RU98120640A - Аппаратура и способ контроля характеристик сердечной деятельности - Google Patents

Аппаратура и способ контроля характеристик сердечной деятельности

Info

Publication number
RU98120640A
RU98120640A RU98120640/14A RU98120640A RU98120640A RU 98120640 A RU98120640 A RU 98120640A RU 98120640/14 A RU98120640/14 A RU 98120640/14A RU 98120640 A RU98120640 A RU 98120640A RU 98120640 A RU98120640 A RU 98120640A
Authority
RU
Russia
Prior art keywords
signal
bioimpedance
time
determining
electrodes
Prior art date
Application number
RU98120640/14A
Other languages
English (en)
Other versions
RU2195168C2 (ru
Inventor
С.И. Щукин
В.Г. Зубенко
К.Р. Беляев
А.А. Морозов
Вен Х. Йонг
Original Assignee
Рео-График Пте Лтд.
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Priority claimed from US08/629,420 external-priority patent/US5685316A/en
Application filed by Рео-График Пте Лтд. filed Critical Рео-График Пте Лтд.
Publication of RU98120640A publication Critical patent/RU98120640A/ru
Application granted granted Critical
Publication of RU2195168C2 publication Critical patent/RU2195168C2/ru

Links

Claims (1)

1. Набор электродов для определения частоты сердечных сокращений (НR), ударного объема сердца (SV) и минутного сердечного выброса (СО) пациента при помощи измеренных торакальных сигналов биоимпеданса и электрокардиограмм, отличающийся тем, что он включает в себя верхний воздействующий электрод (26), установленный на голове пациента, нижний воздействующий электрод (24), установленный на левой ноге пациента, два верхних измерительных электрода (22), установленных на шее пациента, два нижних измерительных электрода (20), установленных на торсе пациента.
2. Набор электродов по п. 1, отличающийся тем, что геометрия установки электродов дополнительно предусматривает установку верхнего воздействующего электрода (26) на лбу пациента, установку нижнего воздействующего электрода (24) на левом колене пациента, и установку двух нижних измерительных электродов (20) сбоку с двух противоположных сторон грудной клетки пациента.
3. Набор электродов по п. 2, отличающийся тем, что верхний воздействующий электрод (26) представляет собой точечный электрод, установленный на пересечении вертикальной и горизонтальной осевых линий лба пациента.
4. Набор электродов по п. 2 или 3, отличающийся тем, что нижний воздействующий электрод (24) представляет собой точечный электрод, установленный в соответствии с соотношением L < 5R, где L - расстояние между верхним и нижним воздействующими электродами, а R - радиус грудной клетки пациента.
5. Набор электродов по п. 4, отличающийся тем, что верхние измерительные электроды представляют собой два точечных электрода, ориентированных симметрично с противоположных сторон шеи пациента вдоль горизонтальной линии, приблизительно на 4 см выше основания шеи пациента.
6. Набор электродов по п. 4, отличающийся тем, что каждый из двух нижних измерительных электродов представляют собой комплект электродов, причем каждый комплект обеспечивает контактную площадь в диапазоне ориентировочно 12 - 30 см2, при этом нижние измерительные электроды ориентированы сбоку с двух противоположных сторон грудной клетки пациента, приблизительно на уровне мечевидного отростка.
7. Набор электродов по п. 6, отличающийся тем, что каждый из комплектов электродов содержит четыре точечных электрода (28), причем каждый точечный электрод (28) имеет контактную поверхность площадью 4 см2, при этом каждый точечный электрод (28) стоит на углу квадрата со сторонами длиной 5 см, причем все четыре точечных электрода (28) указанного комплекта электродов электрически соединены друг с другом.
8. Набор электродов по п. 7, отличающийся тем, что верхние точечные электроды (28) указанного комплекта электродов ориентировочно лежат на уровне мечевидного отростка пациента.
9. Способ обработки сигнала биоимпеданса и электрокардиограммы для определения частоты сердечных сокращений, ударного объема сердца и минутного сердечного выброса, отличающийся тем, что он включает в себя следующие операции: нахождение характеристик усиление- фаза- частота (GPF) аналоговых входных устройств для измерения биоимпеданса, нахождение характеристик усиление- фаза- частота (GРF) аналоговых входных устройств для измерения электрокардиограммы, измерение биоимпеданса как функции времени на заданном периоде времени при помощи указанных аналоговых входных устройств для измерения биоимпеданса и выработки сигнала биоимпеданса, измерение электрокардиограммы как функции времени на заданном периоде времени при помощи указанных аналоговых входных устройств для измерения электрокардиограммы и выработки сигнала электрокардиограммы (ЭКГ), корректировка искажений сигнала биоимпеданса на основании ранее определенных характеристик GPF, корректировка искажений сигнала электрокардиограммы на основании ранее определенных характеристик GPF, определение действенных QRS комплексов сигнала электрокардиограммы, объединенных с каждым кардиоциклом сигнала электрокардиограммы на заданном периоде времени, локализация контрольных точек на действенных QRS комплексах, обработка сигнала ЭКГ и скорректированного сигнала биоимпеданса для определения частоты сердечных сокращений, дифференцирование по времени скорректированного сигнала биоимпеданса, определение контрольных точек для каждого кардиоцикла дифференцированного по времени сигнала биоимпеданса на заданном периоде времени, определение эффективного времени выброса левого желудочка (ELVET) с использованием контрольных точек дифференцированного сигнала биоимпеданса, связанных с соответствующими контрольными точками QRS, определение нового коэффициента коррекции Zs-q с использованием контрольных точек дифференцированного сигнала биоимпеданса, связанных с соответствующими контрольными точками QRS, расчет ударного объема сердца как функции ELVET, максимального дифференцированного по времени сигнала биоимпеданса (dZ/dt)max, удельного сопротивления крови (Р), расстояния (L) между двумя электродами для измерения напряжения биоимпеданса аналогового входного устройства биоимпеданса, нулевой линии биоимпеданса (Z0), коэффициента коррекции Zs-q и нового масштабирующего коэффициента (К), и вычисление минутного сердечного выброса путем умножения ударного объема сердца на частоту сердечных сокращений.
10. Способ по п. 9, отличающийся тем, что определение характеристик усиление- фаза- частота (GРF) аналоговых входных устройств для измерения биоимпеданса предусматривает определение характеристик фаза- частота и усиление- частота преобразователя, используемого при определении указанных характеристик, ранее его использования при указанном определении.
11. Способ по п. 9, отличающийся тем, что корректировка измеренного сигнала биоимпеданса включает в себя цифровую фильтрацию и фазовую коррекцию измеренного сигнала биоимпеданса для устранения искажений в выходном сигнале указанного преобразователя.
12. Способ по п. 9, отличающийся тем, что определение характеристик усиление- фаза- частота (GРF) аналоговых входных устройств для измерения электрокардиограммы предусматривает определение характеристик фаза-частота и усиление- частота преобразователя, используемого при определении указанных характеристик, ранее его использования при указанном определении.
13. Способ по п. 9, отличающийся тем, что корректировка измеренного сигнала электрокардиограммы включает в себя цифровую фильтрацию и фазовую коррекцию измеренного сигнала электрокардиограммы для устранения искажений в выходном сигнале указанного преобразователя.
14. Способ по п. 9, отличающийся тем, что оценка частоты сердечных сокращений предусматривает использование спектра мощности сигнала биоимпеданса и функции автосвертки указанного спектра мощности.
15. Способ по п. 9, отличающийся тем, что оценка частоты сердечных сокращений предусматривает обработку сигнала электрокардиограммы.
16. Способ по п. 11, отличающийся тем, что корректировка измеренного сигнала биоимпеданса дополнительно включает в себя подавление волн дыхания для удаления нежелательных компонентов спектра мощности, и генерирование сигнала биоимпеданса восстановленной формы.
17. Способ по п. 9, отличающийся тем, что определение действенных QRS комплексов предусматривает определение распределения всех пиков, измеренных на электрокардиограмме в течение периода времени (от фронта (E1) до спада (E2) амплитуд пиков, расчет (Е1, E2) амплитуды огибающей и отброс всех пиков, лежащих вне огибающей.
18. Способ по п. 12, отличающийся тем, что определение характеристик фаза-частота и усиление-частота преобразователя включает в себя следующие операции: генерирование высокоточного синусоидального сигнала импеданса с импедансом от пика до пика, равным приблизительно 0,2 Oм, и нулевым импедансом, лежащим в диапазоне 100 - 200 Ом, подача указанного синусоидального сигнала на преобразователь, измерение выходного сигнала преобразователя, и определение характеристики усиление- фаза- частота Н(f) преобразователя в заданном частотном диапазоне.
19. Способ по п. 18, отличающийся тем, что он дополнительно предусматривает генерирование высокоточного синусоидального сигнала с использованием преобразователя напряжение-импеданс, который включает в себя фоторезистор, фотопередатчик, источник питания и компьютерный интерфейс аналог- цифра- аналог.
20. Способ по п. 19, отличающийся тем, что он дополнительно предусматривает пропускание через указанный интерфейс набора испытательных сигналов с заданной амплитудой и с заданным частотным диапазоном, измерение выходного сигнала указанного преобразователя и анализ указанного выходного сигнала для определения характеристик фаза- частота и усиление- частота.
21. Способ по п. 18, отличающийся тем, что он дополнительно предусматривает использование последующей обработки сигнала для коррекции линейных искажений усиление- фаза- частота, за счет преобразования реальных рабочих характеристик преобразователя в заданные характеристики преобразователя, в которых фазовый сдвиг равен нулю, а усиление считается постоянным в заданном частотном диапазоне.
22. Способ оценки частоты сердечных сокращений, отличающийся тем, что он включает в себя следующие операции: расчет спектра мощности сигнала биоимпеданса, умножение указанного спектра мощности на избранную функцию амплитуда-частота для дифференцирования сигнала и подавления гармоник дыхания, автосвертка результирующего спектра мощности в соответствии с формулой,
ASI(f) = PSa(f) · PSa(2f) PSa(3f)...
и определение максимального значения автосвертки в заданным частотном диапазоне как оценки частоты сердечных сокращений.
23. Способ определения минутного сердечного выброса, отличающийся тем, что он включает в себя следующие операции фильтрация сигнала биоимпеданса для выделения фронтов кардиоциклов, расчет время- амплитудной огибающей кардиоциклов за счет анализа первых пяти гармоник спектра мощности указанного сигнала биоимпеданса после указанной фильтрации, выбор фронтов кардиоциклов путем сравнения с расчетной время-амплитудной огибающей, и отброс ошибочно выделенных фронтов.
24. Способ определения действенных кардиоциклов при помощи скорректированных сигналов биоимпеданса, чтобы удалить кардиоциклы, имеющие мешающие артефакты, отличающийся тем, что он включает в себя следующие операции: нахождение временных и амплитудных соотношений эталонных контрольных точек в пределах индивидуальных кардиоциклов из множества кардиоциклов, сравнение указанных временных и амплитудных соотношений для индивидуальных кардиоциклов из множества кардиоциклов, дальнейшее исследование избранных кардиоциклов, в которых присутствуют артефакты, в соответствии с множеством критериев сравнения.
25. Способ по п. 24, отличающийся тем, что он дополнительно предусматривает использование следующих операций: построение многомерного вектора для каждого избранного кардиоцикла, сравнение указанного многомерного вектора с такими же векторами для других кардиоциклов, и отброс кардиоциклов с векторами, которые не имеют векторов близости при сравнении с последними 50 действенными кардиоциклами и другими возможными кардиоциклами.
26. Способ определения эффективного времени выброса левого желудочка при помощи измеренного сигнала биоимпеданса и при помощи измеренного сигнала электрокардиограммы, отличающийся тем, что он включает в себя следующие операции: фильтрация измеренного сигнала биоимпеданса и подавление в нем волн дыхания, фильтрация измеренного сигнала электрокардиограммы, определение действенных кардиоциклов, вычисление производной по времени сигнала биоимпеданса Y(х), определение максимального значения производной по времени (dZ/dt)max, определение начала эффективного времени выброса (точки S), определение окончания эффективного времени выброса (точки Т), и определение эффективного времени выброса левого желудочка (ELVET) как разности по времени между началом и окончанием эффективного времени выброса.
27. Способ по п. 26, отличающийся тем, что определение начала эффективного времени выброса предусматривает использование следующих операций: определение глобального максимума производной по времени сигнала биоимпеданса для данного действенного кардиоцикла и обозначение этого максимума как точки А, смещение во времени от соответствующей точки А на электрокардиограмме к точке Sa, локализация отклонений от нормы в сигнале биоимпеданса между точками А и Sa, если отклонения от нормы отсутствуют, то данный кардиоцикл отбрасывается как зашумленный, если есть любые отклонения от нормы, то ближайшее отклонение от нормы справа от Sa принимают в качестве начала эффективного времени выброса S, в противном случае принимают в качестве начала эффективного времени выброса S ближайшее отклонение от нормы слева от Sa.
28. Способ по п. 27, отличающийся тем, что определение окончания эффективного времени выброса предусматривает использование следующих операций: определение первого (T1) и второго (T2) локальных минимумов производной по времени сигнала биоимпеданса после точки А, анализ глубины кривой сигнала как для первого (T1), так и для второго (Т2) локальных минимумов, если глубина второго минимума (T2) превышает заданную долю глубины первого минимума (T1), то выбор второго минимума (T2) как Т0 в противном случае, выбор первого минимума (T1) как Т0; и идентификация точки Т как ближайшего локального минимума перед точкой Т0 на графике кривой второй производной Y(х).
29. Способ по п. 28, отличающийся тем, что он дополнительно предусматривает, после идентификация точек T1 и T2 и перед идентификацией точки Т, вне зависимости от относительных амплитуд T1 и T2, использование следующих операций: нахождение заднего конца Т-волны в сигнале электрокардиограммы, если одна из точек Т1 или Т2 лежит вне области заднего конца Т-волны, то выбор другой точки Т1 или Т2, которая не находится вне области заднего конца Т-волны, в качестве Т0.
30. Способ по п. 27, отличающийся тем, что поиск отклонений от нормы производят в группе, которая включает в себя : пересечение нуля dZ/dt (точку Q), локальный минимум в dZ/dt и локальный максимум в третьей производной по времени сигнала биоимпеданса d3Z/dt3.
31. Способ определения ударного объема сердца пациента, отличающийся тем, что он включает в себя следующие операции: определение удельного сопротивления крови P, измерение расстояния L между двумя электродами биоимпеданса, наложенными на пациента, определение базового торакального импеданса Z0, определение ELVET, определение изменений импеданса ΔZ, вызванных притоком крови; и расчет ударного объема сердца SV в соответствии с соотношением:
SV = K·P·(L/Zn)θ·ΔZ
в котором К - новый коэффициент масштабирования, связанный со строением тела пациента.
32. Способ по п. 31, отличающийся тем, что он дополнительно предусматривает расчет К в соответствии со следующим соотношением:
K = Kη-Kθ·[(SCΗEST/(H γ 2 ·W γ 3 )]
в котором
Figure 00000001

