УСТРОЙСТВО ДЛЯ ОПРЕДЕЛЕНИЯ ГЕМОДИНАМИЧЕСКОГО ПАРАМЕТРА Российский патент 2010 года по МПК A61B5/02 G06F19/00 

Настоящее изобретение относится к устройству для определения гемодинамического параметра пациента посредством анализа контура кривой пульса.

Определение гемодинамических параметров, особенно объемной скорости кровотока сердца (сердечного выброса, СО) посредством анализа контура кривой пульса на основе нелинейной модели воздушного колпака, подробно описано в документе DE 19814371 А1, а также в литературе, которая будет упоминаться ниже. Основной измеряемой переменной для анализа контура кривой пульса является давление, которое приблизительно соответствует давлению аорты и которое измеряется непрерывно, например, с помощью артериального катетера, установленного в ножной артерии. Систему анализа контура кривой пульса выпускает компания Pulsion Medical Systems AG под названием PiCCO.

Важными переменными для определения гемодинамических параметров на основе функции р(t), т.е. прогрессии во времени сигнала давления, приблизительно соответствующему давлению аорты, являются, в частности, системное сосудистое сопротивление (SVR), а также так называемая податливость (С). Под первой переменной подразумевается проточное сопротивление сосудистой системы большого круга кровообращения, а под второй переменной подразумевается эластичность в области аорты. На заменяющей схеме эти переменные можно представить как сопротивление и емкость. Однако в более ранних подходах податливость часто не учитывалась.

В документе DE 19814371 А1 описаны устройство и способ для определения податливости.

При обычном применении анализа контура кривой пульса для определения системного сосудистого сопротивления и податливости (если она учитывается) вводятся калибровочные значения, которые определяются в рамках калибровочного измерения и после этого не изменяются. Калибровочное измерение включает в себя определение калибровочного значения объемной скорости кровотока сердца методом чрезлегочного термодилюционного измерения.

Для определения объемной скорости кровотока сердца методом анализа контура кривой пульса (сердечного выброса по контуру кривой пульса, РССО), которая вычисляется как произведение частоты пульса (сердечного ритма, HR) и систолического объема кровотока (SV), используются приведенные ниже уравнения.

Систолический объем кровотока (SV) вычисляют путем интеграции за период пульса, или систолу, согласно уравнению:

(где t - время, р - давление, SVR - системное сосудистое сопротивление, С - податливость).

В этой связи k оценивают путем численного интегрирования для каждого периода пульса k, в которое податливость вводят в форме:

(где СО_TD - калибровочное значение объемной скорости кровотока сердца, определенной методом чрезлегочного термодилюционного измерения, <dp/dt>_Cal - средний (отрицательный) наклон кривой давления в диастоле во время калибровочного измерения, P_d - диастолическое давление, MAP_Cal - среднее артериальное давление во время калибровочного измерения).

Параметры CO_TD, MAP_Cal и <dp/dt>_Cal определяются только в рамках калибровочного измерения, а затем используются во всех вычислениях объемной скорости кровотока сердца.

Для системного сосудистого сопротивления SVR также используется калибровочное значение, определенное согласно уравнению:

SVR_cal=(MAP-CVP)_cal/CO_TD

(где МАР - среднее артериальное давление, CVP - центральное венозное давление), которое определяется в рамках калибровочного измерения, а затем используется как константа для всех вычислений объемной скорости кровотока сердца.

Известно, что иногда качество гемодинамических параметров, определяемых методом анализа контура кривой пульса, ухудшается, если увеличивается продолжительность мониторинга пациента (вычисленная от начала измерений). Иными словами, вероятность того, что гемодинамический параметр, полученный методом анализа контура кривой пульса, будет отклоняться от действительных физиологических условий намного больше при увеличении определенных, заранее установленных границ измерения.

Для компенсации этого эффекта калибровочное измерение методом термодилюции можно повторять через более короткие интервалы. Однако это связано с дополнительными усилиями и расходами, в частности на введение болюса, что означает дополнительный стресс для наблюдаемого пациента, а также требует дополнительного времени от персонала, уменьшая тем самым возможность выполнения персоналом других заданий.

