Электронный сфигмоманометр - RU2525213C2

Чертежи

Показать все 16 чертежа(ей)

Описание

Область техники, к которой относится изобретение

Настоящее изобретение относится к электронному сфигмоманометру и, в частности, относится к электронному сфигмоманометру, который определяет изменение объема кровеносного сосуда как изменение давления манжеты, а именно амплитуду пульсовой волны, и вычисляет значение кровяного давления, используя определенную амплитуду пульсовой волны.

Уровень техники

Хорошо известны электронные сфигмоманометры для измерения кровяного давления, использующие амплитуду пульсовой волны давления (далее - "амплитуда пульсовой волны"), подобно осциллометрическому способу. Осциллометрический способ представляет собой способ для компрессии или декомпрессии манжеты, обернутой вокруг части тела пациента, чтобы извлечь изменение объема манжеты по изменению объема сжатого кровеносного сосуда как изменение давления манжеты, а именно по амплитуде пульсовой волны, и вычислить кровяное давление.

В таком электронном сфигмоманометре считается, что поскольку давление и объем манжеты не пропорциональны друг другу из-за свойств манжеты, точность определения изменения объема в кровеносном сосуде варьируется в соответствии с обхватом руки и давлениями манжеты. То есть даже если получаются те же самые значения кровяного давления, ошибка в уровне амплитуды пульсовой волны возникает из-за таких факторов, как различия в давлении манжеты и обхвате руки. Поэтому такие факторы оказываются факторами ошибки для значения кровяного давления.

Для решения этой проблемы обычно предлагался следующий способ.

Например, находящаяся на рассмотрении заявка на патент Японии № 5-329113 (Патентный документ 1) описывает способ предварительного составления характеристики изменения объема манжеты относительно давления манжеты и преобразования сигнала изменения давления манжеты в изменение объема так, чтобы измерить значение кровяного давления, используя изменение объема.

ДОКУМЕНТ ПРЕДШЕСТВУЮЩЕГО УРОВНЯ ТЕХНИКИ

ПАТЕНТНЫЙ ДОКУМЕНТ

Патентный документ 1: находящаяся на рассмотрении заявка на патент Японии № 5-329113

РАСКРЫТИЕ ИЗОБРЕТЕНИЯ

ПРОБЛЕМЫ, РЕШАЕМЫЕ ПОСРЕДСТВОМ ИЗОБРЕТЕНИЯ

В вышеупомянутом способе давление манжеты и характеристика изменения объема должны быть получены заранее. Однако характеристика изменения объема изменяется непрерывно в соответствии с качеством оборачивания манжеты, обхватом руки и гибкостью тела. Кроме того, характеристики изменения объема насоса, клапана и манжеты изменяются также в соответствии с температурой, влажностью или подвержены долговременному изменению. Поэтому в таком способе, когда характеристика изменения объема получается заранее, трудно должным образом преобразовать сигнал изменения давления манжеты в изменение объема.

Настоящее изобретение было осуществлено в связи с решением вышеупомянутой проблемы, и его цель заключается в том, чтобы предоставить электронный сфигмоманометр, который может точно вычислить значение кровяного давления, даже если качество оборачивания манжеты и обхват руки варьируются.

СРЕДСТВО РЕШЕНИЯ ПРОБЛЕМЫ

Электронный сфигмоманометр в соответствии с определенным аспектом настоящего изобретения включает в себя: манжету, оборачиваемую вокруг места измерения; блок регулировки давления для регулировки давления в манжете; датчик давления для определения сигнала давления манжеты, представляющего давление в манжете; блок предписания для предписания постоянного изменения объема в манжете; блок первого управления давлением для управления приводом блока регулировки давления так, чтобы осуществить первое управление давлением для изменения давления в манжете в указанном направлении; процессор предписания для управления приводом блока предписания в то время, когда выполняется первое управление давлением, и выполнения процесса для предписания постоянного изменения объема в манжете; блок управления измерением для осуществления управления так, чтобы измерить характеристику изменения давления относительно изменения объема на основании сигнала давления манжеты, полученного во время выполнения процесса процессором предписания, и измерить амплитуду пульсовой волны на основании сигнала давления манжеты; процессор коррекции для коррекции измеренной амплитуды пульсовой волны, исходя из измеренной характеристики изменения давления; и блок вычисления кровяного давления для вычисления значения кровяного давления исходя из скорректированной амплитуды пульсовой волны.

Предпочтительно, процессор предписания предписывает изменение объема последовательно с периодом, отличным от такового для частоты сердечных сокращений у человека, подлежащего измерению, в течение периода первого управления давлением, и блок управления измерением включает в себя блок получения данных для получения сигнала давления манжеты в хронологической последовательности в течение периода первого управления давлением, и блок разделения для выполнения процесса фильтрации полученного сигнала давления манжеты, чтобы разделить полученный сигнал давления манжеты на амплитуду пульсовой волны и характеристику изменения давления.

Предпочтительно, первое управление давлением представляет собой управление декомпрессией, и частота сердечных сокращений вычисляется на основе сигнала давления манжеты во время управления компрессией перед переходом к управлению декомпрессией.

Предпочтительно, процессор предписания предписывает изменение объема при постоянном временном интервале в течение периода первого управления давлением, и блок управления измерением включает в себя первый измерительный процессор для измерения характеристики изменения давления на основании выходного сигнала давления манжеты при заданном временном сегменте, когда манжете задается изменение объема, и второй измерительный процессор для измерения амплитуды пульсовой волны на основании выходного сигнала давления манжеты в течение периода первого управления давлением и при временном сегменте, отличном от заданного сегмента.

Предпочтительно, когда давление в манжете имеет то же самое значение давления, блок первого управления давлением осуществляет первое управление давлением, поэтапно для измерения значения амплитуды сигнала давления манжеты, в моменты, когда изменение объема предписано и не предписано.

Предпочтительно, процессор предписания предписывает изменение объема при временном сегменте от точки максимума сигнала давления манжеты до точки подъема.

Предпочтительно, манжета включает в себя пневмогидравлическую камеру для измерения кровяного давления и блок блокировки кровотока, размещенный сверху по потоку относительно пневмогидравлической камеры. Дополнительно предоставляются блок второго управления давлением для осуществления второго управления давлением, для изменения давления в манжете в направлении, противоположном указанному направлению, и процессор блокировки кровотока, чтобы блокировать кровоток в месте измерения, используя блок блокировки кровотока только в течение периода первого управления давлением. Процессор предписания предписывает изменение объема последовательно в течение периода первого управления давлением. Блок управления измерением включает в себя первый измерительный процессор для измерения характеристики изменения давления исходя из выходного сигнала давления манжеты в течение периода первого управления давлением и второй измерительный процессор для измерения амплитуды пульсовой волны исходя из выходного сигнала давления манжеты в течение периода второго управления давлением.

