Способ непрерывной неинвазивной адаптивной регистрации центрального артериального давления и устройство для его реализации

Группа изобретений относится к медицине, а именно к способу непрерывной неинвазивной адаптивной регистрации центрального артериального давления (ЦАД) и устройству для его осуществления. При этом в положении лежа на теле пациента ортогонально направлению пульсовой волны устанавливают удлиненные датчики для регистрации механических колебаний. При положении пациента лежа на спине один датчик располагают непосредственно под аортой - под лопатками лежащего на спине человека, а второй датчик располагают на задние ветви подвздошной артерии - под ягодицами пациента. При положении пациента лежа на животе один датчик располагают непосредственно под аортой - чуть ниже сосков лежащего на животе человека, а второй датчик располагают непосредственно под брюшной аортой - чуть выше пупка лежащего на животе человека. Одновременно регистрируют на поверхности тела пациента механические колебания, вызванные прохождением пульсовой волны, и преобразуют их в цифровой сигнал. Осуществляют фильтрацию полученных цифровых сигналов с каждого из датчиков с целью извлечения из них кардиокомпоненты, соответствующей одному кардиоциклу. Определяют время Τ прохождения пульсовой волны между установленными датчиками как интервал времени «t2»-«t1», где t1 - момент времени прохождения J-пика кардиокомпоненты кардиоцикла «i» над первым датчиком, a t2 - момент времени прохождения J-пика кардиокомпоненты кардиоцикла «i» над вторым датчиком. В каждом цифровом сигнале автоматически определяются J-пики. Определяют текущее значение ЦАД для каждого кардиоцикла на основе уравнения Моенса-Кортевега. Обеспечивается определение ЦАД для каждого кардиоцикла в непрерывном режиме без давящего негативного воздействия манжеты на пациента и ограничений на подвижность пациента в состоянии лежа без какого-либо дополнительного или специального контакта, кроме того, что пациент уже имеет в состоянии лежа на кровати. 2 н. и 9 з.п. ф-лы, 8 ил.

 

Область техники, к которой относится изобретение

Настоящее изобретение относится к медицине, реаниматологии, медицинской реабилитации, а именно, к способу и устройству бесконтактной регистрации центрального артериального давления пациента в непрерывном режиме. Потенциальные области применения бесконтактного непрерывного контроля центрального артериального давления в медицине: реабилитология, реаниматология, функциональная диагностика, кардиология.

Предпосылки создания изобретения

Артериальное давление (АД), измеренное на плечевой артерии, сегодня уже не может рассматриваться в качестве единственного маркера сосудистого статуса. Не менее информативными и прогностически ценными параметрами являются центральное артериальное давление (ЦАД) и показатели жесткости артерий, которые теснее связаны с гипертрофией сосудистой стенки, выраженностью атеросклеротического поражения сосудов и частотой кардиоваскулярных осложнений, чем периферическое АД и некоторые другие классические измеряемые показатели факторов риска гипертонической болезни. Вместе с тем, исследование ЦАД нельзя рассматривать как альтернативу классическому методу измерения АД на плечевой артерии, оно лишь дополняет представления о конкретном патологическом процессе. Результаты измерений ЦАД могут быть использованы в качестве дополнительных диагностических критериев стратификации кардиоваскулярного риска (прогноза течения патологического процесса, оценки потенциала проводимой терапии и рационального выбора лекарственных средств) при заболеваниях сердечно-сосудистой и эндокринной систем, болезней органов дыхания, других органов и систем, и их осложнений. Ранняя диагностика отклонения ЦАД от нормы (аортальной гипертензии или гипотензии) позволит своевременно скорректировать терапию и предотвратить неблагоприятные последствия гемодинамических расстройств. Динамический контроль за уровнем ЦАД целесообразно использовать для коррекции терапевтических программ, при реабилитации пациентов, при лечении пациентов в отделениях реанимации и интенсивной терапии.

Существует несколько подходов для измерения ЦАД. Часть из них использует различного рода трансформирующие функции для преобразования полученных значений в значение ЦАД. Один из методов основан на регистрации пульсовой волны на плече с использованием трансформирующей функции, с последующей оценкой артериальной ригидности и показателей центрального артериального давления. Существуют различные методики преобразования пульсовой волны и ее обработки, которые позволяют оценивать ЦАД без использования трансформирующих функций. На настоящий момент известны две методики: одна методика позволяет регистрировать пульсовую волну на плече, а другая - основана на измерении ЦАД методом аппланационной тонометрии на лучевой артерии и позволяет осуществлять суточное мониторирование ЦАД.

Однако, при использовании метода аппланационной тонометрии на лучевой артерии требуется тщательная фиксация прибора на области лучевой артерии, а в связи с постоянным давлением датчика на артерию процедура становится достаточно болезненной.

Из уровня техники известны решения для неинвазивного измерения центрального артериального давления, раскрытые в US9414755 В2, ЕР2162063 А1, US2007185400 А1, Natarajan, K., Cheng, Η., Liu, J. et al. Central Blood Pressure Monitoring via a Standard Automatic Arm Cuff. Sci Rep 7, 14441 (2017), которые демонстрируют интерес к данной проблематике.

Таким образом, разработка новых методов анализа пульсовой волны, а также интерпретация результатов с целью получения значений центрального артериального давления является актуальной задачей.

Суть изобретения

Задачей изобретения является разработка способа мониторинга ЦАД, преимуществом которого является:

• регистрация значений центрального артериального давления в непрерывном режиме без давящего негативного воздействия манжеты на пациента и ограничений на подвижность пациента в состоянии лежа;

• измерение ЦАД является адаптивным, т.е. учитывает индивидуальные данные пациента о его поле, возрасте, типе телосложения, массе тела.

Устройство, позволяющее реализовать способ мониторинга ЦАД, имеет следующие преимущества:

• регистрация механический колебаний тела пациента с целью расчета ЦАД для каждого кардиоцикла;

• интеграция с концентратором данных отделения больницы для обмена данными посредством облака или локального сервера;

• интеграция с облачным сервисом;

• возможность передачи информации о состоянии пациента посредством различных каналов связи.

Технический результат настоящего изобретения заключается в разработке способа определения ЦАД для каждого кардиоцикла и устройства для бесконтактной непрерывной регистрации ЦАД в состоянии лежа, который бы достигал все вышеперечисленные преимущества. Бесконтактность предлагаемого способа состоит в том, что матрас, на котором лежит пациент, является проводником механических колебаний, регистрируемых устройством. При этом не требуется какого-либо дополнительного или специального контакта кроме того, что пациент уже имеет в состоянии лежа на кровати.

