NL8602228A

NL8602228A - APPARATUS FOR DETERMINING THE SIZE OF THE CIRCULATORY AND RESPIRATORY PARAMETERS AND THE BRAKE VALVE PROPERTIES OF A PATIENT.

Info

Publication number: NL8602228A
Application number: NL8602228A
Authority: NL
Original assignee: Tom Mostert
Priority date: 1986-09-03
Filing date: 1986-09-03
Publication date: 1988-04-05
Also published as: WO1988001773A1

Description

“ - 1- * INRICHTING VOOR HET BEPALEN VAN DE GROOTTE VAN DE"- 1- * DEVICE FOR DETERMINING THE SIZE OF THE

CIRCULATOIRE EN DE RESPIRATOIRE PARAMETERS EN DE .AORTAKLEPCIRCULATORY AND THE RESPIRATORY PARAMETERS AND THE .AOR VALVE

EIGENSCHAPPEN VAN EEN PATIENT.CHARACTERISTICS OF A PATIENT.

De uitvinding heeft betrekking op een inrichting voor tiet berekenen van de grootte van de circulatoire en respiratoire / parameters en de aortaklep eigenschappen uit de gemeten of herleide druk in een arterieel bloedvat.The invention relates to a device for calculating the size of the circulatory and respiratory / parameters and the aortic valve properties from the measured or converted pressure in an arterial blood vessel.

5 Er is een heel scala van berekenings- en bepalings-methoden bekend om de amplitude van de cardiac-output te kunnen weergeven. Onderscheiden kunnen worden de dilutie methoden en de curve-contour interpretaties. Bij het ontstaan en evolueren van de fysiologie van het hart en de circulatie 10 ging een zeer primitieve interpretatie ten grondslag. Het is reeds meer dan een halve eeuw bekend dat de flanksteilheid aan het begin van de ejectie curve afhankelijk is van de uitstroom snelheid van het bloed. Van deze eigenschap wordt momenteel gebruik gemaakt voor het bepalen van de 15 cardiac-output (zie b.v. octrooi EP60116). Ook tal van andere curve contour interpretaties zijn bekend en gebaseerd op integratie van curve delen.5 A wide range of calculation and determination methods are known to display the amplitude of the cardiac output. The dilution methods and the curve-contour interpretations can be distinguished. The origin and evolution of the physiology of the heart and circulation 10 was based on a very primitive interpretation. It has been known for more than half a century that the edge steepness at the beginning of the ejection curve depends on the outflow velocity of the blood. This property is currently used to determine the cardiac output (see, e.g., patent EP60116). Numerous other curve contour interpretations are also known and based on the integration of curve parts.

Deze methodieken zijn alle benaderings methoden met tal van experimenteel bepaalde constanten of patient afhankelijke 20 constanten. Men hanteert een aantal zogenaamde "hart gerelateerde parameters" zoals Cardiac-output, vaatweerstand en compliance.These methods are all approaches with numerous constants or experimentally dependent constants. A number of so-called "heart related parameters" are used, such as Cardiac output, vascular resistance and compliance.

Deze gehanteerde constanten blijken in de praktijk niet constant te zijn maar binnen zekere grenzen als indicatie 25 acceptabel. Toch blijkt dat deze constanten zeer veel gaan afwijken bij neuronale, hormonale of activiteits veranderingen doch ook bij diverse aandoeningen.These constants used do not appear to be constant in practice, but are acceptable as indicative within certain limits. However, it appears that these constants deviate very much with neuronal, hormonal or activity changes, but also with various disorders.

