RU2063698C1 - Apparatus for measurement of arterial pressure - Google Patents
Apparatus for measurement of arterial pressure Download PDFInfo
- Publication number
- RU2063698C1 RU2063698C1 RU94023726A RU94023726A RU2063698C1 RU 2063698 C1 RU2063698 C1 RU 2063698C1 RU 94023726 A RU94023726 A RU 94023726A RU 94023726 A RU94023726 A RU 94023726A RU 2063698 C1 RU2063698 C1 RU 2063698C1
- Authority
- RU
- Russia
- Prior art keywords
- pneumatic
- pressure
- cuff
- chamber
- output
- Prior art date
Links
Landscapes
- Measuring Pulse, Heart Rate, Blood Pressure Or Blood Flow (AREA)
Abstract
Description
Изобретение относится к медицинской технике, а конкретно может быть использовано для измерения артериального давления человека. The invention relates to medical equipment, and specifically can be used to measure human blood pressure.
Известны механические, полуавтоматические и автоматические измерители артериального давления (см. например: а. с. СССР NN 1593625, 1454379, 1563669, 1426537, 1308316). Known mechanical, semi-automatic and automatic blood pressure meters (see, for example: A.S. USSR NN 1593625, 1454379, 1563669, 1426537, 1308316).
Недостатком таких измерителей является то, что скорость изменения давления в манжете в процессе измерения нестабильна, что приводит к неточной регистрации артериального давления. The disadvantage of such meters is that the rate of change of pressure in the cuff during the measurement process is unstable, which leads to inaccurate registration of blood pressure.
Известны приборы для измерения артериального давления, в которых с целью повышения точности измерения используют устройства различных типов, поддерживающие заданное значение скорости измерения давления в манжете. Known devices for measuring blood pressure, in which in order to improve the accuracy of measurement using devices of various types that support a given value of the speed of measurement of pressure in the cuff.
Прототипом предлагаемого изобретения является прибор для измерения артериального давления согласно заявке Японии N 2-154738. Прибор содержит клапан с камерами повышенного и пониженного давления, отверстие, которое перекрывается седлом клапана, связанным с упругим чувствительным элементом, разделяющим камеры. Седло клапана закрывает отверстие, когда перепад давлений между камерами превышает заданное значение, и открывает отверстие, когда перепад давлений между камерами ниже заданного значения. Таким образом, перепад давлений между камерами поддерживается постоянным и, следовательно, поддерживается постоянство массового расхода воздуха, вытекающего из манжеты в окружающую среду независимо от перепада давлений между манжетой и окружающей средой. The prototype of the invention is a device for measuring blood pressure according to the application of Japan N 2-154738. The device contains a valve with chambers of high and low pressure, an opening that is blocked by a valve seat associated with an elastic sensor element separating the chambers. The valve seat closes the hole when the pressure differential between the chambers exceeds the set value, and opens the hole when the pressure differential between the chambers is lower than the set value. Thus, the pressure difference between the chambers is kept constant and, therefore, the mass flow rate of air flowing from the cuff to the environment is constant, regardless of the pressure difference between the cuff and the environment.
Известно (см. Гродецкий и Дмитриев. Основы пневмоавтоматики. М. Машиностроение, 1973 г.), что зависимость скорости изменения давления в пневматической емкости, которой является манжета, описывается соотношением
dP1/dt 1/C•G, (1)
где dP1/dt скорость изменения давления в манжете;
G массовый расход воздуха, вытекающего из манжеты;
C пневматическая емкость манжеты.It is known (see Grodetsky and Dmitriev. Fundamentals of pneumatic automation. M. Mechanical Engineering, 1973) that the dependence of the rate of change of pressure in the pneumatic container, which is the cuff, is described by the relation
dP1 / dt 1 / C • G, (1)
where dP1 / dt is the rate of change of pressure in the cuff;
G mass flow of air flowing from the cuff;
C pneumatic cuff capacity.