Предпочтительно блок блокировки кровотока представляет собой пневмогидравлическую камеру для блокировки кровотока.

Предпочтительно, блок предписания включает в себя цилиндр и приводное устройство для управления цилиндром.

Предпочтительно, приводное устройство включает в себя шаговый двигатель.

ТЕХНИЧЕСКИЙ РЕЗУЛЬТАТ ИЗОБРЕТЕНИЯ

В соответствии с настоящим изобретением измеряется характеристика изменения давления, и амплитуда пульсовой волны корректируется исходя из измеренной характеристики изменения давления. Поэтому значение кровяного давления может быть точно вычислено независимо от качества оборачивания манжеты и обхвата руки.

КРАТКОЕ ОПИСАНИЕ ЧЕРТЕЖЕЙ

Фиг.1 изображает перспективный внешний вид электронного сфигмоманометра в соответствии с первым вариантом реализации настоящего изобретения.

Фиг.2(A) и 2(B) - диаграммы, показывающие типичные примеры изменения давления относительно постоянного изменения объема, вызванного различием в обхвате в месте измерения.

Фиг.3(A) и 3(B) - диаграммы, показывающие типичные примеры изменения давления относительно постоянного изменения объема, вызванного различием в качестве оборачивания манжеты.

Фиг.4 - блок-схема, показывающая конфигурацию аппаратных средств электронного сфигмоманометра в соответствии с первым вариантом реализации настоящего изобретения.

Фиг.5 - функциональная блок-схема, показывающая функциональное устройство электронного сфигмоманометра в соответствии с первым вариантом реализации настоящего изобретения.

Фиг.6(A)-6(F) - диаграммы, показывающие принцип способа измерения кровяного давления в соответствии с первым вариантом реализации настоящего изобретения.

Фиг.7 - блок-схема последовательности операций, иллюстрирующая процесс измерения кровяного давления в соответствии с первым вариантом реализации настоящего изобретения.

Фиг.8(A)-8(D) - диаграммы для описания процесса коррекции амплитуды пульсовой волны в соответствии с первым вариантом реализации настоящего изобретения.

Фиг.9(A) и 9(B) - диаграммы, показывающие моменты времени определения амплитуды пульсовой волны и характеристики изменения давления в соответствии со вторым вариантом реализации настоящего изобретения.

Фиг.10(A) и 10(B) - диаграммы, показывающие другие примеры моментов времени определения амплитуды пульсовой волны и характеристики изменения давления в соответствии со вторым вариантом реализации настоящего изобретения.

Фиг.11 - функциональная блок-схема, показывающая функциональное устройство электронного сфигмоманометра в соответствии со вторым вариантом реализации настоящего изобретения.

Фиг.12 - блок-схема последовательности операций, иллюстрирующая процесс измерения кровяного давления в соответствии со вторым вариантом реализации настоящего изобретения.

Фиг.13 - диаграмма, показывающая моменты времени определения амплитуды пульсовой волны и характеристики изменения давления в соответствии с третьим вариантом реализации настоящего изобретения.

Фиг.14 - блок-схема, показывающая конфигурацию аппаратных средств электронного сфигмоманометра в соответствии с третьим вариантом реализации настоящего изобретения.

Фиг.15 - функциональная блок-схема, показывающая функциональное устройство электронного сфигмоманометра в соответствии с третьим вариантом реализации настоящего изобретения.

Фиг.16 - блок-схема последовательности операций, иллюстрирующая процесс измерения кровяного давления в соответствии с третьим вариантом реализации настоящего изобретения.

НАИЛУЧШИЙ ВАРИАНТ ОСУЩЕСТВЛЕНИЯ ИЗОБРЕТЕНИЯ

Вариант реализации настоящего изобретения подробно рассматривается в связи с чертежами. Одинаковые цифровые обозначения относятся к тем же самым, или соответственным, участкам на чертежах и их описание не повторяется.

Первый вариант реализации

(Относительно внешнего вида)

Ниже описывается внешний вид электронного сфигмоманометра (далее "сфигмоманометр") в соответствии с первым вариантом реализации настоящего изобретения.

На Фиг.1 показан внешний вид в перспективе сфигмоманометра 1 в соответствии с первым вариантом реализации настоящего изобретения. Сфигмоманометр 1 вычисляет значение кровяного давления таким образом, что заданный алгоритм применяется к амплитуде пульсовой волны (амплитуда пульсовой волны давления) подобно осциллометрическому способу.

Относительно Фиг.1 сфигмоманометр 1 имеет основной участок 10, манжету 20, подлежащую оборачиванию вокруг заданного места измерения у человека, подлежащего измерению (например, вокруг плеча), и пневматическую трубку 31 для соединения основного участка 10 и манжеты 20. Дисплейный блок 40, образованный жидкокристаллическим экраном, например, и рабочим блоком 41 для приема команд от пользователя (обычно человека, подлежащего измерению), размещается на поверхности основного участка 10.

Функциональный блок 41 имеет, например, выключатель 41A питания для приема вводов команд на включение/ выключение электропитания, выключатель 41В измерения для приема команды на начало измерения, установочный выключатель 41С для приема команд, относящихся к различным процессам установки, и выключатель 41D памяти для приема команд на считывание и отображение ранее сохраненных значений. Функциональный блок 41 может дополнительно иметь идентификационный (ID) выключатель (не показан), который действует так, чтобы ввести ID (идентификационную) информацию для идентификации человека, подлежащего измерению.

(Относительно сущности изобретения)

Ниже описывается сущность настоящего изобретения.

Когда кровяное давление измеряется на основе амплитуды пульсовой волны подобно осциллометрическому способу, необходимо устранить факторы ошибки, вызванные не только различиями давления манжеты, но также и различиями в качестве оборачивания (плотного/свободного) манжеты, обхвате руки и гибкости тела, чтобы точно вычислить значение кровяного давления.

Поэтому в первом варианте реализации постоянное изменение объема производится в каждый момент измерения (во время компрессии или декомпрессии), измеряются амплитуда пульсовой волны вследствие изменения внутреннего давления кровеносного сосуда и характеристика изменения давления относительно постоянного изменения объема (далее "характеристика изменения давления"). В результате характеристика изменения давления может быть получена в соответствии с различными условиями измерения (например, обхват руки и качество оборачивания манжеты), которые представляют собой факторы ошибок при каждом измерении. Это описывается более конкретно в связи с Фиг.2 и Фиг.3.

На Фиг.2(A) и 2(B) показаны диаграммы типичных примеров характеристики изменения давления относительно постоянного изменения объема, вызванного различием в обхвате в месте измерения. Как показано на Фиг.2(A), постоянное изменение объема задается манжете во время компрессии или декомпрессии. На Фиг.2(B) показано различие характеристики изменения давления вследствие различия в обхвате в месте измерения, когда постоянное изменение объема задается манжете. Амплитуда изменения давления в характеристике 501 изменения давления сравнительно больше в ситуации, когда место измерения тоньше, чем стандартный размер, чем таковая для характеристики 502 изменения давления в ситуации, когда место измерения толще, чем стандартный размер. Обе они имеют различные скорости изменения.

