устройство для измерения пульса

Формула изобретения

1. Устройство для измерения пульса, содержащее корпус с элементами крепления и датчики пульса с электрическим выходом, отличающееся тем, что в него введены шарнирно соединенная с корпусом платформа с элементами крепления, закрепленные на ней торцами сильфоны и пневматическая система, через клапаны связанная с внутренними полостями сильфонов, при этом датчики пульса установлены на свободных торцах сильфонов, отношение диаметра контактной площадки торца каждого сильфона с датчиками пульса к внутреннему диаметру сильфона лежит в интервале 0,07 1, пневматическая система включает средства регулирования давления воздуха и средства индикации величины давления в пневматической системе.

2. Устройство по п.1, отличающееся тем, что датчики пульса установлены в пневматической системе вне сильфонов.

3. Устройство по пп.1 и 2, отличающееся тем, что в него введены дополнительные датчики пульса, установленные на торцах сильфонов.

Описание изобретения к патенту

Изобретение относится к медицинской технике, в частности к устройствам для пульсометрии.

Из уровня техники известно устройство для измерения пульса [1] с фотоэлектрическими датчиками. В данном устройстве предложен индивидуальный прижим каждого из трех преобразователей к телу человека. В устройстве [1] датчики крепятся неподвижно относительно земли и независимо от тела пациента. С помощью кронштейнов и винтов конструкции обеспечивается плавное и дозированное прижатие воспринимающих колебания элементов преобразователей к телу человека.

Однако, как показала практика медицинского приборостроения, регистрация сигналов биохимической природы в системе координат, связанной с Землей, т.е. датчик закреплен вне тела пациента неподвижно относительно Земли, отличается крайне низкой помехоустойчивостью в отношении артефактов, вызванных непроизвольными движениями пациентов, тремором мышц и т.п.

Парадокс заключается в том, что стремление обследуемого снизить свою двигательную активность в процессе съема сигнала ведет к обратному эффекту: он напрягается. Крепление же датчиков на теле человека резко снижает влияние артефактов и такое крепление, где это возможно, стало общепринятым. Кроме этого, механическое регулирование прижима датчиков к биообъекту имеет недостатки, о которых будет сказано ниже.

Наиболее близкой по своей технической сути к изобретению является конструкция, описанная в работе [2] Это специализированный датчик пульса с тремя емкостными преобразователями пульсового сигнала в электрический. В данном устройстве, как и в устройстве [1] применимы преобразователи пульсового сигнала в электрический, способные преобразовывать и статические сигналы, т. е. выходной сигнал этих датчиков содержит информацию о величине прижима (давлении) к телу человека. Но в обоих последних устройствах используется механическое регулирование степени прижима, что является недостатком.

Механическое регулирование в сравнении, например, с пневматическим, не обладает достаточно малой дискретностью изменения, чтобы обеспечить приемлемую плавность изменения прижима датчика к телу человека. Механический прижим может обеспечить требуемую плавность в том случае, когда между датчиком и телом помещен элемент малой жесткости. Такой подход был реализован, например, в датчиках венного пульса типа VP (производство сектора RFT, бывшая ГДР). В противном случае механическое регулирование прижима становится неприемлемо долгим.

Неприемлемость механического регулирования при создании воспроизводимых условий съема информации с биообъекта обусловлена рядом негативных процессов, которые развиваются в организме в зоне съема информации (особенно в условиях дозированного воздействия регулированного прижима) и весьма критичны к временному фактору. В частном случае регистрации пульсового сигнала лучевой артерии в условиях регулируемого прижима возникает венозный застой в дистальной к зоне съема части конечности. Давление крови в проходящей рядом с лучевой артерией зоне составляет порядка 100 мм вод. ст. или примерно 7 мм рт. ст. в то время как диастолическое давление в артерии превышает 70 мм рт. ст. что на порядок величины больше. Очевидно, что дозированный прижим датчика в зоне съема будет приводить к пережиму вены и нарушению кровообращения в дистальной к зоне съема части кровеносной системы. Кроме венозного застоя и нарушения кровообращения в мягких тканях непосредственно в зоне съема развивается "усталость" самой артерии, что выражается, в частности в изменении ее эластотонических свойств. Названные и другие процессы, обусловленные дозированным воздействием на объект, искажают реальную картину в организме человека и ограничивают время проведения обследования.

