способ измерения артериального давления

Формула изобретения

Способ измерения артериального давления путем изменения давления в окклюзионной манжете, регистрации сигнала, пропорционального изменению давления в манжете, выделения из него осциллосигнала, дифференцирования последнего, выделения из дифференцированного сигнала отрицательных участков, формирования их огибающей и определения характерных точек, соответствующих систолическому и диастолическому давлению, отличающийся тем, что дополнительно строят аппроксимирующую функцию огибающей в виде полинома пятой степени, производят дифференцирование этой функции, по минимальному значению производной определяют момент измерения систолического артериального давления, а по максимальному значению производной определяют момент измерения диастолического артериального давления.

Описание изобретения к патенту

Изобретение относится к медицине, а именно к кардиологии, и может быть использовано в диагностических кардиологических устройствах.

Известен способ измерения артериального давления, согласно которому производят изменение давления в окклюзионной манжете, синхронно регистрируют сигнал, пропорциональный давлению в окклюзионной манжете, и информационный сигнал, формируемый из сигналов тахоосцилляций, пропорционально сумме абсолютных значений площадей положительных и отрицательных участков каждой из осцилляций, среднее давление измеряют на момент максимума этого информационного сигнала, систолическое давление на момент равенства информационного сигнала половине его максимального значения при давлении в окклюзионной манжете выше давления, соответствующего максимуму информационного сигнала, а диастолическое артериальное давление - на момент равенства информационного сигнала половине его максимального значения при давлении в окклюзионной манжете ниже среднего артериального [1].

Данный способ не обеспечивает требуемой точности и не обладает помехозащищенностью. При измерении давления имеют место помехи, вызванные движениями и дыханием пациента. Эти помехи вносят изменения в полезный сигнал, которые выражаются в ложном увеличении или уменьшении амплитуды некоторых артериальных осцилляций. Это снижает точность нахождения максимального значения информационного сигнала, который является первой производной от сигнала осцилляций давления в окклюзионной манжете (сигнал тахоосциляций), а значит, и достоверность нахождения диастолического и систолического артериальных давлений. Кроме этого, данный способ предопределяет использование двух датчиков-преобразователей: датчика давления в окклюзионной манжете и датчика осцилляций, что также снижает точность измерения артериального давления и приводит к усложнению прибора.

Наиболее близким к предлагаемому является способ, согласно которому производят изменение давления в окклюзионной манжете, регистрируя сигнал, пропорциональный изменениям давления, из этого сигнала выделяют осциллосигнал, формируют сигналы первой, а затем второй производной от осциллосигнала, разделяют сигнал второй производной на "положительный" и "отрицательный" участки и определяют характерные точки, соответствующие значениям систолического и диастолического артериальных давлений: систолическое определяют на момент максимума огибающей "отрицательного" участка, диастолическое - на момент соответствующей максимальной скорости убывания огибающей "положительного" участка [2].

Недостатком данного способа также является низкая помехозащищенность. Так, при наличии помех, вызванных дыханием и случайным движением пациента во время измерения, у огибающей осциллосигналов появляются ложные максимумы, что приводит к ошибочному определению характеристик точек. Под влиянием помехи от дыхания огибающая осциллосигнала становится волнообразной, имея при этом несколько максимумов (фиг. 1,б, моменты времени t₂, t₃), а в момент случайных движений пациента (фиг. 1,б, момент времени t₅) появляются единичные ложные максимумы огибающей, что приводит к появлению ложных признаков при определении характерных точек.

В основу изобретения поставлена задача повышения точности и помехозащищенности измерения артериального давления от влияния двигательных артефактов, вызванных дыханием и случайными движениями пациента.

Поставленная задача достигается тем, что в способе измерения артериального давления путем изменения давления в окклюзионной манжете, регистрации сигнала, пропорционального изменению давления в манжете, выделения из него осциллосигнала, дифференцирования последнего, выделения из дифференцированного сигнала отрицательных участков, формирования их огибающей и определения характерных точек, соответствующих систолическому и диастолическому давлению, согласно изобретению, дополнительно строят аппроксимирующую функцию огибающей в виде полинома пятой степени, производят дифференцирование этой функции, по минимальному значению производной определяют момент измерения систолического артериального давления, а по максимальному значению производной определяют момент измерения диастолического артериального давления, что позволяет повысить точность и помехозащищенность измерения артериального давления.