В свете всего вышеизложенного, в основу настоящего изобретения положена задача создания устройства для определения гемодинамических параметров методом анализа контура кривой пульса, при использовании которого не требуется регулярное повторение калибровочного измерения методом термодилюции и который, тем не менее, обеспечивает стабильное качество данных измерения.

Согласно одному аспекту изобретения эту задачу решает устройство для определения гемодинамического параметра пациента методом анализа контура кривой пульса согласно п.1 формулы изобретения, содержащее

канал ввода для считывания сигнала давления, изменяющегося во времени и, по меньшей мере, приблизительно соответствующего давлению аорты пациента или артериальному давлению вблизи аорты, как функции времени p(t), и

блок вычисления гемодинамического параметра с использованием функции p(t) и системного сопротивления SVR организма пациента,

при этом блок вычисления гемодинамического параметра выполнен с возможностью регулярного многократного перерасчета системного сопротивления SVR организма пациента с использованием функции p(t) и определения при перерасчете системного сопротивления SVR постоянной времени τ приблизительно экспоненциального спада давления во время диастолы.

Предпочтительные варианты могут быть выполнены согласно любому из п.п.2-19.

При этом осуществляется непрерывная перекалибровка системного сосудистого сопротивления, а также, предпочтительно, и податливости определенным образом с использованием параметров, получаемых из непрерывно определяемых данных измерения давления.

Согласно изобретению определение объемной скорости кровотока сердца методом анализа контура кривой пульса РССО может осуществляться согласно описанным выше существенным признакам, но при этом один или более параметров, которые в известном методе определялись бы в рамках калибровочного измерения, а затем рассматривались бы как константа, регулярно пересчитываются из функции p(t), предпочтительно один раз для каждого периода пульса.

С этой целью непрерывный перерасчет прежде всего выполняется для системного сосудистого сопротивления SVR. Значение SVR можно, в общем, получить из уравнения:

SVR=(MAP-CVP)/CO

Однако простое введение объемной скорости кровотока сердца РССО, полученной методом анализа контура кривой пульса для объемной скорости кровотока сердца СО, приводит к круговому уравнению. Его можно в основном решить с помощью процесса итерации, однако это может привести к нестабильностям в случае резких изменений системного сосудистого сопротивления SVR. Поэтому целесообразно использовать дополнительный или альтернативный критерий для изменения системного сосудистого сопротивления SVR.

Подходящими параметрами для использования в целях учета изменений системного сосудистого сопротивления SVR являются, в частности:

систолическое давление P_S,

среднее артериальное давление МАР,

давление пульса РР=(P_S-P_d),

разность давления на переходе между систолой и диастолой и диастолическим давлением (P_n-P_d),

средний наклон кривой давления в диастоле <dp/dt>.

Диастолическую фазу периода пульса целесообразно аппроксимировать с помощью экспоненциального спада:

р(t) - сдвиг=конст.(exp(-t/τ),

где сдвиг относится к значению абциссы в начале экспоненциального спада, exp(-t/τ)- экспоненциальная функция с аргументом (-t/τ), а постоянную времени τ можно получить из кривой давления согласно следующему уравнению:

τ=[p(t) - сдвиг]/(dp/dt)

Для упрощенной заменяющей параллельной схемы емкости (податливости) и сопротивления (системного сосудистого сопротивления) применимо следующее:

τ=SVR·(C(p).

Даже если этих уравнений в основном достаточно, результаты можно улучшить с помощью эмпирических уравнений как функции представленных выше параметров, особенно с помощью следующего, предпочтительно применяемого уравнения:

SVR=SVR_cal ^a ·(τ/τ_cal)^a ·(Pd/Pd_cal)^b

где SVR_cal - калибровочное значение системного сопротивления, τ_cal - калибровочное значение постоянной времени τ, Pd - диастолическое артериальное давление, Pd_cal - калибровочное значение диастолического артериального давления, и а, b - определенные эмпирически или рассчитанные экспоненты. Калибровочные значения SVR_cal, τ_cal и Pd_cal можно определить в рамках калибровочного измерения, включая измерение методом термодилюции. Выбор параметров а=0,3 и b=1 дает хорошую адаптацию, однако при некоторых обстоятельствах лучшую адаптацию можно обеспечить с помощью небольшого изменения этих параметров.