Технический результат достигается за счет осуществления способа непрерывной неинвазивной адаптивной регистрации центрального артериального давления, который включает в себя следующие этапы:

а) в положении лежа на теле пациента устанавливают по меньшей мере два удлиненных датчика для регистрации механических колебаний в заранее заданные местоположения,

б) одновременно регистрируют механические колебания на поверхности тела пациента, вызванные прохождением пульсовой волны, при помощи по меньшей мере двух датчиков и преобразуют их в цифровой сигнал,

в) осуществляют фильтрацию полученных цифровых сигналов с каждого из датчиков с целью извлечения из них кардиокомпоненты, соответствующей одному кардиоциклу,

г) определяют время Τ прохождения пульсовой волны между установленными датчиками как интервал времени «t2»-«t1», где t1 - момент времени прохождения J-пика кардиокомпоненты кардиоцикла «i» над первым датчиком, выделенной из цифрового сигнала с первого датчика, a t2 - момент времени прохождения J-пика кардиокомпоненты кардиоцикла «i» над вторым датчиком, выделенной из цифрового сигнала со второго датчика,

при этом J-пики автоматически определяются в каждом цифровом сигнале, полученном с каждого датчика, в выделенной в результате фильтрации кардиокомпоненте,

д) определяют текущее значение центрального артериального давления для каждого кардиоцикла на основе уравнения Моенса-Кортевега по формуле

где

а - безразмерный коэффициент;

L - расстояние между датчиками;

Τ - время прохождения пульсовой волны между установленными датчиками для регистрации механических колебаний;

h - толщина стенки аорты;

d - внутренний диаметр аорты;

p - плотность крови;

Е₀ - начальное значение модуля упругости стенки аорты, рассчитанное по формуле Е₀=Δp/Δd×d/h, где Δd - разница между диаметрами аорты в систолу и диастолу, Δp - разница между средним систолическим и средним диастолическим давлением.

В некоторых вариантах осуществления изобретения перед началом регистрации механических колебаний поверхности тела пациента осуществляют первичную калибровку, которая включает ввод данных о пациенте: возраст, вес, тип телосложения, половую принадлежность пациента, отношение к курению, наличие хронических заболеваний, приводящих к изменению морфологии сердечно-сосудистой системы; принимаемые пациентом фармакологические препараты, ввод заданного расстояния между установленными датчиками механических колебаний, определение значений систолического и диастолического артериального давления в плечевой артерии, определение индивидуальных показателей толщины стенки аорты h, внутреннего диаметра аорты d, коэффициента а и плотности крови p на основании введенных данных, определение разницы Δd между диаметрами аорты в систолу и диастолу и разницы Δp между средним систолическим и средним диастолическим давлением - на основании введенных и определенных данных.

В некоторых вариантах осуществления изобретения первичную калибровку осуществляют в течение 5 минут.

В некоторых вариантах осуществления изобретения осуществляют регулярную калибровку в течение непрерывной регистрации центрального артериального давления.

В некоторых вариантах осуществления изобретения регулярная калибровка производится в течение 1 минуты каждые 12 часов, если пациент не покидал кровать, или через 1-5 минут после того, как пациент лег на кровать и перестал производить активные телодвижения.

В некоторых вариантах осуществления изобретения регулярная калибровка включает измерение систолического и диастолического артериального давления пациента по методу Короткова.

В некоторых вариантах осуществления изобретения датчики для регистрации механических колебаний выполнены удлиненными, и их располагают ортогонально направлению пульсовой волны.

В некоторых вариантах осуществления изобретения фильтрацию цифрового сигнала осуществляют с использованием полосного фильтра Баттерворта.

В некоторых вариантах осуществления изобретения автоматическое определение J-пиков в цифровом сигнале выделенной в результате фильтрации кардиокомпоненте включает следующие этапы:

в дискретном сигнале x₁, x₂,… x_N выделяют точки локального экстремума - точки максимума x_i, для которых x_i-1<x_i и x_i≥x_i+1 и минимума - для которых x_i-1<x_i и x_i≥x_i+1,

для каждого максимума J рассчитывают показатель Z(J)=X(J)-2X(I)+X(H), где X(J) - высота данного пика, X(I) - уровень сигнала, соответствующий предшествующему ему провалу, X(H) - высота предшествующего пика,

в качестве J-пиков выбирают те максимумы, для которых показатель Z(J) больше трех соседних пиков слева и трех соседних пиков справа.

В некоторых вариантах осуществления изобретения при положении пациента лежа на спине один датчик располагают непосредственно под аортой - под лопатками лежащего на спине человека, второй датчик располагают на задние ветви подвздошной артерии - под ягодицами пациента.

В некоторых вариантах осуществления изобретения при положении пациента лежа на животе один датчик располагают непосредственно под аортой - чуть ниже сосков лежащего на животе человека, второй датчик располагают непосредственно под брюшной аортой - чуть выше пупка лежащего на животе человека.

Также технический результат достигается за счет того, что устройство для непрерывной неинвазивной адаптивной регистрации центрального артериального давления, включающее: средство для регистрации сигнала баллистокардиограммы и его первичной обработки, облако или локальный сервер, выполненные с возможностью приема данных от указанного средства, их обработки и передачи обработанных данных на адресаты, при этом средство для регистрации сигнала баллистокардиограммы и его первичной обработки включает:

по меньшей мере два датчика для регистрации механических колебаний на поверхности тела пациента,

по меньшей мере два аналоговых усилителя сигналов от каждого датчика механических колебаний, аналоговые фильтры, и АЦП,

один или более модуль управления, запрограммированный для осуществления этапов а-б) способа, описанного выше,

при этом модуль управления выполнен с возможностью передачи данных в облако или локальный сервер, в котором осуществляются этапы способа по в)-д) способа, описанного выше.

В некоторых вариантах осуществления изобретения устройство для непрерывно регистрации ЦАД включает устройство ввода данных, полученных с первичной и/или регулярной калибровки и устройство вывода результатов измерений.

В некоторых вариантах осуществления изобретения адресатами являются мобильные приложения и пульт управления диспетчерского центра.

Краткое описание чертежей

Прилагаемые чертежи, которые включены в состав настоящего описания и являются его частью, иллюстрируют варианты осуществления изобретения и совместно с вышеприведенным общим описанием изобретения и нижеприведенным подробным описанием вариантов осуществления служат для пояснения принципов настоящего изобретения.