33. Способ по п. 32, отличающийся тем, что К0, К1, K2, K3 являются коэффициентами, которые зависят от пола и возраста пациента и лежат в следующих диапазонах:
K0∈[1-4]; K1∈[3-16]; K2∈[0-1]; K3∈[0,1-2].
34. Способ по п. 31, отличающийся тем, что определение ΔZ включает в себя следующие операции: локализация начала QRS комплекса ЭКГ сигнала и обозначение его точкой определение импеданса Zs в точке S, определение импеданса Zq в точке Q, вычисление разности биоимпедансов Zs-q между точками S и Q, и нахождение ΔZ по формуле:
ΔZ = (dZ/dt)max·ELVET+Zs-q
35. Способ подавления волны дыхания для сигнала биоимпеданса, отличающийся тем, что он предусматривает проведение следующих операций: вычисление преобразования Фурье сигнала; локализация первой и второй частотных гармоник кардиоциклов в рассчитанном спектре сигнала, оценка ширины каждой из гармоник; подавление частотных гармоник, лежащих ниже нижнего порогового значения второй гармоники, за исключением гармоник, лежащих в пределах первой частотной гармоники, и вычисление обратного преобразования Фурье сигнала.
36. Система для осуществления текущего контроля гемодинамических параметров с использованием измеренного торакального биоимпеданса и данных электрокардиограмм, отличающаяся тем, что указанная система включает в себя: набор электродов для измерения торакального биоимпеданса и данных электрокардиограмм пациента, чтобы получать аналоговые сигналы, отображающие указанные параметры, средства корректировки ошибок, связанных с указанными аналоговыми сигналами, средства преобразования откорректированных аналоговых сигналов в цифровые сигналы, средства обработки указанных цифровых сигналов для осуществления по меньшей мере одной из следующих операций: оценка частоты сердечных сокращений, подавление артефакта дыхания в указанном сигнале биоимпеданса, опознание кардиоцикла, локализация контрольных точек, и выбор кардиоциклов, не имеющих артефактов.
37. Система по п. 36, отличающаяся тем, что средства корректировки ошибок, связанных с указанными аналоговыми сигналами, включают в себя следующее: средства для определения характеристик усиление- фаза - частота (GPF) входных аналоговых устройств для измерения биоимпеданса, средства для определения характеристик усиление- фаза - частота (GPF) входных аналоговых устройств для измерения электрокардиограммы, средства для измерения биоимпеданса как функции времени в течение данного периода времени при помощи указанных входных аналоговых устройств, и для выработки сигнала биоимпеданса, средства для измерения электрокардиограммы в течение данного периода времени при помощи указанных входных аналоговых устройств, и для выработки сигнала электрокардиограммы (ЭКГ), средства корректировки искажений сигнала биоимпеданса на основе ранее найденных характеристик СРF, и средства корректировки искажений сигнала электрокардиограммы на основе ранее найденных характеристик СРF.
38. Система по п. 37, отличающаяся тем, что указанные средства обработки включают в себя следующее: средства определения действенных QRS комплексов сигнала электрокардиограммы, объединенных с каждым кардиоциклом сигнала электрокардиограммы на заданном периоде времени, средства локализации контрольных точек на действенных QRS комплексах, средства обработки сигнала ЭКГ и скорректированного сигнала биоимпеданса для определения частоты сердечных сокращений; средства дифференцирования по времени скорректированного сигнала биоимпеданса, средства определения контрольных точек для каждого кардиоцикла дифференцированного по времени сигнала биоимпеданса на заданном периоде времени, средства определения эффективного времени выброса левого желудочка (ELVET) с использованием контрольных точек дифференцированного сигнала биоимпеданса, связанных с соответствующими контрольными точками QRS, средства определения нового коэффициента коррекции Zs-q с использованием контрольных точек дифференцированного сигнала биоимпеданса, связанных с соответствующими контрольными точками QRS.
39. Система по п. 37, отличающаяся тем, что указанные средства расчета ударного объема сердца адаптированы к строению тела пациента, его полу и к конкретной форме сигналов ударов сердца.
40. Система по п. 39, отличающаяся тем, что указанные средства расчета ударного объема сердца включают в себя следующее: средства расчета ударного объема как функции ELVET, максимального дифференцированного по времени сигнала биоимпеданса (dZ/dt)max, удельного сопротивления крови (Р), расстояния (L) между двумя электродами для измерения напряжения биоимпеданса аналогового входного устройства биоимпеданса, нулевой линии биоимпеданса (Z0), коэффициента коррекции Zs-q и нового масштабирующего коэффициента (К).
41. Система по п. 40, отличающаяся тем, что указанные средства расчета ударного объема сердца включают в себя средства вычисления минутного сердечного выброса за счет умножения вычисленного ударного объема сердца на найденную частоту сердечных сокращений.
42. Система по п. 37, отличающаяся тем, что указанные средства для определения характеристик усиление- фаза-частота (GРF) входных аналоговых устройств для измерения биоимпеданса содержат средства определения характеристик фаза-частота и усиление-частота преобразователя, используемого при определении указанных характеристик, ранее его использования при указанном определении.
43. Система по п. 37, отличающаяся тем, что указанные средства для корректировки измеренного сигнала биоимпеданса включают в себя средства для цифровой фильтрации и фазовой коррекции измеренного сигнала биоимпеданса, предназначенные для устранения искажений в выходном сигнале указанного преобразователя.
44. Система по п. 37, отличающаяся тем, что указанные средства для определения характеристик усиление- фаза-частота (GРF) аналоговых входных устройств для измерения электрокардиограммы включают в себя средства для определения характеристик фаза-частота и усиление-частота преобразователя, используемого при определении указанных характеристик, ранее его использования при указанном определении.
45. Система по п. 37, отличающаяся тем, что указанные средства корректировки измеренного сигнала электрокардиограммы включают в себя средства для цифровой фильтрации и фазовой коррекции измеренного сигнала электрокардиограммы для устранения искажений в выходном сигнале указанного преобразователя.
46. Система по п. 36, отличающаяся тем, что указанные средства обработки адаптированы для оценки частоты сердечных сокращений с использованием спектра мощности сигнала биоимпеданса и функции автосвертки указанного спектра мощности.
47. Система по п. 36, отличающаяся тем, что указанные средства для оценки частоты сердечных сокращений предусматривают обработку сигнала электрокардиограммы.
48. Система по п. 37, отличающаяся тем, что указанные средства корректировка измеренного сигнала биоимпеданса адаптированы для подавления волн дыхания, чтобы удалять нежелательные компоненты спектра мощности и генерировать сигнал биоимпеданса восстановленной формы.
49. Система по п. 38, отличающаяся тем, что указанные средства определения действенных QRS комплексов адаптированы для нахождения распределения всех пиков, измеренных на электрокардиограмме в течение периода времени (от фронта (E1) до спада (E2) амплитуд пиков, для расчета (E1, E2) амплитуды огибающей и отброса всех пиков, лежащих вне огибающей.
50. Система по п. 42, отличающаяся тем, что указанные средства определения характеристик фаза-частота и усиление-частота преобразователя адаптированы для осуществления следующих операций: генерирование высокоточного синусоидального сигнала импеданса с импедансом от пика до пика, равным приблизительно 0, 2 Oм, и нулевым импедансом, лежащим в диапазоне 100 - 200 Ом, подача указанного синусоидального сигнала на преобразователь, измерение выходного сигнала преобразователя, и определение характеристики усиление- фаза-частота Н(f) преобразователя в заданном частотном диапазоне.
51. Система по п. 50, отличающаяся тем, что она дополнительно включает в себя средства генерирования высокоточного синусоидального сигнала с использованием преобразователя напряжение-импеданс, который содержит фоторезистор, фотопередатчик, источник питания и компьютерный интерфейс аналог- цифра- аналог.
52. Система по п. 51, отличающаяся тем, что она дополнительно включает в себя средства пропускания через указанный интерфейс набора испытательных сигналов с заданной амплитудой и с заданным частотным диапазоном, средства измерения выходного сигнала указанного преобразователя и средства анализа указанного выходного сигнала для определения характеристик фаза-частота и усиление-частота.
53. Система по п. 50, отличающаяся тем, что она дополнительно включает в себя средства для последующей обработки сигнала, предназначенные для корректировки линейных искажений усиление- фаза-частота, за счет преобразования реальных рабочих характеристик преобразователя в заданные характеристики преобразователя, в которых фазовый сдвиг равен нулю, а усиление считается постоянным в заданном частотном диапазоне.
54. Система по п. 36, отличающаяся тем, что указанные средства обработки адаптированы для оценки частоты сердечных сокращений за счет следующих операций: расчет спектра мощности сигнала биоимпеданса, умножение указанного спектра мощности на избранную функцию амплитуда-частота для дифференцирования сигнала и подавления гармоник дыхания, автосвертка результирующего спектра мощности в соответствии с формулой
ASI(f) = PSa(f)·PSa(2f)PSa(3f)...
и определение максимального значения автосвертки в заданном частотном диапазоне как оценки частоты сердечных сокращений.
55. Система по п. 36, отличающаяся тем, что указанные средства обработки адаптированы для опознания кардиоциклов за счет следующих операций: фильтрация сигнала биоимпеданса для выделения фронтов кардиоциклов; расчет время - амплитудной огибающей кардиоциклов за счет анализа первых пяти гармоник спектра мощности указанного сигнала биоимпеданса после указанной фильтрации, выбор фронтов кардиоциклов путем сравнения с расчетной время-амплитудной огибающей, и отброс ошибочно выделенных фронтов.
56. Система по п. 36, отличающаяся тем, что указанные средства обработки адаптированы для выбора действенных кардиоциклов при помощи скорректированных сигналов биоимпеданса, чтобы удалить кардиоциклы, имеющие мешающие артефакты, за счет следующих операций: нахождение временных и амплитудных соотношений эталонных контрольных точек в пределах индивидуальных кардиоциклов из множества кардиоциклов, сравнение указанных временных и амплитудных соотношений для индивидуальных кардиоциклов из множества кардиоциклов, и дальнейшее исследование избранных кардиоциклов, в которых присутствуют артефакты, в соответствии с множеством критериев сравнения.
57. Система по п. 56, отличающаяся тем, что указанные средства обработки дополнительно адаптированы к использованию следующих операций: построение многомерного вектора для каждого избранного кардиоцикла, сравнение указанного многомерного вектора с такими же векторами для других кардиоциклов, и отброс кардиоциклов с векторами, которые не имеют векторов близости при сравнении с последними 50 действенными кардиоциклами и другими возможными кардиоциклами.
58. Система по п. 38, отличающаяся тем, что указанные средства обработки дополнительно адаптированы для определения эффективного времени выброса левого желудочка при помощи сигнала биоимпеданса и сигнала электрокардиограммы, за счет осуществления следующих операций: фильтрация измеренного сигнала биоимпеданса и подавление в нем волн дыхания, фильтрация измеренного сигнала электрокардиограммы, определение действенных кардиоциклов, вычисление производной по времени сигнала биоимпеданса Y(х), определение максимального значения производной по времени (dZ/dt)max, определение начала эффективного времени выброса (точки S), определение окончания эффективного времени выброса (точки Т), и определение эффективного времени выброса левого желудочка (ELVET) как разности по времени между началом и окончанием эффективного времени выброса.
59. Система по п. 58, отличающаяся тем, что определение начала эффективного времени выброса осуществляют за счет использования следующих операций: определение глобального максимума производной по времени сигнала биоимпеданса для данного действенного кардиоцикла и обозначение этого максимума как точки A, смешение во времени от соответствующей точки А на электрокардиограмме к точке Sa, локализация отклонений от нормы в сигнале биоимпеданса между точками А и Sa, если отклонения от нормы отсутствуют, то данный кардиоцикл отбрасывается как зашумленный, если есть любые отклонения от нормы, то ближайшее отклонение от нормы справа от Sa принимают в качестве начала эффективного времени выброса S, в противном случае принимают в качестве начала эффективного времени выброса S ближайшее отклонение от нормы слева от Sa.
60. Система по п. 59, отличающаяся тем, что определение окончания эффективного времени выброса осуществляют за счет использования следующих операций: определение первого (T1) и второго (T2) локальных минимумов производной по времени сигнала биоимпеданса после точки А, анализ глубины кривой сигнала как для первого (T1), так и для второго (T2) локальных минимумов, если глубина второго минимума (T2) превышает заданную долю глубины первого минимума (T1), выбор второго минимума (T2) как T0, в противном случае, выбор первого минимума (T1) как T0, и идентификация точки Т как ближайшего локального минимума перед точкой То на графике кривой второй производной Y(х).
61. Система по п. 60, отличающаяся тем, что указанные средства обработки дополнительно адаптированы, после идентификация точек T1 и T2 и перед идентификацией точки Т, вне зависимости от относительных амплитуд T1 и T2, к использованию следующих операций: нахождение заднего конца Т-волны в сигнале электрокардиограммы, если одна из точек T1 или T2 лежит вне области заднего конца Т-волны, то выбор другой точки T1 или T2, которая не находится вне области заднего конца Т-волны, в качестве T0.
62. Система по п. 59, отличающаяся тем, что поиск отклонений от нормы производят в группе, которая включает в себя: пересечение нуля dZ/dt (точку Q), локальный минимум в dZ/dt и локальный максимум в третьей производной по времени сигнала биоимпеданса d3Z/dt3.
63. Система по п. 39, отличающаяся тем, что указанные средства обработки адаптированы к определению ударного объема сердца за счет осуществления следующих операций: определение удельного сопротивления крови Р, измерение расстояния L между двумя электродами биоимпеданса, наложенными на пациента, определение базового торакального импеданса Z0, определение ELVET, определение изменений импеданса Z, вызванных притоком крови, и расчет ударного объема сердца SV в соответствии с соотношением:
SV = KP(L/Zη)θΔZ,
в котором К - новый коэффициент масштабирования, связанный со строением тела пациента.
64. Система по п. 63, отличающаяся тем, что расчет К производят в соответствии со следующим соотношением:
K = Kη-Kθ·[(SCHEST/(H γ 2 ·W γ 3 )],
где
Figure 00000002