Техническое решение прототип решает задачу стабилизации массового расхода воздуха G, вытекающего из манжеты, т.к. от этого зависит скорость изменения давления в манжете. Однако скорость изменения давления в манжете в равной степени зависит и от пневматической емкости C манжеты. Поскольку манжеты выполняются из эластичного (резинка, прорезиненная ткань) материала, который растягивается при изменении давления, то пневматическая емкость манжеты также изменяется пропорционально изменению давления в манжете и, следовательно, скорость изменения давления в манжете при стабилизации G изменяется в течение цикла измерения. Кроме того, пневматическая емкость манжеты зависит от объема мышечной ткани предплечья пациента. При измерении давления одной и той же манжетой у полных и худых пациентов пневматическая емкость манжеты при измерении у полных людей может в несколько раз превышать пневматическую емкость манжеты при измерении давления у худых, при этом скорость изменения давления будет отличаться во столько же раз. The technical solution of the prototype solves the problem of stabilizing the mass flow rate of air G flowing from the cuff, because the rate of change of pressure in the cuff depends on this. However, the rate of change of pressure in the cuff is equally dependent on the pneumatic capacity C of the cuff. Since the cuffs are made of an elastic (rubber, rubberized fabric) material that stretches with a change in pressure, the pneumatic capacity of the cuff also changes in proportion to the change in pressure in the cuff and, therefore, the rate of change of pressure in the cuff during stabilization G changes during the measurement cycle. In addition, the pneumatic capacity of the cuff depends on the volume of muscle tissue of the patient's forearm. When measuring the pressure of the same cuff in full and thin patients, the pneumatic capacity of the cuff when measuring in full people can be several times higher than the pneumatic capacity of the cuff when measuring pressure in thin people, and the rate of change of pressure will differ by the same amount.
Следовательно, обеспечивая стабилизацию массового расхода воздуха, вытекающего из манжеты, предлагаемое техническое решение не обеспечивает стабилизацию скорости изменения давления в манжете как в пределах одного цикла измерения, так и при измерении давления крови у пациента с различным объемом ткани предплечья. Therefore, providing stabilization of the mass flow of air flowing from the cuff, the proposed solution does not provide stabilization of the rate of change of pressure in the cuff both within the same measurement cycle and when measuring blood pressure in a patient with different volumes of forearm tissue.
Поскольку регистрация значения систолического и диастолического давления производится при непрерывном изменении давления в манжете, то появление пульсовой осцилляции, соответствующее систолическому давлению, и прекращение пульсовой осцилляции, соответствующее диастолическому давлению, регистрируется с некоторой ошибкой, значение которой зависит от скорости изменения давления в манжете. Since systolic and diastolic pressure values are recorded with a continuous change in cuff pressure, the appearance of a pulse oscillation corresponding to systolic pressure and the termination of a pulse oscillation corresponding to diastolic pressure are recorded with some error, the value of which depends on the rate of change of pressure in the cuff.
Например, если скорость снижения давления составляет 5 мм рт.ст./с и частота пульса 80 ударов в минуту, а значение систолического (диастолического) давления будет достигнуто в момент времени окончания очередной пульсовой осцилляции, то прибор зарегистрирует значение давления только по приходу следующей пульсовой осцилляции, т.е. спустя 0,75 с. За это время при скорости 5 мм рт.ст./с давление в манжете понизится на 3,75 мм рт.ст. которые являются составляющей погрешности измерения. При увеличении скорости и снижении частоты пульса значение погрешности измерения возрастает. При вариации скорости происходит вариация значения погрешности измерения, которую весьма сложно учесть при обработке результатов измерений. For example, if the pressure reduction rate is 5 mm Hg / s and the heart rate is 80 beats per minute, and the systolic (diastolic) pressure is reached at the time of the end of the next pulse oscillation, the device will record the pressure value only upon the arrival of the next pulse oscillations i.e. after 0.75 s. During this time, at a speed of 5 mm Hg / s, the pressure in the cuff will drop by 3.75 mm Hg. which are part of the measurement error. With an increase in speed and a decrease in heart rate, the value of the measurement error increases. When the speed is varied, the value of the measurement error varies, which is very difficult to take into account when processing the measurement results.
Следовательно, техническое решение-прототип не позволяет обеспечить высокую точность измерения. Therefore, the technical solution prototype does not allow for high measurement accuracy.
Предлагаемое изобретение решает задачу повышения точности измерения артериального давления. The present invention solves the problem of increasing the accuracy of measuring blood pressure.