Процедура же механического регулирования прижима в противоположность этому требует сравнительно больших затрат времени.

Помимо прочего следует учесть еще одно обстоятельство. В перспективе развития метода пульсового сигнала в условиях дозированного воздействия на объект потребуется автоматизация такого процесса. В этом отношении механическое регулирование прижима крайне проблематично в сравнении, например, с пневматической системой.

Технический результат, достигаемый при использовании настоящего изобретения, заключается в повышении воспроизводимости и точности регистрации пульсового сигнала.

Указанный технический результат достигается за счет того, что в пульсометрическом устройстве, содержащем корпус с элементами крепления и датчики преобразования пульсовых сигналов в электрические, последние установлены на торцах сильфонов, закрепленных другими торцами на платформе, шарнирно связанной с названным корпусом и имеющей элементы фиксации, а внутренние полости упомянутых сильфонов через клапаны соединены с пневматической системой устройства, содержащей элементы изменения давления воздуха в ней и элементы индикации величины этого давления, причем торцы сильфонов с установленными датчиками имеют внешние контакты площадки диаметром d, соотношение которого и диаметра сильфона D выбраны из интервала 0,07 d/D 1.

На фиг.1 приведено размещение датчиков пульсового сигнала на поверхности тела пациента; на фиг.2 основные элементы заявляемого пульсометрического устройства; на фиг.3 эквивалентная электрическая схема устройства.

Устройство состоит из корпуса 1, в котором шарнирно установлена площадка 2 с закрепленными сильфонами 3. Внутри сильфона, в обращенных к телу человека торцах установлены датчики 4 преобразования пульсовых сигналов в электрический. Снаружи этих торцов сформированы контактные площадки диаметром d. Отношение этого диаметра и диаметра сильфона D выбирается из интервала 0,07 d/D 1. Плоские пружины 5 служат для придания сильфонам поперечной устойчивости. Хвостовая часть корпуса 1" служит для начального крепления изображенной на фиг.1 части пульсометрического устройства на теле человека. Пневматическая система устройства и элементы крепления (фиг.1) не показаны.

Необходимость формирования контактной площадки на торцах сильфонов d вызвана следующими обстоятельствами.

Для статического по своему характеру прижима механическая схема системы участок мягких тканей организма сильфон может быть представлена в виде, приведенном на фиг.3 (здесь p давление в пневматической система устройства; S площадь сильфона; F усилие, создаваемое на торце сильфона давлением p; Z_t () механический импеданс мягких тканей организма человека на участке s площадь контактной площадки сильфонов /диаметр равен d/).

Механический импеданс Z_t (s) в области частот пульсового сигнала (0,05-40,0) Гц [3] имеет упругий характер [4] и может быть записан в виде

L_т() = K_т()/i, (1)

где K_t жесткость участка мягких тканей организма площадью ;

w круговая частота, i²=-1.

Сильфон конструируется таким образом, чтобы в указанном диапазоне частот также обладал упругим импедансом:

Z_c= K_c/i, (2)

где К_c жесткость сильфона.

Из фиг. 1 с учетом [1 и 2] легко получить выражение для давления p" на мягкие ткани на участке

p = ps/K_t()/(K_t()+K_c)/ (3)

Известно, что K_t() зависит от площади контакта s а именно K_т// где a 15 x 10⁵ Н/м³ [5] тогда выражение (3) может быть записано в виде

p = pas/(a+K_c) (4)

Из зависимости K_t K_t() следует необходимость формирования на поверхности сильфонов контактных площадок d с целью "зафиксировать" величину K_t и, тем самым, Z_t. В противном случае, например, при полусферическом по форме торце сильфонов, площадь их контакта с теплом человека будет изменяться при различном прижиме. Следовательно, будет изменяться и K_t(s). В такой ситуации оценить p" по величине p в пневматической системе устройства невозможно. При наличии же контактных площадок d величина s и K_t(s) становится фиксированной.