65. Система по п. 64, отличающаяся тем, что K0, K1, K2, K3 являются коэффициентами, которые зависят от пола и возраста пациента и лежат в следующих диапазонах:
K0∈[1-4]; K1∈[3-16];
K2∈[0-1]; K3∈[0,1-2].
66. Система по п. 63, отличающаяся тем, что определение ΔZ включает в себя следующие операции: локализация начала QRS комплекса ЭКГ сигнала и обозначение его точкой Q; определение импеданса Zs в точке S, определение импеданса Zq в точке Q, вычисление разности биоимпедансов Zs-q между точками S и Q, и нахождение ΔZ по формуле:
ΔZ = (dZ/dt)γγELVET+Z.
67. Система по п. 36, отличающаяся тем, что указанные средства обработки адаптированы к подавлению артефакта дыхания за счет проведения следующих операций: вычисление преобразования Фурье сигнала, локализация первой и второй частотных гармоник кардиоциклов в рассчитанном спектре сигнала, оценка ширины каждой из гармоник, подавление частотных гармоник, лежащих ниже нижнего порогового значения второй гармоники, за исключением гармоник, лежащих в пределах первой частотной гармоники, и вычисление обратного преобразования Фурье сигнала.
68. Система по п. 67, отличающаяся тем, что она включает в себя набор электродов, который содержит: верхний воздействующий электрод, установленный на голове пациента, нижний воздействующий электрод, установленный не левой ноге пациента, два верхних измерительных электрода, установленных на шее пациента, два нижних измерительных электрода, установленных на торсе пациента.
69. Система по п. 68, отличающаяся тем, что геометрия установки электродов дополнительно предусматривает: установку верхнего воздействующего электрода на лбу пациента, установку нижнего воздействующего электрода на левом колене пациента, установку двух верхних измерительных электродов на шее пациента, и установку двух нижних измерительных электродов сбоку с двух противоположных сторон грудной клетки пациента.
70. Система по п. 69, отличающаяся тем, что верхний воздействующий электрод представляет собой точечный электрод, установленный на пересечении вертикальной и горизонтальной осевых линий лба пациента.
71. Система по п. 68 или 69, отличающаяся тем, что нижний воздействующий электрод представляет собой точечный электрод, установленный в соответствии с соотношением L < 5R, где L - расстояние между верхним и нижним воздействующими электродами, а R-радиус грудной клетки пациента.
72. Система по пп. 68, 69 или 70, отличающаяся тем, что верхние измерительные электроды представляют собой два точечных электрода, ориентированных симметрично с противоположных сторон шеи пациента вдоль горизонтальной линии, приблизительно на 4 см выше основания шеи пациента.
73. Система по пп. 69, 70, 71 или 72, отличающаяся тем, что использованы два нижних измерительных электродов, причем каждый из нижних измерительных электродов представляют собой комплект электродов, при этом каждый указанный комплект обеспечивает контактную площадь в диапазоне ориентировочно 12 - 30 см2, ориентированную сбоку с двух противоположных сторон грудной клетки пациента, приблизительно на уровне мечевидного отростка.
74. Система по п. 73, отличающаяся тем, что каждый из комплектов электродов содержит четыре точечных электрода, причем каждый точечный электрод имеет контактную поверхность площадью 4 см2, при этом каждый точечный электрод стоит на углу квадрата со сторонами длиной 5 см, причем все четыре точечных электрода указанного комплекта электродов электрически соединены друг с другом.
75. Система по п. 74, отличающаяся тем, что верхние точечные электроды каждого комплекта электродов лежат на уровне мечевидного отростка пациента.
RU98120640/14A 1996-04-08 1997-04-07 Аппаратура и способ контроля характеристик сердечной деятельности RU2195168C2 (ru)

