Электронное устройство измерения артериального давления, вычисляющее значение артериального давления - RU2396898C2

Чертежи

Показать все 17 чертежа(ей)

Описание

ОБЛАСТЬ ТЕХНИКИ, К КОТОРОЙ ОТНОСИТСЯ ИЗОБРЕТЕНИЕ

Настоящее изобретение относится к электронному устройству измерения артериального давления для измерения артериального давления посредством сжатия области измерения, например плеча тела, камерой, в частности к электронному устройству измерения артериального давления, предназначенному для вычисления значения артериального давления соответственно изменению внутреннего давления в камере, которое возникает вследствие объемного изменения кровеносного сосуда, сжатого камерой.

ОБЗОР СОСТОЯНИЯ ТЕХНИКИ

Обычно предлагается электронное устройство измерения артериального давления, использующее осциллометрический способ. В данном электронном устройстве измерения артериального давления внутреннее давление в камере, находящейся в манжете (именуемое в дальнейшем давлением манжеты), обернутой вокруг области измерения, определяемой как участок тела, регулируется для вычисления значения артериального давления соответственно изменению внутреннего давления в камере, которое возникает вследствие объемного изменения кровеносного сосуда, который сжимается в области измерения (именуемого в дальнейшем пульсовой волной давления). Для такого электронного устройства измерения артериального давления важно, чтобы объемное изменение кровеносного сосуда точно отражалось в виде изменений давления манжеты. Камера имеет предварительно определенный максимальный объем и выполнена из поддающегося растягиванию полимерного материала, который допускает изменение объема в диапазоне, который не превышает максимальный объем, когда подают/выпускают воздух.

Когда давление манжеты (мм рт.ст.) изменяется во время измерения артериального давления, изменяется также объемное изменение кровеносного сосуда, имеющее отношение к пульсирующему движению. В электронном устройстве измерения артериального давления, использующем осциллометрический способ, объемное изменение кровеносного сосуда обнаруживается как пульсовая волна давления, накладывающаяся на давление манжеты. Значения систолического и диастолического артериального давления вычисляют по огибающей пульсовой волны, сформированной измеренными пульсовыми волнами давления (кривой, сформированной набором пульсовых волн давления). Процедура вычисления артериального давления и числа ударов пульса по огибающей пульсовой волны общеизвестна, и поэтому ее детали в настоящей заявке не поясняются.

Во время измерения артериального давления требуется, чтобы изменение давления манжеты правильно отражало объемное изменение артерии. Непостоянство чувствительности передачи объемного изменения артерии, соответствующего давлению манжеты, будет вызывать снижение точности измерения артериального давления. Другими словами, непостоянство состояния манжеты (степени натяжения манжеты вокруг области измерения (а именно объема камеры) или окружной длины руки в области измерения, которую обертывают манжетой, мягкость области измерения и т.п.) будет приводить к непостоянству уровня получаемого изменения давления, соответствующего объемному изменению кровеносного сосуда по отношению к одинаковому уровню.

Упругая деформация манжеты (мл/мм рт.ст.) известна как один показатель, который может выразить упомянутую чувствительность передачи. Упругая деформация (Cp=dV/dP) манжеты является показателем, представляющим объемное изменение (dV) манжеты в отношении к изменению (dP) давления манжеты. Чувствительность передачи становится ниже, когда упругая деформация Ср манжеты становится выше. Другими словами, уровень изменения давления в зависимости от объемного изменения одинакового уровня становится меньше, когда упругая деформация манжеты становится выше.

На фиг.14 схематически представлена зависимость упругой деформации Ср манжеты и амплитуды (мм рт.ст.) сигнала пульсовой волны от изменения давления манжеты. Зависимость (А) на фиг.14 изображает изменение упругой деформации Ср манжеты в зависимости от изменения давления манжеты. Прямолинейный отрезок А соответствует случаю, когда коэффициент объемного изменения манжеты в зависимости от изменения давления манжеты является постоянным, т.е. значение упругой деформации Ср манжеты является постоянным (отображается прямой, параллельной оси давления) при изменении давления манжеты. Когда воздух подают или выпускают в камеру/из камеры манжеты, упругая деформация манжеты будет изменяться в зависимости от давления манжеты и не будет постоянной, как показано кривой В, отличающейся от прямолинейного отрезка А, даже если происходит одинаковое изменение давления манжеты.

На графике зависимости (В) на фиг.14 позициями А1 и В1 обозначено изменение амплитуды сигнала пульсовой волны, обнаруженное одновременно, когда манжета, содержащая камеру, соответствующую определенной упругой деформации Ср манжеты, представляемой прямолинейным отрезком А и кривой В на графике зависимости (А), обернута вокруг области измерения (плечо). Амплитуда пульсовой волны, обнаруженная, когда упругая деформация Ср манжеты является постоянной относительно давления манжеты (прямолинейный отрезок А), обозначена позицией А1. Пульсовая волна, обнаруженная, когда упругая деформация Ср манжеты изменяется при изменении давления манжеты (кривая В), т.е. когда коэффициент объемного изменения камеры манжеты не является постоянным, обозначена позицией В1.

Амплитуда пульсовой волны отражает объемное изменение кровеносного сосуда, сжатого манжетой. В случае, когда объемное изменение кровеносного сосуда передается без потерь манжетой и обнаруживается датчиком давления или чем-то подобным, возможно точное измерение артериального давления. Однако, когда упругая деформация Ср манжеты изменяется с изменением давления манжеты, как показано кривой В, обнаруженная амплитуда пульсовой волны, указывающая составляющую пульсовой волны, будет искажаться из-за непостоянства. Следовательно, в огибающей пульсовой волны, соответствующей последовательности подобных сигналов пульсовой волны, проявляется искажение.

Искажение амплитуды пульсовой волны проявляется так, что амплитуда повышается на стороне высокого уровня давления манжеты и снижается на стороне низкого уровня давления манжеты соответственно. Высокое давление манжеты означает, что камера достаточно накачана большим количеством воздуха, поданным в нее. Следовательно, амплитуда пульсовой волны давления, указывающая объемное изменение кровеносного сосуда, сжатого манжетой, искажена в сторону увеличения по сравнению с амплитудой пульсовой волны давления, указывающей фактическое значение объемного изменения кровеносного сосуда. Напротив, когда давление манжеты является низким, количество воздуха в камере невелико. Следовательно, амплитуда пульсовой волны давления, указывающая объемное изменение кровеносного сосуда, сжатого подобной манжетой, искажается в сторону уменьшения. Таким образом, точность измерения артериального давления снижается вышеописанной составляющей искажения в случае подачи и выпуска воздуха в камеру/из камеры, как показано кривой В.

На фиг.15 представлена зависимость упругой деформации Ср манжеты и амплитуды пульсовой волны от изменения давления манжеты, когда манжета обернута вокруг области измерения (плечо), соответственно размеру руки в области измерения (длина вокруг руки). На графике зависимости (А) на фиг.15 зависимость между упругой деформацией Ср манжеты и амплитудой пульсовой волны представлена кривыми А и В, относящимися к случаю, когда окружная длина руки является увеличенной и короткой соответственно.

На графике зависимости (В) на фиг.15 изменение амплитуды пульсовой волны, обнаруженной, когда изменение давления манжеты соответствует зависимости (А), показано сигналом пульсовой волны, обозначенным позицией А1, и сигналом пульсовой волны, обозначенным позицией В1. Сигнал А1 пульсовой волны соответствует случаю, когда упругая деформация Ср манжеты изменяется, как показано кривой А. Сигнал В1 пульсовой волны соответствует случаю, когда упругая деформация Ср манжеты изменяется, как показано кривой В. Как показано на чертежах, поскольку объем камеры обернутой манжеты при большей окружной длине больше, чем при меньшей окружной длине, объемное изменение (коэффициент объемного изменения) камеры, необходимое для достижения предварительно заданного давления манжеты, будет больше при большей окружной длине, чем при меньшей окружной длине, что приводит к обнаружению меньшей амплитуды пульсовой волны при большей окружной длине, чем при меньшей окружной длине.

Кроме того, отношение между упругой деформацией Ср манжеты на стороне высокого и стороне низкого давлений манжеты различается в зависимости от толщины руки. Другими словами, отношение b2/b1 между упругой деформацией Ср манжеты на стороне высокого давления и стороне низкого давления при небольшом размере руки, как показано кривой В, отличается от отношения а2/а1 упругой деформации Ср манжеты при большом размере руки, как показано кривой А. Следовательно, измеренная амплитуда пульсовой волны сильно искажается в зависимости от толщины руки.

На фиг.16 представлена зависимость упругой деформации Ср манжеты и амплитуды пульсовой волны от изменения давления манжеты, когда манжета обернута вокруг области измерения (плечо), соответственно мягкости руки (мягкая/плотная) в области измерения. На графике зависимости (А) на фиг.16 зависимость между упругой деформацией Ср манжеты и амплитудой пульсовой волны представлена кривой С и кривой D, относящимися к мягкой руке и плотной руке соответственно.