8602 228 4 ί - 2-8602 228 4 ί - 2-

Doch voor wetenschappelijk onderzoek en voor de diagnostiek zijn de reeds bestaande methoden zeker niet nauwkeurig genoeg, het is zelfs zo dat vele reacties en invloeden op de perifere perfusie niet of nauwelijks detecteerbaar zijn met 5 deze methoden. Het is daarom de reden van de uitvinding om op een nieuwe wijze, gebaseerd op de fundamentele- en de classieke-méchanica, van de circulatoire- en de respiratoire-parameters de amplituden te bepalen zoveel ’ mogelijk zonder gebruik making van constanten en/of patient 10 afhankelijke constanten. Hiertoe behoort ook een inrichting voor het detecteren van de arteriele bloeddruk of een meting waarvan deze af te leiden is. De grootheden van de parameters worden per hartcyclus berekend en weergeven op een beeldscherm of naar een uitvoer module.However, the existing methods are certainly not accurate enough for scientific research and diagnostics. In fact, many reactions and influences on peripheral perfusion are hardly detectable with these methods. It is therefore the reason of the invention to determine the amplitudes in a new way, based on the fundamental and classical mechanics, of the circulatory and respiratory parameters without using constants and / or patient. 10 dependent constants. This also includes a device for detecting arterial blood pressure or a measurement from which it can be derived. The parameters of the parameters are calculated per heart cycle and displayed on a screen or to an output module.

15 Bekend is in de fysica dat, in een elastisch medium, een willekeurige geïnduceerde drukgolf altijd evolueert naar een enkelvoudige of een samengestelde sinuscurve. De uitvinding maakt gebruik van deze eigenschap en er wordt tevens vanuit gegaan dat het drukverval in een elastisch vatenstelsel, 20 gedurende de fase waarin geen injectie plaatsvindt, verloopt ' * volgens een e-macht funktie.It is known in physics that, in an elastic medium, a random induced pressure wave always evolves into a single or a composite sine curve. The invention makes use of this property and it is also believed that the pressure drop in an elastic vasculature during the non-injection phase proceeds according to an e-power function.

In mijn onderzoeken is vast komen te staan dat elke arteriele drukcurve is samengesteld uit drie fundamentele delen. Aan de hand van figuur 1 kunnen deze drie fundamentele delen nader 25 aangegeven worden. De linker registratie is een willekeurige .. ' arteriele bloeddruk curve zoals gedetecteerd op een patient.In my research it has been established that each arterial pressure curve is composed of three fundamental parts. These three fundamental parts can be described in more detail with reference to Figure 1. The left record is a random arterial blood pressure curve as detected on a patient.

In de registratie rechts onder is de gesepareerde oscillatie curve van de aortaklep geplot, deze wordt van de originele patient curve afgetrokken met het resultaat rechts boven.In the registration bottom right, the separated aortic valve oscillation curve is plotted, this is subtracted from the original patient curve with the result top right.

30 Verder wordt in figuur 1 de basis parameters aangegeven die hier voor verdere explicatie gehanteerd zullen worden.In addition, figure 1 indicates the basic parameters that will be used here for further explanation.

8602228 - 3- **»· *8602228 - 3- ** »· *

In de gedetecteerde curve is de maximum druk aangegeven door vIn the detected curve, the maximum pressure is indicated by v

Ps welke overeenkomt met de gebruikelijke term ’systolische' druk, de top ligt op het moment ts. Het verschil tussen de begin druk (Pb) en de systolysche druk (Ps) is de polsdruk 5 (Pp). De eind diastolische druk wordt aangeduid met Pe.Ps corresponding to the usual term "systolic" pressure, the peak is at the moment. The difference between the initial pressure (Pb) and the systolic pressure (Ps) is the pulse pressure 5 (Pp). The final diastolic pressure is indicated by Pe.

De tijdsduur van de geselecteerde hartcyclus ofwel de cardiac intervaltijd is I. Van de gesepareerde oscillatie curve wordt de periode tijd (To) bepaald door meting van de tijd tussen een opeenvolgend minimum en maximum en deze te 10 vermenigvuldigen met twee. Het maximum van de oscillatie curve wordt aangeduid met en het minimum met 0min .The duration of the selected heart cycle or the cardiac interval time is I. The period time (To) of the separated oscillation curve is determined by measuring the time between a consecutive minimum and maximum and multiplying it by two. The maximum of the oscillation curve is indicated by and the minimum by 0min.