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US629,420 1996-04-08
US08/629,420 US5685316A (en) 1996-04-08 1996-04-08 Non-invasive monitoring of hemodynamic parameters using impedance cardiography

Publications (2)

Publication Number Publication Date
RU98120640A true RU98120640A (ru) 2000-09-10
RU2195168C2 RU2195168C2 (ru) 2002-12-27

Family

ID=24522916

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
RU98120640/14A RU2195168C2 (ru) 1996-04-08 1997-04-07 Аппаратура и способ контроля характеристик сердечной деятельности

Country Status (8)

Country Link
US (2) US5685316A (ru)
EP (2) EP0901342A1 (ru)
JP (1) JP3486419B2 (ru)
CN (1) CN1221325A (ru)
AU (1) AU748652B2 (ru)
CA (1) CA2251250C (ru)
RU (1) RU2195168C2 (ru)
WO (1) WO1997037591A1 (ru)

Families Citing this family (154)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
NL1001282C2 (nl) * 1995-09-26 1997-03-28 A J Van Liebergen Holding B V Inrichting voor slagvolumebepaling van een menselijk hart.
US6002952A (en) 1997-04-14 1999-12-14 Masimo Corporation Signal processing apparatus and method
US6520917B1 (en) * 1997-12-04 2003-02-18 Horst Erhard Kunig Method and apparatus for measuring functionality of a periodically changing system
US6161036A (en) * 1997-12-25 2000-12-12 Nihon Kohden Corporation Biological signal transmission apparatus
US6007491A (en) * 1998-02-06 1999-12-28 Southwest Research Institute Cardiac output monitor using fuzzy logic blood pressure analysis
AUPP711998A0 (en) * 1998-11-13 1998-12-10 Micromedical Industries Limited Wrist mountable monitor
NL1012223C2 (nl) * 1999-06-03 2000-12-06 Martil Instr B V Hartgangmaker alsmede gangmakereenheid en elektrische draad daarvoor.
AUPQ113799A0 (en) 1999-06-22 1999-07-15 University Of Queensland, The A method and device for measuring lymphoedema
FI110405B (fi) * 1999-07-08 2003-01-31 Instrumentarium Oy Menetelmä sydämen lyöntitilavuuden jatkuvaksi seuraamiseksi
US20040039419A1 (en) 1999-09-30 2004-02-26 Stickney Ronald E. Apparatus, software, and methods for cardiac pulse detection using a piezoelectric sensor
US6440082B1 (en) 1999-09-30 2002-08-27 Medtronic Physio-Control Manufacturing Corp. Method and apparatus for using heart sounds to determine the presence of a pulse
US20030109790A1 (en) * 2001-12-06 2003-06-12 Medtronic Physio-Control Manufacturing Corp. Pulse detection method and apparatus using patient impedance
US9248306B2 (en) 1999-09-30 2016-02-02 Physio-Control, Inc. Pulse detection apparatus, software, and methods using patient physiological signals
US6322514B1 (en) 2000-03-13 2001-11-27 Instrumentarium Corporation Method for determining cardiac characteristics of subject
US6522914B1 (en) * 2000-07-14 2003-02-18 Cardiac Pacemakers, Inc. Method and apparatuses for monitoring hemodynamic activities using an intracardiac impedance-derived parameter
US6615077B1 (en) * 2000-08-14 2003-09-02 Renal Research Institute, Llc Device and method for monitoring and controlling physiologic parameters of a dialysis patient using segmental bioimpedence
US7069070B2 (en) 2003-05-12 2006-06-27 Cardiac Pacemakers, Inc. Statistical method for assessing autonomic balance
US6589267B1 (en) * 2000-11-10 2003-07-08 Vasomedical, Inc. High efficiency external counterpulsation apparatus and method for controlling same
US6511438B2 (en) 2001-04-03 2003-01-28 Osypka Medical Gmbh Apparatus and method for determining an approximation of the stroke volume and the cardiac output of the heart
US6907288B2 (en) * 2001-04-10 2005-06-14 Cardiac Pacemakers, Inc. Cardiac rhythm management system adjusting rate response factor for treating hypotension
US6912420B2 (en) * 2001-04-10 2005-06-28 Cardiac Pacemakers, Inc. Cardiac rhythm management system for hypotension
DE10125359B4 (de) * 2001-05-23 2005-07-28 Osypka Medical Gmbh Wechselstromquelle zur Erzeugung eines durch den Körper zu sendenden Wechselstroms und Verfahren zur Erzeugung eines stabilen Wechselstroms
WO2003003920A2 (en) * 2001-07-05 2003-01-16 Gennady Gedevanishvili Method and device for non-invasive research of blood distribution and its circulatory characteristics in warm-blooded organism
US6625487B2 (en) 2001-07-17 2003-09-23 Koninklijke Philips Electronics N.V. Bioelectrical impedance ECG measurement and defibrillator implementing same
US7191000B2 (en) * 2001-07-31 2007-03-13 Cardiac Pacemakers, Inc. Cardiac rhythm management system for edema
US7822470B2 (en) * 2001-10-11 2010-10-26 Osypka Medical Gmbh Method for determining the left-ventricular ejection time TLVE of a heart of a subject
CA2407579C (en) 2001-10-11 2012-12-11 Markus J. Osypka Calibration of a doppler velocimeter for stroke volume determination
US20050004767A1 (en) * 2003-04-30 2005-01-06 Green Sol F. Method and system for validating changes in medical practice, procedures and product choice
DE60215458T2 (de) * 2002-04-03 2007-08-23 Osypka Medical Gmbh Apparat zur automatischen Bestimmung von hämodynamisch optimalen Herzstimulationsparameterwerten
US6887239B2 (en) * 2002-04-17 2005-05-03 Sontra Medical Inc. Preparation for transmission and reception of electrical signals
US20030233118A1 (en) * 2002-06-13 2003-12-18 Hui John C. K. Method for treating congestive heart failure using external counterpulsation
US7048702B2 (en) 2002-06-13 2006-05-23 Vasomedical, Inc. External counterpulsation and method for minimizing end diastolic pressure
US7092757B2 (en) 2002-07-12 2006-08-15 Cardiac Pacemakers, Inc. Minute ventilation sensor with dynamically adjusted excitation current
EP1388321A1 (en) * 2002-08-09 2004-02-11 Instrumentarium Oyj Method and system for continuous and non-invasive blood pressure measurement
US20040116969A1 (en) 2002-08-26 2004-06-17 Owen James M. Pulse detection using patient physiological signals
US20040039420A1 (en) * 2002-08-26 2004-02-26 Medtronic Physio-Control Manufacturing Corp. Apparatus, software, and methods for cardiac pulse detection using accelerometer data
US7101339B2 (en) 2002-12-13 2006-09-05 Cardiac Pacemakers, Inc. Respiration signal measurement apparatus, systems, and methods
US7043293B1 (en) 2002-12-24 2006-05-09 Cardiodynamics International Corporation Method and apparatus for waveform assessment
US8050764B2 (en) 2003-10-29 2011-11-01 Cardiac Pacemakers, Inc. Cross-checking of transthoracic impedance and acceleration signals
US7272442B2 (en) * 2002-12-30 2007-09-18 Cardiac Pacemakers, Inc. Automatically configurable minute ventilation sensor
CN1767784A (zh) * 2003-04-03 2006-05-03 日本先锋公司 活体信息检测装置及其使用的接触部件、以及活体信息检测部件使用的涂料
WO2004099914A2 (en) * 2003-04-30 2004-11-18 Becton, Dickinson And Company Extranet service site and method for using same
US7646274B2 (en) * 2003-05-01 2010-01-12 Uri Rapoport Apparatus and method for non-invasive measurement of cardiac output
JP5015588B2 (ja) * 2003-05-12 2012-08-29 チーター メディカル インコーポレイテッド 血流および血液量を測定するためのシステムおよび装置