На графике зависимости (В) на фиг.16 изменение амплитуды пульсовой волны, обнаруженной, когда изменение давления манжеты соответствует зависимости (А), указано сигналом пульсовой волны, обозначенным позицией С1, и сигналом пульсовой волны, обозначенным позицией D1. Сигнал С1 пульсовой волны соответствует случаю, когда упругая деформация Ср манжеты изменяется, как показано кривой С. Сигнал D1 пульсовой волны соответствует случаю, когда упругая деформация Ср манжеты изменяется, как показано кривой D. Как показано на чертежах, объем воздуха в манжете, необходимый для обеспечения одинакового давления манжеты, будет больше в случае, когда область измерения (рука) является мягкой, чем в случае, когда рука является плотной, что приводит к обнаружению меньшей амплитуды пульсовой волны для мягкой руки, чем для плотной руки. Кроме того, отношение между упругой деформацией Ср манжеты на стороне высокого и стороне низкого давлений манжеты изменяется в зависимости от мягкости руки. Другими словами, отношение d2/dl между упругой деформацией Ср манжеты на стороне высокого давления и стороне низкого давления при плотной руке, как показано кривой D, отличается от отношения с2/с1 упругой деформации Ср манжеты при мягкой руке, как показано кривой С. Следовательно, обнаруженная амплитуда пульсовой волны сильно искажается в зависимости от мягкости руки.

Таким образом, разные отношения упругой деформации манжеты для мягкой руки и плотной руки в зависимости от давления манжеты будут вызывать искажения амплитуды пульсовой волны давления. Следовательно, точность измерения артериального давления будет изменяться в зависимости от мягкости/плотности руки.

На фиг.17 представлена зависимость упругой деформации Ср манжеты и амплитуды пульсовой волны от изменения давления манжеты, когда манжета обернута вокруг области измерения (плечо), соответственно плотности обертывания манжетой области измерения. На графике зависимости (А) на фиг.17 зависимость между упругой деформацией Ср манжеты и амплитудой пульсовой волны представлена кривой Е и кривой F, относящимися к случаю тугого обертывания и случаю свободного обертывания соответственно.

На графике зависимости (В) на фиг.17 изменение амплитуды пульсовой волны, обнаруженной, когда изменение давления манжеты соответствует зависимости (А), показанной на фиг.17, показано сигналом пульсовой волны, обозначенным позицией Е1, и сигналом пульсовой волны, обозначенным позицией F1. Сигнал Е1 пульсовой волны соответствует случаю, когда упругая деформация Ср манжеты изменяется, как показано кривой Е. Сигнал F1 пульсовой волны соответствует случаю, когда упругая деформация Ср манжеты изменяется, как показано кривой F.

Как видно из чертежа, в случае, когда манжета свободно обернута вокруг области измерения, количество воздуха в камере, которое допускает измерение артериального давления, даже при его достаточной подаче в камеру манжеты, потребуется дополнительно увеличить, чтобы реально прижать манжету к области измерения.

Это означает, что объем воздуха, подлежащий подаче в камеру манжеты для повышения давления манжеты до того же самого уровня, оказывается больше по сравнению со случаем, когда манжета обернута туго. Таким образом, количество воздуха, подлежащее подаче в камеру манжеты для повышения давления манжеты до того же самого уровня, увеличивается в состоянии, когда манжета обернута свободно, по сравнению с состоянием, когда манжета обернута туго или надлежащим образом. Следовательно, обнаруженная амплитуда пульсовой волны давления оказывается меньше в состоянии слабого обертывания в сравнении с состоянием тугого или надлежащего обертывания, даже при одинаковом давлении манжеты.

Напротив, когда манжета обернута туго, необходимое количество воздуха, подлежащее подаче в камеру для повышения давления манжеты до одинакового уровня, меньше в сравнении с состоянием слабого обертывания. Следовательно, обнаруженная пульсовая волна давления оказывается выше, чем в состоянии свободного обертывания. Таким образом, уровень амплитуды пульсовой волны различается, как показано кривыми Е1 и F1 на графике зависимости (В) на фиг.17, даже при одинаковом давлении манжеты, в зависимости от состояния плотности обертывания (тугого или свободного обертывания) вокруг области измерения. Аналогично вышеизложенному, отношение между упругой деформацией Ср манжеты на стороне высокого и стороне низкого давлений манжеты изменяется в зависимости от состояния обертывания. Отношение е2/е1 между упругой деформацией Ср манжеты на стороне высокого давления и стороне низкого давления отличается от отношения f2/f1 между упругой деформацией Ср манжеты в туго обернутом состоянии, показанном кривой F, так что пульсовая волна искажается из-за непостоянства отношения объемных изменений манжеты (см. график зависимости (А) на фиг.17). Таким образом, точность измерения артериального давления будет снижаться из-за состояния обертывания.

Как показано на фиг.14-17, амплитуда пульсовой волны, соответствующая объемному изменению кровеносного сосуда, претерпевает изменение, когда изменяется состояние манжеты (мягкости руки, окружной длины руки, плотности обертывания). Кроме того, амплитуда пульсовой волны будет изменяться, если изменяется упругая деформация Ср манжеты. Таким образом, даже если артерия сжимается манжетой с одним и тем же давлением, обнаруженная амплитуда пульсовой волны будет изменяться, т.е. искажаться, в зависимости от состояния манжеты и различия упругой деформации Ср манжеты.

Традиционные способы измерения артериального давления, учитывающие состояние и упругую деформацию манжеты, описаны в патентных документах.

В выложенном японском патенте №5-329113 описан способ измерения, содержащий этапы предварительной идентификации характеристики объемного изменения манжеты по отношению к давлению манжеты, преобразования сигнала изменения давления манжеты в объемное изменение и коррекции значения артериального давления с использованием вышеупомянутого для измерения. В соответствии с данным способом характеристику давления манжеты и объемного изменения следует подготовить заранее.

В выложенных японских патентах №11-309119 и 11-318835 описана сфигмоманометрическая манжета, содержащая нажимное средство для подачи предварительно заданного количества текучей среды в пневмогидравлическую камеру для сжимания тела и, тем самым, прижатия пневмогидравлической камеры к телу.

В выложенном японском патенте №5-269089 описана сфигмоманометрическая манжета, содержащая небольшую внутреннюю манжету, в которую подается слабовязкая проводящая жидкость для нажатия на артерию, выполненная с возможностью прижатия внутренней манжеты к телу человека с использованием внешней манжеты, расположенной с внешней стороны внутренней манжеты.

Патентный документ 1: Выложенный японский патент №5-329113

Патентный документ 2: Выложенный японский патент №11-309119

Патентный документ 3: Выложенный японский патент №11-318835

Патентный документ 4: Выложенный японский патент №5-269089

ОПИСАНИЕ ИЗОБРЕТЕНИЯ

ЗАДАЧИ ИЗОБРЕТЕНИЯ

Характеристики изменения, используемые в выложенном японском патенте №5-329113, неограниченно изменяются соответственно обертыванию манжеты, толщине и мягкости руки и т.п. Поэтому трудно выполнять удовлетворительную коррекцию.

Кроме того, требуется множество сложных процедур коррекции (обнаружение скорости кровотока, отличающейся при каждом измерении, обнаружение размера руки, обнаружение состояния обертывания, обнаружение мягкости тела человека и т.п.), что подразумевает большие габариты устройства. Такое устройство не пригодно для практического применения.

Способы в соответствии с выложенными японскими патентами №11-309119 и 11-318835 применяются при изменении объема в зависимости от давления, создаваемого, когда пневмогидравлическую камеру постоянного объема прижимают к телу человека. Объемное изменение увеличивается по мере того, как давление становится ниже, что обуславливает снижение и повышение амплитуды пульсовой волны, обнаруженной при посредстве пневмогидравлической камеры, когда давление становится соответственно ниже и выше. Отношение объема к давлению особенно повышается, когда пневмогидравлическая камера для обнаружения пульсовой волны давления является небольшой. Пульсовая волна давления легко искажается, поэтому артериальное давление нельзя измерять точно.

Способ в соответствии с выложенным японским патентом №5-269089 отличается тем, что слабовязкую проводящую жидкость, которая является несжимаемой, подают во внутреннюю манжету, которая нажимает на артерию, при сжимании тела человека другой внешней манжетой с внешней стороны. Хотя объем текучей среды во внутренней манжете всегда является постоянным, независимо от изменения давления текучей среды, чтобы допускать сжатие при постоянном объеме, пульсовая волна давления имеет тенденцию к ослаблению из-за недостаточной проводимости объемного изменения кровеносного сосуда текучей средой, что приводит к снижению точности. Существует также проблема в том, что текучая среда, запертая во внутренней манжете, легко протекает.