На Фиг.3(A) и 3(B) показаны диаграммы типичных примеров характеристики изменения давления относительно постоянного изменения объема вследствие различия в качестве оборачивания манжеты. Как показано на Фиг.3(A), постоянное изменение объема задается манжете во время компрессии или декомпрессии. На Фиг.3(B) показано различие характеристик изменения давления из-за различия в качестве оборачивания манжеты, когда манжете задается постоянное изменение объема. Амплитуда изменения давления в характеристике 511 изменения давления сравнительно больше в ситуации, когда манжета обернута плотно вокруг в месте измерения, чем таковая для характеристики 512 изменения давления в ситуации, когда манжета обернута свободно вокруг в месте измерения.

В первом варианте реализации постоянное изменение объема происходит в манжете в каждый момент измерения (во время компрессии или декомпрессии) и измеряются амплитуда пульсовой волны, определяемая изменением объема в кровеносном сосуде, и характеристика изменения давления относительно постоянного изменения объема. Амплитуда пульсовой волны корректируется посредством использования измеренной характеристики изменения давления, и заданный алгоритм применяется к скорректированному значению амплитуды пульсовой волны так, чтобы вычислить значение кровяного давления.

Состав и работа сфигмоманометра 1 в соответствии с первым вариантом реализации более конкретно описываются ниже.

(Относительно конфигурации аппаратных средств)

На Фиг.4 показана блок-схема, иллюстрирующая конфигурацию аппаратных средств сфигмоманометра 1 в соответствии с первым вариантом реализации настоящего изобретения.

В связи с Фиг.4 манжета 20 сфигмоманометра 1 включает в себя пневматическую камеру 21. Пневматическая камера 21 соединяется с пневматической системой 30 через пневматическую трубку 31.

Основной участок 10 включает в себя дисплейный блок 40, функциональный блок 41, пневматическую систему 30, CPU (центральный процессор) 100 для активного управления соответствующими секциями и выполнения различных арифметических процессов, блок 42 памяти для хранения программ, чтобы позволить центральному процессору 100 выполнять заданные операции и обрабатывать различные данные, энергонезависимую память (например, флэш-память) 43 для сохранения измеренного кровяного давления, источник электропитания 44 для подачи питания на центральный процессор 100, блок 45 отсчета времени для выполнения операции отсчета времени, и блок 46 ввода/вывода данных для приема извне входных данных.

Пневматическая система 30 включает в себя датчик 32 давления для определения давления (давления манжеты) в пневматической камере 21, насос 51 для подачи воздуха в пневматическую камеру 21 для увеличения давления манжеты и клапан 52, который открывается и закрывается, чтобы выпустить или перекрыть воздух из или в пневматическую камеру 21.

Основной участок 10 дополнительно включает в себя генераторную схему 33, схему 53 управления приводом насоса и схему 54 управления приводом клапана, относящиеся к пневматической системе 30.

Датчик 32 давления, например, представляет собой электростатический емкостной датчик давления, и значение его емкости изменяется в соответствии с давлением манжеты. Генераторная схема 33 выводит сигнал с частотой колебаний, соответствующей значению емкости датчика 32 давления, на центральный процессор 100. Центральный процессор 100 преобразует сигнал, полученный от генераторной схемы 33, в давление и определяет давление. Схема 53 управления приводом насоса управляет приводом насоса 51 исходя из управляющего сигнала, задаваемого центральным процессором 100. Схема 54 управления приводом клапана управляет открытием/закрытием клапана 52 исходя из управляющего сигнала, задаваемого центральным процессором 100.

Насос 51, клапан 52, схема 53 управления приводом насоса и схема 54 управления приводом клапана составляют блок 50 регулировки для регулировки давления манжеты. Устройства для регулировки давления манжеты не ограничиваются именно этими устройствами.

Блок 46 ввода/вывода данных считывает и записывает программы и данные из и в съемную записывающую среду 132, например. Дополнительно/или блок 46 ввода/вывода данных может передать/принять через линию связи программы и данные от внешнего компьютера, не показанного.

Вышеупомянутый функциональный состав подобен таковому для обычного и общеупотребительного электронного сфигмоманометра. В первом варианте реализации основной участок 10 дополнительно включает в себя блок 60 предписания для предписания постоянного изменения объема в манжете 20. Блок 60 предписания имеет цилиндр 61 для регулировки объема в манжете 20 с высокой скоростью, двигатель (например, шаговый двигатель) 62 для привода цилиндра 61 и схему 63 управления приводом двигателя для управления приводом двигателя 62.

Цилиндр 61 соединяется с пневматической камерой 21 через пневматическую трубку 31. Двигатель 62 управляет поршнем (не показан) в цилиндре 61 в осевом направлении цилиндра 61. В результате объем в цилиндре 61 изменяется. Соответственно, изменяется объем в пневматической камере 21.

Устройства, составляющие блок 60 предписания, не ограничиваются данными устройствами, важно лишь обеспечение постоянного изменения объема.

Манжета 20 включает в себя пневматическую камеру 21, но подаваемая в манжету 20 текучая среда не ограничивается воздухом и может быть жидкостью или гелем. Вместо текучей среды могут использоваться однородные мелкие частицы, например, микрошарики.

(Относительно функционального состава)

На Фиг.5 представлена функциональная блок-схема, показывающая функциональный состав сфигмоманометра 1 в соответствии с первым вариантом реализации настоящего изобретения. На Фиг.5 показан функциональный состав способа измерения декомпрессией, а именно способ для вычисления значения кровяного давления на основе сигнала давления манжеты, получаемого во время декомпрессии.

Относительно Фиг.5 центральный процессор 100 включает в себя в качестве своих функций блок 102 управления компрессией, блок 104 управления декомпрессией, процессор 106 предписания, блок 108 управления измерением, процессор 114 коррекции, блок 116 вычисления кровяного давления и процессор 118 вывода. На Фиг.5, для простоты описания, показаны только периферийные аппаратные средства, которые непосредственно передают/принимают сигналы на/от соответствующих блоков центрального процессора 100.

Блок 102 управления компрессией управляет компрессией манжеты 20. Конкретно, сигнал управления передается на схему 53 управления приводом насоса так, чтобы управлять приводом насоса 51 и подавать воздух в пневматическую камеру 21.

Блок 104 управления декомпрессией управляет декомпрессией манжеты 20, например, с заданной скоростью. Конкретно, сигнал управления передается на схему 54 управления приводом клапана так, что управлением приводом клапана 52 перекрывается подача воздуха в пневматическую камеру 21, или воздух выпускается.