CN100542489C (zh) * 2003-05-21 2009-09-23 皇家飞利浦电子股份有限公司 用于引导导管的装置和方法
US7200440B2 (en) 2003-07-02 2007-04-03 Cardiac Pacemakers, Inc. Cardiac cycle synchronized sampling of impedance signal
US7455643B1 (en) 2003-07-07 2008-11-25 Nellcor Puritan Bennett Ireland Continuous non-invasive blood pressure measurement apparatus and methods providing automatic recalibration
DE10332820B4 (de) * 2003-07-18 2006-07-20 Osypka Medical Gmbh Vorrichtung zum potentialgetrennten Umwandeln einer ersten Spannung in eine zweite Spannung zum Messen von Impedanzen und Admittanzen an biologischen Geweben
US8682424B2 (en) * 2003-07-31 2014-03-25 Dst Delta Segments Technology, Inc. Noninvasive multi-channel monitoring of hemodynamic parameters
US7392084B2 (en) 2003-09-23 2008-06-24 Cardiac Pacemakers, Inc. Demand-based cardiac function therapy
US7572226B2 (en) 2003-10-28 2009-08-11 Cardiac Pacemakers, Inc. System and method for monitoring autonomic balance and physical activity
US7806830B2 (en) * 2004-06-16 2010-10-05 Cordeus, Inc. Apparatus and method for determination of stroke volume using the brachial artery
US7261697B2 (en) * 2004-06-16 2007-08-28 Bernstein Donald P Apparatus for determination of stroke volume using the brachial artery
US8068906B2 (en) 2004-06-21 2011-11-29 Aorora Technologies Pty Ltd Cardiac monitoring system
US7387610B2 (en) 2004-08-19 2008-06-17 Cardiac Pacemakers, Inc. Thoracic impedance detection with blood resistivity compensation
US9820658B2 (en) 2006-06-30 2017-11-21 Bao Q. Tran Systems and methods for providing interoperability among healthcare devices
US20060111641A1 (en) * 2004-11-19 2006-05-25 Applied Cardiac Systems, Inc. System and method for ICG recording and analysis
US7570989B2 (en) * 2004-11-22 2009-08-04 Cardiodynamics International Corporation Method and apparatus for signal assessment including event rejection
JP2008529708A (ja) 2005-02-15 2008-08-07 チータ メディカル リミテッド 血流量および血液量を測定するためのシステム、方法、および装置
US7603170B2 (en) * 2005-04-26 2009-10-13 Cardiac Pacemakers, Inc. Calibration of impedance monitoring of respiratory volumes using thoracic D.C. impedance
US7907997B2 (en) 2005-05-11 2011-03-15 Cardiac Pacemakers, Inc. Enhancements to the detection of pulmonary edema when using transthoracic impedance
US9089275B2 (en) 2005-05-11 2015-07-28 Cardiac Pacemakers, Inc. Sensitivity and specificity of pulmonary edema detection when using transthoracic impedance
US7340296B2 (en) 2005-05-18 2008-03-04 Cardiac Pacemakers, Inc. Detection of pleural effusion using transthoracic impedance
GB0511289D0 (en) * 2005-06-03 2005-07-13 Sheffield Teaching Hospitals Method and probe for measuring the impedance of human or animal body tissue
WO2007002992A1 (en) 2005-07-01 2007-01-11 Impedance Cardiology Systems Inc. Pulmonary monitoring system
EP3287073A1 (en) 2005-07-01 2018-02-28 Impedimed Limited Monitoring system
EP1898784B1 (en) 2005-07-01 2016-05-18 Impedimed Limited Method and apparatus for performing impedance measurements
ATE383106T1 (de) 2005-08-17 2008-01-15 Osypka Medical Gmbh Digitale demodulationsvorrichtung und -verfahren zur messung der elektrischen bioimpedanz oder bioadmittanz
JP4752673B2 (ja) * 2005-10-06 2011-08-17 コニカミノルタセンシング株式会社 脈波データ解析方法、システム、プログラム
EP1948017B1 (en) 2005-10-11 2014-04-02 Impedimed Limited Hydration status monitoring
US20070179387A1 (en) * 2006-01-27 2007-08-02 Kunig Horst E Method and apparatus for measuring reserves of a periodically changing system
US20090132201A1 (en) * 2006-01-27 2009-05-21 Horst Erhard Kunig Method and apparatus for measuring performance of a periodically changing system accomplishing a task
US8968195B2 (en) 2006-05-12 2015-03-03 Bao Tran Health monitoring appliance
US8323189B2 (en) 2006-05-12 2012-12-04 Bao Tran Health monitoring appliance
US9060683B2 (en) 2006-05-12 2015-06-23 Bao Tran Mobile wireless appliance
US7558622B2 (en) * 2006-05-24 2009-07-07 Bao Tran Mesh network stroke monitoring appliance
US7539532B2 (en) 2006-05-12 2009-05-26 Bao Tran Cuffless blood pressure monitoring appliance
US7539533B2 (en) 2006-05-16 2009-05-26 Bao Tran Mesh network monitoring appliance
CA2653406C (en) 2006-05-30 2015-03-17 The University Of Queensland Impedance measurements
US7569019B2 (en) * 2006-06-16 2009-08-04 Frank Bour Analysis and use of cardiographic bioimpedance measurements
CA2670293C (en) 2006-11-30 2017-01-03 Impedimed Limited Measurement apparatus
DE102006057987A1 (de) * 2006-12-08 2008-06-19 Siemens Ag Vorrichtung und Verfahren zur Bildgebung
US7846104B2 (en) * 2007-02-08 2010-12-07 Heart Force Medical Inc. Monitoring physiological condition and detecting abnormalities
US8876725B2 (en) * 2007-02-23 2014-11-04 Cheetah Medical, Inc. Method and system for estimating exercise capacity
US9095271B2 (en) 2007-08-13 2015-08-04 Cheetah Medical, Inc. Dynamically variable filter
WO2008107899A1 (en) * 2007-03-07 2008-09-12 Cheetah Medical Ltd. Method and system for monitoring sleep
US8523777B2 (en) * 2007-04-19 2013-09-03 Cheetah Medical, Inc. Method, apparatus and system for predicting electromechanical dissociation
WO2008128281A1 (en) 2007-04-20 2008-10-30 Impedimed Limited Monitoring system and probe
US20100121398A1 (en) * 2007-04-27 2010-05-13 St. Jude Medical Ab Implantable medical device and method for monitoring valve movements of a heart
CN100571612C (zh) * 2007-07-13 2009-12-23 深圳迪美泰数字医学技术有限公司 用于临床或非临床生物信号记录的纯数字医用放大器
US20110046505A1 (en) 2007-08-09 2011-02-24 Impedimed Limited Impedance measurement process
EP2210126A4 (en) * 2007-10-24 2011-08-31 Kirsen Technologies Corp SYSTEM AND METHOD FOR ROOM CONTROL AND REMOTE MONITORING
ES2385602T3 (es) * 2008-02-07 2012-07-27 Pulsion Medical Systems Ag Aparato y procedimiento para determinar un parámetro fisiológico
EP2249696B1 (en) * 2008-02-14 2017-06-07 N.I. MEDICAL Ltd. Method and system for use in monitoring left ventricular dysfunction
US8457726B2 (en) 2008-04-29 2013-06-04 St. Jude Medical, AB Heart failure detecting medical device
US8398556B2 (en) 2008-06-30 2013-03-19 Covidien Lp Systems and methods for non-invasive continuous blood pressure determination
US8660799B2 (en) 2008-06-30 2014-02-25 Nellcor Puritan Bennett Ireland Processing and detecting baseline changes in signals
US8506498B2 (en) 2008-07-15 2013-08-13 Nellcor Puritan Bennett Ireland Systems and methods using induced perturbation to determine physiological parameters
CZ306759B6 (cs) 2008-08-05 2017-06-21 Univerzita Karlova v Praze, Lékařská fakulta v Plzni Diagnostický systém pro zjištování a sledování bioimpedance hrudníku a stanovení emergentních stavů hrudníku
AU2009294179B2 (en) 2008-09-22 2015-01-22 Cheetah Medical Inc. System and method for determining blood flow
US8532751B2 (en) 2008-09-30 2013-09-10 Covidien Lp Laser self-mixing sensors for biological sensing
US9301697B2 (en) 2008-09-30 2016-04-05 Nellcor Puritan Bennett Ireland Systems and methods for recalibrating a non-invasive blood pressure monitor