Из выражения (4) видно, что при as/(a+K_c) = 1 величины p" и p равны, т. е. давление на мягкие ткани будет равно давлению в пневматической системе устройства. Если << S, то это достигается при K_c s Таким образом, в устройстве << S, т.е. d < D, так как s d², а S D². Последнее связано с необходимостью обеспечения соответствующего рабочего диапазона частот датчиков.

Минимальная величина d определяется диаметром лучевой артерии, который составляет 4-5 мм, а верхняя граница D может быть оценена значением 40 мм. В связи с этим отношение d/D выбирается из интервала (0,07-1,0), так как d не может быть больше D.

Устройство работает следующим образом.

Показанная часть устройства (фиг.2) закрепляется на теле человека с помощью элементов крепления, а контактные площадки d приводятся в соприкосновение с зонами съема пульсового сигнала. С помощью пневматической системы устройства в сильфонах 3 создается давление воздуха, контактируемое по элементам индикации давления воздуха. Благодаря наличию отсекающих клапанов 6 давление воздуха в сильфонах 3 может создаваться индивидуально, обеспечивая разный прижим к телу человека различных датчиков устройства. Пульсовой сигнал преобразуется в электрический с помощью датчиков 4, установленных в торцах сильфонов 3. Отведение электрических сигналов осуществляется посредством электрических кабелей, проходящих внутри элементов пневматической системы устройства.

Испытания макета заявляемого устройства показали, что дискретность изменения прижима в зоне съема пульсового сигнала может быть сделана сколь угодно малой, чем достигается плавность изменения воздействия на биообъект.

Проведенные испытания также показали, что затраты времени на создание заданного давления на зону съема пульсового сигнала в 2-3 раза меньше, чем при механическом регулировании прижима. При этом масса фиксируемой на теле части устройства уменьшается, примерно в 2,5 раза, что снижает дискомфорт пациента и повышает точность регистрации пульсового сигнала.

Таким образом, изобретение позволяет создавать воспроизводимые условия съема пульсового сигнала при дозированном воздействии на биообъект и обладает следующими преимуществами:

обеспечивает плавное изменение и контроль давления на зону съема пульсового сигнала, фиксирование с помощью элементов фиксации;

позволяет в 2-3 раза уменьшить затраты времени на проведение пульсового обследования, что предупреждает развитие в биообъекте негативных процессов, искажающих реальную картину, и тем самым повысить воспроизводимость и точность пульсометрических данных;

уменьшает массу фиксируемой на теле человека части устройства (примерно в 2,5 раза), что уменьшает дискомфорт пациента, повышает воспроизводимость и точность пульсометрических данных;

создает предпосылки автоматизации пульсометрического обследования при дозированном воздействии на объект.

Источники информации:

1. SU, авт. св. N 736955, 1980.

2. Модели экосистем и методы определения их параметров./Под ред. И.Б.Погожева и Е.А.Кушниренко. Новосибирск, 1981, с.30-36.

3. Палеев Н.Р. Каевирец И.М. Атлас гемодинамических исследований в клинике внутренних болезней. М. Медицина, 1975, с.240.

4. Голиков В. А. Механический импеданс тела человека в области низких частот звукового диапазона. Новости медицинской техники, 1978, вып. 3, с. 31-35.

5. Одинцов С.Г. Анализ погрешностей измерений локальных колебаний поверхности тела человека с использованием электрических аналогий: Автореф. дис. на соиск. учен. степени канд. техн. наук. М. 1991, с.281.