В первом варианте реализации управление декомпрессией означает управление, которое изменяет давление в манжете 20 в заданном направлении (а именно в направлении ослабления давления), и управление компрессией означает управление, которое изменяет давление в манжете 20 в направлении, противоположном указанному направлению (а именно в направлении повышения давления).

Процессор 106 предписания управляет приводом блока 60 предписания (схемой 63 управления приводом двигателя) во время управления декомпрессией так, чтобы выполнялся процесс для предписания постоянного изменения объема в манжете 20 (пневматической камере 21). В первом варианте реализации изменение объема предписывается последовательно, во время управления декомпрессией, с периодом, отличным от периода для частоты сердечных сокращений человека, подлежащего измерению. Частота сердечных сокращений человека, подлежащего измерению, может быть вычислена общеизвестным способом, например, во время управления компрессией, или могут быть использованы прошлые (например, предыдущие) результаты измерений. В другом случае числовое значение, которое не присутствует как период частоты сердечных сокращений, может быть предварительно задано как период, отличный от периода частоты сердечных сокращений обследуемого пациента.

Блок 108 управления измерением осуществляет управление на основе сигнала давления манжеты (определенного датчиком 32 давления), полученного от генераторной схемы 33 так, чтобы были измерены амплитуда пульсовой волны и характеристика изменения давления относительно постоянного изменения объема. В первом варианте реализации блок 108 управления измерением включает в себя блок 110 получения сигнала и процессор 112 разделения.

Блок 110 получения сигнала получает сигналы давления манжеты в хронологической последовательности в течение периода управления декомпрессией. В течение этого периода, поскольку в пневматической камере 21 происходит постоянное изменение объема, сигналы давления манжеты, полученные в течение периода управления декомпрессией, представляют собой сигналы, полученные синтезом амплитуды пульсовой волны с амплитудой изменения давления относительно постоянного изменения объема. То есть не только изменение внутреннего давления кровеносного сосуда, но также и изменение давления относительно постоянного изменения объема накладываются на сигнал давления манжеты, определенный датчиком 32 давления.

Процессор 112 разделения выполняет процесс фильтрации сигнала давления манжеты, полученного блоком 110 получения сигнала, чтобы разделить сигнал давления манжеты на амплитуду пульсовой волны и характеристику изменения давления.

Процессор 114 коррекции корректирует амплитуду пульсовой волны, измеренную на основе измеренной характеристики изменения давления. Блок 116 вычисления кровяного давления вычисляет значение кровяного давления, например, наибольшее кровяное давление и наименьшее кровяное давление, на основе скорректированной амплитуды пульсовой волны. Процессор 118 вывода выполняет процесс для вывода значения кровяного давления. Например, значение кровяного давления отображается на дисплейном блоке 40, и значение кровяного давления сохраняется во флэш-памяти 43.

Операции вышеописанных функциональных блоков могут быть реализованы выполнением программ, сохраняемых в блоке 42 памяти, или, по меньшей мере, один из функциональных блоков может быть реализован аппаратными средствами.

Идея способа измерения кровяного давления в соответствии с первым вариантом реализации описывается в связи с Фиг.6(A)-6(F). Диаграммы на Фиг.6(A)-6(F) представляют собой диаграммы, иллюстрирующие идею способа измерения кровяного давления в соответствии с первым вариантом реализации настоящего изобретения.

На Фиг.6(A) показано изменение внутриартериального давления по временной оси. На Фиг.6(B) показано изменение объема по той же самой временной оси, как и на Фиг.6(A). В первом варианте реализации постоянное изменение объема, показанное на Фиг.6(B), задается манжете 20 во время декомпрессии манжеты 20. В этом случае, сигнал давления манжеты, полученный через генераторную схему 33, имеет форму волны, как показано на Фиг.6(C) и 6(D). На Фиг.6(D) показана частично увеличенная диаграмма части 401 сигнала давления манжеты из Фиг.6(C). Как показано на Фиг.6(D), на изменение давления относительно постоянного изменения объема накладывается сигнал давления манжеты.

В первом варианте реализации сигнал давления манжеты, включающий в себя изменение давления относительно постоянного изменения объема, подвергается, например, процессу фильтрации, чтобы разделить его на амплитуду пульсовой волны (Фиг.6(E)), предписанную изменением внутреннего давления в кровеносном сосуде, и на амплитуду изменения давления, предписанную постоянным изменением объема, а именно характеристикой изменения давления (Фиг.6(F)).

Конкретный способ коррекции в процессоре 114 коррекции описывается ниже.

(Относительно функционирования)

На Фиг.7 приведена блок-схема последовательности операций, показывающая процесс измерения кровяного давления в соответствии с первым вариантом реализации настоящего изобретения. Процесс, показанный на блок-схеме последовательности операций на Фиг.7, сохраняется как программа заранее в блоке 42 памяти. Центральный процессор 100 считывает и выполняет эту программу так, чтобы была реализована функция процесса измерения кровяного давления.

Относительно Фиг.7 блок 102 управления компрессией накачивает манжету 20 (этап S2). Во время компрессии блок 102 управления компрессией вычисляет частоту сердечных сокращений на основании выходного сигнала генераторной схемы 33 общеизвестным способом (этап S4).

Блок 102 управления компрессией определяет, является ли давление в манжете 20 (давление манжеты) заданным значением (например, 200 мм рт.ст.) (этап S6). Когда из определения следует, что давление манжеты не достигает заданного значения (НЕТ на этапе S6), последовательность возвращается на этап S2, и вышеупомянутый процесс повторяется. Когда из определения следует, что давление манжеты достигает заданного значения (ДА на этапе S6), компрессия прекращается (этап S8). В первом варианте реализации компрессия прекращается, когда давление манжеты достигает заданного значения, но в то время, когда наибольшее кровяное давление оценивается во время компрессии, компрессия может быть прекращена подобно обычному способу.

Блок 104 управления декомпрессией затем начинает выполнять декомпрессию манжеты 20 (этап S10). В то же самое время процессор 106 предписания предписывает постоянное изменение объема в манжете 20 (этап S12). Конкретно, сигнал управления передается на схему 63 управления приводом двигателя так, чтобы цилиндр 61 управлялся с высокой скоростью, и постоянное изменение объема задавалось на пневматическую камеру 21. Период, отличный от такового для частоты сердечных сокращений человека, подлежащего измерению, вычисленный на этапе S4, выбирается как период изменения объема.

Блок 110 получения сигнала блока 108 управления измерением получает данные давления манжеты (сигнал давления манжеты), определенный датчиком 32 давления во время декомпрессии (этап S14). Полученные данные давления манжеты сохраняются в блоке 42 памяти в хронологической последовательности.