US9687161B2 (en) 2008-09-30 2017-06-27 Nellcor Puritan Bennett Ireland Systems and methods for maintaining blood pressure monitor calibration
US9314168B2 (en) 2008-09-30 2016-04-19 Nellcor Puritan Bennett Ireland Detecting sleep events using localized blood pressure changes
WO2010060152A1 (en) 2008-11-28 2010-06-03 Impedimed Limited Impedance measurement process
CZ2008802A3 (cs) * 2008-12-15 2010-06-23 Ústav prístrojové techniky AV CR, v.v.i. Zarízení pro merení vlastností toku krve a zpusob jeho pripojení
US8216136B2 (en) 2009-03-05 2012-07-10 Nellcor Puritan Bennett Llc Systems and methods for monitoring heart rate and blood pressure correlation
US9314180B2 (en) * 2009-05-05 2016-04-19 Siemens Medical Solutions Usa, Inc. Heart electrophysiological signal analysis system
US20100292584A1 (en) * 2009-05-15 2010-11-18 Chih-Hsin Lee Spectrum analytical method for quantifying heat-lung interaction
US9198582B2 (en) 2009-06-30 2015-12-01 Nellcor Puritan Bennett Ireland Determining a characteristic physiological parameter
US8290730B2 (en) 2009-06-30 2012-10-16 Nellcor Puritan Bennett Ireland Systems and methods for assessing measurements in physiological monitoring devices
US8628477B2 (en) 2009-07-31 2014-01-14 Nellcor Puritan Bennett Ireland Systems and methods for non-invasive determination of blood pressure
AT508114B1 (de) 2009-09-03 2010-11-15 Heller Arnulf Dipl Ing Vorrichtung zur nicht-invasiven bestimmung des arteriellen blutdrucks
US9220440B2 (en) 2009-09-21 2015-12-29 Nellcor Puritan Bennett Ireland Determining a characteristic respiration rate
US9066660B2 (en) 2009-09-29 2015-06-30 Nellcor Puritan Bennett Ireland Systems and methods for high-pass filtering a photoplethysmograph signal
US8463347B2 (en) 2009-09-30 2013-06-11 Nellcor Puritan Bennett Ireland Systems and methods for normalizing a plethysmograph signal for improved feature analysis
AU2010312305B2 (en) 2009-10-26 2014-01-16 Impedimed Limited Fluid level indicator determination
JP5755234B2 (ja) 2009-11-18 2015-07-29 インぺディメッド リミテッドＩｍｐｅｄｉｍｅｄ Ｌｉｍｉｔｅｄ 患者−電極間測定のための装置およびシステム
US9451887B2 (en) 2010-03-31 2016-09-27 Nellcor Puritan Bennett Ireland Systems and methods for measuring electromechanical delay of the heart
US8898037B2 (en) 2010-04-28 2014-11-25 Nellcor Puritan Bennett Ireland Systems and methods for signal monitoring using Lissajous figures
RU2463952C2 (ru) * 2010-09-30 2012-10-20 Общество с ограниченной ответственностью "ТОЧНАЯ ЭЛЕКТРОНИКА" Устройство мобильной связи с возможностью кардиомониторинга
US8825428B2 (en) 2010-11-30 2014-09-02 Neilcor Puritan Bennett Ireland Methods and systems for recalibrating a blood pressure monitor with memory
US9357934B2 (en) 2010-12-01 2016-06-07 Nellcor Puritan Bennett Ireland Systems and methods for physiological event marking
US9259160B2 (en) 2010-12-01 2016-02-16 Nellcor Puritan Bennett Ireland Systems and methods for determining when to measure a physiological parameter
US9380947B2 (en) 2011-07-25 2016-07-05 Cheetah Medical, Inc. Method and system for monitoring hemodynamics
US9060695B2 (en) 2011-11-30 2015-06-23 Covidien Lp Systems and methods for determining differential pulse transit time from the phase difference of two analog plethysmographs
AU2012351988B2 (en) 2011-12-14 2017-05-04 Impedimed Limited Devices, systems and methods for determining the relative spatial change in subsurface resistivities across frequencies in tissue
CN104349713B (zh) * 2012-04-23 2018-09-14 普莱柯迪尔公司 确定指示心脏功能障碍和异常的信息的设备
UA104073C2 (ru) 2012-07-13 2013-12-25 Илья Анатольевич Чайковский Способ оценивания степени ишемических поражений миокарда на основе анализа временных изменений показателей плотности тока
US9295393B2 (en) 2012-11-09 2016-03-29 Elwha Llc Embolism deflector
US9865176B2 (en) 2012-12-07 2018-01-09 Koninklijke Philips N.V. Health monitoring system
CN104379055B (zh) 2012-12-14 2018-05-15 皇家飞利浦有限公司 用于测量用户的生理参数的设备
CN103083011B (zh) * 2013-01-22 2014-11-05 西安交通大学 利用胸阻抗二阶差分图辅助实时定位心电r波峰的方法
BR112015022115A2 (pt) * 2013-03-14 2017-07-18 Koninklijke Philips Nv dispositivo para obter informações de sinais vitais de um indivíduo, método para obter informações de sinais vitais de um indivíduo, aparelho de processamento para obter informações de sinais vitais de um indivíduo, método de processamento para obter informações de sinais vitais de um indivíduo, e, programa de computador
ES2537351B1 (es) 2013-11-04 2015-12-03 Universidad De Sevilla Sensor inteligente de bioimpedancia para aplicaciones biomédicas
JP6509901B2 (ja) * 2014-04-01 2019-05-08 コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェＫｏｎｉｎｋｌｉｊｋｅ Ｐｈｉｌｉｐｓ Ｎ．Ｖ． 中心腔潅流計算
CN104000578A (zh) * 2014-06-11 2014-08-27 复旦大学 用于心电信号qrs波实时检测的asic芯片
KR102299361B1 (ko) 2014-09-03 2021-09-07 삼성전자주식회사 혈압을 모니터링하는 장치 및 방법, 혈압 모니터링 기능을 갖는 웨어러블 디바이스
KR20160047838A (ko) * 2014-10-23 2016-05-03 삼성전자주식회사 생체 신호 처리 방법 및 그 장치
DE102014226674A1 (de) * 2014-12-19 2016-06-23 Technische Universität München Verfahren, Datenverarbeitungsvorrichtung, Computerprogrammprodukt und Datenträger zum Indizieren mindestens eines hämodynamischen und/oder biochemischen Parameters eines Lebewesens
KR102411658B1 (ko) 2015-01-15 2022-06-21 삼성전자주식회사 생체 정보 검출 장치
KR102384225B1 (ko) 2015-03-06 2022-04-07 삼성전자주식회사 혈압 측정 장치 및 방법
US9737223B2 (en) 2015-05-13 2017-08-22 Medtronic, Inc. Determining onset of cardiac depolarization and repolarization waves for signal processing
WO2016198288A1 (en) 2015-06-12 2016-12-15 Koninklijke Philips N.V. Surface electromyography system, recorder and method
US9782094B2 (en) 2015-07-31 2017-10-10 Medtronic, Inc. Identifying ambiguous cardiac signals for electrophysiologic mapping
KR102434701B1 (ko) 2015-09-01 2022-08-22 삼성전자주식회사 생체 정보 획득 장치 및 생체 정보 획득 방법과 생체 정보 검사 장치
CN106236091A (zh) * 2016-08-30 2016-12-21 苏州品诺维新医疗科技有限公司 一种检测血液状态的装置及判断电极对异常的方法
CN106377259B (zh) * 2016-08-30 2019-05-31 苏州涵轩信息科技有限公司 一种血液状态检测装置及获取阻抗变化值的方法
KR102655671B1 (ko) 2016-10-12 2024-04-05 삼성전자주식회사 생체정보 추정 장치 및 방법
US11419539B2 (en) 2017-12-22 2022-08-23 Regents Of The University Of Minnesota QRS onset and offset times and cycle selection using anterior and posterior electrode signals
US11298547B2 (en) * 2018-07-27 2022-04-12 Medtronic, Inc. Fluid status detection from a cardiac electrical signal and impedance signal
RU2718296C1 (ru) * 2019-04-15 2020-04-01 федеральное государственное бюджетное образовательное учреждение высшего образования "Омский государственный медицинский университет" Министерства здравоохранения Российской Федерации (ФГБОУ ВО ОмГМУ Минздрава России) Способ исследования биологических объектов на основе анализа нелинейных искажений проходящего электрического сигнала
CN112244853B (zh) * 2020-10-26 2022-05-13 生物岛实验室 边缘计算节点的制造方法和边缘计算节点
KR102407355B1 (ko) * 2021-02-04 2022-06-10 주식회사 바이랩 비침습적으로 기류성분과 혈류성분을 분리하여 측정하는 장치 및 그 방법