Решение поставленной задачи достигается тем, что в пневмоцепь прибора введены дополнительное пневматическое сопротивление, глухая камера и нормально закрытый клапан, при этом выход компрессионной манжеты подключен к первому входу пневматической камеры, второй вход пневматической камеры через дополнительное пневматическое сопротивление подключен к первому выходу глухой камеры, второй выход которой подключен ко входу упругого чувствительного элемента, при этом упругий чувствительный элемент размещен в пневматической камере, выход чувствительного элемента подключен ко входу управления переменного пневматического сопротивления, пневматический вход переменного пневматического сопротивления подключен к выходу пневматической камеры, выход переменного пневматического сопротивления подключен ко входу нормально закрытого клапана, выход которого связан с атмосферой. The solution to this problem is achieved by the fact that an additional pneumatic resistance, a blind chamber and a normally closed valve are introduced into the pneumatic circuit of the device, while the output of the compression cuff is connected to the first input of the pneumatic chamber, the second pneumatic chamber input is connected to the first output of the blind chamber through the additional pneumatic resistance the output of which is connected to the input of the elastic sensitive element, while the elastic sensitive element is placed in the pneumatic chamber, the output is The element is connected to the control input of variable pneumatic resistance, the pneumatic input of variable pneumatic resistance is connected to the output of the pneumatic chamber, the output of variable pneumatic resistance is connected to the input of a normally closed valve, the output of which is connected with the atmosphere.
На чертеже представлена схема, иллюстрирующая устройство предлагаемого прибора для измерения артериального давления. The drawing shows a diagram illustrating the device of the proposed device for measuring blood pressure.
Устройство включает компрессионную манжету 1, в которой размещается датчик пульсовой волны 2, выходной пневмопровод манжеты 4 через пневмопроводы 9 подключен к первому входу 11 пневматической камеры 13 и к датчику давления 3, размещенному в блоке обработки информации 8, к которому подключается выход датчика пульсовой волны 2. Второй вход 10 пневматической камеры 13 через дополнительное пневматическое сопротивление 12 подключен к первому выходу 15 глухой камеры 21, второй выход 16 глухой камеры 21 подключен ко входу чувствительного элемента 17, на жестком центре которого размещена заслонка переменного пневматического сопротивления "сопло-заслонка". Через сопло 19 и пневмоканал 20 пневматическая камера 13 подключена ко входу нормально закрытого клапана 22, выход которого связан с атмосферой. Выход блока обработки информации 8 подключен к блоку индикации 14. Компрессионная манжета через пневмопровод 6 и блок клапанов 7 подключена к компрессору 5. Блок 8 может быть реализован на базе однокристаллической ЭВМ, например 1830 BE 51. The device includes a compression cuff 1, which houses the pulse wave sensor 2, the output pneumatic cuff 4 through the pneumatic pipes 9 is connected to the first input 11 of the pneumatic chamber 13 and to the pressure sensor 3, located in the information processing unit 8, to which the output of the pulse wave 2 sensor is connected The second input 10 of the pneumatic chamber 13 through an additional pneumatic resistance 12 is connected to the first output 15 of the deaf chamber 21, the second output 16 of the deaf chamber 21 is connected to the input of the sensing element 17, on In the center of which the damper of variable pneumatic resistance "nozzle-damper" is located. Through the nozzle 19 and the pneumatic channel 20, the pneumatic chamber 13 is connected to the input of a normally closed valve 22, the output of which is connected to the atmosphere. The output of the information processing unit 8 is connected to the indicating unit 14. The compression sleeve through the pneumatic pipe 6 and the valve block 7 is connected to the compressor 5. Unit 8 can be implemented on the basis of a single-crystal computer, for example, 1830 BE 51.
Описанное устройство работает следующим образом. The described device operates as follows.
Компрессором 5 (например, ручным), снабженным блоком клапанов 7, воздух через пневмопровод 6 нагнетается в компрессионную манжету 1. Давление в компрессионной манжете поднимается до уровня, превышающего систолическое давление пациента на 20 30 мм рт.ст. При этом через пневмопроводы 4 и 9, дополнительное пневматическое сопротивление 12, глухую камеру 21 воздух поступает к датчику давления 3 и в полость упруго чувствительного элемента 17. При этом давление в глухой камере 21, пневматической камере 13, в полости чувствительного элемента 17 и в камерах датчика 3 устанавливается одинаковыми и равными давлению в манжете. A compressor 5 (for example, manual) equipped with a valve block 7, air is pumped through the pneumatic conduit 6 into the compression cuff 1. The pressure in the compression cuff rises to a level exceeding the patient systolic pressure by 20 30 mm Hg. Moreover, through the pneumatic lines 4 and 9, the additional pneumatic resistance 12, the deaf chamber 21, the air enters the pressure sensor 3 and into the cavity of the elastically sensitive element 17. The pressure in the deaf chamber 21, the pneumatic chamber 13, in the cavity of the sensing element 17 and in the chambers sensor 3 is set equal and equal to the pressure in the cuff.