Nadat de oscillatie van de gedetecteerde curve is afgetrokken blijft, na verwijdering van eventuele storingen, een zuivere sinus en een e-macht curve over, die gekenmerkt wordt met een 15 maximum amplitude CA) van de sinus op het moment van het vierde gedeelde van de periode tijd (Tp). Tevens is de druk op het moment van de sluiting van de Aortaklep de begin druk van de e-macht curve. Het moment van de sluiting van de Aortaklep wordt hier aangeduid met tv en de op dat moment 20 heersende druk Pv. 'After the oscillation is subtracted from the detected curve, after removal of any disturbances, a pure sine and an e-power curve, characterized by a maximum amplitude CA) of the sine, remain at the moment of the fourth part of the period time (Tp). The pressure at the moment of closing the Aortic valve is also the initial pressure of the e-power curve. The moment of closure of the Aortic valve is indicated here with TV and the then prevailing pressure Pv. '

Het is duidelijk in figuur 1 te zien dat de polsdrük en de amplitude (A) van elkaar verschillen zo ook het moment van de top. De in de geneeskunde gehanteerde systolysche druk is dan ook niet juist, mede omdat de oscillatie die hierop 25 gesuperponeerd is, uitdempt naar gelang de voortschrijding in het vatenstelsel en dus geen rol speelt. De uitvinding voorziet dan ook in de discriminatie van deze parameters.It is clear in figure 1 that the pulse pressure and the amplitude (A) differ from each other, as does the moment of the peak. The systolic pressure used in medicine is therefore not correct, partly because the oscillation which is superimposed on this damps out according to the progression in the vasculature and therefore plays no role. The invention therefore provides for the discrimination of these parameters.

De drie fundamentele delen worden en hierna toegelicht.The three fundamental parts are explained below.

30 a) Gedurende de ejectie van het hart wordt, in het arteriele vatenstelsel, een enkelvoudige sinusvormige drukgolf 8602228 * -4- 5 geïnduceerd totdat de Aortaklep zich sluit.A) During the ejection of the heart, in the arterial vasculature, a single sinusoidal pressure wave 8602228 * -4-5 is induced until the Aortic valve closes.

b) Vanaf het moment dat de Aortaklep zich gesloten heeft vervalt de druk in het arteriele vatenstelsel volgens een e-machtcurve.b) From the moment the Aortic valve has closed, the pressure in the arterial vasculature decays according to an e-power curve.

5 c) De Aortaklep veroorzaakt door zijn eigen massa en elasticiteit, op het moment van openen en sluiten, op de arteri^ledruk een gesuperponeerde drukgolf.C) The Aortic valve causes a superimposed pressure wave on the arterial pressure due to its own mass and elasticity, at the time of opening and closing.

De arteriele drukcurve bestaat dus uit een sinus- en een 10 e-macht -interval, daarop op beide een gesuperponeerde drukgolf ten gevolge van de oscillatie tijdens het openen en sluiten van de aortaklep.Thus, the arterial pressure curve consists of a sine and a 10th power interval, then superimposed on both of them due to the oscillation during the opening and closing of the aortic valve.

In overeenstemming met de uitvinding voorziet de inrichting middelen om, van de gemeten of afgeleide bloeddruk curve, de 15 drukgolf van de oscillatie van de Aortaklep te scheiden van de sinus- en de e-macht-curve. De amplitude van de drukgolf van de klep-oscillatie geeft een indicatie van de stromings snelheid op het moment van openen en sluiten van de aortaklep, ofwel de begin en eind ejectie snelheid. De 20 periodetijd van deze oscillatie geeft een indicatie van de elastische eigenschappen van de aortaklep.In accordance with the invention, the device provides means for separating, from the measured or derived blood pressure curve, the pressure wave of the oscillation of the Aortic valve from the sine and the e-power curves. The amplitude of the pressure wave of the valve oscillation gives an indication of the flow velocity at the time of opening and closing of the aortic valve, or the start and end ejection velocity. The period time of this oscillation gives an indication of the elastic properties of the aortic valve.