На чертеже изображены диаграммы, иллюстрирующие предлагаемый способ измерения артериального давления. Кривая (фиг. 1, а) представляет собой функцию изменения давления в окклюзионной манжете в течение времени измерения и содержит медленную и быструю составляющие изменения давления в манжете. Выделенный тахоосциллосигнал изображен на фиг. 1, б и представляет собой колебания (тахоосцилляции) давления в манжете, обусловленные колебаниями артериальной стенки в период прохождения пульсовой волны.

В первой фазе, когда давление в манжете выше систолическго (P_сист.), артерия под манжетой полностью пережата и слабые осцилляции возникают лишь за счет давления крови на верхнюю часть манжеты (интервал времени (t₁, t₄) на кривой фиг. 1, б). При снижении окклюзионного давления (P_окл.) ниже P_сист. кровь в момент прохождения пульсовой волны растягивает стенки артерии под манжетой и проникает в участок, лежащий ниже манжеты. Амплитуда осцилляций при этом усиливается и достигает максимума при давлении в манжете, равному среднему артериальному давлению (P_ср.), момент времени t₆. При дальнейшем уменьшении окклюзионного давления амплитуда осцилляций начинает уменьшаться и при P_окл., меньшем диастолического (P_диаст.), резко уменьшается до начального значения (интервал времени (t₆, t₇) на кривой фиг. 1,б).

На диаграмме (фиг. 1,б) показаны также характерные искажения, связанные с влиянием помех от дыхания и случайного движения пациента во время измерения на интервале (t₁, t₈). Помеха от движения имеет одиночный характер и вызывает резкое увеличение амплитуды осцилляции (момент t₅). Помеха от дыхания связана с периодическими перемещениями плеча, на котором закреплена манжета, под воздействием дыхания и приводит к искажению тахоосциллосигнала - огибающая его становится волнообразной (моменты времени t₂ и t₃). Кривая (фиг. 1,в) представляет собой сигнал отрицательных участков тахоосцилляций, а кривая (фиг. 1,г) - его огибающая.

Исследования показали, что выделение отрицательных участков тахоосцилляций позволяет сформировать информационный сигнал в виде огибающей отрицательных пульсаций (фиг. 1, г) с более ярко выраженными признаками нахождения характерных точек по сравнению с положительными участками. Максимальная скорость изменения информационного сигнала на падающем участке (интервал [t₁, t₆]) является моментом начала прохождения порций крови через пережатый участок артерии, то есть моментом измерения систолического артериального давления (момент t₃). Момент же достижения максимальной скорости изменения сигнала на возрастающем участке (интервал [t₆, t₈]) является моментом восстановления нормального кровотока по пережатой артерии, то есть моментом измерения диастолического артериального давления.

Для устранения влияния помех на информационный сигнал, которые вносят искажения в форму огибающей, в предлагаемом методе осуществляется восстановление формы огибающей путем построения аппроксимирующей функции (фиг. 1,д).

Проведенные исследования влияния артефактов на форму осциллосигналов у большого числа пациентов с различными состояниями сердечно-сосудистой системы и статистическая обработка этих материалов показали, что максимальная достоверность измерения достигается при применении аппроксимирующей функции в виде полинома пятой степени с узлами интерполяции, соответствующими максимальным абсолютным значениям отрицательных участков вида



где t - время;

a₁ - коэффициенты полинома.

Типовые значения коэффициентов полинома аппроксимирующей функции находятся в следующих пределах:

a₀ = 50...60 ед.;

a₁ = -30...-45 ед.;

a₂ = 8...15 ед.;

a₃ = -0,8...-1,2 ед.;

a₄ = 0,02...0,04 ед.;

a₅ = -0,00015...-0,00045 ед.

При этом значение величины среднеквадратического отклонения находится в пределах от 0,5 до 2,5 ед.

Как показал анализ, применение аппроксимирующих полиномов более низких степеней существенно увеличивает погрешность определения характерных точек за счет увеличения погрешности аппроксимации (например, для полинома третьей степени погрешность увеличивается в три - пять раз). Для полиномов же более высоких степеней погрешность определения характерных точек также повышается, но уже за счет ухудшения сглаживающих свойств аппроксимирующей функции.

Полученная аппроксимирующая функция (фиг. 1,д) не содержит ложных максимумов и искажений и позволяет безошибочно определить моменты измерения P_сист. и P_диаст.. Для нахождения характерных признаков и этих характерных моментов аппроксимирующая функция дифференцируется и находятся экстремальные точки ее производной (фиг. 1,е). Минимум производной соответствует моменту измерения систолического артериального давления (момент времени t₄), а максимум - моменту измерения диастолического артериального давления (момент времени t₇).

Предлагаемый способ обеспечивает высокую достоверность измерений и предназначается для использования в микропроцессорных автоматизированных сфигмоманометрах.