Family Cites Families (22)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US3340867A (en) * 1964-08-19 1967-09-12 Univ Minnesota Impedance plethysmograph
US4016868A (en) * 1975-11-25 1977-04-12 Allison Robert D Garment for impedance plethysmograph use
US4458694A (en) * 1977-11-02 1984-07-10 Yeda Research & Development Co., Ltd. Apparatus and method for detection of tumors in tissue
US4450527A (en) * 1982-06-29 1984-05-22 Bomed Medical Mfg. Ltd. Noninvasive continuous cardiac output monitor
GB8431500D0 (en) * 1984-12-13 1985-01-23 Antec Systems Measurement of thoracic impedances
US4781201A (en) * 1984-12-27 1988-11-01 American Home Products Corporation (Del.) Cardiovascular artifact filter
US4836214A (en) * 1986-12-01 1989-06-06 Bomed Medical Manufacturing, Ltd. Esophageal electrode array for electrical bioimpedance measurement
US4870578A (en) * 1987-08-19 1989-09-26 Bomed Medical Manufacturing, Ltd. Diastolic clamp for bioimpedance measuring device
US4807638A (en) * 1987-10-21 1989-02-28 Bomed Medical Manufacturing, Ltd. Noninvasive continuous mean arterial blood prssure monitor
US4854327A (en) * 1988-03-07 1989-08-08 Kunig Horst E Non-invasive and continuous cardiac performance monitoring device
US4979110A (en) * 1988-09-22 1990-12-18 Massachusetts Institute Of Technology Characterizing the statistical properties of a biological signal
US5046502A (en) * 1990-01-22 1991-09-10 Kunig Horst E Method and apparatus for measuring cardiac efficiency
US5178154A (en) * 1990-09-18 1993-01-12 Sorba Medical Systems, Inc. Impedance cardiograph and method of operation utilizing peak aligned ensemble averaging
US5309917A (en) * 1991-09-12 1994-05-10 Drexel University System and method of impedance cardiography and heartbeat determination
US5423326A (en) * 1991-09-12 1995-06-13 Drexel University Apparatus and method for measuring cardiac output
US5261411A (en) * 1991-12-27 1993-11-16 Abbott Laboratories Thermal drift correction while continuously monitoring cardiac output
IL102300A (en) * 1992-06-24 1996-07-23 N I Medical Ltd Non-invasive system for determining of the main cardiorespiratory parameters of the human body
US5297557A (en) * 1992-10-14 1994-03-29 Del Mar Avionics Stress test system with bidirectional filter
US5265615A (en) * 1992-12-18 1993-11-30 Eyal Frank Method and apparatus for continuous measurement of cardiac output and SVR
US5406955A (en) * 1993-03-12 1995-04-18 Hewlett-Packard Corporation ECG recorder and playback unit
US5505209A (en) * 1994-07-07 1996-04-09 Reining International, Ltd. Impedance cardiograph apparatus and method
US5503157A (en) * 1995-03-17 1996-04-02 Sramek; Bohumir System for detection of electrical bioimpedance signals