С учетом вышеизложенного, задачей настоящего изобретения является создание электронного устройства измерения артериального давления с высокой точностью измерения, устраняющего влияние изменения упругой деформации (отношения объемного изменения манжеты к изменению давления манжеты) на составляющую пульсовой волны.

СРЕДСТВА ДЛЯ РЕШЕНИЯ ПОСТАВЛЕННЫХ ЗАДАЧ

В соответствии с аспектом настоящего изобретения электронное устройство измерения артериального давления содержит измерительную камеру, содержащую предварительно заданное количество запертого воздуха, для нажатия на область измерения, узел обнаружения давления, обнаруживающий сигнал давления от внутреннего давления в измерительной камере, узел обнаружения пульсовой волны, обнаруживающий амплитуду пульсовой волны, содержащуюся в сигнале давления, обнаруженном узлом обнаружения давления, зажимной узел, оказывающий прилагаемое извне давление на измерительную камеру для нажатия на область измерения посредством измерительной камеры, и узел вычисления артериального давления.

Информация о характеристике упругой деформации манжеты, полученная по изменению внутреннего давления и объема измерительной камеры, в которой заперто предварительно заданное количество воздуха, предварительно сохраняется в памяти. Узел вычисления артериального давления содержит узел обнаружения амплитуды пульсовой волны, обнаруживающий амплитуду пульсовой волны посредством узла обнаружения пульсовой волны в процессе изменения внутреннего давления в измерительной камере путем изменения прилагаемого извне давления к измерительной камере посредством зажимного узла, и корректирующий узел, корректирующий амплитуду пульсовой волны, обнаруженную узлом обнаружения амплитуды пульсовой волны, с использованием предварительно сохраненной в памяти информации о характеристике упругой деформации манжеты. Артериальное давление вычисляется по амплитуде пульсовой волны, скорректированной корректирующим узлом.

В предпочтительном варианте корректирующий узел содержит первый корректирующий узел, корректирующий информацию о характеристике упругой деформации манжеты, предварительно сохраненную в памяти, чтобы указывать постоянную упругую деформацию манжеты при изменении внутреннего давления. Амплитуда пульсовой волны, обнаруженная узлом обнаружения амплитуды пульсовой волны, корректируется первым корректирующим узлом в соответствии с величиной коррекции информации о характеристике упругой деформации манжеты, предварительно сохраненной в памяти.

В предпочтительном варианте корректирующий узел корректирует амплитуду пульсовой волны, обнаруженную при внутреннем давлении ниже чем и выше чем внутреннее давление, указанное сигналом давления, обнаруженном узлом обнаружения давления, когда узел обнаружения амплитуды пульсовой волны обнаруживает пик амплитуды пульсовой волны, больший и меньший соответственно.

В предпочтительном варианте характеристика упругой деформации манжеты содержит объемное изменение по отношению к изменению внутреннего давления, что аппроксимируется прямой линией с пологим наклоном.

В предпочтительном варианте зажимной узел содержит нажимной и закрепляющий воздушный мешок, обеспеченный по внешней окружности камеры для измерения артериального давления, нажимающий на область измерения, имеющий внутренний диаметр, сокращаемый или расширяемый накачиванием или опусканием для изменения прилагаемого извне давления к измерительной камере.

В предпочтительном варианте зажимной узел содержит ленточный элемент, обеспеченный по внешней окружности камеры для измерения артериального давления, которая нажимает на область измерения. Натяжение ленточного элемента регулируется для сокращения или расширения внутреннего диаметра ленточного элемента, чтобы изменять прилагаемое извне давление к измерительной камере.

ЭФФЕКТЫ ИЗОБРЕТЕНИЯ

Настоящее изобретение базируется на конфигурации, в которой измерительная камера, содержащая предварительно заданное количество воздуха, всегда запертого, т.е. имеющая предварительно заданный объем, сжимается зажимным узлом в области измерения. Соответственно отношение объемного изменения к изменению внутреннего давления, указанное характеристикой упругой деформации манжеты, является, по существу, постоянным (медленно изменяющимся), независимо от состояния измерения (мягкости области измерения, размера, соответствующего обертыванию измерительной камеры вокруг области измерения, способу обертывания измерительной камеры и т.п.). Благодаря изменению прилагаемого извне давления на измерительную камеру, в которой заперто предварительно заданное количество воздуха, без всасывания/выпускания воздуха во время измерения артериального давления, амплитуда пульсовой волны давления, обнаруженная в области измерения узлом обнаружения пульсовой волны, корректируется на основе полученной характеристики и упругой деформации манжеты.

Благодаря такой коррекции можно исключить внесение других искажений, кроме информации об артериальном давлении (объемном изменении измерительной камеры), вызываемых различиями в способах обертывания измерительной камеры вокруг области измерения (плотное обертывание/слабое обертывание), размерах, соответствующих обертыванию измерительной камеры вокруг области измерения, мягкости области измерения и т.п., в амплитуду пульсовой волны, что обеспечивает возможность более точного вычисления артериального давления.

КРАТКОЕ ОПИСАНИЕ ЧЕРТЕЖЕЙ

Фиг.1 - блок-схема последовательности операций способа измерения артериального давления в соответствии с первым вариантом осуществления.

Фиг.2 - блок-схема электронного устройства измерения артериального давления в соответствии с первым вариантом осуществления.

Фиг.3 - изображение пневматической системы электронного устройства измерения артериального давления в соответствии с первым вариантом осуществления.

Фиг.4 - схематичное изображение внешнего вида электронного устройства измерения артериального давления в соответствии с первым вариантом осуществления и состояния применения для измерения артериального давления.

Фиг.5 - схематичное изображение примера регулировки пневматической системы во время измерения артериального давления в соответствии с первым вариантом осуществления.

Фиг.6 - схематичное изображение другого примера регулировки пневматической системы во время измерения артериального давления в соответствии с первым вариантом осуществления.

Фиг.7 - схематичное изображение дополнительного примера регулировки пневматической системы во время измерения артериального давления в соответствии с первым вариантом осуществления.

Фиг.8 - схематичное изображение еще одного примера регулировки пневматической системы во время измерения артериального давления в соответствии с первым вариантом осуществления.

Фиг.9 - диаграмма, характеризующая предварительно заданную схему измерения камерой заданного объема в соответствии с первым вариантом осуществления.

Фиг.10 - диаграмма, характеризующая способ коррекции измерения камерой заданного объема в соответствии с первым вариантом осуществления.

Фиг.11 - блок-схема электронного устройства измерения артериального давления в соответствии со вторым вариантом осуществления.

Фиг.12 - блок-схема последовательности операций способа измерения артериального давления в соответствии со вторым вариантом осуществления.

Фиг.13 - изображение пневматической системы вместе с функцией обертывания электронного устройства измерения артериального давления в соответствии со вторым вариантом осуществления.

Фиг.14 - схематичное изображение зависимости упругой деформации манжеты и амплитуды пульсовой волны от изменения давления манжеты.

Фиг.15 - изображение зависимости упругой деформации манжеты и амплитуды пульсовой волны от изменения давления манжеты соответственно размеру руки.

Фиг.16 - изображение зависимости упругой деформации манжеты и амплитуды пульсовой волны от изменения давления манжеты соответственно мягкости руки.

Фиг.17 - изображение зависимости упругой деформации манжеты и амплитуды пульсовой волны от изменения давления манжеты соответственно уровню натяжения при обертывании манжеты.

ОПИСАНИЕ УСЛОВНЫХ ОБОЗНАЧЕНИЙ

1, 2 - электронное устройство измерения артериального давления; 50 - камера измерения артериального давления; 51 нажимной и закрепляющий воздушный мешок; 95 - зажимной и фиксирующий узел; 97 - барабанный зажимной узел.

НАИЛУЧШИЕ ВАРИАНТЫ ОСУЩЕСТВЛЕНИЯ ИЗОБРЕТЕНИЯ

Ниже приведено описание вариантов осуществления настоящего изобретения со ссылками на чертежи. Предполагается, что электронное устройство измерения артериального давления в соответствии с настоящими вариантами осуществления использует способ измерения артериального давления, соответствующий осциллометрическому способу.

В каждом варианте осуществления характеристика P-V, представляющая зависимость объем-давление, не будет свободно меняться, независимо от состояния измерения (мягкости области измерения, размера области измерения, способа обертывания и т.п.), при обертывании и сжимании камеры предварительно заданного объема вокруг области измерения тела человека во время измерения артериального давления. Путем привязки к характеристике упругой деформации манжеты, предварительно полученной на основе характеристики P-V, для использования при коррекции во время вычисления артериального давления, можно повысить точность измерения артериального давления.

Хотя предполагается, что плечо используют как область измерения в каждом варианте осуществления, область измерения не ограничена плечом и может быть другой областью, например запястьем.