На рисунке 1 изображена иллюстрация дополнительного объема крови, который вбирает в себя пульсовая волна (S - максимальное приращение площади в момент прохождения пульсовой волны).

На рисунке 2 изображено распределение давления и скорости движения крови в сосудистой системе человека. Ρ - артериальное давление (левая шкала), V - скорость кровотока (правая шкала).

На рисунке 3 изображена зависимость артериального давления (Р) от времени (t) в плечевой артерии. Цифрами отмечены значения: пульсового (1), диастолического (2), среднего (3) и систолического (4) давления.

На рисунке 4 показаны ориентировочные линии размещения чувствительных элементов устройства под телом лежачего пациента при положении лежа на спине.

На рисунке 5 изображена схема регистрации упругих механических колебаний чувствительным элементом устройства, вызванных прохождением пульсовой волны. Вид сверху. Символами отмечены значения: сечение тела пациента (1), сечение матраса (2), сечение полосного сенсора (3) (удлиненного датчика механических колебаний), сечение медицинской кровати (5), сечение аорты (6), приращение площади сечения аорты вследствие прохождения пульсовой волны (ΔV), направление распространения упругой механической волны по телу пациента в следствие приращения площади аорты (7), в том числе, по кратчайшему пути (8), направление распространения упругой механической волны по матрасу (9), направление распространения упругой механической волны по полосному сенсору (10).

На рисунке 6 изображена схема регистрации упругих механических колебаний разными чувствительными элементами устройства с целью расчета скорости распространения пульсовой волны. Вид сбоку. Символами отмечены значения: сечение тела пациента (1), сечение матраса (2), сечение первого полосного сенсора (3), сечение второго полосного сенсора (4), сечение медицинской кровати (5), расстояние между проекциями полосных сенсоров на аорту по кратчайшему пути (L), приращение сечения аорты в момент прохождения пульсовой волны над первым полосным сенсором (d1), приращение сечения аорты в момент прохождения пульсовой волны над вторым полосным сенсором (d2), приращение силы, с которой тело пациента давит на первый полосный центр в следствие прохождения пульсовой волны над первым полосным сенсором (Δf1), приращение силы, с которой тело пациента давит на второй полосный центр в следствие прохождения пульсовой волны над вторым полосным сенсором (Δf2), момент времени прохождения пульсовой волны над первым полосным сенсором (t1), момент времени прохождения пульсовой волны над вторым полосным сенсором (t2).

На рисунке 7 изображена схема полосных сенсоров «С1» и «С2», защитных ключей «К1» и «К2», операционных усилителей полосных сенсоров «У1» и «У2», микропроцессорного блока оконечного устройства мониторинга ЦАД - «МБ».

На рисунке 8 изображен общий вид палаты общего назначения с индивидуальными устройствами мониторинга ЦАД.

Термины и определения

Для лучшего понимания настоящего изобретения ниже приведены некоторые термины, использованные в настоящем описании изобретения. Если не определено отдельно, технические и научные термины в данной заявке имеют стандартные значения, общепринятые в научной и технической литературе.

В настоящем описании и в формуле изобретения термины «включает», «включающий» и «включает в себя», «имеющий», «снабженный», «содержащий» и другие их грамматические формы не предназначены для истолкования в исключительном смысле, а, напротив, используются в неисключительном смысле (т.е., в смысле «имеющий в своем составе»). В качестве исчерпывающего перечня следует рассматривать только выражения типа «состоящий из».

Термин «артериальное давление (АД)» - это величина, которая характеризует силу давления крови, выталкиваемой сердечной мышцей, на стенки сосудов. Наибольшее давление называется систолическим, а наименьшее - диастолическим артериальным давлением. Артериальное давление обычно измеряется в миллиметрах ртутного столба (мм рт.ст.) и представляется в виде соотношения "Систолическое / Диастолическое", например 120/80 мм рт.ст.

Термин «центральное аортальное систолическое давление (CASP)» или «центральное артериальное давление» - это давление крови на уровне луковицы аорты. CASP, как правило, ниже, чем систолическое артериальное давление в плечевой артерии. Разница между этими величинами может составлять 30 мм рт.ст. у молодых здоровых людей. С возрастом разница между центральным артериальным давлением и систолическим артериальным давлением в плечевой артерии становится менее выраженной. Аналогичные изменения могут наблюдаться при гипертонической болезни, при неконтролируемом течении сахарного диабета, а также при других заболеваниях и патологических состояниях сердечно-сосудистой системы.

Термин «соединенный» означает функционально соединенный, при этом может быть использовано любое количество или комбинация промежуточных элементов между соединяемыми компонентами (включая отсутствие промежуточных элементов).

Кроме того, термины «первый», «второй», «третий» и т.д. используются просто как условные маркеры, не накладывая каких-либо численных или иных ограничений на перечисляемые объекты.

Подробное описание изобретения

Устройство и способ бесконтактного непрерывного измерения центрального артериального давления пациента в состоянии лежа ориентировано на следующие типы пользователей:

• пожилые в возрасте от 60 лет;

• инвалиды, лежачие больные;

• люди, страдающие артериальной гипертензией;

• люди с сердечными или церебральными заболеваниями;

• люди, перенесшие различные операции на сердце, инфаркты, инсульты, но могут быть использованы и у любых других категорий пациентов.

В основу метода измерения центрального артериальное давления положена закономерность изменения скорости распространения пульсовой волны при изменении центрального артериального давления вследствие изменений эластичности стенок артерий и артериол.

Исследование модели пассивной эластичной трубки для приближенного описания крупного кровеносного сосуда произведено А.Н. Волобуевым в журнале «Успехи физических наук», февраль 1995, том 165, №2, в статье «Течение жидкости в трубках с эластичными стенками». В этой работе были рассмотрены физико-математические аспекты процессов течения жидкости по тонкостенной эластичной трубке. Выведены и решены нелинейные дифференциальные уравнения этих процессов. Показана возможность существования автоколебательного режима течения крови по сосудам, что подтверждается на практике путем регистрации шумов Короткова при манжетном способе измерения артериального давления. Исследованы изменения площади сечения эластичной трубки (крупной и средней артерии) и скорости течения жидкости по ее длине. Проведено математическое моделирование пульсовой волны на основе уравнения Кортевега - Де Фриза и модифицированного нелинейного уравнения Шредингера. Пульсовая волна вбирает в себя объем крови, выбрасываемой сердцем (для аорты это ударный объем сердца, схематично показан на рисунке 1) и распространяется со скоростью, отличной от скорости течения крови.

