способ экспресс-измерения артериального давления

Формула изобретения

Способ экспресс-измерения артериального давления, основанный на сжатии артерии через толщу мягких тканей возрастающим компенсирующим давлением, отличающийся тем, что в процессе компрессии запоминают амплитуду пульсовых колебаний, предшествующую моменту резкого увеличения амплитуды пульсовых колебаний, в этот же момент времени запоминают значение внешнего компенсирующего давления и принимают его за нижнее значение артериального давления, при появлении в пульсовом колебании плоского участка запоминают два текущих значения амплитуды пульсовой волны на границах интервала времени, кратного периоду пульсовых колебаний, определяют масштабный коэффициент, равный отношению приращения компенсирующего давления за указанный интервал к разности граничных значений амплитуды пульсовой волны, прекращают компрессию и вычисляют верхнее значение артериального давления, прибавляя к нижнему значению произведение масштабного коэффициента и значения амплитуды пульсового колебания, запомненного непосредственно перед фиксацией нижнего значения артериального давления.

Описание изобретения к патенту

Предлагаемое изобретение относится к медицинской технике и может быть использовано для измерения артериального давления (АД) у человека.

В большинстве случаев в современных тонометрах реализуется способ измерения, осуществляющий развертывающее уравновешивающее преобразование, иллюстрируемое диаграммой на фиг.1 [1].

Артерия через толщу мягких тканей подвергается сжатию внешним компенсирующим давлением P_к(t), начальное значение которого несколько превышает ожидаемое верхнее (систолическое) значение артериального давления P_a(t). Затем в процессе декомпрессии (обычно по линейному закону) фиксируются моменты t_н и t_в достижения компенсирующим внешним давлением значений верхнего Р _ав и нижнего Р_ан (диастолического) давлений. В эти моменты времени берутся отсчеты соответствующих значений внешнего давления. Обычно метод уравновешивающего развертывающего преобразования обеспечивает высокую точность измерения. Но в случае измерения артериального давления основная проблема заключается в достижении необходимой точности фиксации моментов t _н и t_в, поскольку эта операция в силу специфики объекта измерения может выполняться только по косвенным признакам (получение сигнала разности сравниваемых давлений принципиально невозможно).

Рассмотрим механизм фиксации моментов t_н и t _в достижения равновесия, используемый в существующих способах измерения АД, т.е. косвенные признаки наступления равенств P _к(t)=P_ав и P_к (t)=P_ан. Следует заметить, что ни в одном из известных источников не приводится более или менее строгого научного обоснования процессов, наблюдаемых во время измерения АД с использованием способа на основе развертывающего уравновешивающего преобразования. Разработчики тонометров чисто эмпирически подбирают алгоритм фиксации моментов t_н и t _в, причем ни одна из фирм не раскрывает полностью конкретно реализуемый в выпускаемых ею тонометрах алгоритм. Принято считать (см., например, [1]), что кривая объемного расширения артерии имеет вид, показанный на фиг.2. По оси абсцисс отложено избыточное давление Р, т.е. разность АД и внешнего давления, воздействующего на артерию через толщу мягких тканей, по оси ординат - объем артерии. Подобное представление кривой объемного расширения артерии, конечно же, не соответствует реальности. Согласно популярной медицинской энциклопедии [2, стр.561] артерии представляют собой цилиндрической формы эластические трубки, которые в отличие от вен не могут спадаться. Следовательно, при нулевом избыточном давлении артерии имеют некоторый отличный от нуля объем, как это показано на фиг.3. Логично также предположить, что упругие свойства артерии проявляются лишь при положительных значениях избыточного давления. При отрицательных же значениях избыточного давления артерия легко пережимается, и ее внутренний объем уменьшается до нуля уже при незначительном отрицательном избыточном давлении. Такое поведение артерии при изменении избыточного давления полностью подтверждается многочисленными натурными и модельными экспериментами, результаты которых освещены в работах [3, 4].