Блок 104 управления декомпрессией затем определяет, достигает ли давление манжеты заданного значения (например, 40 мм рт. ст.) (этап S15). Когда определяется, что давление манжеты не достигает заданного значения (НЕТ на этапе S15), последовательность возвращается на этап S12, и вышеупомянутый процесс повторяется. Когда определяется, что давление манжеты достигает заданного значения (ДА на этапе S15), управление декомпрессией заканчивается, и последовательность переходит на этап S16. В первом варианте реализации, когда давление манжеты достигает заданного значения, управление декомпрессией заканчивается, но в то время, когда кровяное давление может быть вычислено (например, во время наименьшего значения кровяного давления, оцененного во время компрессии, или меньшего, в то время, когда амплитуда меньше, чем заданное значение, или близка к нему), управление декомпрессией может быть закончено.

На этапе S16, процессор 112 разделения блока 108 управления измерением фильтрует данные давления манжеты, полученные в хронологической последовательности на этапе S14, чтобы разделить данные на амплитуду пульсовой волны и характеристику изменения давления. Конкретно, например, процесс фильтрации для устранения высокочастотной компоненты из данных давления манжеты и процесс фильтрации для выделения высокочастотной компоненты выполняются параллельно. В результате могут быть извлечены амплитуда пульсовой волны и характеристика изменения давления.

Затем процессор 114 коррекции корректирует амплитуду пульсовой волны, полученной на этапе S16. Конкретно, формируется огибающая кривая последовательности значений амплитуды пульсовой волны (этап S18), и сформированная огибающая кривая корректируется с использованием характеристики изменения давления, полученной на этапе S16 (этап S20). Такой процесс для коррекции амплитуды пульсовой волны подробно описывается в связи с Фиг.8.

На Фиг.8(A)-8(D) показаны диаграммы для описания процесса коррекции амплитуды пульсовой волны в соответствии с первым вариантом реализации настоящего изобретения.

На Фиг.8(A) показан пример огибающей кривой 401, сформированной на этапе S18. На Фиг.8(B) показан пример линии, представляющей характеристику изменения давления, полученную на этапе S16 (далее "характеристическая линия") 402.

Процессор 114 коррекции обнаруживает давление PCm манжеты, соответствующее точке 4011 максимума огибающей кривой 401. Давление PCm манжеты соответствует среднему кровяному давлению (MAP). Процессор 114 коррекции использует точку 4021, соответствующую давлению PCm манжеты на характеристической линии 402 как на стандартной, и корректирует огибающую кривую 401 так, чтобы характеристическая линия 402 имела постоянную амплитуду. То есть огибающая кривая 401 корректируется так, чтобы характеристическая линия 402 стала прямой линией 4022, проходящей через точку 4021. На Фиг.8(C) показана скорректированная огибающая кривая 403. В скорректированной огибающей кривой 403 сторона ниже давления PCm манжеты корректируется вверх, и сторона ниже давления PCm манжеты корректируется вниз.

Относительно Фиг.7 и Фиг.8(D), блок 116 вычисления кровяного давления вычисляет наибольшее (SYS) кровяное давление и наименьшее кровяное давление (DIA) (этап S22) на основе скорректированной огибающей кривой 403. Конкретно, вычисление выполняется следующим способом. То есть значение, полученное умножением точки 4011 максимума огибающей кривой 403 на заданную константу (например, 0,5), определяется как порог TH1, и значение, полученное умножением точки 4011 максимума на заданную константу (например, 0,7), определяется как порог TH2. Давление манжеты, которое выше среднего кровяного давления (MAP), и соответствует точке, в которой пересекаются скорректированная огибающая кривая 403 и порог TH1, определяется как наибольшее кровяное давление (SYS). Давление манжеты, которое ниже среднего кровяного давления (MAP) и соответствует точке, в которой пересекаются скорректированная огибающая кривая 403 и порог TH2, определяется как наименьшее кровяное давление (DIA).

Блок 116 вычисления кровяного давления может вычислить частоту сердечных сокращений на основе амплитуды пульсовой волны, полученной процессом разделения в соответствии с общеизвестным способом.

Наконец, воздух выпускается из пневматической камеры 21 (этап S24), и процессор 118 вывода отображает и осуществляет запись измеренных результатов (наибольшее кровяное давление, наименьшее кровяное давление и частоту сердечных сокращений) (этап S26). Флэш-память 43 сохраняет данные измерения, в которых, например, измеренные значения (наибольшее кровяное давление, наименьшее кровяное давление и частота сердечных сокращений) соотносятся со временем и датами измерения в формате записи.

Процесс измерения кровяного давления в соответствии с первым вариантом реализации заканчивается вышеописанным образом. Процесс выпуска (этап S24) может выполняться параллельно с процессом на этапах S16-S22.

Как описано выше, в соответствии с первым вариантом реализации характеристика изменения давления извлекается при каждом измерении. Поэтому влияния качества оборачивания манжеты 20 и изменения за большой промежуток времени в насосе 51, клапане 52 и манжете 20 надежно отражаются на характеристике изменения давления. В первом варианте реализации амплитуда пульсовой волны, предписанная изменением внутреннего давления в кровеносном сосуде, корректируется на основе такой характеристики изменения давления, и значение кровяного давления вычисляется. Поэтому значение кровяного давления может быть точно измерено независимо от качества оборачивания манжеты 20 и изменений за большой промежуток времени в насосе 51, клапане 52 и манжете 20.

В первом варианте реализации огибающая кривая сформирована на основе формы волны (амплитуда пульсовой волны), из которой влияние изменения давления относительно постоянного изменения объема устраняется фильтрацией, но может быть сформирована и на основе амплитуды сигнала давления манжеты перед фильтрацией.

Первый вариант реализации описывает способ измерения декомпрессии, как пример, но настоящее изобретение может быть применено также к способу измерения декомпрессии. В этом случае постоянное изменение объема предписывается во время периода управления компрессией, и сигнал давления манжеты может быть получен в течение периода управления компрессией.

Второй вариант реализации

Ниже описывается второй вариант реализации настоящего изобретения.

В первом варианте реализации постоянное изменение объема предписывается с периодом, отличным от такового для частоты сердечных сокращений человека, подлежащего измерению в течение периода управления давлением (управление декомпрессией), для которого измеряется амплитуда пульсовой волны. Данные давления манжеты, в которых на изменение давления накладывается постоянное изменение объема, подвергаются процессу фильтрации так, чтобы получить характеристику изменения давления.

И, наоборот, во втором варианте реализации постоянное изменение объема предписывается при постоянном временном интервале (последовательно) в течение периода управления давлением, для которого измеряется амплитуда пульсовой волны. Значения амплитуды сигнала давления манжеты измеряются, когда изменение объема предписывается и не предписывается так, чтобы характеристика изменения давления была измерена без процесса фильтрации.