Распределение давления и скорости движения крови в сосудистой системе человека схематично показано на рисунке 2.

Сосудистая система человека обладает минимальной площадью сечения в области аорты, где наблюдается максимальная амплитуда пульсовых колебаний и наибольшая линейная скорость крови (порядка 0,5 м/с, см. рисунок 2, нижняя кривая). По мере перехода к более мелким кровеносным сосудам суммарная площадь их сечения увеличивается и, в соответствии с условиями неразрывности струи, скорость кровотока в них уменьшается, составляя в капиллярах около 0,5 мм/с. В венозной части сосудистой системы суммарная площадь сечения сосудов уменьшается, что приводит к возрастанию скорости кровотока.

Пульсовая волна представляет собой волну давления, которая достигает поверхности тела и отражается от него. Из-за быстрого затухания в тканях тела человека по причине неоднородности тканей и резкого сужения сечения сосудов (артерий) в направлении распространения пульсовой волны, источником механических колебаний с наибольшей амплитудой, достигающих поверхности тела, являются основные артерии человеческого тела, имеющие значительное сечение и находящиеся рядом с поверхностью тела. Исходя из этого, регистрация момента прохождения волны давления целесообразна в местах, расположенных в непосредственной близости с крупными артериями, близко расположенными относительно поверхности тела.

При положении человека лежа на животе такими артериями являются: брюшная аорта, общая подвздошная артерия, срединная крестцовая артерия, внутренняя подвздошная артерия. При положении человека лежа на спине такими артериями являются артерии, приносящие кровь к ягодичным мышцам (задняя ветвь подвздошной артерии).

Таким образом, регистрацию механических колебаний с целью измерения скорости пульсовой волны целесообразно производить в двух областях: в непосредственной близости к сердцу и в отдалении от него: для положения лежа на животе - в районе пупка, для положения лежа на спине - в районе ягодиц.

Давление (Р) на стенки кровеносных сосудов в некоторой точке сосудистой системы зависит от следующих параметров: времени (t), расстояния от сердца до данной точки (х), циклической частоты сердечных сокращений (ω), скорости распространения пульсовой волны (υ).

Давление можно представить в виде двух слагаемых:

Ρ=P_cp+P(t),

где Р_ср - давление, обусловленное постоянным средним уровнем кровенаполнения (постоянная составляющая), a P(t) - слагаемое, определяемое пульсовыми колебаниями кровотока.

Колебания давления вызывают изменения объема кровенаполнения. Считая большой кровеносный сосуд трубкой с упругими стенками, связь между объемом крови (V) в данном участке сосуда в любой момент времени и давлением можно записать в виде уравнения:

V=V_o+k*P(t),

где k - коэффициент пропорциональности между давлением и объемом, характеризующий эластичность кровеносного сосуда, a V_o - объем полости кровеносного сосуда при среднем давлении Р_ср.

Пульсовые колебания давления имеют довольно сложную форму, указанную на рисунке 3. Однако, как всякий сложный периодический процесс, пульсовые колебания могут быть представлены в виде набора гармонических составляющих путем разложения в ряд Фурье.

Гармонический анализ пульсовых колебаний кровотока является одним из важных методов его изучения. Первая гармоническая составляющая давления (P₁) пульсовой волны определяется следующим выражением:

где P_o - амплитуда пульсовых колебаний артериального давления, t - время, x - расстояние от сердца до точки измерения по ходу кровеносного сосуда, ω - циклическая частота сердечных сокращений, υ - скорость распространения пульсовой волны, α - коэффициент, который зависит от свойств эластичности кровеносных сосудов. Эластичность сосудов изменяется, уменьшаясь с увеличением расстояния от сердца к периферии. Морфологически это обусловлено изменением количества эластина и коллагена в тканях сосудистой стенки. Так, в общей сонной артерии отношение эластина к коллагену 2:1, а в бедренной артерии - 1:2. С удалением от сердца увеличивается доля гладких мышечных волокон, которые в артериолах являются уже основной составляющей сосудистой стенки.

В крупных кровеносных сосудах (артериях) скорость распространения пульсовой волны определяется по формуле Моенса-Кортевега:

где Ε - модуль упругости стенки кровеносного сосуда, h - толщина стенки кровеносного сосуда, d - диаметр кровеносного сосуда, ρ - плотность крови.

Согласно формуле Моенса-Кортевега, с увеличением жесткости сосуда и увеличением толщины его стенки скорость пульсовой волны возрастает. Так, в аорте она равна 4-6 м/с, в артериях мышечного типа - 8-12 м/с. В венах, которые обладают большей эластичностью, скорость пульсовой волны меньше и, например, в полой вене она составляет около 1 м/с. Из этих данных следует, что скорость распространения пульсовой волны намного больше линейной скорости кровотока, в покое не превышающей значение 0,5 м/с (в аорте).

С возрастом эластичность сосудов человека снижается (модуль упругости растет) и, следовательно, скорость пульсовой волны возрастает. Скорость растет и с увеличением давления. При повышенном давлении большие кровеносные сосуды несколько растягиваются, становятся более «напряженными», и для их дальнейшего растяжения требуется большее усилие.

Таким образом, регистрируя скачок или тренд на рост скорости пульсовой волны при одинаковых точках регистрации механических колебаний, допустимо констатировать о росте артериального давления, и наоборот, при регистрации скачка или тренда на снижение скорости пульсовой волны, допустимо констатировать о снижении артериального давления.

На рисунке 4 изображена схема размещения двух сенсоров для положения больного на спине, фиксирующих прохождение пульсовой волны по крупным артериям, расположенным недалеко от поверхности тела, прилегающей к чувствительным элементам (синие пунктирные линии).

Первый сегмент чувствительной поверхности в виде ленты (Сенсор 1) располагают непосредственно под аортой - под лопатками лежащего на спине человека, второй сегмент в виде ленты (Сенсор 2) - под ягодичными артериями (задние ветви подвздошной артерии), под ягодицами лежащего на спине человека.

В случае размещения чувствительных элементов под телом лежащего на животе пациента первый сегмент чувствительной поверхности в виде ленты (Сенсор 1) располагают непосредственно под аортой - чуть ниже сосков лежащего на животе человека, второй сегмент в виде ленты (Сенсор 2) - непосредственно под брюшной аортой - чуть выше пупка лежащего на животе человека.