Диастолическое (артериальное) давление Pd и давление Pn на переходе между систолой и диастолой предпочтительно определяются настолько регулярно, насколько они нужны для дальнейшего вычисления гемодинамических параметров. В этой связи особенно целесообразно использовать улучшенные способы для определения перехода между систолой и диастолой или так называемого "диахротического выреза", а также для определения диастолического давления.

Первую производную (y'=dP/dt) и вторую производную (y"=d²p/dt²) функции p(t) определяют с помощью подходящих сглаживающих алгоритмов. Из них вычисляют функцию индикации, которая представляет собой меру локальной кривизны функции p(t). Особенно пригодна функция кривизны

K=y"/(1+y'²)^3/2

Ее можно интерпретировать как обратную величину радиуса локальной кривизны. Предпочтительно для функции p(t) предусматривают корректировку оси, чтобы типичная прогрессия функции артериального давления на переходе между систолой и диастолой, полученная из эмпирических данных, имела приблизительно форму дуги.

Положение максимума функции кривизны К определяют в том интервале функции p(t), в котором эта функция принимает значения от 90% до 10%, предпочтительно 75%-10%, от ее максимального значения в текущий период пульса. При необходимости соответствующая точка времени корректируется с учетом элементов задержки в измерительной установке, например, фильтров. Если максимум функции кривизны К (после этой корректировка, если она применяется) находится в интервале 70% продолжительности текущего периода пульса (или продолжительности предыдущего периода пульса, если вычисления выполняются в реальном времени до конца текущего периода пульса), то местонахождение максимума функции кривизны К (скорректированного, если это применяется) интерпретируется как момент времени перехода между систолой и диастолой. В противном случае, переход между систолой и диастолой устанавливается на 70% продолжительности текущего периода пульса (или продолжительности предыдущего периода пульса, если вычисление выполняется в реальном времени до конца текущего периода пульса). Факультативно, можно предусмотреть дополнительную проверку правдоподобия с учетом продолжительности пульса, времени выброса и т.п.

Альтернативно, можно обойтись без определения функции кривизны, и вместо максимума функции кривизны К можно интерпретировать максимум второй производной у" функции p(t) (после соответствующей коррекции, если это необходимо) как момент времени перехода между систолой и диастолой.

Как отмечалось выше, при определении систолического объема кровотока интеграция часто осуществляется только с помощью значений давления систолы. Также для повышения точности определения систолического объема кровотока предпочтительно применяется описанное выше усовершенствованное определение перехода между систолой и диастолой.

При определении диастолического давления Pd особенно целесообразным оказался следующий подход, в котором учитывается влияние ограниченной частоты измерения, т.е. частоты, с которой отзывается (и соответственно, действует как фильтр нижних частот) система измерения давления, определяющая артериальное давление.

Начиная с самого низкого измеренного давления, осуществляется линейная регрессия подходящей длины. Целесообразно принять подходящую длину приблизительно 100 миллисекунд или удвоенную обратную величину частоты измерения. Если длина диастолы меньше, чем эта удвоенная длина, то самое низкое измеренное давление принимается за диастолическое давление Pd. В противном случае, начало регрессии смещается на достаточную длину, предпочтительно, на половину длины регрессии, в направлении систолического пика и экстраполируется в противоположном направлении. При этом точка пересечения экстраполяции с экстраполированной линейной регрессией кривой давления в области ее максимального наклона дает диастолическое давление. Предпочтительно, для определения максимального наклона учитываются только точки данных в интервале от 20 до 80% амплитуды пульса (самое высокое измеренное давление минус самое низкое измеренное давление во время периода пульса).