Во втором варианте реализации сделано пошаговое управление давлением (так называемая пошаговая декомпрессия) так, чтобы сигналы давления манжеты тогда, когда постоянное изменение объема предписывается и не предписывается, были измерены, когда значения давления в манжете равны. Амплитуда пульсовой волны и характеристика изменения давления вычисляются на основе двух видов измеренных сигналов давления манжеты.

На Фиг.9(A) и 9(B) представлены диаграммы, показывающие моменты времени определения амплитуды пульсовой волны и характеристики изменения давления в соответствии со вторым вариантом реализации настоящего изобретения. На Фиг.9(A) показано давление манжеты как управляемое значение по временной оси. На Фиг.9(B) показан сигнал давления манжеты (главным образом, пульсовая волна) при той же самой временной оси, что и для Фиг.9(A). На Фиг.9(B) временной сегмент ТА представляет собой период, во время которого определяется пульсовая волна. То есть сегмент ТА представляет период определения сигнала давления манжеты, используемого для вычисления амплитуды пульсовой волны. Сегмент ТВ представляет собой период, во время которого предписывается постоянное изменение объема. Поэтому сегмент ТВ представляет период определения сигнала давления манжеты, используемого для вычисления характеристики изменения давления.

Во втором варианте реализации, сегмент ТА представляет собой сегмент от начала до конца одного удара пульсовой волны (от точки подъема пульсовой волны до точки подъема следующей пульсовой волны), и сегмент ТВ является частичным сегментом следующего пульсовой волны в сегменте ТА.

Таким образом, постоянное изменение объема предписывается в том же самом положении в каждый момент в том же самом периоде, что и для частоты сердечных сокращений человека, подлежащего измерению так, чтобы могла быть получена характеристика изменения давления (представляющая ее линия).

Временной сегмент ТА может включать в себя, по меньшей мере, точку подъема одного удара пульсовой волны или точку подъема следующей пульсовой волны, и точку максимума пульсовой волны между ними. Сегмент ТВ может быть сегментом, который не включает в себя точку подъема одного удара пульсовой волны, точку подъема следующей пульсовой волны и точку максимума пульсовой волны между ними. Поэтому когда сегмент ТА включает в себя точку подъема одного удара пульсовой волны через точку подъема следующей пульсовой волны, как показано на Фиг.9(B), сегмент ТВ может быть включен в сегмент ТА. То есть во втором варианте реализации, амплитуда пульсовой волны и характеристика изменения давления измеряются последовательно, но могут быть измерены и параллельно.

Период, представленный сегментом ТВ, представляет собой время, короче периода для частоты сердечных сокращений и может быть задан, или определен при каждом измерении.

Как показано на Фиг.9(A), давление в манжете поддерживается до тех пор, пока не будут измерены амплитуда пульсовой волны и характеристика изменения давления (точнее, пока не будут получены данные давления манжеты, которые могут быть использованы для вычисления амплитуды пульсовой волны и характеристики изменения давления). Когда амплитуда пульсовой волны и характеристика изменения давления измерены, выполняется декомпрессия до заданного давления. В результате амплитуда пульсовой волны и характеристика изменения давления могут быть получены в течение периода декомпрессии, без фильтрации сигнала давления манжеты.

Для получения амплитуды пульсовой волны и характеристики изменения давления нет необходимости в выполнении такого этапа декомпрессии. Как показано на Фиг.10(A) и 10(B), они обе могут быть определены при каждом импульсе при заданной скорости во время декомпрессии. На Фиг.10(A) показано давление манжеты как управляющее значение по временной оси. На Фиг.10(B) показан сигнал давления манжеты (главным образом, пульсовая волна) по той же самой временной оси, как и на Фиг.10(A). Как показано на Фиг.10(B), сегмент от точки подъема одного удара пульсовой волны до точки максимума может быть представлен сегментом TA# (период для определения пульсовой волны) и, по меньшей мере, частичный сегмент от точки максимума пульсовой волны до точки подъема следующей пульсовой волны может быть представлен сегментом TB# (период предписания постоянного изменения объема).

Функциональный состав и основные операции сфигмоманометра в соответствии со вторым вариантом реализации подобны таковым для первого варианта реализации. Поэтому при его описании используются те же обозначения, что и в первом варианте реализации.

Ниже описывается только участок, отличающийся от первого варианта реализации.

(Относительно функционального состава)

На Фиг.11 приведена функциональная блок-схема, показывающая функциональное устройство сфигмоманометра 1 в соответствии со вторым вариантом реализации настоящего изобретения. На Фиг.11 также показано функциональное устройство способа измерения декомпрессии. Функциональные блоки, выполняющие подобные процессы, что и показанные на Фиг.5 функциональные блоки, имеют те же самые цифровые обозначения. Поэтому их описание не повторяется.

Относительно Фиг.11, во втором варианте реализации центральный процессор 100 включает в себя блок 104A управления декомпрессией, процессор 106A предписания и блок 108A управления измерением, вместо блока 104 управления декомпрессией, процессора 106 предписания и блока 108 управления измерением в соответствии с первым вариантом реализации.

Блок 104A управления декомпрессией осуществляет пошаговое управление декомпрессией, а именно этап декомпрессии. Процессор 106A предписания предписывает постоянное изменение объема при постоянном временном интервале в течение периода управления декомпрессией. Во втором варианте реализации начальный момент времени, при котором предписывается постоянное изменение объема, имеет предпочтительно тот же самый период, что и для частоты сердечных сокращений человека, подлежащего измерению.

Блок 108A управления измерением включает в себя первый измерительный блок 210 и второй измерительный блок 212 вместо блока 110 получения сигнала и процессора 112 разделения. Первый измерительный блок 210 измеряет характеристику изменения давления на основе выходного сигнала давления манжеты при заданном временном сегменте (сегмент ТВ на Фиг.9), где манжете 20 придается постоянное изменение объема. Второй измерительный блок 212 измеряет амплитуду пульсовой волны на основе выходного сигнала давления манжеты в период управления декомпрессией и при временном сегменте, отличном от заданного сегмента (а именно сегмента, где постоянное изменение объема не предписывается (сегмент ТА на Фиг.9)).

(Относительно выполнения операций)

На Фиг.12 приведена блок-схема последовательности операций, показывающая процесс измерения кровяного давления в соответствии со вторым вариантом реализации настоящего изобретения. Процессы, подобные таковым для блок-схемы на Фиг.7, имеют такие же цифровые обозначения этапов. Поэтому их описание не повторяется.

Относительно Фиг.12, по сравнению с блок-схемой на Фиг.7, процессы на этапах S102-S114 вставлены между этапом S8 и этапом S15, вместо этапов S10-S14. Кроме того, удален этап S16.