При помощи системы из двух сегментов чувствительной поверхности (сенсоры) решается задача по регистрации времени прохождения пульсовой волны по артериям от аорты, через брюшную артерию и далее к ягодичным артериям, путем измерения разницы давления, оказываемого телом лежащего человека на два сегмента чувствительной поверхности, с точным измерением временной задержки между воздействием на них, определяемой скоростью прохождения пульсовой волны.

Измерение временного интервала прохождения пульсовой волны между сенсорами для каждого кардиоцикла позволяет получать временной ряд замеров скорости распространения пульсовой волны. Представление измеряемого показателя в виде временного ряда позволяет использовать стандартные надежные численные методы для фильтрации помех. При регистрации устойчивого изменения скорости, при помощи уравнения Моенса-Кортевега рассчитывается модуль Юнга и далее центральное артериальное давление. При увеличении давления растет скорость распространения пульсовой волны в силу того, что при повышенном давлении большие кровеносные сосуды несколько растягиваются, становятся более «напряженными», и для их дальнейшего растяжения требуется большее усилие.

В дополнение к вышесказанному, согласно последним рекомендациям Европейского общества кардиологов (ESC) и Европейского общества гипертензии (ESH), каротидно-феморальная скорость распространения пульсовой волны (СРПВ), составляющая более 10 м/с, означает бессимптомное поражение органов-мишеней, поэтому играет роль в стратификации сердечно-сосудистого риска аналогично диагнозу сахарного диабета. Документ о позиции Американской ассоциации кардиологов (AHA) также рекомендует каротидно-феморальную СРПВ (класс рекомендации - I; уровень доказанности - А) в качестве диагностического критерия.

В основу предлагаемого способа непрерывного неинвазивного измерения центрального артериального давления (артериальное давление в аорте) положены рекомендации ESC, ESH и AHA.

Производится вычисление центрального артериального давления (ЦАД) путем измерения скорости распространения пульсовой волны (СРПВ), которая изменяется в связи с эластичностью стенки аорты вследствие изменения ЦАД. Эластичность стенки аорты является индивидуальным показателем каждого человека. Эластичность изменяется в течение жизни довольно медленно, она изменяется вследствие различных хронических заболеваний и старения организма.

Предлагаемый способ непрерывного измерения ЦАД предполагает два режима работы измерительного устройства: режим калибровки устройства и режим непрерывного измерения давления.

Режим калибровки предполагает первичную калибровку и регулярные повторные калибровки.

Первичная калибровка устройства происходит в течение 5 минут и представляет собой ввод данных о возрасте, росте, весе, типе телосложения, половой принадлежности пациента, хронических заболеваниях сердечно-сосудистой системы (морфологических изменениях), ввод данных о расстоянии между точками измерения скорости распространения пульсовой волны (между установленными датчиками механических колебаний), о значении систолического и диастолического артериального давления.

Калибровочные параметры значения систолического и диастолического артериального давления в плечевой артерии пациента получают путем измерения артериального давления пациента методом Короткова калибрующим датчиком. Для этого присоединяют калибрующий датчик к магистрали подачи воздуха в манжету, размещаемую на предплечье пациента. После чего фиксируют значение систолического артериального давления путем замера давления воздуха в магистрали в момент появления кавитационных шумов в плечевой артерии (шумов Короткова). Значение диастолического артериального давления фиксируют путем замера давления воздуха в магистрали в момент прекращения кавитационных шумов в плечевой артерии (шумов Короткова).

На основе введенных данных на этапе первичной калибровки определяют значения плотности крови р, толщину стенки аорты h и внутренний диаметра аорты d и значения эмпирического коэффициента «α», который имеет значение в пределах 0,016-0,018, - значения разницы между диаметрами аорты в систолу и диастолу «Δd» и разницы между средним систолическим и средним диастолическим давлением «Δр».

Значения данных параметров выбираются на основе таблицы, составленной в результате замеров по статистически значимой группе пациентов.

После первичной калибровки устройство переходит в штатный режим работы, в котором измеряют центральное артериальное давление и производят повторную регулярную калибровку в течение всего времени нахождения пациента на медицинской кровати. Режим непрерывного измерения ЦАД между регулярными калибровками длится не более 12 часов.

Регулярные повторные калибровки выполняется на периодической основе течение 1 минуты каждые 12 часов в автоматическом режиме, если пациент не покидал кровать (в случае, если пациенты лежачие), или через 1-5 минут после того, как пациент лег на кровать и перестал производить активные телодвижения. При подключении устройства к другому пациенту производится первичная калибровка устройства.

Регулярная повторная калибровка необходима для коррекции работы устройства, поскольку зависимость ЦАД от СРПВ изменяется со временем из-за действия некоторых фармакологических препаратов.

В целях измерения, пульсовая волна рассматривается как временное приращение профиля артерии (обозначено на рисунке 5 как «ΔV»), вызванное выбросом из сердца «ударного объема крови». Приращение профиля артерии распространяется в направлении от сердца к периферическим сосудам со скоростью распространения пульсовой волны (СРПВ).

СРПВ изменяется в известном диапазоне значений. При этом скорость определяется профилем артерии, индивидуальными особенностями жесткости стенок артерий и текущим значением артериального давления. С возрастом, при различных заболеваниях, в зависимости от действия некоторых фармакологических препаратов уменьшается эластичность стенок артерий, что приводит к изменению СРПВ.

Пульсовая волна в восходящей части аорты, дуге аорты, брюшной аорте и более мелких артериях следующего порядка - источник быстро затухающей сферической механической волны в прилегающих к артериям тканях тела (обозначено на рисунке 5 как «3»), распространяющейся в направлении от локального приращения профиля артерии со скоростью, примерно равной скорости звука в воде (1485 м/с). Эффект быстрого затухания сферической механической волны в тканях тела позволяет избежать паразитных гармонических колебаний, вызванных отражением механической волны от поверхности тела, и поэтому позволяет регистрировать момент прохождения пульсовой волны в конкретной точке, например, брюшной аорты (обозначено на рисунке 6 как «t1» и «t2») и отходящих от нее артериях следующего порядка.

Для регистрации момента прохождения пульсовой волны пациенту в положении лежа устанавливают два удлиненных датчика для регистрации механических колебаний в заранее заданные местоположения на линии, указанные на рисунке 4, при этом расстояние между датчиками задано и строго определено как «L» (определяется на этапе первичной калибровки). Как было описано выше, расположение датчиков зависит от расположения пациента: на спине или на животе. Например, в том случае, если пациент лежит на животе, первый датчик располагают непосредственно под аортой - чуть ниже сосков лежащего на животе человека, второй датчик - непосредственно под брюшной аортой - чуть выше пупка лежащего на животе человека.