В формуле вычисления податливости, приведенной в начале описания, значение

CO_TD можно заменить членом:

(MAP-CVP)/SVR,

с помощью которого регулярно переопределяется разность между средним артериальным давлением МАР и центральным венозным давлением CVP. При этом можно использовать любое из значений текущего или предыдущего периода пульса или усредненные значения за несколько (например, от 10 до 50) предыдущих периодов пульса, или за несколько (например, приблизительно 30) секунд. Средний наклон кривой давления в диастоле <dp/dt> также предпочтительно регулярно переопределять.

Предпочтительно, наилучшие результаты в определении податливости дает поправочная функция, имеющая форму:

f(p)=1/[k₁·(p/MAP-k₂-k₃·(p/MAP)²]

с эмпирически определенными или рассчитанными коэффициентами k₁, k₂, k₃. Выбор коэффициентов k₁=9/5, k₂=17/25 и k₃=9/2 приводит к приемлемой адаптации. Могут также существовать и другие подходящие адаптации.

Для податливости в этом предпочтительном варианте может быть верным, что

C(p)=(MAP-CVP)/(SVR·<dp/dt>)·f(MAP,p)

при f(MAP,p)=1/[1.8·p/MAP-0.68-4.5·(p/MAP)²]

где параметры МАР, SVR и <dp/dt>, и если необходимо, также CVP, регулярно переопределяются.

Однако варианты, в которых не пересчитываются регулярно параметры функции податливости или не учитывается податливость, также в основном соответствуют изобретению, хотя они и не являются предпочтительными.

В дальнейшем будет более подробно описан пример особо предпочтительного варианта изобретения с использованием соответствующего чертежа, который следует понимать как сугубо схематический.

В этой связи, на чертеже показана сильно упрощенная блок-схема устройства согласно изобретению, а также сегмент сердечно-сосудистой системы пациента, показанный в общих чертах.

Устройство на чертеже содержит подсистему ввода-вывода (I/O) с тремя каналами ввода 1,2,3.

Сигнал давления, который соответствует, по меньшей мере, приблизительно, давлению аорты пациента, непрерывно считывается с помощью первого канала ввода 1. Это может быть аналоговый сигнал датчика, который оцифровывается аналого-цифровым преобразователем, или уже цифровой сигнал считывается из внешнего преобразователя 4 измерения давления.

На практике артериальное давление, которое измеряется предпочтительно как можно ближе к аорте с помощью артериального катетера 5, служит в качестве давления, которое приблизительно соответствует давлению аорты. Местом измерения может служить ножная артерия 6, как показано на изображенном сегменте сердечно-сосудистой системы, содержащем сердце 7, дугу 8 аорты, малый круг 9 кровообращения и большой круг 10 кровообращения.

Артериальный катетер 5 также содержит температурный датчик 11, который можно использовать для измерения термодилюции в целях калибровки. Цифровой измерительный сигнал соответствующего преобразователя 12 измерения температуры считывается вторым каналом ввода 2. Однако данный температурный сигнал может также считываться как аналоговый сигнал и оцифровываться с помощью аналого-цифрового преобразователя.

Сигнал давления, который, по меньшей мере, приблизительно соответствует центральному венозному давлению CVP пациента, считывается третьим каналом ввода 3. Этот сигнал тоже может считываться как аналоговый или цифровой сигнал с помощью другого преобразователя 13 измерения давления. Подходящим местом для измерения является верхняя полая вена 15 пациента. Однако альтернативно можно также оценивать центральное венозное давление CVP пациента; при других обстоятельствах в этой связи достаточно этой оценки как постоянной величины.

Введенный центральный венозный катетер 16 имеет другой просвет 17, через который можно ввести охлажденный болюс, чтобы выполнить чрезлегочное измерение термодилюции. Калибровочные значения SVR_cal, τ_cal и Pd_cal для системного сопротивления, постоянной времени и диастолического артериального давления определяются в рамках калибровки, как пояснялось выше.

Подсистема ввода-вывода данных (I/О) может иметь один или несколько выходных или управляющих каналов 14, которые служат, например, для взаимодействия с периферийным оборудованием или т.п.

Компоненты устройства, которые служат для обработки сигналов, соединены друг с другом с помощью центральной шины (Шина).