Кроме того, электронное устройство измерения артериального давления в соответствии с каждым вариантом осуществления относится к типу устройств, которые автоматически обертывают наручную манжету, в которую встроена камера, вокруг области измерения. Тип устройств с автоматическим обертыванием содержит, но без ограничения, тип устройств с диаметром охвата области измерения камерой для измерения артериального давления, который уменьшают накачиванием нажимного и закрепляющего воздушного мешка посредством скручивающейся спирали, как показано в первом варианте осуществления, и тип устройств с натяжением ручной ленты, которое усиливают для уменьшения диаметра охвата области измерения ручной лентой посредством вращения электродвигателя, как показано во втором варианте осуществления, который описан в дальнейшем.

(Первый вариант осуществления)

На фиг.1 представлена блок-схема последовательности операций способа измерения артериального давления в соответствии с первым вариантом осуществления; на фиг.2 представлена блок-схема электронного устройства измерения артериального давления в соответствии с первым вариантом осуществления; на фиг.3 представлена пневматическая система электронного устройства измерения артериального давления в соответствии с первым вариантом осуществления и на фиг.4 схематично показаны внешний вид электронного устройства измерения артериального давления в соответствии с первым вариантом осуществления и состояние применения для измерения артериального давления.

(Конфигурация устройства)

Как показано на фиг.2, электронное устройство 1 измерения артериального давления содержит камеру 50 для измерения артериального давления, нажимной и закрепляющий воздушный мешок 51, пневматическую систему 52 для измерения артериального давления, предназначенную для подачи или выпуска воздуха в или из камеры 50 для измерения артериального давления по трубке (воздушной трубке) 53, усилитель 35, схему 36 управления насосом, схему 37 управления клапаном и A/D (аналого-цифровой) преобразователь 38, обеспеченные совместно с пневматической системой 52 для измерения артериального давления. Электронное устройство 1 измерения артериального давления дополнительно содержит зажимную пневматическую систему 54 для подачи или выпуска воздуха в или из нажимного и закрепляющего воздушного мешка 51 по трубке 55, усилитель 45, схему 46 управления насосом, схему 47 управления клапаном и A/D-преобразователь 48, обеспеченные совместно с зажимной пневматической системой 54. Электронное устройство 1 измерения артериального давления дополнительно содержит CPU (центральный процессор) 30 для централизованного управления и контролирования каждого элемента, память 39 для хранения различной информации, например программы, чтобы вызывать заданное функционирование посредством CPU 30, измеренного значения артериального давления и т.п., дисплея 40 для отображения различной информации, включая результат измерения артериального давления, и функциональный узел 41, используемый для ввода различных назначений для измерения.

CPU 30 выполняет функцию узла 302 вычисления артериального давления по данным измерения. Узел 302 вычисления артериального давления содержит узел 303 обнаружения амплитуды, обнаруживающий амплитуду пульсовой волны, и корректирующий узел 304, корректирующий обнаруженную амплитуду пульсовой волны. Корректирующий узел 304 содержит первый корректирующий узел 305, корректирующий характеристику упругой деформации манжеты.

Функция узла 302 вычисления артериального давления реализуется при исполнении соответствующей программы, считываемой из памяти 39 посредством CPU 30.

Пневматическая система 52 для измерения артериального давления содержит датчик 32 давления, обнаруживающий и обеспечивающий давление (именуемое далее давлением Р манжеты) в камере 50 для измерения артериального давления, насос 33 для подачи воздуха в камеру 50 для измерения артериального давления и клапан 34, открываемый/закрываемый для выпуска или герметичного запирания воздуха в камере 50 для измерения артериального давления. Усилитель 35 усиливает выходной сигнал датчика 32 давления и выдает усиленный выходной сигнал в A/D-преобразователь 38. A/D-преобразователь 38 преобразует поданный аналоговый сигнал в цифровой сигнал для вывода в CPU 30. Схема 36 управления насосом управляет приводом насоса 33 по сигналу управления, подаваемому из CPU 30. Схема 37 управления клапаном осуществляет управление открыванием/закрыванием клапана 34 по сигналу управления, подаваемому из CPU 30.

Зажимная пневматическая система 54 содержит датчик 42 давления для обнаружения давления в нажимном и закрепляющем воздушном мешке 51 для вывода, насос 43 для подачи воздуха в нажимной и фиксирующий воздушный мешок 51 и клапан 44, открываемый/закрываемый для выпуска или запирания воздуха из или в нажимном и закрепляющем воздушном мешке 51. Усилитель 45 усиливает выходной сигнал из датчика 42 давления для вывода в A/D-преобразователь 48. A/D-преобразователь 48 преобразует подаваемый аналоговый сигнал в цифровой сигнал для вывода в CPU 30. Схема 46 управления насосом управляет приводом насоса 43 по сигналу управления, подаваемому из CPU 30. Схема 47 управления клапаном управляет открыванием/закрыванием клапана 44 по сигналу управления, подаваемому из CPU 30.

Как показано на фиг.4 (А), электронное устройство 1 измерения артериального давления содержит цилиндрическую обойму 57 для фиксации плеча, которое является областью измерения на обследуемом лице, и основной узел 58 устройства измерения артериального давления. Основной узел 58 устройства измерения артериального давления содержит LCD (жидкокристаллический дисплей) 59 и лампу 60 для дисплея 40. Основной узел 58 устройства измерения артериального давления содержит переключатель 61 питания, а также переключатель 62 запуска и переключатель 63 останова для назначения запуска и останова измерения артериального давления в качестве функционального узла 41 для обеспечения возможности внешнего управления. Камера 50 для измерения артериального давления, которую следует фиксировать на области измерения, обеспечена на внутренней окружной поверхности цилиндрической обоймы 57. На фиг.4 (В) представлено состояние, в котором плечо, которое является областью измерения на обследуемом лице, вставлено для измерения артериального давления с переднего направления на чертеже цилиндрической обоймы 57.

На фиг.3 схематично представлено поперечное сечение цилиндрической обоймы 57 в состоянии применения, показанном на фиг.4 (В). Цилиндрическая обойма 57 содержит, с внешней окружной стороны плеча, которое является областью измерения, по направлению к внутренней окружной поверхности цилиндрической обоймы 57, камеру 50 для измерения артериального давления, нажимную скручивающуюся спираль 56 по существу цилиндрической формы и из гибкого элемента, деформирующуюся в радиальном направлении внутреннего диаметра руки, которая является областью измерения, и нажимной и закрепляющий воздушный мешок 51, расположенные в упомянутой обойме. Когда воздух постепенно подают зажимной пневматической системой 54 для обеспечения накачивания нажимного и закрепляющего воздушного мешка 51, то вследствие этого уменьшается диаметр нажимной скручивающейся спирали 56. При этом камера 50 для измерения артериального давления, расположенная между нажимной скручивающейся спиралью 56 и телом человека (плечом), прижимается к области измерения. Соответственно камера 50 для измерения артериального давления обертывается на тело человека (руку) посредством нажимной скручивающейся спирали 56 и нажимного и закрепляющего воздушного мешка 51, что обеспечивает возможность измерения артериального давления.

Нажимной и закрепляющий воздушный мешок 51 и камера 50 для измерения артериального давления выполнены из полимерного материала, например гибкого поливинилхлорида, EVA (сополимера этилена и винилацетата), PU (полиуретана) и т.п., могут растягиваться (претерпевать объемное изменение) при выпуске или подаче воздуха. Нажимная скручивающаяся спираль 56 выполнена из гибкого полимерного материала с повышенной способностью к восстановлению исходного состояния, например РР (полипропилена), РЕ (полиэтилена) и т.п.

(Процедура измерения артериального давления)

На фиг.1 (А) и (В) представлены блок-схемы последовательности операций для измерения артериального давления в соответствии с настоящим вариантом осуществления. Программа, соответствующая блок-схеме последовательности операций, предварительно сохраняется в памяти 39. Измерение артериального давления осуществляется посредством CPU 30, считывающего упомянутую программу из памяти 39 и исполняющего программу.

В соответствии с процедурами (А) и (В), показанными на фиг.1, когда обследуемое лицо, подлежащее измерению, вставляет свою руку, как показано на фиг.4(В), чтобы начать измерение, сначала выполняется инициализация (этап ST1). В камеру 50 для измерения артериального давления подается предварительно заданное количество воздуха для установки предварительно заданного уровня объема манжеты камеры 50 для измерения артериального давления (этап ST2). Затем подается воздух в нажимной и закрепляющий воздушный мешок 51 для постепенного увеличения внутреннего давления (этап ST3). Тогда диаметр охвата нажимной скручивающейся спирали 56 уменьшается при накачивании нажимного и закрепляющего воздушного мешка 51. Камера 50 для измерения артериального давления начинает оказывать давление на область измерения. Когда давление Р манжеты камеры 50 для измерения артериального давления, прижимаемой к области измерения тела при подаче воздуха в нажимной и закрепляющий воздушный мешок 51, достигает предварительно заданного уровня, воздух из нажимного и закрепляющего воздушного мешка 51 выпускается, так что внутреннее давление в нажимном и закрепляющем воздушном мешке 51 постепенно уменьшается (этап ST4). Во время данного процесса уменьшения давления узлом 302 вычисления артериального давления выполняется вычисление артериального давления (этап ST5), показанное на фиг.1(В). Результат измерения артериального давления сохраняется в памяти 39 и отображается на дисплее 40 (этап ST6). Воздух из нажимного и закрепляющего воздушного мешка 51 и камеры 50 для измерения артериального давления быстро выпускается, пока внутреннее давление в обеих камерах не окажется на уровне атмосферного давления. Таким образом, измерение заканчивается (ST7).