In de cardiologie wordt reeds gebruik gemaakt van de zogenaamde phonografie, welke gebaseerd is op de waarneming van de frequenties van de geluidsgolven veroorzaak door 25 turbulenties in een bloedvat. Onder de hier bedoelde drukgolven wordt niet verstaan de geluidsgolven, maar de mechanische drukgolven.In cardiology, use is already made of the so-called phonography, which is based on the observation of the frequencies of the sound waves caused by turbulences in a blood vessel. The pressure waves referred to here do not include the sound waves, but the mechanical pressure waves.

De geluidsgolven worden in deze inrichting niet gedetecteerd en volledig buiten beschouwing gelaten.The sound waves are not detected in this device and are completely disregarded.

30 Nadat van de gedetecteerde drukcurve de drukgolf van de oscillatie van de aortaklep is afgetrokken, worden de 8602 2 28 - 5- parameters van de sinuscurve en de e-machtcurve bepaald. *After subtracting the pressure wave from the oscillation of the aortic valve from the detected pressure curve, the 8602 2 28 - 5 parameters of the sine curve and the e-power curve are determined. *

De sinuscurve is gegeven door :The sine curve is given by:

Pi = A sin (wt) (1)Pi = A sin (wt) (1)

Hierin is Pi de momentane druk tijdens de ejectie fase en A 5 de maximum amplitude van de sinus, w is de cirkelfrequentie in radialen per seconde en t is de tijd in seconden.Here Pi is the instantaneous pressure during the ejection phase and A 5 is the maximum amplitude of the sine, w is the circular frequency in radians per second and t is the time in seconds.

De amplitude (A) wordt bepaald door de maximumdruk te verminderen met de begindruk van de ejectie. Opgemerkt dient te worden dat de hier bedoelde maximum druk niet gelijk is 10 aan de gebruikelijke systolische druk omdat de systolische druk. gelijk is aan de hier bedoelde maximum waarde van , - signaal A plus het signaal B van de oscillatie van de aortaklep. Door deze sommatie ligt het moment van de systolische piek niet gelijk aan de top van de sinus die 15 overblijft na aftrek van deze oscillatie. De periodetijd (Tp) kan worden bepaald door het tijdstip van de eerste top van de sinus met vier te vermenigvuldigen. De circelfrequentie is dan gegeven doorThe amplitude (A) is determined by reducing the maximum pressure by the initial pressure of the ejection. It should be noted that the maximum pressure referred to here is not equal to the usual systolic pressure because the systolic pressure. is equal to the maximum value of - signal A plus the signal B of the aortic valve oscillation referred to here. Because of this summation, the moment of the systolic peak is not equal to the top of the sine remaining after subtracting this oscillation. The period time (Tp) can be determined by multiplying the time of the first peak of the sine by four. The circle frequency is then given by

2 TT2 TT

20 w = - rad/sec (2)20 w = - rad / sec (2)

TpTp

Daar de hartspieren eveneens elastisch zijn is hier vrijwel geen sprake van een geforceerde ejectiegolf en zal de cirkelfreque van de gegenereerde drukgolf, in het arteriele 25 vatenstelsel, zeer dicht in het gebied van de natuurlijke frequentie (resonantie frequentie) van dit vatenstelsel liggen. Voor de resonantie frequentie geldt : * w =\/- (3) 30 V mSince the heart muscles are also elastic, there is virtually no question of a forced ejection wave and the circular frequency of the generated pressure wave, in the arterial vessel system, will be very close to the natural frequency (resonance frequency) of this vessel system. For the resonance frequency holds: * w = \ / - (3) 30 V m

Hierin is m de massa van het geëjecteerde bloed per volume eenheid en k is de kracht constante. Binnen zekere grenzen kan de wet van Hooke worden toegepast van de fysische veer waarin de toename van de reaktieve kracht gelijk is aan de 8602228 ft - 6- verplaatsing vermenigvuldigd met de kracht constante.Where m is the mass of the ejected blood per unit volume and k is the force constant. Within certain limits, Hooke's law can be applied to the physical spring in which the increase in reactive force equals the 8602228 ft-6 displacement multiplied by the force constant.