Оба датчика располагают ортогонально направлению пульсовой волны, например, по брюшной аорте (на рисунке 5 обозначен как «3») с целью увеличения соотношения сигнал/шум.

Для измерения скорости пульсовой волны, например, в конкретной точке брюшной аорты, одновременно регистрируют с помощью двух одинаковых удлиненных датчиков (на рисунке обозначены 6 как «3» и «4») два сигнала баллистокардиограммы (БКГ). Так как для распространения пульсовой волны по участку брюшной аорты между датчиками требуется время, то его рассчитывают по запаздыванию волны участка брюшной аорты, под которым располагается второй датчик, относительно волны участка аорты, под которым располагается первый датчик. Зная расстояние между двумя датчиками, можно рассчитать скорость распространения пульсовой волны.

Более подробно, скорость пульсовой волны измеряется следующим образом.

Механические колебания тела пациента, вызванные прохождением пульсовой волны, при помощи датчиков преобразуют в цифровой сигнал. Каждый из сигналов с обоих датчиков подвергается обработке.

В частности, зарегистрированные датчиками, сигналы баллистокардиограммы (БКГ), помимо динамики, вызванной работой сердечной мышцы, содержат другие движения организма пациента, такие как дыхание и двигательная активность, а также внешние механические шумы. Таким образом, из сигналов БКГ требуется извлекать полезные компоненты, например, требуется выделить кардиокомпоненту.

В предпочтительных вариантах осуществления изобретения кардиокомпоненту, соответствующую одному кардиоциклу, выделают из БКГ сигнала с помощью применения полосного фильтра Баттерворта. Однако для фильтрации кардиокомпоненты из БКГ сигнала могут быть использованы другие подходы, основанные на дискретном вейвлет-преобразовании, преобразовании Гильберта, низкочастотной и полосной фильтрации и др.

После фильтрации данные передаются в центр обработки данных (облако или локальный сервер).

Сигнал кардиокомпоненты одного кардиоцикла представляет на графике структуру, известную как «HIJKLMN комплекс», состоящий из четырех пиков и трех провалов, следующих друг за другом, при этом J-пик (второй пик «комплекса») обычно является самым высоким у человека без сильно выраженных патологий сердечной мышцы и соответствует срабатыванию левого желудочка сердца пациента. Под «сильно выраженной патологией» понимают, например, инфаркт миокарда (глубокое поражение/разрушение сердечной мышцы - миокарда).

Интервал между сердцебиениями определяется как интервал между J-пиками двух следующих друг за другом кардиоциклов.

Интервал времени «t1-t2» (на рисунке 6 обозначены как «t1» и «t2») между прохождениями J-пика одного кардиоцикла над каждым датчиком (на рисунке 6 обозначены как «3» и «4») используется для расчета скорости распространения пульсовой волны. То есть фактически определяется время запаздывания прохождения J-пика «i-го» кардиоцикла кардиокомпоненты, выделенной из сигнала БКГ, который регистрируется вторым датчиком, относительно времени регистрации J-пика «i-го» кардиоцикла кардиокомпоненты, выделенной из сигнала БКГ, который регистрируется первым датчиком.

Автоматическое определение J-пиков в цифровом сигнале выделенной в результате фильтрации кардиокомпоненте включает следующие этапы:

1) в дискретном сигнале x₁, x₂,… x_N выделяются точки локального экстремума - точки максимума x_i, для которых x_i-1<x_i и x_i≥x_i+1 и минимума - для которых x_i-1<x_i и x_i≥x_i+1;

2) для каждого максимума J рассчитывается показатель Z(J)=X(J)-2X(I)+X(H), где X(J) - высота данного пика, X(I) - уровень сигнала, соответствующий предшествующему ему провалу, X(H) - высота предшествующего пика;

3) в качестве J-пиков выбираются те максимумы, для которых показатель Z(J) больше трех соседних пиков слева и трех соседних пиков справа.

Используя время прохождения J-пика кардиоцикла «i» над первым датчиком (на рисунке 6 обозначено как «t1») и время прохождения J-пика кардиоцикла «i» над вторым датчиком (на рисунке 6 обозначено как «t2») и зная фиксированное расстояние между датчиками, вычисляют скорость распространения пульсовой волны (СРПВ) для кардиоцикла «i» при помощи уравнения

v=L/Т, где

L - расстояние между датчиками;

Τ - интервал времени «t2-t1» (на рисунке 6 обозначены как «t1» и «t2») между J-пиками кардиоцикла зарегистрированный при помощи двух датчиков (на рисунке 6 обозначены как «3» и «4»).

Таким образом, измерение временного интервала прохождения пульсовой волны между сенсорами (Δt) позволяет получить значение СРПВ.

Измерив скорость распространения пульсовой волны (СРПВ) для кардиоцикла «i» и имея практически не изменяемые за интервал времени между следующими друг за другом кардиоциклами значения толщины стенки сосудов, плотности крови и диаметра сосудов, при помощи уравнения Моенса-Кортевега вычисляется индекс эластичности артериальной стенки (модуль Юнга) Ε для кардиоцикла «i»

где

h - толщина стенки сосуда: индивидуальная величина, используется константа, адаптированная под пол, возраст, тип телосложения, вес и морфологические изменения сосудов пациента,

d - внутренний диаметр аорты: используется константа, адаптированная под пол, возраст, тип телосложения, вес и морфологические изменения сосудов пациента (определяется на этапе первичной калибровки),

p - плотность крови: индивидуальный показатель плотности крови для каждого человека можно считать постоянной величиной, которая обычно имеет значение в пределах 1,050-1,060 г/см³ (определяется на этапе первичной калибровки),

v - рассчитанная на предыдущем этапе скорость распространения пульсовой волны.

Значения индекса эластичности стенки аорты (модуля Юнга) Ε изменяются в прямой зависимости от изменения центрального артериального давления в случае стойкого изменения центрального артериального давления, при этом толщина стенки аорты изменяется медленно, так как это морфологические (структурные) изменения сосуда.