На этапе ST5 CPU 30 вводит сигнал обнаружения давления манжеты для выделения (выборки) составляющей пульсовой волны давления, накладывающейся на входной сигнал давления манжеты. При выборке множества пульсовых волн давления (сигнала пульсовой волны), позволяющей формирование окончаний огибающей пульсовых волн, сформированная огибающая пульсовых волн корректируется с использованием предварительно полученного коэффициента коррекции, и выполняется измерение (вычисление) артериального давления по скорректированной огибающей пульсовых волн.

Вышеописанное измерение артериального давления выполняется, но без ограничения, по способу измерения снижающегося давления для вычисления артериального давления в ходе процесса постепенного снижения внутреннего давления в нажимном и закрепляющем воздушном мешке 51. Например, измерение артериального давления может выполняться по способу измерения повышающегося давления для вычисления артериального давления в ходе процесса постепенного повышения внутреннего давления в нажимном и закрепляющем воздушном мешке 51 для нагнетания на этапе ST3. Аналогично, в режиме измерения повышающегося давления формируется огибающая пульсовых волн и корректируется с использованием предварительно полученного коэффициента коррекции для выполнения (вычисления) артериального давления по скорректированной огибающей пульсовых волн. Ниже приведено подробное описание процессов (А) и (В), показанных на фиг.1.

(Процесс на этапе ST1)

В состоянии, показанном на фиг.4(В), обследуемое лицо выполняет манипуляцию переключателем 62 запуска электронного устройства 1 измерения артериального давления, чтобы включить питание, и, тем самым, электронное устройство 1 измерения артериального давления инициализируется. В ходе инициализации клапаны 34 и 44 полностью открываются схемами 37 и 47 управления клапанами для полного выпуска воздуха из камеры 50 для измерения артериального давления и нажимного и закрепляющего воздушного мешка 51. Соответственно внутреннее давление в камере 50 для измерения артериального давления и нажимном и закрепляющем воздушном мешке 51 становится равным атмосферному давлению. Кроме того, CPU 30 настраивает выходные сигналы датчиков 32 и 42 давления на соответствие 0 мм рт.ст.

(Процесс на этапе ST2)

В ходе данного процесса CPU 30 управляет схемой 37 управления клапаном так, что клапан 34 пневматической системы 52 для измерения артериального давления закрывается, как показано на фиг.5. Следует отметить, что клапан 44 зажимной пневматической системы 54 открыт. Затем CPU 30 управляет схемой 36 управления насосом для приведения в действие насоса 33 так, что предварительно заданное количество воздуха подается в камеру 50 для измерения артериального давления в направлении по стрелке «F1». Затем насос 33 останавливается для прекращения подачи воздуха в камеру 50 для измерения артериального давления. Камера 50 для измерения артериального давления, обернутая вокруг области измерения в состоянии без приложения внешнего давления нажимным и закрепляющим воздушным мешком 51, приводится в запертое состояние после подачи предварительно заданного количества воздуха.

Предварительно заданное количество воздуха, подлежащее подаче в камеру 50 для измерения артериального давления, можно регулировать при установке расходомера и определении расхода. Однако данный способ требует усложнения конфигурации. Поэтому CPU 30 может определять предварительно заданный расход по предварительно заданному напряжению и времени действия привода при управлении схемой 36 управления насосом для приведения в действие насоса 33. Поскольку данные, определяющие предварительно заданное напряжение и время действия привода для обеспечения предварительно заданного расхода, предварительно сохранены в памяти 39, CPU 30 считывает соответствующие данные из памяти 39 и управляет схемой 36 управления насосом на основе считанных данных. Соответственно воздух подается с предварительно заданным расходом в камеру 50 для измерения артериального давления насосом 33.

(Процесс на этапе ST3)

Измерение артериального давления начинают при наличии предварительно заданного количества воздуха, запертого в камере 50 для измерения артериального давления, как показано на фиг.5. Объем камеры 50 для измерения артериального давления, наполненной предварительно заданным количеством воздуха, является исходным объемом V₁. Данные исходного объема V₁ предварительно получены эмпирическим путем и сохранены в памяти 39 и считываются для применения. Давление манжеты в камере 50 для измерения артериального давления (именуемое исходным давлением P₁ манжеты) при упомянутом исходном объеме определяется датчиком 32 давления и сохраняется в памяти 39.

Затем CPU 30 управляет схемой 47 управления клапаном так, что клапан 44 зажимной пневматической системы 54 закрывается, как показано на фиг.6. Затем CPU 30 управляет схемой 46 управления насосом для приведения в действие насоса 43 так, что воздух постепенно подается в нажимной и закрепляющий воздушный мешок 51 в направлении по стрелке «F2» на чертеже. Соответственно нажимной и закрепляющий воздушный мешок 51 постепенно наполняется. При упомянутом наполнении конец нажимной скручивающейся спирали 56 перемещается в направлении по стрелке «AR». В результате диаметр нажимной скручивающейся спирали 56 уменьшается. При этом камера 50 для измерения артериального давления, расположенная между нажимной скручивающейся спиралью 56 и областью измерения, прижимается к области измерения. После этого насос 43 постоянно приводится в действие, чтобы обеспечивать продолжение накачивания нажимного и закрепляющего воздушного мешка 51. Давление, оказываемое камерой 50 для измерения артериального давления на область измерения, продолжает нарастать.

В ходе данного процесса нарастания оказываемого давления давление манжеты, определяемое по внутреннему давлению в камере 50 для измерения артериального давления, обнаруживается датчиком 32 давления пневматической системы 52 для измерения артериального давления. Сигнал, указывающий обнаруженное давление манжеты, подается в CPU 30 через усилитель 35 и A/D-преобразователь 38. Упомянутое последовательно обнаруживаемое давление манжеты принимается за давление P₂ манжеты. Когда выполнено обнаружение, что давление Р₂ манжеты, указанное подаваемым сигналом давления манжеты, повысилось до предварительно заданного уровня давления, CPU 30 управляет схемой 46 управления насосом так, чтобы остановить насос 43. Соответственно прекращается подача воздуха в нажимной и закрепляющий воздушный мешок 51 насосом 43.

(Процесс на этапе ST4)

Когда давление манжеты достигает предварительно заданного уровня и приведение в действие насоса 43 прекращается, управление схемой 47 управления клапаном осуществляется так, что клапан 44 зажимной пневматической системы 54 постепенно открывается, как показано на фиг.7. Воздух из нажимного и закрепляющего воздушного мешка 51 постепенно выпускается в направлении по стрелке «F3» (очень медленный выпуск). При этом конец нажимной скручивающейся спирали 56 сдвигается в направлении по стрелке «BR» так, что диаметр нажимной скручивающейся спирали 56 увеличивается. В соответствии с таким увеличением диаметра давление, оказываемое на область измерения камерой 50 для измерения артериального давления, расположенной между нажимной скручивающейся спиралью 56 и областью измерения, снижается. Поскольку давление, прилагаемое к области измерения артериального давления, постепенно снижается, пульсовая волна давления, указывающая объемное изменение кровеносного сосуда в области измерения, накладывается на сигнал давления манжеты, измеренный датчиком 32 давления пневматической системы 52 для измерения артериального давления. Сигнал давления манжеты, обнаруженный датчиком 32 давления, подается в CPU 30 через усилитель 35 и A/D-преобразователь 38. CPU 30 выполняет измерение артериального давления (вычисление артериального давления) на этапе ST5 в процессе со снижающимся давлением в соответствии с процедурой (В) на фиг.1.