AP = AVkenk=AP / Δ V (4)AP = AVkenk = AP / Δ V (4)

Hierin is Λ V het ejectie volume per volume eenheid van het hart en Δ P de toename van de druk. De massa van het 5 geejecteerde bloed is gelijk aan het ejectie volume per volume eenheid maal de dichtheid (d) van het bloed, dus : m = dA V (5)Where Λ V is the ejection volume per unit volume of the heart and Δ P is the increase in pressure. The mass of the 5 ejected blood is equal to the ejection volume per unit volume times the density (d) of the blood, so: m = dA V (5)

Subtitueren wij (4) en (5) in (3) dan verkrijgen wij :If we substitute (4) and (5) in (3), we obtain:

Δ PΔ P

10 Δ V = - (6) d w210 Δ V = - (6) d w2

De kracht constante k kunnen wij dus nu met de berekende A V uit (6) met formule (4) berekenen.We can now calculate the force constant k with the calculated A V from (6) with formula (4).

De e-macht curve is gegeven door :The e-power curve is given by:

15 -tk/R15 -tk / R

P = Pv e (7)P = Pv e (7)

Waarin P de momentane druk is en Po de druk op het moment van het sluiten van de aortaklep, R is de vaatweerstand. Omdat zowel de drukcurve bekend is alsmede de tijd en de kracht 20 constante k, kunnen wij hieruit de gemiddelde weerstand binnen een hart cyclus berekenen van het arteriele vatenstelsel.Where P is the instantaneous pressure and Po is the pressure at the time of closing the aortic valve, R is the vascular resistance. Since both the pressure curve and the time and force are constant k, we can calculate the average resistance within a heart cycle of the arterial vasculature.

, i -tk R = - (8) 25 ln(Pe/Pv) ' DE BEREKENING VAN HET PERFUSIE VOLUME IN EEN HARTCYCLUS., i -tk R = - (8) 25 ln (Pe / Pv) 'THE CALCULATION OF THE PERFUSION VOLUME IN A HEART CYCLE.

Het perfusie volume is de hoeveelheid bloed die de arteriën verlaat. De cardiale ejectie volume per volume eenheid (Δ V) 30 is de relatieve hoeveelheid bloed die de linker ventrikel afgeeft aan de arteriën. Het perfusie volume behoeft niet gelijk te zijn aan de cardiale ejectie volume. Uiteraard is over een langere periode het gemiddelde van deze twee aan elkaar gelijk. Het heeft mijns inziens geen zin om het 35 ejectie volume per hartslag weer te geven omdat dit totaal 860 2 22 8 - 7- w geen informatie geeft over de periferie. Het is daarom de reden van de uitvinding om de relatieve perfusie volume per hartslag weer te geven.The perfusion volume is the amount of blood leaving the arteries. The cardiac ejection volume per unit volume (ΔV) 30 is the relative amount of blood that the left ventricle delivers to the arteries. The perfusion volume need not be equal to the cardiac ejection volume. Of course, over a longer period of time, the average of the two is the same. In my opinion it makes no sense to display the ejection volume per heartbeat because this total 860 2 22 8 - 7- w does not provide information about the periphery. It is therefore the reason of the invention to display the relative perfusion volume per heartbeat.