Считанный сигнал давления временно сохраняется в рабочей памяти (ОЗУ) как функция времени p(t). Функция p(t) обрабатывается центральным процессорным устройством (ЦПУ), чтобы вычислить из нее объемную скорость кровотока сердца РССО и другие гемодинамические параметры. Соответствующая управляющая программа, которая дает команду центральному процессорному устройству выполнить соответствующие вычисления, находится в постоянной памяти (ПЗУ).

При этом обработка содержит следующие этапы:

Определяют переход между систолой и диастолой как место максимальной кривизны кривой давления, как описано было выше.

Определяют постоянную времени τ из кривой давления и вычисляют системное сосудистое сопротивление SVR_k для текущего периода k^th пульса согласно уравнению:

SVR_k=SVR_cal·(τ/τ_cal)^a·(Pd/Pd_cal)^b

Определяют численный систолический объем кровотока SV_k текущего периода пульса из значений давления периода пульса, т.е. значений давления систолы периода пульса согласно следующему уравнению (со счетной переменной i):

в которое введено:

C_k(p)=(MAP-CVP)_k/[SVR_k·<dp/dt>_k]·f(MAP,pi).

Переопределяют разность между средним артериальным давлением МАР и центральным венозным давлением CVP, а также средний наклон кривой давления в диастоле <dp/dt> для текущего периода пульса. Вычисляют поправочную функцию f(MAP, pi), как было описано выше.

Затем получают объемную скорость кровотока сердца, вычисленную в текущем (k-ом) периоде пульса, как:

PCCO_k=SV_k HR.

Управляющая программа в постоянной памяти (ПЗУ) может, конечно, содержать и дополнительные программы, придающие устройству дополнительные функции.

Функцию p(t) можно отображать с помощью подсистемы 18 отображения, а выведены могут быть объемная скорость кровотока сердца РССО, а также другие гемодинамические параметры.

Конечно, устройство можно оснастить и другими компонентами, известными специалистам, например средством памяти для регистрации необработанных данных и/или вычисленных гемодинамических параметров. Процессорное устройство (ЦПУ) можно оснастить одним или более обычными микропроцессорами, при необходимости с поддержкой сопроцессорами для ускорения плавающих десятичных операций, а также процессорами цифровых сигналов (ПЦС). Соответствующие решения, а также другие детали аппаратного решения можно выполнить аналоговыми для обычных известных устройств анализа контура кривой пульса.

Изобретение относится к устройству для измерения гемодинамического параметра пациента посредством анализа кривой пульса. Сигнал давления, измеряемый артериально, непрерывно считывается с помощью первого канала ввода. Считанный сигнал давления временно хранится в рабочей памяти (ОЗУ). Центральное процессорное устройство (ЦПУ) обрабатывает функцию p(t) для вычисления из нее объемной скорости кровотока сердца РССО и других гемодинамических параметров. Это вычисление содержит следующие этапы: вычисляют системное сосудистое сопротивление SVR_k для текущего периода пульса, определяют численный систолический объем кровотока SV_k текущего периода пульса из значений давления (систолы) периода пульса согласно следующему уравнению:

при податливости C_k(p)=(MAP-CVR)_k/[SVR_k·<dp/dt>_k]·f(MAP,p_i). Переопределяют разность между средним артериальным давлением MAP и центральным венозным давлением CVP, а также средний наклон кривой давления в диастоле <dp/dt> для текущего периода пульса. Вычисляют объемную скорость кровотока сердца в текущем периоде пульса из PCCO_k=SV_k·HR. Таким образом, с помощью параметров, полученных из непрерывно определяемых данных измерения давления, обеспечивается непрерывная перекалибровка системного сосудистого сопротивления, а также податливости. Устройство обеспечивает стабильное качество данных измерения без регулярного повторения калибровочного измерения методом термодилюции. 18 з.п. ф-лы, 1 ил.