Similar Documents

Publication Publication Date Title
RU98120640A (ru) Аппаратура и способ контроля характеристик сердечной деятельности
RU2195168C2 (ru) Аппаратура и способ контроля характеристик сердечной деятельности
US5443073A (en) System and method of impedance cardiography monitoring
US5341811A (en) Method and apparatus for observation of ventricular late potentials
US5211179A (en) System and method for analyzing selected signal components in electrocardiographic signals, particularly late potentials in electrocardiograms
WO2013054242A1 (en) Method and system to fully-automatically measure the st-segment level of electrocardiograms in real-time ecg monitoring
US5913308A (en) Apparatus and method for determining respiratory effort from muscle tremor information in ECG signals
García et al. ECG-based detection of body position changes in ischemia monitoring
CN110226919B (zh) 心电信号类型检测方法、装置、计算机设备及存储介质
US5690118A (en) Method and apparatus for correcting non-physiological variations in ECG signals
JPH0798346A (ja) 高分解能スペクトル分析方法
Hu et al. Adaptive filtering and characteristics extraction for impedance cardiography
Barbosa et al. Reduction of electromyographic noise in the signal-averaged electrocardiogram by spectral decomposition
JPH08510398A (ja) 心臓波形の分析
CN113116359A (zh) 用于估计残余ecg噪声水平和自适应噪声阈值的方法和***
Rasoolzadeh et al. Variability of premature ventricular contraction localization with respect to source and forward model variation in clinical data
Mayapur Detection and Processing of the R Peak
EP0137769A4 (en) VENTRICULAR TACHYCARDY SYSTEM AND PREDICTION.
Mengko et al. Design and implementation of 12 Lead ECG signals interpretation system
Herrera et al. A high resolution ECG tool for detection of atrial and ventricular late potentials
Padhy et al. Synthesis of 12-lead ECG from a reduced lead set using singular value decomposition
Flowers et al. Application of Beat‐to‐Beat Techniques
Joseph et al. Detection of Waves in ECG for Arrhythmia Classification
Sebastian Wavelet based denoising of ECG and ICG signals
IBRAHIM AN ECG CLASSIFIER USING FIR WITH A QRS RESPONSE