De momentane stroomsnelheid (i) wordt verkregen door de 5 momentane druk te delen door de weerstand : i = P/R (9)The instantaneous flow rate (i) is obtained by dividing the 5 instantaneous pressure by the resistance: i = P / R (9)

De relatieve perfusie volume ofwel het arteriele debiet (D) gedurende een specifieke hart cyclus wordt verkregen door de gemiddelde druk in deze cyclus te delen door de weerstand (R) 10 en te vermenigvuldigen met de intervaltijd (I) van deze cyclus.The relative perfusion volume or arterial flow (D) during a specific heart cycle is obtained by dividing the average pressure in this cycle by the resistance (R) 10 and multiplying by the interval time (I) of this cycle.

D = IP/R (10) DE BEREKENING VAN DE KWAUTEITS FACTOR VAN DE ARTERIËN.D = IP / R (10) CALCULATION OF THE ARTERIA QUALITY FACTOR.

15 De kwaliteits factor (Q) wordt bepaald door het quotient van de totaal geïnduceerde energie en de gedissipeerde energie.15 The quality factor (Q) is determined by the quotient of the total induced energy and the dissipated energy.

De berekening van deze factor is gegeven door : Q = wR/k (11)The calculation of this factor is given by: Q = wR / k (11)

Voor het gemak kan deze factor desgewenst uitgedrukt worden 20 in procenten van de totale geinduceerde energie.For convenience, this factor can be expressed as a percentage of the total induced energy if desired.

k x 100k x 100

Qr = - % (12)Qr = -% (12)

wRwR

25 DE BEREKENING VAN DE FASE25 THE CALCULATION OF THE PHASE

Onder de fase (Fs) wordt hier verstaan de verhouding tussen de cardiac intervaltijd (I) en de periode tijd (Tp).The phase (Fs) is here understood to mean the relationship between the cardiac interval time (I) and the period time (Tp).

Fs = I/Tp (13)Fs = I / Tp (13)

De fase heeft een uitgebreide diagnostische waarde onder 30 andere voor de interaktie van de respiratie en de circulatie.The phase has an extensive diagnostic value, among other things, for the interaction of respiration and circulation.

Figuur 2 is een functioneel blok diagram in overeenstemming met de uitvinding, 1 is een analoge transducer voor het 8602228 - 8- - detecteren van de arteriele bloeddruk of een meting waarvan deze van af geleid kan worden. Het signaal van 1 wordt naar een versterker 2 geleid. Het versterkte signaal wordt door een filter 3 geleid die dit signaal splitst in twee signalen 5 A en B. Signaal B is de drukgolf tengevolge van de oscillatie die ontstaat bij het openen en sluiten van de Aortaklep. Het signaal A is de fundamentele drukcurve bestaande uit een sinusgolf gedurende een geopende Aortaklep en een drukverval volgens een e-machtfunktie als ,de Aortaklep gesloten is. 4 10 en 5 zijn omzetters om de analoge signalen A en B in numerieke waarden naar de rekeneenheid 6 te sturen, met een , interval bepaald door de klokpulse van de stuur eenheid 9. De rekeneenheid is gebaseerd op een microprocessor maar kan ook met discrete logische of analoge componenten worden 15 samengesteld. 7 is een uitvoer module die uitgevoerd kan worden als een beeldscherm of als een numerieke display, welke deel uit kan maken van een enkelvoudige inrichting of als alternatief 10 als externe eenheden, of als een gestandaardiseerde computer uitgang. Ook kan de uitvoer 20 eenheid 10 een digitaal naar analoog omzetter bevatten om een geselecteerde parameter analoog af te geven om te plotten. De inrichting bevat voorts een invoer eenheid 8 die het mogelijk maakt om numerieke of analoge gegevens van een externe eenheid (bijv. een geheugen- of computer-systeem) te kunnen 25 ontvangen, waarna deze gegevens op de zelfde wijze verwerkt kunnen worden als zijnde afkomstig van de eenheden 2 en/of 4 en 5. De funktie eenheid 3 kan uitgevoerd worden als een electronische filter of met de software in de rekeneenheid 6 uit de gegevens van 3,4 en 5 te scheiden. De rekeneenheid 6 30 kan uitgevoerd worden als een automatisch werkende microcomputer of als een programmeerbaar computer systeem. 860 2 2 28Figure 2 is a functional block diagram in accordance with the invention, 1 is an analog transducer for detecting arterial blood pressure or a measurement from which it can be derived. The signal of 1 is fed to an amplifier 2. The amplified signal is passed through a filter 3 which splits this signal into two signals 5 A and B. Signal B is the pressure wave due to the oscillation that occurs when the Aortic valve opens and closes. The signal A is the fundamental pressure curve consisting of a sine wave during an open Aortic valve and a pressure drop according to an e-power function when the Aortic valve is closed. 4 10 and 5 are converters to send the analog signals A and B in numerical values to the calculation unit 6, at an interval determined by the clock pulse of the control unit 9. The calculation unit is based on a microprocessor, but can also be provided with discrete logic or analog components are assembled. 7 is an output module that can be configured as a display or a numerical display, which can be part of a single device or alternatively 10 as external units, or as a standardized computer output. Also, the output 20 unit 10 may include a digital to analog converter to output a selected parameter analog for plotting. The device further comprises an input unit 8 which makes it possible to receive numerical or analog data from an external unit (eg a memory or computer system), after which this data can be processed in the same way as when it comes from of the units 2 and / or 4 and 5. The function unit 3 can be designed as an electronic filter or can be separated from the data of 3,4 and 5 with the software in the calculation unit 6. The calculation unit 630 can be designed as an automatically operating microcomputer or as a programmable computer system. 860 2 2 28