(Процесс на этапе ST5)

CPU 30 вводит сигнал давления манжеты, подаваемый из датчика 32 давления, и делает выборку сигнала давления манжеты, указывающего накладывающуюся пульсовую волну давления (ST10, ST13). В частности, узел 303 обнаружения амплитуды обнаруживает уровень амплитуды сигнала пульсовой волны, содержащегося в сигнале давления манжеты, и сохраняет обнаруженный уровень амплитуды согласованно с уровнем давления манжеты, указанным сигналом давления манжеты, обнаруженным в данный момент времени в таблице 391 в памяти 39. Каждый раз, когда уровень амплитуды и уровень давления манжеты сохраняются в таблице 391, CPU 30 обнаруживает пиковое значение огибающей пульсовой волны (этап ST15). Другими словами, когда уровень амплитуды текущего отобранного сигнала пульсовой волны больше, чем уровень амплитуды последнего измеренного сигнала пульсовой волны, уровень амплитуды текущего отобранного сигнала пульсовой волны сохраняется совместно с уровнем соответствующего сигнала давления манжеты в памяти 39 в виде пиковых данных 392 (пиковые данные 392 обновляются). Напротив, когда уровень амплитуды текущего отобранного сигнала пульсовой волны не больше, чем уровень амплитуды последнего обнаруженного сигнала пульсовой волны, пиковые данные 392 не обновляются. Поэтому данные, соответствующие максимальным данным 392, будут указывать пиковое значение соответствующей огибающей пульсовой волны в момент времени, когда данные для формирования огибающей пульсовой волны сохранены в таблице 391.

Когда выполнено определение, что CPU 30 закончил выборку предварительно заданного числа сигналов пульсовых волн, необходимого для формирования огибающей пульсовой волны, т.е. когда выполнено определение, что найдено пиковое значение соответствующей огибающей пульсовой волны (ДА на этапе ST17), управление переходит на этап ST19, который будет описан впоследствии. Когда выполнено определение, что пиковое значение еще не найдено (НЕТ на этапе ST17), управление возвращается на этап ST10, и затем процесс выборки повторяется в порядке, аналогичном вышеизложенному.

Когда CPU 30 определяет, что пиковое значение найдено, т.е. когда выполнено определение, что сохранение данных для формирования образующей пульсовой волны давления в таблице 391 завершено (ДА на этапе ST17), корректирующий узел 304 выполняет процесс для вычисления коэффициента, необходимого для коррекции образующей пульсовой волны (этап ST19), как это будет изложено впоследствии. Затем корректирующий узел 304 корректирует созданную огибающую пульсовой волны с использованием коэффициента коррекции, т.е. корректирует данные в таблице 391 (этап ST21). Затем узел 302 вычисления артериального давления определяет параметр вычисления артериального давления по данным для скорректированной огибающей пульсовой волны в таблице 391, т.е. вычисляет систолическое артериальное давление и диастолическое артериальное давление на основе общеизвестной процедуры (этап ST23).

(Процесс на этапе ST6)

CPU 30 сохраняет вычисленный результат этапа ST5 в памяти 39 и отображает результат на дисплее 40.

(Процесс на этапе ST7)

Когда процесс на этапе ST6 заканчивается, CPU 30 управляет соответствующими элементами так, что клапан 34 пневматической системы 52 для измерения артериального давления и клапан 44 зажимной пневматической системы 54 полностью открываются. Соответственно воздух быстро выпускается из камеры 50 для измерения артериального давления и нажимного и закрепляющего воздушного мешка 51 в направлении по стрелке «F4» на чертеже. Такой выпуск вызывает сокращение нажимного и закрепляющего воздушного мешка 51, вследствие чего конец нажимной скручивающейся спирали 56 сдвигается в направлении по стрелкам «R1» и «R2». В результате диаметр нажимной скручивающейся спирали 56 изменяется с возвратом к прежнему размеру. В соответствии с таким изменением диаметра давление, оказываемое на область измерения камерой 50 для измерения артериального давления, расположенной между нажимной скручивающейся спиралью 56 и областью измерения, снижается и, в конечном счете, становится нулевым. При описанной процедуре выпуска воздуха внутреннее давление в камере 50 для измерения артериального давления и нажимном и закрепляющем воздушном мешке 51 снижается и, в конечном счете, становится атмосферным давлением. Таким образом, измерение артериального давления заканчивается.

(Вычисление коэффициента коррекции)

Процедура вычисления коэффициента коррекции в соответствии с настоящим вариантом осуществления на этапе ST19 описана ниже со ссылками на фиг.9 и 10. Во-первых, ниже дано описание принципа схемы измерения, использующей камеру с предварительно заданным объемом (схема измерения камерой заданного объема).

<Схема измерения камерой заданного объема>

Схема измерения камерой заданного объема в соответствии с настоящим изобретением представлена графиками (А)-(С) на фиг.9.

Изготавливают манжету из материала, с размером и конструкцией, аналогичными материалу, размеру и конструкции камеры 50 для измерения артериального давления. Манжета содержит предварительно заданное количество воздуха, запертого в манжете. Когда манжету прижимают к телу человека, зависимость между внутренним давлением и объемом манжеты будет изменяться. Данная зависимость представлена нижеприведенным уравнением 1 состояния изменения идеального газа.

[Уравнение 1]

(P₁: исходное давление манжеты; V₁: исходный объем; Р₂: давление манжеты при сжатии; V₂: объем манжеты; k: адиабатический показатель).

При использовании V₁ как исходного объема объем V₂ можно получить по нижеприведенному уравнению 2. Условие уравнения 2 относится к случаю, когда отсутствует теплообмен между газом в манжете и окружающей средой, и не выделяется внутренняя теплота под действием трения или чего-то подобного.

[Уравнение 2]

Пусть P₁ = атмосферному давлению (760 мм рт.ст.), тогда Р₂=(760+Р₂)

Поскольку объем и давление в манжете изменяются при поджиме манжеты (камеры 50 для измерения артериального давления) с предварительно заданным объемом к телу человека, т.е. воздух не поступает извне и не выходит наружу из манжеты (камеры 50 для измерения артериального давления), то упругая деформация Ср манжеты, полученная из зависимости между давлением манжеты и ее объемом, не будет существенно изменяться по сравнению с традиционной схемой (фиг.15, 16 и 17), даже если изменяются размер и мягкость руки и состояние обертывания. В частности, получается зависимость, показанная графиком (А) на фиг.9. На графике (А) на фиг.9 объем (мл) манжеты отложен на вертикальной оси, и внутреннее давление манжеты (давление манжеты) отложено на горизонтальной оси. Как очевидно из чертежа, зависимость между давлением манжеты и объемом (характеристика P-V) всегда остается постоянной и отражается уравнением y=ax²-bx+c (где у = объем манжеты и х = давление манжеты).

В данном случае упругую деформацию Ср манжеты можно вычислить дифференцированием уравнения, отражающего зависимость между давлением манжеты и объемом манжеты, показанную графиком (А) на фиг.9. Поэтому зависимость между упругой деформацией Ср манжеты и давлением манжеты отражается уравнением прямолинейного отрезка на графике (В) на фиг.9. Уравнение, соответствующее данному линейному отрезку, имеет вид (dx/dy=2ax-b). Очевидно, что упругая деформация Ср манжеты аппроксимирована прямой линией при изменении давления манжеты.

Таким образом, объемное изменение манжеты, соответствующее изменению давления манжеты, когда измерение артериального давления выполняют с использованием манжеты с предварительно заданным объемом, обладающей характеристикой соответственно графикам (А) и (В) на фиг.9, ослабляется значительнее, чем в способе с всасыванием/выпуском воздуха в манжету/из манжеты, независимо от размера и мягкости руки и плотности обертывания. Кроме того, изменение полученной упругой деформации Ср манжеты аппроксимировано прямой линией с пологим наклоном. Следовательно, можно устранить значительное искажение амплитуды сигнала пульсовой волны, накладывающегося на давление манжеты, вызываемое изменением давления манжеты (смотри график (С) на фиг.9).

В состоянии, в котором воздух не всасывается/выпускается в камеру/из камеры 50 для измерения артериального давления с предварительно заданным объемом, возможно точное измерение амплитуды пульсовой волны, передающей объемное изменение кровеносного сосуда в области, где следует измерять упругую деформацию манжеты. В результате повышается точность вычисления артериального давления с использованием огибающей пульсовой волны, сформированной на основе амплитуд пульсовых волн.

<Коррекция упругой деформации манжеты>

Ниже приведено описание способа коррекции, дополнительно повышающего точность при использовании камеры 50 для измерения артериального давления с предварительно заданным объемом. Для коррекции применяется предварительно заданный коэффициент.

Описание определения коэффициента коррекции при реальном измерении артериального давления с использованием камеры с предварительно заданным объемом, представленной графиками (А) - (С) на фиг.9, приведено далее со ссылкой на графики (А) и (В) на фиг.10. График (А) на фиг.10 представляет упругую деформацию Ср (мл/мм рт.ст.) манжеты, указывающую коэффициент объемного изменения манжеты, соответствующего изменению давления (мм рт.ст.) манжеты, нанесенного на горизонтальной оси.

В вышеприведенной схеме измерения, использующей камеру с предварительно заданным объемом, характеристика упругой деформации манжеты, соответствующая изменению давления манжеты, определяется прямой линией, имеющей пологий постоянный наклон, даже если различаются состояния измерения (толщина руки, мягкость руки и плотность обертывания манжеты). Коэффициент коррекции получают с использованием преимущества, которое дает упомянутая характеристика.

