное в литрах в минуту.

IV) С использованием - 2Zf3-Zf5

В случаях, когда кривые давления подобны той, что изображена на фиг.17, а соответствующие первая и вторая производные d’ и d’’ подобны тем, что изображены на фиг.18 и 19, соотношение приобретает вид:

где Zf3=P3/(tfinal-t3), Zf5=P5/(tfinall-t5), символы имеют тот же смысл, что и ранее, t5 - это момент времени в [мс], при котором d’’ имеет минимальное значение между моментом tsys и моментом tdic, a P5 - соответствующее давление в момент времени t5, выраженное в [мм рт.ст.] (см. фиг.17).

Таким же путем можно вычислить Q=LSV·HR, выраженный в литрах в минуту.

Примечание 3

Под средним давлением для давления, измеренного в артериоле пальца, неинвазивным путем следует понимать само давление для интервала среднего давления 70-110 мм рт.ст.; для значений среднего давления между 110-150 и 70 40 мм рт.ст. его следует рассматривать в 50% (например, Рm=128 для нашего способа представляет собой = 119 мм рт.ст.); для значений среднего давления, больших 150 и меньших 40, его следует рассматривать в 25%.

v) Реконструкция сигнала давления в восходящей аорте посредством множественной линейной регрессии во временной области с использованием Zf1-Zf5.

При такой реконструкции, как правило, используют множественные линейные регрессии. Для того чтобы по артериальному сигналу, записываемому в непрерывном режиме с помощью маленькой манжеты, обернутой вокруг среднего пальца левой руки, реконструировать сигнал, записываемый с использованием сердечного катетера в восходящей аорте (или в легочной артерии), была использована множественная линейная регрессия, при которой реконструкция сигнала давления была осуществлена за два последовательных этапа:

1. Проводилась оценка среднего за период сердечного цикла давления в восходящей аорте (или в легочной артерии) по снятому с пальца сигналу с получением величины Pmf (среднее давление в аорте, оцененное по данным, снятым с пальца), которую вычисляли по формулам, используемым в различных случаях анализа артериального сигнала, приведенного к предыдущим точкам:

2. Реконструкция формы волны в восходящей аорте (или в легочной артерии) проводилась посредством аппроксимации, использующей следующие параметры:

у=a0·Pmf+a1·fin+a2·abs(derfin)+a3·abs(der2fin)+a4·abs(der3fin)+a5·(intfin)+a6·slope·abs(derfin)+a7·slope·zZf1+a8·slope+a9·maxfin+a10·minfin+a11·HR·(intfin(до рассматриваемой точки))+a12·areaf+a13·zZf1+a14·zZf2+a15zz3f+a16·zz4fa7·Zf5

где Zf5 и n=0, 1 и 2 в соответствии с описанными ранее критериями;

zz4f=Pd1/(tfinale-td1) (фиг.14);

- fin - давление в пальце;

- abs(derfin) - абсолютное значение первой производной в рассматриваемой точке кривой давления;

- abs(der2fin) - абсолютное значение второй производной в рассматриваемой точке кривой давления;

- abs(der3fin) - абсолютное значение третьей производной в рассматриваемой точке кривой давления;

- infin - интеграл сигнала, снятого с пальца, верхним пределом которого является рассматриваемая точка;

- slope - угол между горизонтальной осью и прямой линией, проходящей через точки минимумов на левом и на правом участках кривой сердечного цикла;

- maxfin и minfin - соответствуют систолическому давлению и диастолическому давлению;

- areaf - полная площадь под кривой сигнала давления;

остальные символы имеют тот же смысл, что и ранее.

Несколько реконструированных зависимостей изображены на фиг.20.

Отклонения между реконструированной кривой сигнала, полученной неинвазивным путем, и кривой, которая выполнена по данным, измеренным непосредственно у восходящей аорты, составляют:

SD представляет собой среднеквадратическое отклонение: при реконструкции минимальный численный интервал между кривыми получен в окрестности точки диастолического давления, максимальное значение разности получено в окрестности точки систолического давления.

Мах - интервал, на который оценка реконструированного давления в рассматриваемой точке превышает давление, которое действительно измерено с помощью катетера в течение сердечного сокращения: минимальное значение этого интервала получено при реконструкции в окрестности точки диастолического давления, максимальное значение разности получено в окрестности точки систолического давления.

Min - интервал, на который оценка реконструированного давления в рассматриваемой точке меньше давления, которое действительно измерено с помощью катетера в течение сердечного сокращения: минимальное значение этого интервала получено при реконструкции в окрестности точки диастолического давления, максимальное значение разности получено в окрестности точки систолического давления.

В этом расчете важными являются величины Zf1, Zf2, Zf3, Zf5, рассмотренные нами в пункте С): они необходимы для получения удовлетворительного результата.

D) Соотношение между LSV и записанным инвазивным образом давлением в бедренной артерии или в иной периферической точке, такой как плечевая или радиальная артерия (Пульсовый Аналитический Способ, Плечевая, Лучевая и Бедренная, ПАС (ПЛБ)).

Для этих случаев обнаружено, что подлежащие использованию формулы подобны тем, что использованы в случае С) неинвазивных измерений, но подразумевают внесение следующих уточнений:

I) K1 для этих инвазивных сигналов нужно принять равным 100;

II) примечание 3 остается в силе.

Предлагаемый способ может быть применен в сочетании с известными способами (такими, как способ термодилюции), содержащими этап градуировки записанного сигнала, в которых компонент, соответствующий площади под кривой давления, рассматривают как изменяющийся во времени, а компонент, соответствующий импедансу, рассматривают только как постоянный.

В этом случае предложенный способ также делает возможным принимать в расчет даже наиболее существенные отклонения в частоте сердечных сокращений, величине давления и форме волны давления для расчета импеданса.

В связи с этим можно сделать вывод о том, что и при обследовании здоровых людей, и при обследовании больных с различными патологическими проявлениями, предлагаемый способ представляет собой эффективный и обладающий преимуществами диагностический инструмент для определения минутного сердечного выброса инвазивным и неинвазивным путем.

К тому же, способ может быть применен как к здоровым людям, так и к тем, кто подвержен кардиоциркуляторным изменениям и проходит эргометрические испытания, направленные на определение уровня гемодинамического отклика в ходе этих испытаний.

Следует особенно подчеркнуть то, что предлагаемый способ основан исключительно на исследовании сигнала давления (снятого инвазивным путем с легочной артерии, с дуги аорты или любого другого сосуда основных артерий, либо снятого неинвазивным путем с пальца) и не зависит от антропометрических данных и возраста обследуемого субъекта.

Предлагаемое изобретение также раскрывает устройство для измерения сердечного выброса, содержащее по меньшей мере один датчик регистрации сигнала кровяного давления и вычислительный блок, связанный с указанным датчиком для осуществления расчетов вышеописанным способом и снабженный по меньшей мере одним выходным устройством для выдачи измеренной величины.

В предпочтительном случае устройство содержит средство хранения информации с загруженной программой осуществления способа, которая соответствует по меньшей мере одному из пунктов 1-12 формулы изобретения. Кроме того, изобретение раскрывает компьютерную программу, загружаемую в вычислительный блок для осуществления предложенного способа.