Claims

Device for determining and displaying the size of the circulatory and respiratory parameters and the properties of the aortic valve in a patient, comprising means for measuring the arterial blood pressure (1) or signals from which the arterial blood pressure is to be measured leading is (9) / characterized by means of separating the pressure waves from the aortic valve oscillations from the measured or derived blood pressure curve by means of an electronic filter or a calculation unit, the one signal (A) of which consists of a sine curve during the ejection of the heart and a pressure drop according to an e-power curve during a closed aortic valve and the other signal (B) the oscillation curve due to the opening and closing of the aortic valve, means to convert the two split signals to a numerical value using an analog to digital converter; means for detecting the two signals (A and B) and thereby performing arithmetic operations with a calculation unit which determines and displays the '1 amplitudes per heart cycle, from one signal (A) the initial pressure, the final pressure, the maximum pressure , the moment of the maximum pressure, the average pressure, the moment of closing of the aortic valve, the pressure at the moment of closing of the aortic valve, the maximum amplitude of the sine curve being the difference of the initial pressure and the .. maximum pressure the duration of the heart cycle, the period time of the sine wave being four times the time of the moment of the maximum pressure, and from the second signal (B) the maximum amplitude and the frequency of the oscillation; means for calculating the amplitudes of the 8602228 -10- ♦ selected parameters and displaying them on an output signal or a monitor or writer.

Device according to claim 1, characterized in that the selected parameter is the circular frequency of the 5 sine wave of signal (A) and wherein said means of the computing unit calculates the circular frequency in accordance with the formula: W = 2 «TT / Tp where:

3. Device according to claims 1 and 2, characterized in that the selected parameter is the ejection volume of the left ventricle and wherein said means of the calculator calculates the ejection volume of the left ventricle in accordance with the formula: A ΔΡ Δ v -

20. W2 where: i ΔV is the volume increase in the arterial vasculature per unit volume during the cardiac cycle. Δ P = maximum amplitude of the sine of signal (A) 25 d = density of the arterial blood (normally 1.0575 gr / cm3) W = circle frequency as obtained from claim 2

4. Device according to claims 1,2,3, characterized in that the selected parameter is the force constant of the arterial vascular system, where said means of the calculation unit calculates the force constant in accordance with the formula: 860 2 22 8 Λ <r -11- k = d W Δν where: k = force constant of the arterial vascular system per unit of volume.