Необходимые данные получают экспериментально до измерения артериального давления (во время поставки на предприятии-изготовителе) и сохраняют в таблице в памяти 39. В частности, подают предварительно заданное количество воздуха в камеру 50 для измерения артериального давления и затем герметично закрывают камеру 50 для измерения артериального давления. Вокруг области измерения обследуемого лица, подлежащего замеру, или манекена обертывают запертую камеру 50 для измерения артериального давления и на место измерения оказывают прилагаемое извне давление. В таком сжатом состоянии путем считывания фактических показаний получают данные характеристики P-V, показанной на графике (А) на фиг.9. Данные характеристики P-V, полученные считыванием фактических показаний, сохраняют в таблице 390 памяти 39. Данные, представляющие характеристику зависимости упругой деформации манжеты от давления манжеты, представленную графиком (В) на фиг.9, вычисляют по данным в таблице 390. Вычисленные данные сохраняют в таблице 393 в памяти 39.

На основе вышеупомянутых данных, полученных в результате предварительных измерений, первый корректирующий узел 305 вычисляет на этапе ST19 такой коэффициент коррекции, чтобы упругая деформация Ср манжеты была постоянной, независимо от изменения давления манжеты, как показано на графике (А) на фиг.10. В частности, CPU 30 считывает данные из таблицы 393, которая показывает фактическую измеренную характеристику зависимости упругой деформации манжеты от давления манжеты. Соответственно считывают данные для прямой линии 70 на графике (А) на фиг.10. Затем пиковые данные 392 амплитуды пульсовой волны считываются из памяти 39. С учетом считанных данных для прямой линии 70 и пиковых данных 392 вычисляются данные для прямой линии 71 (см. график (А) на фиг.10), представляющей характеристику зависимости упругой деформации манжеты от давления манжеты, отличающуюся отсутствием изменения упругой деформации Ср манжеты при изменении давления манжеты. Прямая линия 71 является прямой линией, пересекающей предварительно заданную упругую деформацию Ср манжеты, определяемую прямой линией 70 (это относится к упругой деформации Ср манжеты, соответствующей давлению манжеты в момент времени, когда измерены пиковые данные 392), и указывающей характеристику с отсутствием изменения упругой деформации Ср манжеты даже при изменении давления манжеты. Другими словами, предполагается, что прямая линия 71 является прямой линией, параллельной оси давлений манжеты, как показано на графике (А) на фиг.10.

Затем первый корректирующий узел 305 выполняет обработку по настройке данных для прямой линии 70 до совпадения с данными для прямой линии 71. В частности, коррекция выполняется так, чтобы упругая деформация Ср манжеты становилась ниже и выше на стороне, где давление манжеты соответственно ниже и выше давления манжеты, указанного пиковыми данными 392, относительно данных для прямой линии 70. Соответственно значение упругой деформации Ср манжеты, показанной прямой линией 70, корректируется (надбавляется или подвергается вычитанию) в направлении по стрелкам на фиг.10(А). В зависимости от величины коррекции корректирующий узел 304 корректирует данные огибающей пульсовой волны (амплитуды пульсовой волны) в таблице 391, найденные во время процесса со снижающимся давлением. Для задач настоящего изобретения значение упругой деформации Ср манжеты, показанной прямой линией 70 на графике (А) на фиг.10, названо коэффициентом коррекции величины коррекции для подгонки к значению прямой линии 71. В настоящем варианте осуществления принято, что данные коэффициента коррекции, соответствующие каждому давлению манжеты, указанному пиковыми данными 392, которые можно ожидать, вычислены заранее и сохранены в таблице 394 памяти 39.

В настоящем варианте осуществления для коррекции применяется нижеописанный способ. С использованием камеры из материала, с размером и конструкцией, аналогичными материалу, размеру и конструкции камеры 50 для измерения артериального давления, фактически установленной в электронное устройство 1 измерения артериального давления, получают характеристику P-V до измерения артериального давления. Характеристика зависимости упругой деформации Ср манжеты от давления манжеты вычисляется по полученной характеристике P-V, и коэффициент коррекции вычисляется с использованием вычисленной характеристики зависимости упругой деформации Ср манжеты от давления манжеты. Данные вычисленного коэффициента коррекции сохраняются в виде таблицы 394 в памяти 39. Следует понимать, что применимые способы не ограничены представленным способом. Например, данные характеристики зависимости упругой деформации Ср манжеты от давления манжеты можно предварительно сохранять в таблице 393 (в памяти 39), и CPU 30 может вычислять коэффициент коррекции каждый раз, когда следует выполнять измерение артериального давления по пиковым данным 392 и данным таблицы 393, считанным из памяти 39.

Процедура получения коэффициента коррекции может быть основана на предварительном сохранении коэффициента коррекции в памяти 39 в виде информации о характеристике упругой деформации Ср манжеты или на непосредственном сохранении, по сути, характеристики упругой деформации Ср манжеты в памяти 39 и предписывать вычисление коэффициента коррекции в CPU 30 каждый раз при измерении артериального давления. Другими словами, информация о характеристике упругой деформации Ср манжеты содержит, но без ограничения, упомянутый коэффициент коррекции и, по сути, характеристику упругой деформации Ср манжеты.

(Коррекция огибающей пульсовой волны)

Ниже приведено описание коррекции огибающей пульсовой волны корректирующим узлом 304 с использованием информации о характеристике упругой деформации Ср манжеты.

Как показано на фиг.10(В), коррекция огибающей пульсовой волны выполняется согласно коэффициенту коррекции упругой деформации Ср манжеты, соответствующему информации о характеристике упругой деформации манжеты, показанной на графике (А) на фиг.10. На графике (В) на фиг.10 данные, хранимые в таблице 391 огибающей пульсовой волны, определяются зависимостью между давлением манжеты и амплитудой пульсовой волны, обозначенной позицией 80. В настоящем случае зависимость, обозначенная позицией 80, корректируется до согласования с зависимостью между давлением манжеты и амплитудой пульсовой волны, обозначенной позицией 81. А именно данные в таблице 391 огибающей пульсовой волны корректируются.

В частности, с учетом данных давления манжеты в таблице 391 огибающей пульсовой волны данные амплитуды пульсовой волны, соответствующие данным давления манжеты, представляющим уровень ниже, чем давление манжеты, указанное пиковыми данными 392, корректируются так, чтобы амплитуда повышалась, как показано позицией 81 (по стрелке А), с использованием коэффициента коррекции из таблицы 394. Причина в том, что на стороне давления, меньшего, чем давление манжеты, указанное пиковыми данными 392, упругая деформация Ср манжеты, показывающая объемное изменение манжеты, соответствующее изменению давления манжеты на предварительно заданную величину, становится выше соразмерно понижению давления манжеты. Данные амплитуды пульсовой волны, соответствующие данным давления манжеты, представляющим уровень выше, чем давление манжеты, указанное пиковыми данными 392, корректируются так, чтобы амплитуда снижалась, как показано позицией 81 (по стрелке В), с использованием коэффициента коррекции из таблицы 394. Причина в том, что на стороне давления, большего, чем давление манжеты, указанное пиковыми данными 392, объемное изменение манжеты, соответствующее изменению давления манжеты на предварительно заданную величину, становится ниже соразмерно повышению давления манжеты. Следовательно, величина коррекции амплитуды пульсовой волны, соответствующей некоторому давлению манжеты, зависит от степени различия между обнаруженной упругой деформацией манжеты, соответствующей некоторому давлению манжеты, и обнаруженной упругой деформацией манжеты, соответствующей давлению манжеты, при котором выявлен максимум амплитуды пульсовой волны, т.е. зависит от значения коэффициента коррекции. Величину коррекции амплитуды пульсовой волны, соответствующей некоторому давлению манжеты, можно определять с использованием коэффициента коррекции. Другими словами, в зависимости от расхождения и наклона упругой деформации Ср манжеты, полученной на основе прямой линии 71, показывающей, что упругая деформация Ср манжеты является постоянной при соответствующем давлении манжеты, и прямой линии 70, показывающей, что упругая деформация Ср манжеты слабо изменяется (прямая линия 70 с пологим наклоном), CPU 30 выполняет вычисление с использованием предварительно заданной формулы вычислений для определения величины коррекции.

Давление манжеты, соответствующее максимальному значению амплитуды пульсовой волны, указанной пиковыми данными 392, по существу соответствует среднему артериальному давлению. На этапе ST23 узел 302 вычисления артериального давления вычисляет систолическое артериальное давление и диастолическое артериальное давление с помощью общеизвестного вычислительного алгоритма по скорректированному сигналу амплитуды пульсовой волны.