На фиг.4 приведены графики, поясняющие процессы, происходящие при компрессии артерии путем линейного изменения внешнего компенсирующего давления от некоторого начального значения Р_к<Р _ан до конечного значения Р_к>Р _ав. Для упрощения чертежа скорость изменения компенсирующего давления несколько завышена по сравнению с рекомендуемой (2 мм рт.ст. на цикл сердечного сокращения). В процессе повышения компенсирующего давления кривая избыточного давления P(t)=P_a(t)-Р_к (t) переходит из области положительных значений в область отрицательных значений. Из графиков (фиг.4) видно, что пока избыточное давление P(t)=P_a(t)-Р_к (t) остается в области положительных значений, кривая объемного расширения артерии V_a(t) практически повторяет в некотором масштабе кривую динамической составляющей АД и не содержит каких-либо признаков, указывающих на соотношение компенсирующего давления P_к(t) и значений Р _ан и Р_ав. (Пунктирными стрелками показан процесс трансформации изменения избыточного давления в изменение объема артерии.)

Очевидно, что интервал времени, на протяжении которого избыточное давление пересекает нулевой уровень, соответствует изменению компенсирующего давления от значения Р_ан до значения Р _ав. Следовательно, для определения Р_ан необходимо фиксировать значение компенсирующего давления в момент, когда избыточное давление в первый раз пересекает нулевой уровень. А для определения Р_ав необходимо фиксировать значение компенсирующего давления в момент, когда избыточное давление в последний раз пересекает нулевой уровень. Благодаря ярко выраженной нелинейности кривой объемного расширения артерии в области нулевого избыточного значения указанные моменты соответствуют резкому изменению амплитуды объемного расширения артерии (пульсовой волны). На фиг.4 эти моменты обозначены через t _н и t_в. В момент t _н наблюдается резкое увеличение амплитуды пульсовой волны, а в момент t_в - ее резкое уменьшение. Пересечение нулевого уровня происходит в дискретные моменты времени, что порождает уже упоминавшуюся методическую погрешность. Теоретически точные значения необходимо фиксировать в моменты, отмеченные жирными точками, но практически выделить их невозможно. В реальных тонометрах сигнал пульсовой волны (т.е. сигнал, пропорциональный объемному расширению артерии) получают либо в виде плетизмограммы (сигнал интенсивности светового луча, отраженного от артерии), либо его выделяют фильтром высоких частот из выходного сигнала датчика, воспринимающего давление в компрессионной камере или воспринимающего давление непосредственно от мягких тканей в месте выхода артерии близко к поверхности кожного покрова [5], например на запястье. В том и другом случае наличие составляющей пульсовой волны в сигнале воспринимаемого давления объясняется тем, что изменения объема артерии приводят к пропорциональному изменению давления в компрессионной камере и в толще мягких тканей конечности.

Из известных наиболее близким по технической сущности является способ измерения артериального давления [6], основанный на сжатии артерии конечности через толщу мягких тканей изменяющимся компенсирующим давлением и фиксации давления в мягких тканях, отличающийся тем, что определяют временные интервалы, в течение которых производная от давления в мягких тканях имеет нулевое значение, изменяют компенсирующее давление дискретно во времени с задержкой после выявления начала каждого интервала, а также в момент времени, совпадающий с концом каждого интервала, а значение артериального давления получают в виде дискретных значений давления в мягких тканях, зафиксированных на границах выявленных врмененных интервалов, при этом начальное значение компенсирующего давления выбирают меньше ожидаемого нижнего значения артериального давления, а шаг дискретности по времени - не менее половины длительности цикла сердечного сокращения.

Недостаток способа-прототипа заключается в том, что на практике выделение моментов, в течение которых производная от давления в мягких тканях имеет нулевое значение, вызывает значительные технические трудности и требует использования высококачественного канала преобразования выходного сигнала датчика давления, свободного от воздействия внешних и внутренних помех.

Предлагаемое изобретение направлено на повышение точности при сохранении быстродействия, свойственного способу-прототипу. Это достигается тем, что в способе, основанном на сжатии артерии через толщу мягких тканей возрастающим компенсирующим давлением, запоминают амплитуду пульсовых колебаний, предшествующую моменту резкого увеличения амплитуды пульсовых колебаний, в этот же момент времени запоминают значение внешнего компенсирующего давления и принимают его за нижнее значение артериального давления, при появлении в пульсовом колебании плоского участка запоминают два текущих значения амплитуды пульсовой волны на границах интервала времени, кратного периоду пульсовых колебаний, определяют масштабный коэффициент, равный отношению приращения компенсирующего давления за указанный интервал к разности граничных значений амплитуды пульсовой волны, прекращают компрессию и вычисляют верхнее значение артериального давления, прибавляя к нижнему значению произведение масштабного коэффициента и значения амплитуды пульсового колебания, запомненного непосредственно перед фиксацией нижнего значения артериального давления.