Используя эмпирическую зависимость модуля Юнга Ε от артериального давления

Ε=Е₀е^аР, где «Ε₀» начальное значение модуля упругости стенки сосуда, «α» - эмпирический коэффициент, который имеет значение в пределах 0,016-0,018 и значения которого выбираются на основе таблицы, составленной в результате замеров по статистически значимой группе пациентов на этапе первичной калибровки, «Р» - центральное артериальное давление,

вычисляют центральное артериальное давление Ρ для кардиоцикла «i» как

«Е₀» определяется по формуле Ε₀=Δp/Δd×d/h, где «d» - внутренний диаметр аорты, «Δd» - разница между диаметрами аорты в систолу и диастолу (для каждого положения сенсоров (датчиков) используется константа, адаптированная под пол, возраст, тип телосложения, вес пациента и место расположения сенсора, значения которой выбираются на основе таблицы, составленной в результате замеров по статистически значимой группе пациентов на этапе первичной калибровки, определяется на этапе первичной калибровки), «Δp» - разница между средним систолическим и средним диастолическим давлением, рассчитанным в режиме первичной и/или регулярной повторной калибровки.

«L» - расстояние между точками замера;

«Т» - интервал времени «Δt» между временами прохождения J-пиков одного кардиоцикла над сенсорами (датчиками);

«h» - толщина стенки аорты;

«d» - внутренний диаметр аорты;

«р» - плотность крови.

Описанный выше способ реализуется с помощью устройства, которое в общем случае включает:

техническое решение может быть реализовано в виде распределенной компьютерной системы, компоненты которой являются облачными или локальными серверами;

оборудование мониторинга ЦАД пациента, которое выполнено с возможностью регистрации данных пациента, первичной обработки данных и отправки зарегистрированных данных в облако или локальный сервер;

облако или локальный сервер, которые выполнены с возможностью приема и обработки данных мониторинга, а также сохранения и анализа их на предмет различных категорий событий. Сохраненные мониторинговые данные и события доступны для внешних приложений или платформ посредством внешнего приложения.

Внешнее приложение - это программное обеспечение, интегрированное с облаком или локальным сервером. В качестве такого приложения может выступать внешняя платформа аналитики и визуализации данных, мобильное приложение, web-приложение, иное программное обеспечение.

Оборудование мониторинга ЦАД пациента включает по меньше мере два датчика для регистрации механических колебаний тела пациента, по меньшей мере два аналоговых усилителя сигналов от каждого датчика механических колебаний, имеющие высокую разрешающую способность, аналоговые фильтры, позволяющие убрать шумы, превышающие полезный сигнал на три порядка, по меньшей мере два АЦП, один или более микропроцессорный модуль, интерфейсы ввода/вывода, средства сетевого взаимодействия, устройства ввода/вывода данных.

Схема работы устройства в режиме непрерывного мониторинга ЦАД пациента проиллюстрирована на рисунке 7 и состоит в следующем.

Датчики для регистрации механических колебаний тела пациента подключаются к индивидуальному модулю управления (микропроцессорному блока оконечного устройства мониторинга «МБ»), который посредством безопасного соединения отправляет эти данные в облако или на локальный сервер. Модуль управления может быть сконфигурирован как клиент, сервер, мобильное устройство или любое другое вычислительное устройство, которое взаимодействует с данными в системе совместной работы, основанной на сети. В зависимости от варианта реализации модуль управления может быть одним устройством обработки данных и обеспечивать все шаги способа, а может включать несколько устройств обработки данных, каждое из которых будет осуществлять только отдельные шаги. В одной из конфигураций модуль управления, как правило, включает в себя, по меньшей мере, один микропроцессорный модуль, и устройство хранения данных.

Устройство хранения данных включает в себя, но не в ограничительном смысле, оперативное запоминающее устройство (ОЗУ), постоянное запоминающее устройство (ПЗУ), электрически стираемое программируемое ПЗУ (EEPROM), флэш-память или память, выполненную по другой технологии, ПЗУ на компакт-диске (CD-ROM), универсальные цифровые диски (DVD) или другие оптические запоминающие устройства, магнитные кассеты, магнитные ленты, хранилища на магнитных дисках или другие магнитные запоминающие устройства, или любую другую среду, которая может быть использована для хранения желаемой информации и к которой может получить доступ модуль управления. Любое такое устройство хранения данных может быть частью модуля управления.

Устройство хранения данных, как правило, включает в себя введенные на этапе первичной и/или регулярной калибровки индивидуальные данные пациента, а также одну или более прикладных программ, инструкции которых воплощают определение требуемых параметров на основе введенных данных и выполнение основных операций, необходимых для предобработки цифрового сигнала, получаемого из сигнала БКГ. В частности, предварительная обработка цифрового сигнала, получаемого с каждого датчика, включает выделения из оцифрованного сигнала БКГ кардиокомпоненты.

Микропроцессорный модуль считывает и выполняет машинные инструкции (программы) с одного или более устройства хранения данных. В роли устройства хранения данных могут выступать, но, не ограничиваясь, жесткие диски (HDD), флеш-память, ПЗУ (постоянное запоминающее устройство), твердотельные накопители (SSD), оптические приводы, облачные хранилища данных, или их комбинация.

Модуль управления может также включать в себя устройство(а) ввода информации, такие как клавиатура, мышь, перо, устройство с речевым вводом, устройство сенсорного ввода, и так далее.

Устройство(а) вывода, такие как дисплей, динамики, принтер и тому подобное, также могут быть включены в состав модуля управления и/или устройства для мониторинга ЦАД.

Микропроцессорный модуль передает предварительно обработанные данные в облако или локальный сервер, где выполняются вычисления времени прохождения пульсовой волны между датчиками механических колебаний и вычисления центрального артериального давления для каждого кардиоцикла. Облако или локальный сервер принимает мониторинговые данные, обрабатывает их и размещает в архивном хранилище. Архивное хранилище поддерживает MapReduce-доступ к данным, что позволяет получать одновременный доступ к большим наборам данных.

Облако или локальный сервер также, при необходимости, генерирует и доставляет данные до адресатов. Адресатами событий являются мобильные приложения и пульт управления диспетчерского центра.

Мобильное приложение позволяет получить к интерфейсу долговременного хранения данных для выполнения запросов на определение и выгрузку различных наборов данных.

Консоль диспетчерской позволяет получать информацию со всех пациентов, проживающих на определенной территории, входящей в зону ответственности диспетчерской. При появлении тревожных событий, в результате действий по установленному протоколу проверки актуальности вызова неотложной помощи, диспетчер вызывает неотложную помощь пациенту.

Компоненты устройства сопряжены посредством общей шины передачи данных.

Интерфейсы представляют собой стандартные средства для подключения и работы с серверной частью, например, USB, RS232, RJ45, LPT, COM, HDMI, PS/2, Lightning, FireWire и т.п.