5. Device according to claim 1, characterized in that the selected parameter is the ratio of the force constant and the arterial resistance, where said means of calculation unit calculates the ratio of the force constant and the arterial resistance in accordance with the formula: R - At k ln (Pe / Pa) where:

20 R = resistance of the arterial vasculature k = force constant of the arterial vasculature i At »the difference of the duration of the cardiac cycle and the moment of closure of the aortic valve. Pe = final pressure of the heart cycle

25 Pa = pressure at the moment of closing the aortic valve

5 W = circular frequency as obtained from claim 2 Δ V = ejection volume of the left ventricle as obtained from claim 3. d = density of the arterial blood (normally 1.0575 gr / cm3)

Device according to claims 1,4,5, characterized in that the selected parameter is the resistance of the arterial vasculature, where said means of the calculation unit calculates the resistance of the arterial vasculature 30 in accordance with the formula: RR = - kk 8602228 J -12- * where: R = resistance of the arterial vasculature k = force constant as obtained from claim 4 R / k is obtained from claim 5 5

Device according to claim 1, characterized in that the selected parameter is the phase, where said means of the calculator calculates the phase in accordance with the formula: F = I / Tp 10 in which: F = phase I = duration of the cardiac cycle Tp = period time of the sine wave out signal (A)

8. Device according to claim 1, characterized in that the selected parameter is the amplitude of the phase, where said means of the calculation unit calculates the amplitude of the phase in accordance with the formula: Fa = C2AP sin (Tp.t) in which:

20 Fa - amplitude of the phase Δ P = the maximum amplitude of the sine of signal (A) Tp = period time of the sine of signal (A) I = duration of the heart cycle C2 = conversion factor to absolute values 25

9. Device according to claim 1, characterized in that the selected parameter is the average pressure of the heart cycle, where said means of the calculator calculates the average pressure of the heart cycle by summing the numerical values of signal (A) 30 divided by the number of numerical values. 860 2 22 8 -13-

Qr = relative quality factor of the arterial vascular system k = force constant as obtained from claim 4 w = circular frequency as obtained from claim 2 R = resistance of the arterial vascular system as obtained from claim 6

10. Device according to claims 1, 6, characterized in that the selected parameter is the average perfusion rate per unit volume during a cardiac cycle in which said means of the calculation unit calculates the average perfusion rate in accordance with the formula: - 1 ^ -n Pi v = -) - n ^ -0 R 10 where: v = average perfusion rate per unit volume per cardiac cycle n = total number of cardiac cycle numerical values from signal (A)

Pi = momentum pressure of the signal (A) in the cardiac cycle R = resistance of the arterial vascular system as obtained from claim 6

10 W = circle frequency in radians per second Tp = period time in seconds obtained from the signal (A) of the selected heart cycle.

Device according to claims 1, 10, characterized in that the selected parameter is the perfusion volume 20 during a cardiac cycle, where said means of the calculator calculates the perfusion volume during a cardiac cycle in accordance with the formula: Vp = C4vl where: 25 v - average perfusion rate as obtained from claim 10 Vp = perfusion volume per volume unit during a heart cycle I = total duration of the heart cycle 30 C4 = conversion factor to absolute values

Device according to claims 1, 2, 4, 6, characterized in that the selected parameter is the 8602228 -14- relative quality factor of the arterial vasculature, where said means of the computing unit calculates the relative quality factor of the arterial circulatory system in accordance with the formula 5: 100. k Qr = -% wR where:

Device according to claims 1 and 3, characterized in that the selected parameter is the absolute ejection volume of the left ventricle of the heart, where said means of the calculator 20 calculates the absolute ejection volume by multiplying the relative ejection volume, such as calculated according to claim 3, with the total volume of the arterial blood vessels and with a correction factor.

14. Device according to claims 1 and 11, characterized in that the selected parameter is the absolute perfusion volume, where said means of the calculator calculates the absolute perfusion volume by multiplying the relative perfusion volume, as calculated according to claim 11, with the total volume of arterial blood vessels and with a correction factor. 860 2 22 8