Во втором варианте реализации, когда выполняются процессы на этапах S2, S4, S6 и S8, блок 104A управления декомпрессией открывает клапан 54, чтобы сбросить давление в манжете 20 (этап S102). Блок 104A управления декомпрессией определяет, сброшено ли давление в начале декомпрессии до заданного давления (этап S104). В манжете 20 давление сбрасывается до тех пор, пока разность давления не достигнет заданного давления (НЕТ на этапе S104). Когда разность давления достигает заданного давления (ДА на этапе S104), декомпрессия прекращается (этап S106). То есть клапан 54 закрыт.

Второй измерительный блок 212 получает сигнал давления манжеты для измерения пульсовой волны (этап S108) и вычисления амплитуды пульсовой волны (этап S110). Период измерения пульсовой волны представляет собой период от прекращения декомпрессии до определения точки подъема следующей пульсовой волны, как представлено сегментом ТА на Фиг.9(B).

Затем, когда определяется точка максимума следующей пульсовой волны, процессор 106A предписания предписывает постоянное изменение объема в манжете 20 во время постоянного периода (сегмент ТВ на Фиг.9(B)) в заданном моменте времени (например, заданное время в миллисекундах после точки максимума пульсовой волны) (этап S112). Амплитуда изменения давления относительно постоянного изменения объема измеряется на основе сигнала давления манжеты, определенного в течение периода (сегмент ТВ), для которого предписано изменение объема так, чтобы была вычислена характеристика изменения давления (этап S114).

Блок 104A управления декомпрессией определяет, достигает ли давление манжеты заданного значения, как описано выше (этап S15). Этапы S102-S114 повторяются до тех пор, пока давление манжеты на достигнет заданного значения (НЕТ на этапе S15). Когда определяется, что давление манжеты достигает заданного значения (ДА на этапе S15), последовательность переходит на этап S18.

Таким образом, во втором варианте реализации, поскольку период, во время которого предписывается постоянное изменение объема, ограничен постоянным сегментом (сегмент ТВ), процесс разделения на этапе S16 в первом варианте реализации не необходим.

Во втором варианте реализации, на этапах S18 и S20, процессор 114 коррекции формирует огибающую кривую на основе амплитуды пульсовой волны, вычисленной на этапе S110, и корректирует сформированную огибающую кривую, используя характеристику изменения давления, вычисленную на этапе S114. Способ коррекции подобен таковому для первого варианта реализации.

Во втором варианте реализации амплитуда пульсовой волны и характеристика изменения давления (амплитуда изменения давления относительно постоянного изменения объема) вычисляются во время управления декомпрессией, но они могут быть вычислены после окончания управления декомпрессией. То есть, когда сигнал давления манжеты, измеренный во время управления декомпрессией, используется для вычисления амплитуды пульсовой волны и характеристики изменения давления, их моменты времени вычисления не учитываются.

Третий вариант реализации

Ниже описывается третий вариант реализации настоящего изобретения.

В первом и втором вариантах реализации постоянное изменение объема предписывается последовательно или периодически во время управления давлением (управление декомпрессией) для измерения амплитуды пульсовой волны. В противоположность этому в третьем варианте реализации характеристика изменения давления измеряется в течение периода, отличного от периода управления давлением для измерения амплитуды пульсовой волны.

На Фиг.13 приведена диаграмма, показывающая моменты времени определения амплитуды пульсовой волны и характеристики изменения давления в соответствии с третьим вариантом реализации настоящего изобретения. На Фиг.13 показано давление манжеты как контрольное значение по временной оси. В третьем варианте реализации, например, характеристика изменения давления получается в течение периода компрессии, и амплитуда пульсовой волны получается в течение периода декомпрессии. Предпочтительно, чтобы скорость компрессии равнялась скорости декомпрессии.

Ниже описывается только участок, отличающийся от первого варианта реализации.

(Относительно конфигурации аппаратных средств)

На Фиг.14 приведена блок-схема, показывающая конфигурацию аппаратных средств сфигмоманометра 1A в соответствии с третьим вариантом реализации настоящего изобретения. Те же самые компоненты, что и на Фиг.4, имеют те же самые обозначения. Поэтому их описание не повторяется.

Относительно Фиг.14, манжета 20 в третьем варианте реализации включает в себя пневматическую камеру 21A для блокирования кровотока, а также пневматическую камеру 21 для измерения кровяного давления. Пневматическая камера 21A для блокирования кровотока выполнена с возможностью размещения сверху по потоку артерии относительно пневматической камеры 21, когда манжета 20 присоединяется со стороны измерения.

Датчик 32 давления, генераторная схема 33, насос 51, клапан 52, схема 53 управления приводом насоса и схема 54 управления приводом клапана, включенные в общий сфигмоманометр, обозначаются как первый блок 300 регулировки/определения. В третьем варианте реализации основной участок 10 дополнительно включает в себя второй блок 300A регулировки/определения, имеющий такой же состав, что и для первого блока 300 регулировки/определения. Второй блок 300A регулировки/определения включает в себя датчик 32A давления, генераторную схему 33A, насос 51A, клапан 52A, схему 53A управления приводом насоса и схему 54A управления приводом клапана. Датчик 32A давления, насос 51A и клапан 52A соединяются с пневматической камерой 21A для блокирования кровотока через пневматическую трубку 31 A. Операции соответствующих секций во втором блоке 300A регулировки/определения подобны операциям соответствующих секций в первом блоке 300 регулировки/определения.

В третьем варианте реализации пневматическая камера 21A для блокирования кровотока обеспечена в манжете 20, но не ограничивается этим, если кровоток блокируется со стороны измерения.

(Относительно функционального состава)

На Фиг.15 приведена функциональная блок-схема, показывающая сфигмоманометр 1A в соответствии с третьим вариантом реализации настоящего изобретения. На Фиг.15 также показано функциональное устройство способа измерения декомпрессии. Компоненты, которые выполняют процессы, аналогичные для показанного на Фиг.5 функционального блока, имеют те же самые обозначения. Поэтому их описание не повторяется.

Относительно Фиг.15, в третьем варианте реализации центральный процессор 100 включает в себя блок 301 блокировки кровотока. Кроме того, центральный процессор 100 включает в себя процессор 106B предписания и блок 108B управления измерением, вместо процессора 106 предписания и блока 108 управления измерением в первом варианте реализации. В третьем варианте реализации управление компрессией представляет собой управление для изменения давления в манжете 20 в заданном направлении (а именно в направлении повышения давления), и управление декомпрессией представляет собой управление для изменения давления в манжете 20 в направлении, противоположном указанному направлению (а именно в направлении понижения давления).

Блок 301 блокировки кровотока блокирует кровоток в месте измерения, используя пневматическую камеру 21A для блокирования кровотока только в течение периода управления компрессией. Блок 301 блокировки кровотока соединяется со схемой 53A управления приводом насоса, схемой 54A управления приводом клапана и генераторной схемой 33A. В то время как давление в пневматической камере 21A определяется с помощью генераторной схемы 33A, насос 51A приводится в действие, и когда давление в пневматической камере 21A не колеблется, действие насоса 51A прекращается.