Средства сетевого взаимодействия выбираются из устройств, обеспечивающий сетевой прием и передачу данных, например, Ethernet карту, WLAN/Wi-Fi модуль, Bluetooth модуль, BLE модуль, NFC модуль, IrDa, RFID модуль, GSM модем и т.п. С помощью средств сетевого взаимодействия обеспечивается организация обмена данными по проводному или беспроводному каналу передачи данных, например, WAN, PAN, ЛВС (LAN), Интранет, Интернет, WLAN, WMAN или GSM.

Несмотря на то что изобретение описано со ссылкой на раскрываемые варианты воплощения, для специалистов в данной области должно быть очевидно, что конкретные подробно описанные эксперименты приведены лишь в целях иллюстрирования настоящего изобретения и их не следует рассматривать как каким-либо образом ограничивающие объем изобретения. Должно быть понятно, что возможно осуществление различных модификаций без отступления от сути настоящего изобретения.

1. Способ непрерывной неинвазивной адаптивной регистрации центрального артериального давления, включающий в себя следующие этапы:

а) в положении лежа на теле пациента устанавливают по меньшей мере два удлиненных датчика для регистрации механических колебаний в заранее заданные местоположения таким образом, чтобы они располагались ортогонально направлению пульсовой волны:

при положении пациента лежа на спине один датчик располагают непосредственно под аортой - под лопатками лежащего на спине человека, второй датчик располагают на задние ветви подвздошной артерии - под ягодицами пациента,

при положении пациента лежа на животе один датчик располагают непосредственно под аортой - ниже сосков лежащего на животе человека, второй датчик располагают непосредственно под брюшной аортой - выше пупка лежащего на животе человека,

б) одновременно регистрируют механические колебания на поверхности тела пациента, вызванные прохождением пульсовой волны, при помощи по меньшей мере двух датчиков и преобразуют их в цифровой сигнал,

в) осуществляют фильтрацию полученных цифровых сигналов с каждого из датчиков с целью извлечения из них кардиокомпоненты, соответствующей одному кардиоциклу,

г) определяют время Т прохождения пульсовой волны между установленными датчиками как интервал времени «t2»-«t1», где t1 - момент времени прохождения J-пика кардиокомпоненты кардиоцикла «i» над первым датчиком, выделенной из цифрового сигнала с первого датчика, a t2 - момент времени прохождения J-пика кардиокомпоненты кардиоцикла «i» над вторым датчиком, выделенной из цифрового сигнала со второго датчика,

при этом J-пики автоматически определяются в каждом цифровом сигнале, полученном с каждого датчика, в выделенной в результате фильтрации кардиокомпоненте,

д) определяют текущее значение центрального артериального давления для каждого кардиоцикла на основе уравнения Моенса-Кортевега по формуле

где

а - безразмерный коэффициент;

L - расстояние между датчиками;

Т - время прохождения пульсовой волны между установленными датчиками для регистрации механических колебаний;

h - толщина стенки аорты;

d - внутренний диаметр аорты;

р - плотность крови;

Е₀ - начальное значение модуля упругости стенки аорты, рассчитанное по формуле Е₀=Δp/Δd×d/h, где Δd - разница между диаметрами аорты в систолу и диастолу, Δр - разница между средним систолическим и средним диастолическим давлением.

2. Способ по п. 1, в котором перед началом регистрации механических колебаний поверхности тела пациента осуществляют первичную калибровку, которая включает ввод данных о пациенте: возраст, вес, тип телосложения, половую принадлежность пациента, отношение к курению, наличие хронических заболеваний, приводящих к изменению морфологии сердечно-сосудистой системы; принимаемые пациентом фармакологические препараты, ввод заданного расстояния между установленными датчиками механических колебаний, определение значений систолического и диастолического артериального давления в плечевой артерии, определение индивидуальных показателей толщины стенки аорты h, внутреннего диаметра аорты d, коэффициента а и плотности крови р на основании введенных данных, определение разницы Δd между диаметрами аорты в систолу и диастолу и разницы Δр между средним систолическим и средним диастолическим давлением - на основании введенных и определенных данных.

3. Способ по п. 2, в котором первичную калибровку осуществляют в течение 5 минут.

4. Способ по. 1, в котором осуществляют регулярную калибровку в течение непрерывной регистрации центрального артериального давления.

5. Способ по п. 4, в котором регулярная калибровка производится в течение 1 минуты каждые 12 часов, если пациент не покидал кровать, или через 1-5 минут после того, как пациент лег на кровать и перестал производить активные телодвижения.

6. Способ по п. 5, в котором регулярная калибровка включает измерение систолического и диастолического артериального давления пациента по методу Короткова.

7. Способ по п. 1, в котором фильтрацию цифрового сигнала осуществляют с использованием полосного фильтра Баттерворта.

8. Способ по п. 1, в котором автоматическое определение J-пиков в цифровом сигнале выделенной в результате фильтрации кардиокомпоненте включает следующие этапы:

в дискретном сигнале x₁, x₂, … x_N выделяют точки локального экстремума - точки максимума x_i, для которых x_i-1<x_i и x_i≥x_i+1 и минимума, для которых x_i-1>x_i и x_i≤x_i+1,

для каждого максимума J рассчитывают показатель Z(J)=X(J)-2X(I)+X(H), где X(J) - высота данного пика, X(I) - уровень сигнала, соответствующий предшествующему ему провалу, Х(Н) - высота предшествующего пика,

в качестве J-пиков выбирают те максимумы, для которых показатель Z(J) больше трех соседних пиков слева и трех соседних пиков справа.

9. Устройство для непрерывной неинвазивной адаптивной регистрации центрального артериального давления, включающее: средство для регистрации сигнала баллистокардиограммы и его первичной обработки, облако или локальный сервер, выполненные с возможностью приема данных от указанного средства, их обработки и передачи обработанных данных на адресаты, при этом средство для регистрации сигнала баллистокардиограммы и его первичной обработки включает:

по меньшей мере два датчика для регистрации механических колебаний на поверхности тела пациента,

по меньшей мере два аналоговых усилителя сигналов от каждого датчика механических колебаний, аналоговые фильтры и АЦП,

один или более модуль управления, запрограммированный для осуществления этапов а-б) способа по п. 1,

при этом модуль управления выполнен с возможностью передачи данных в облако или локальный сервер, в котором осуществляются этапы способа по в)-д) способа по п. 1.

10. Устройство по п. 9, дополнительно включающее устройство ввода данных, полученных с первичной и/или регулярной калибровки, и устройство вывода результатов измерений.

11. Устройство по п. 9, в котором адресатами являются мобильные приложения и пульт управления диспетчерского центра.