1. Устройство для определения гемодинамического параметра пациента методом анализа контура кривой пульса, содержащее
канал ввода (1) для считывания сигнала давления, изменяющегося во времени и, по меньшей мере, приблизительно соответствующего давлению аорты пациента или артериальному давлению вблизи аорты, как функции времени p(t), и
блок вычисления гемодинамического параметра с использованием функции p(t) и системного сопротивления SVR организма пациента,
при этом блок вычисления гемодинамического параметра выполнен с возможностью регулярного многократного перерасчета системного сопротивления SVR организма пациента с использованием функции p(t) и определения при перерасчете системного сопротивления SVR постоянной времени τ приблизительно экспоненциального спада давления во время диастолы.

2. Устройство по п.1, содержащее запоминающее устройство (ОЗУ) для временного хранения сигнала давления, считанного, по меньшей мере, за цикл пульса, как функции времени p(t).

3. Устройство по п.1, в котором перерасчет системного сопротивления выполняется как произведение

где SVR_cal - калибровочное значение системного сопротивления;
τ_cal - калибровочное значение постоянной времени τ;
Pd - диастолическое артериальное давление;
Pd_cal - калибровочное значение диастолического артериального давления, и
a, b - определенные эмпирически или рассчитанные экспоненты.

4. Устройство по п.3, в котором калибровочные значения SVR_cal, τ_cal и Pd_cal определяются в рамках калибровочного измерения методом термодилюции.

5. Устройство по любому из пп.3-4, в котором 0,15<а<0,6, предпочтительно а=0,3.

6. Устройство по любому из пп.3-4, в котором 0,5<b<2, предпочтительно b=1.

7. Устройство по п.1, в котором перерасчет системного сопротивления SVR в каждом случае осуществляется с учетом предыдущего вычисления системного сопротивления по формуле

где SVR_k - пересчитанное системное сопротивление;
SVR_k-1 - системное сопротивление из предыдущего вычисления, и
f - поправочная функция.

8. Устройство по п.2, в котором перерасчет системного сопротивления SVR в каждом случае осуществляется с учетом предыдущего вычисления системного сопротивления по формуле

где SVR_k - пересчитанное системное сопротивление;
SVR_k-1 - системное сопротивление из предыдущего вычисления, и
f - поправочная функция.

9. Устройство по любому из пп.1-4, 1 или 8, в котором блок вычисления гемодинамического параметра дополнительно выполнен с возможностью регулярного перерасчета параметров функции податливости С(р) с использованием функции p(t).

10. Устройство по п.9, в котором перерасчет функции податливости С(р) осуществляется по формуле

где (MAP-CVP)_k - разность между средним артериальным давлением и центральным венозным давлением диастолы текущего периода пульса;
<dp/dt>_k - средний наклон кривой артериального давления в диастоле текущего периода пульса, и
f(p) - поправочная функция.

11. Устройство по п.10, в котором поправочная функция имеет форму

с эмпирически определенными или рассчитанными коэффициентами k₁, k₂, k₃.

12. Устройство по п.11, в котором k₁=9/5, k₂=17/25 и k₃=9/2.

13. Устройство по любому из пп.1-4, 7 или 8, в котором гемодинамическим параметром является объемная скорость кровотока сердца СО как произведение частоты сокращений сердца HR и систолического объема кровотока SV.

14. Устройство по п.13, в котором вычисление систолического объема кровотока выполняется как интеграл

где SVR - системное сопротивление.

15. Устройство по любому из пп.1-4, 7 или 8, в котором блок вычисления гемодинамического параметра содержит средство (дифференцирования) для получения второй производной у" функции p(t), а также средство оценки для определения места максимальной кривизны функции p(t) в интервале определения между максимальным и минимальным значениями функции цикла пульса как места перехода между систолой и диастолой.
16 Устройство по любому из пп.1-4, 7 или 8, имеющее средство вывода (18) для вывода гемодинамического параметра.

17. Устройство по любому из пп.1-4, 7 или 8, имеющее средство соединения для подсоединения артериального катетера (5), пригодного для измерения давления.

18. Устройство по любому из пп.1-4, 7 или 8, имеющее канал ввода (3) для считывания сигнала давления, изменяющегося во времени и, по меньшей мере, приблизительно соответствующего центральному венозному давлению пациента.

19. Устройство по п.18, дополнительно содержащее средство соединения для подсоединения центрального венозного катетера (16), пригодного для измерения давления.