Процессор 106B предписания предписывает постоянное изменение объема последовательно в течение периода управления компрессией, например. Период изменения объема в третьем варианте реализации может быть заданным периодом.

Блок 108B управления измерением включает в себя первый измерительный блок 310 и второй измерительный блок 312. Первый измерительный блок 310 измеряет характеристику изменения давления на основании выходного сигнала давления манжеты в течение периода управления компрессией. Второй измерительный блок 312 измеряет амплитуду пульсовой волны на основании выходного сигнала давления манжеты в течение периода управления декомпрессией.

(Относительно функционирования)

На Фиг.16 приведена блок-схема последовательности операций, показывающая процесс измерения кровяного давления в соответствии с третьим вариантом реализации настоящего изобретения. Процессы, подобные таковым для блок-схемы на Фиг.7, имеют те же самые цифровые обозначения этапов. Поэтому их описание не повторяется.

Относительно Фиг.16, по сравнению с блок-схемой на Фиг.7, процесс на этапе S202 вставлен вначале, и процессы на этапах S206, S207 и S208 вставлены между этапом S2 и этапом S6 вместо этапа S4. Кроме того, процесс на этапе S210 вставлен между этапом S8 и этапом S10. Кроме того, процессы на этапе S218 и этапе S220 выполняются вместо процессов на этапе S12 и этапе S14.

В третьем варианте реализации, перед началом компрессии, блок 301 блокировки кровотока расширяет пневматическую камеру 21A для блокирования кровотока так, чтобы выполнить процесс блокировки кровотока в месте измерения со стороны сверху по потоку сжатой пневматической камерой 21 (этап S202). В результате амплитуда пульсовой волны не подвергается в пневматической камере 21 изменению внутриартериального давления.

Когда кровоток в месте измерения блокирован и давление в манжете создано (этап S2), процессор 106B предписания предписывает постоянное изменение объема в пневматической камере 21 (этап S206). Первый измерительный блок 310 получает сигнал давления манжеты (данные о давлении манжеты) с помощью генераторной схемы 33 (этап S207) в течение периода компрессии. Первый измерительный блок 310 вычисляет (получает) характеристику изменения давления от полученного сигнала давления манжеты (этап S208). В третьем варианте реализации, поскольку кровоток на стороне сверху по потоку пневматической камеры 21 блокирован во время компрессии, амплитуда полученного сигнала давления манжеты может быть непосредственно измерена как характеристика изменения давления.

Когда компрессия прекращается (этап S8), блок 301 блокировки кровотока выпускает воздух из пневматической камеры 21A для блокирования кровотока так, чтобы закончить блокирование кровотока (этап S210).

Когда начинается декомпрессия (этап S10), аналогично нормальному процессу измерения кровяного давления, второй измерительный блок 312 получает сигнал давления манжеты (данные о давлении манжеты), а именно пульсовую волну давления с помощью генераторной схемы 33 (этап S218). Полученная амплитуда пульсовой волны (амплитуда пульсовой волны) вычисляется (этап S220). В третьем варианте реализации, поскольку постоянное изменение объема не предписывается во время декомпрессии, полученный сигнал давления манжеты представляет пульсовую волну давления.

В третьем варианте реализации процессор 114 коррекции формирует огибающую кривую на этапах S18 и S20 на основе амплитуды пульсовой волны, вычисленной на этапе S220, и корректирует сформированную огибающую кривую, используя характеристику изменения давления, вычисленную на этапе S208. Сам способ коррекции подобен таковому для первого варианта реализации.

В третьем варианте реализации характеристика изменения давления (амплитуда изменения давления относительно постоянного изменения объема) и амплитуда пульсовой волны вычисляются во время управления компрессией и управления декомпрессией, соответственно. Однако моменты времени их вычисления не учитываются до тех пор, пока сигналы давления манжеты, определяемые во время соответствующих управлений, используются для вычисления характеристики изменения давления и амплитуды пульсовой волны.

Следует понимать, что все раскрытые здесь варианты реализации являются иллюстративными и не ограничивающими, и объем изобретения определяется в соответствии с приложенной формулой и включает в себя все вариации, не выходящие за рамки объема формулы изобретения.

ОПИСАНИЕ УСЛОВНЫХ ОБОЗНАЧЕНИЙ

1, 1A электронный сфигмоманометр

10 основной участок

20 манжета

21 пневматическая камера (для измерения кровяного давления)

21A пневматическая камера для блокирования кровотока

30 пневматическая система

31,31A пневматическая трубка

32, 32A датчик давления

33, 33A генераторная схема

40 дисплейный блок

41 функциональный блок

41 A выключатель питания

41B выключатель измерения

41C установочный выключатель

41D выключатель памяти

42 блок памяти

43 флэш-память

44 электропитание

45 блок отсчета времени

46 блок ввода/вывода данных

50 блок регулировки

51, 51A насос

52, 52A клапан

53, 53A схема управления приводом насоса

54, 54A схема управления приводом клапана

60 блок предписания

61 цилиндр

62 двигатель

63 схема управления приводом двигателя

100 CPU (центральный процессор)

102 блок управления компрессией

104, 104A блок управления декомпрессией

106, 106A, 106B процессор предписания

108, 108A, 108B блок управления измерением

110 блок получения сигнала

112 процессор разделения

114 процессор коррекции

116 блок вычисления кровяного давления

118 процессор вывода

132 записывающая среда

210, 310 первый измерительный блок

212, 312 второй измерительный блок

300, 300A блок регулировки/определения

301 блок блокировки кровотока.

Реферат

Изобретение относится к медицинской диагностике. Электронный сфигмоманометр содержит манжету, соединенную с пневматической системой, содержащей блок регулировки давления в манжете и датчик давления для определения сигнала давления манжеты, блок предписания для предписания постоянного изменения объема в манжете, блок первого управления давлением для управления приводом блока регулировки давления так, чтобы осуществить первое управление давлением для изменения давления в манжете в заданном направлении. Процессор предписания предназначен для управления приводом блока предписания в течение периода, во время которого выполняется первое управление давлением, и выполнения процесса предписания постоянного изменения объема в манжете. Блок управления измерением осуществляет управление так, чтобы измерить характеристику изменения давления относительно изменения объема на основании сигнала давления манжеты, полученного во время выполнения процесса процессором предписания, и измерить амплитуду пульсовой волны на основании сигнала давления манжеты. Процессор коррекции обеспечивает коррекцию амплитуды пульсовой волны, исходя из измеренной характеристики изменения давления. Блок вычисления кровяного давления предназначен для вычисления значения кровяного давления, исходя из скорректированной амплитуды пульсовой волны. Технический результат состоит в повышении точности определения давления при изменении качества оборачивания манжеты и охвата руки. 7з.п.ф-лы, 16 ил.

Формула