Для пояснения способа обратимся к экспериментально полученной кривой изменения давления в компрессионной камере тонометра, представленной на фиг.5. Пока значение избыточного давления P(t)=P_a(t)-P_к (t) остается положительным (т.е. динамическая составляющая давления в компрессионной камере находится в области линейного участка кривой объемного расширения артерии), увеличение амплитуды пульсовой волны происходит за счет уплотнения мягких тканей (по мере повышения сдавливающего их внешнего компенсирующего давления мягкие ткани все меньше демпфируют изменение давления в артерии, передаваемое в компрессионную камеру). Как только кривая избыточного давления P(t)=P_a(t)-Р_к (t) входит в нелинейную зону кривой объемного расширения артерии, происходит резкое увеличение амплитуды пульсовой волны. Затем при дальнейшем увеличении компенсирующего давления (или, что то же, уменьшения избыточного давления) появляется так называемая «полка» (больше сжиматься артерия не может, она полностью пережата избыточным давлением). После этого происходят два процесса. С одной стороны, за счет еще большего уплотнения мягких тканей амплитуда пульсаций увеличивается. С другой стороны, гораздо сильнее амплитуда уменьшается за счет увеличения компенсирующего давления. Пока верхушка избыточного давления остается в области линейного участка кривой V=f(P_а-P_к) скорость уменьшения амплитуды пульсовой волны пропорциональна скорости увеличения компенсирующего давления. Если пренебречь увеличением амплитуды за счет уплотнения мягких тканей, то можно определить масштаб пульсовых колебаний в области линейного участка кривой V=f(Р_а-Р_к). Надо разделить изменение компенсирующего давления за целое (2-4) число циклов сердечного сокращения (периодов пульса) на разность амплитуд пульсовых колебаний, взятых на крайних циклах анализируемого участка.

Сказанное поясняется временной диаграммой на фиг.6. В процессе компрессии артерии непрерывно измеряется амплитуда пульсовых колебаний и каждый раз сохраняется последнее измеренное значение А. Одним из известных методов фиксируется резкое увеличение амплитуды пульсовой волны. Нижнее значение артериального давления принимается равным значению компенсирующего давления в этот момент. После появления «полки» в сигнале пульсовой волны запоминается текущее значение амплитуды 4 пульсовой волны. Через N (N=2...4) циклов сердечного сокращения запоминается уменьшенное значение амплитуды А_N пульсовой волны. Определяется разница запомненных значений A=A₁-A_N. Приращение Р_к=Р_кN-Р _к1 значения компенсирующего давления за время между этими двумя амплитудами делится на разницу запомненных значений. Полученный масштабный коэффициент m= P_к/ A используется для определения значения переменной составляющей артериального давления Р_ав-Р _ан=А·m, где А - последнее измеренное значение амплитуды пульсовой волны перед моментом резкого увеличения амплитуды пульсовой волны в процессе компрессии.

Функциональная схема, реализующая предлагаемый новый способ измерения АД, представлена на фиг.7.

На фиг.7 приняты следующие цифровые обозначения: 1 - артерия; 2 - манжета, воспринимающая давление в мягких тканях конечности; 3 - датчик; 4 - компрессор; 5 - пневматический фильтр; 6 - выпускной клапан; 7 - усилитель; 8 - фильтр нижних частот; 9 - фильтр верхних частот; 10 - микроконтроллер; 11 - отсчетное устройство.

Причем выход датчика 3 давления соединен с входом усилителя 7, выход которого соединен через фильтр 8 нижних частот с первым входом мультиплексора микроконтроллера 10, а через фильтр 9 верхних частот - со вторым входом мультиплексора микроконтроллера 10, кодовый выход микроконтроллера 10 соединен с отсчетным устройством 11, а управляющие выходы соединены с компрессором 4 и выпускным клапаном 6.