(Второй вариант осуществления)

В вышеописанном первом варианте осуществления для обертывания камеры 50 для измерения артериального давления на область измерения применяется нажимной и закрепляющий воздушный мешок 51. В качестве альтернативы, во втором варианте осуществления можно использовать натяжение ремня вместо накачивания/спускания нажимного и закрепляющего воздушного мешка 51.

Функциональная конфигурация электронного устройства 2 измерения артериального давления в соответствии со вторым вариантом осуществления показана на фиг.11. Блок-схема последовательности операций способа измерения артериального давления приведена на фиг.12. Конструкция для обертывания схематично показана на фиг.13. Ниже, со ссылками на упомянутые фигуры, поясняется различие между электронным устройством 2 измерения артериального давления, показанным на фиг.11, и электронным устройством 1 измерения артериального давления, показанным на фиг.2. В частности, электронное устройство 2 измерения артериального давления содержит барабанный зажимной узел 97 вместо нажимного и закрепляющего воздушного мешка 51, показанного на фиг.2, CPU 301 вместо CPU 30, а также зажимной и фиксирующий узел 95 и схему 461 управления электродвигателем вместо зажимной пневматической системы 54, усилителя 45, схемы 46 управления насосом, схемы 47 управления клапаном и A/D-преобразователя 48. Остальные элементы электронного устройства 2 измерения артериального давления идентичны элементам электронного устройства 1 измерения артериального давления, показанного на фиг.2. Барабанный зажимной узел 97 действует наподобие нажимного и закрепляющего воздушного мешка 51. Зажимной и фиксирующий узел 95 соединен с барабанным зажимным узлом 97 тросом.

Зажимной и фиксирующий узел 95 выполняет функцию обматывания области измерения (плеча) камерой 50 для измерения артериального давления при посредстве барабанного зажимного узла 97, состоящего из ремня 93 и скручивающейся спирали 92. Зажимной и фиксирующий узел 95 содержит электродвигатель 90 барабана и датчик 96 крутящего момента, обнаруживающий его наматывающую способность. Результат обнаружения датчика 96 крутящего момента подается в схему 461 управления электродвигателем. Схема 461 управления электродвигателем приводится в действие под управлением от CPU 301. Схема 461 управления электродвигателем вращает электродвигатель 90 барабана на основе результата обнаружения датчиком 96 крутящего момента, когда включена (приведена в действие) посредством CPU 301. Один конец ленточного ремня 93, выполненного из гибкого материала, наматывается на барабан 91 электродвигателя 90 барабана. Другой конец ремня 93 закреплен в месте 951 крепления. Электронное устройство 2 измерения артериального давления содержит камеру 50 для измерения артериального давления, соответствующую внутренней цилиндрической поверхности, через которую вставляют область плеча, и цилиндрическую скручивающуюся спираль 92, выполненную из гибкого полимерного материала с подходящей способностью к восстановлению исходного состояния, продолжающуюся (простирающуюся) в наружном направлении, по внешней окружности камеры 50 для измерения артериального давления, и ремень 93 на внешней окружности скручивающейся спирали 92. Вращение электродвигателя 90 приводит к намотке одного конца ремня 93 на барабан 91 или сматыванию с него. Соответственно внутренний диаметр барабанного зажимного узла 97, содержащего ремень 93 и скручивающуюся спираль 92, сокращается или расширяется. Путем такого сокращения и расширения регулируют прилагаемое извне давление, оказываемое на камеру 50 для измерения артериального давления через посредство ремня 93 и скручивающейся спирали 92.

В частности, электродвигатель 90 барабана вращается по часовой стрелке, когда внутренний диаметр барабанного зажимного узла 97 следует уменьшить. При таком вращении по часовой стрелке один конец ремня 93, продолжающегося от места 951 крепления, подтягивается в направлении пунктирной стрелки, показанной на чертеже (другой конец зафиксирован в месте 951 крепления), для намотки на барабан 91, вследствие чего ремень 93 перемещается. Такое перемещение вызывает уменьшение внутреннего диаметра скручивающейся спирали 92, что, в свою очередь, вынуждает камеру 50 для измерения артериального давления, расположенную между скручивающейся спиралью 92 и областью измерения, обертываться вокруг области измерения и нажимать на нее. В случае, когда следует растянуть (расширить) внутренний диаметр скручивающейся спирали 92, электродвигатель 90 барабана вращается в противоположном направлении, или высвобождается стопор электродвигателя. На данной стадии ремень 93, продолжающийся от места 951 крепления, вытягивается в направлении, противоположном пунктирной стрелке на чертеже. Поэтому ремень 93, намотанный на барабан 91, сматывается, так что внутренний диаметр ремня 93 и скручивающейся спирали 92 увеличивается. Такое расширение внутреннего диаметра вызывает отпускание камерой 50 для измерения артериального давления, расположенной между скручивающейся спиралью 92 и областью измерения, области измерения, так что давление с области измерения снимается.

Ниже приведено описание процедуры измерения артериального давления со ссылкой на фиг.12. Этапы ST1 и ST2 выполняются аналогично этапам для электронного устройства 1 измерения артериального давления.

Затем CPU 301 включает схему 461 управления электродвигателем. Тогда схема 461 управления электродвигателем приводит в действие электродвигатель 90 барабана на основе выходного сигнала из датчика 96 крутящего момента. Соответственно ремень 93 подтягивается в направлении пунктирной стрелки и, тем самым, вызывает прижатие камеры 50 для измерения артериального давления к области измерения (этап ST3a). На данном этапе стягивание выполняется, пока не достигнут его предварительно заданный уровень для манжеты, как в предыдущем варианте осуществления. Затем схема 461 управления электродвигателем вращает электродвигатель 90 барабана в противоположном направлении, или постепенно ослабляется стопор электродвигателя, чтобы постепенно снижалось давление в камере 50 для измерения артериального давления, оказываемое на область измерения. Поэтому давление манжеты в камере 50 для измерения артериального давления постепенно снижается (ST4a). Процесс на этапах ST5-ST6 выполняется аналогично тому, как изложено выше для данного процесса снижения давления. Затем, на этапе ST7a выполняется быстрый спуск камеры 50 для измерения артериального давления в порядке, аналогичном этапу ST7. На следующем этапе ST8 CPU 301 предписывает схеме 461 управления электродвигателем осуществлять дальнейшее вращение электродвигателя 90 барабана в противоположном направлении. В альтернативном варианте стопор электродвигателя полностью отпускается для полного разматывания ремня 93, намотанного на барабан 91. Соответственно внутренний диаметр по ремню 93 и скручивающейся спирали 92 становится настолько большим, что камера 50 для измерения артериального давления полностью отделяется от области измерения. Тогда размер внутреннего диаметра ремня 93 и скручивающейся спирали 92 изменяется обратно до прежнего размера, и измерение артериального давления заканчивается.

Огибающую пульсовой волны можно корректировать таким же образом, как в первом варианте осуществления, даже при схеме с намоткой на камере 50 для измерения артериального давления во втором варианте осуществления. Следовательно, измерение артериального давления можно выполнять безошибочно, независимо от длины окружности руки, мягкости руки и плотности наложения.

Хотя в качестве наматываемого элемента применяется ремень 93, вместо него можно воспользоваться проводом, или тонкой пластиной, или чем-то подобным.

Каждый вариант осуществления описан на основе способа, по которому, после того как камеру для измерения артериального давления сжимают и прижимают к области измерения, измеряют пульсовую волну давления, образующуюся в камере для измерения артериального давления в ходе процесса со снижающимся давлением, чтобы вычислить значение артериального давления. Значение артериального давления можно также вычислять в соответствии с аналогичными процедурами в ходе процесса с возрастающим давлением.

Следует понимать, что вышеописанные варианты настоящего изобретения представлены только для примера и не должны считаться ограничивающими изобретение ни в каком аспекте. Объем настоящего изобретения определяется не вышеприведенным описанием, а прилагаемой формулой изобретения, и предполагается, что все изменения, которые находятся в пределах притязаний и объема формулы изобретения или ее эквивалентов, охватываются формулой изобретения.

Реферат

Изобретение относится к медицинской технике, а именно к электронным устройством измерения артериального давления. Устройство содержит манжету, содержащую камеру для измерения артериального давления, узел обнаружения давления, узел обнаружения пульсовой волны, обнаруживающий амплитуду пульсовой волны, зажимной узел и узел вычисления артериального давления. Информацию о характеристике упругой деформации манжеты получают по изменению внутреннего давления и объема камеры для измерения артериального давления. Полученную информацию сохраняют в памяти. Узел вычисления артериального давления содержит узел обнаружения амплитуды пульсовой волны и корректирующий узел. Артериальное давление вычисляется по амплитуде пульсовой волны, скорректированной корректирующим узлом. Использование изобретения обеспечивает высокую точность измерения артериального давления за счет устранения влияния изменения упругой деформации на составляющую пульсовой волны. 5 з.п. ф-лы, 17 ил.

Формула