Рассмотрим работу устройства с использованием временной диаграммы, представленной на фиг.6. Работой устройства управляет микроконтроллер. По его команде компрессор 4 нагнетает воздух в компрессионную камеру манжеты через пневматический фильтр 5, обеспечивая близкий к линейному закон изменения компенсирующего давления Р_к(t). На диаграмме изображены кривая избыточного давления Р=P_a(t)-Р_к(t) (разности артериального и внешнего компенсирующего давлений), которое собственно и воздействует на стенки артерии, заставляя их расширяться или сужаться. Пока кривая избыточного давления находится в пределах линейного участка зависимости V _a объемного расширения артерии от избыточного давления Р, кривая V_a объемного расширения артерии в некотором масштабе повторяет кривую динамической составляющей артериального давления. Изменения объема артерии изменяют объем компрессионной камеры, поскольку манжета имеет нерастягиваемую внешнюю оболочку. Это приводит к появлению пульсовых колебаний давления в компрессионной камере, амплитуда которых пропорциональна отношению изменения объема артерии к объему компрессионной камеры. По мере повышения внешнего компенсирующего давления мягкие ткани частично вытесняются из пространства под манжетой, что приводит к изменению амплитуды пульсовых колебаний по мере увеличения внешнего компенсирующего давления. Это изменение амплитуды пульсовых колебаний хорошо заметно на осциллограмме фиг.5. После момента t₁ (в этот момент компенсирующее давление достигает значения, равного нижнему значению артериального давления) зависимость амплитуды пульсовых колебаний от избыточного давления становится сугубо нелинейной. Резкое увеличение амплитуды пульсовых колебаний в момент t₁ (при этом избыточное давление входит в область отрицательных значений) является признаком того, что внешнее компенсирующее давление сравнялось с нижним значением Р_ан артериального давления, которое и принимается равным внешнему компенсирующему давлению в этот момент. В процессе компрессии артерии пульсовые колебания выделяются из сигнала датчика фильтром 9 верхних частот, измеряется и запоминается текущая амплитуда пульсовых колебаний. В памяти микроконтроллера 10 сохраняется цифровой эквивалент А значения амплитуды, измеренной непосредственно перед оценкой нижнего значения артериального давления. После этого через интервал времени порядка двух-трех циклов сердечного сокращения на кривой объемного расширения артерии появляется плоская часть («полка» на фиг.5) за счет полного пережатия просвета артерии. По прошествии указанного интервала измеряется и запоминается значение A₁ амплитуды пульсовых колебаний. В этот же момент времени измеряется и запоминается значение Р_к1 внешнего компенсирующего давления. По прошествии целого числа N циклов сердечного сокращения (на фиг.5 N=2) эти операции повторяются, в результате чего запоминаются значения А_N и Р_кN . Определяются приращения A=A₁-А_N и Р_к=Р_кN-Р _к1, вычисляется масштабный коэффициент m= P_к/ A, используемый для определения значения переменной составляющей артериального давления Р_ав-Р _ан=А·m. Последнее выражение представляет собой уравнение, из которого находится верхнее значение Р_ав артериального давления. После определения значений А _N и Р_кN по команде микроконтроллера открывается выпускной клапан 6 (фиг.7), и компрессия артерии прекращается. На этом измерение артериального давления заканчивается.

Таким образом, как и в случае способа-прототипа, в процессе измерения по предлагаемому способу кровоток через артерию полностью не перекрывается, а лишь уменьшается на короткое время. Преимущество способа, реализуемое совокупностью действий, изложенных в формуле изобретения, состоит в том, что масштабный коэффициент m= P_к/ А определяется через величины, которые могут быть замерены с более высокой точностью по сравнению со способом-прототипом.

Литература

1. Эман А.А. Биофизические основы измерения артериального давления. - Л.: Медицина, 1983.

2. Популярная медицинская энциклопедия. Гл. ред. Б.В.Петровский. - М.: «Советская энциклопедия», 1987 - 704 с.

3. Шахов Э.К., Сухов А.И., Писарев А.П. Простейшая модель тонометра // Вычислительные системы и технологии обработки информации: Межвузовский сборник научных трудов. - Вып. 2 (28). - Пенза: Информационно-издательский центр ПТУ, 2003, с.30-37.

4. Шахов Э.К., Сухов А.И., Писарев А.П. Моделирование процесса измерения артериального давления // Вычислительные системы и технологии обработки информации: Межвузовский сборник научных трудов. - Вып. 2 (28). - Пенза: Информационно-издательский центр ПТУ, 2003, с.18-29.

5. Eckarie Y.S. // Association for the Advancement of Medici Instrumentation (USA) Annual Meeting 15-th Proceedings. - San Francisco 1986. - P.40.

6. Шахов Э.К. Способ измерения артериального давления. Патент РФ №2262886. Опубликовано 27.10.2005. Бюл. №30.