Клапан 22 переводится в открытое состояние и соединяет пневматическую камеру 13 с окружающей средой. При этом в первый момент времени через сопло 13 и пневмоканал 20 и клапан 22 воздух начинает вытекать из пневматической камеры 13 в окружающую среду, одновременно в пневматическую камеру 13 воздух начинает поступать из манжеты и из глухой камеры 21 через соединительные пневмоканалы 4 и 9 и дополнительное пневматическое сопротивление 12. При этом поскольку сечение пневмоканалов 4 и 9 много больше сечения сопла 19, давление в пневматической камере 13 равно давлению в компрессионной манжете. The valve 22 is brought into the open state and connects the pneumatic chamber 13 to the environment. In this case, at the first moment of time, through the nozzle 13 and the pneumatic channel 20 and valve 22, air begins to flow out of the pneumatic chamber 13 into the environment, while air begins to flow into the pneumatic chamber 13 from the cuff and from the deaf chamber 21 through connecting pneumatic channels 4 and 9 and an additional pneumatic resistance 12. Moreover, since the cross section of the pneumatic channels 4 and 9 is much larger than the cross section of the nozzle 19, the pressure in the pneumatic chamber 13 is equal to the pressure in the compression cuff.
При понижении давления в компрессионной манжете и, следовательно в пневматической камере 13, между глухой камерой 21 и пневматической камерой 13 возникает перепад давлений пропорционально скорости изменения давления в манжете вследствие того, что воздух вытекает из глухой камеры 21 в пневматическую камеру 13 через дополнительное сопротивление. When the pressure decreases in the compression cuff and, therefore, in the pneumatic chamber 13, between the blind chamber 21 and the pneumatic chamber 13, a pressure differential occurs in proportion to the rate of change of pressure in the cuff due to the fact that air flows from the blind chamber 21 into the pneumatic chamber 13 through an additional resistance.
Скорость изменения массы воздуха в глухой камере равна расходу воздуха, вытекающего через дополнительное пневматическое сопротивление:
dG/dt j•S•v, (2)
где G масса воздуха в глухой камере;
j удельный вес воздуха;
S площадь сечения дополнительного пневматического сопротивления 12;
dG/dt скорость изменения массы воздуха в глухой камере;
v скорость воздуха, вытекающего через дополнительное пневматическое сопротивление.The rate of change of air mass in the dead chamber is equal to the flow rate of air flowing through the additional pneumatic resistance:
dG / dt j • S • v, (2)
where G is the mass of air in the dead chamber;
j specific gravity of air;
S sectional area of the additional pneumatic resistance 12;
dG / dt rate of change of air mass in the dead chamber;
v the speed of the air flowing through the additional pneumatic resistance.
Скорость истечения воздуха определяется соотношением:
v (p1 p)/R, (3)
где p1 давление в глухой камере 21;
p давление в пневматической камере 13;
R значение дополнительного пневматического сопротивления.The air flow rate is determined by the ratio:
v (p1 p) / R, (3)
where p1 is the pressure in the dead chamber 21;
p pressure in the pneumatic chamber 13;
R is the value of the additional pneumatic resistance.
Учитывая, что G j•V, где V объем глухой камеры, выражение (2) запишется в виде:
dj/dt j•S•(p1 p)/V•R, (4)
На основании уравнения состояния справедливо записать:
j p1/RR•T1 (5)
где RR универсальная газовая постоянная,
T1 температура в глухой камере.Given that G j • V, where V is the volume of the dead chamber, expression (2) can be written as:
dj / dt j • S • (p1 p) / V • R, (4)
Based on the equation of state, it is fair to write:
j p1 / RR • T1 (5)
where RR is the universal gas constant,
T1 temperature in the dead chamber.
Представим в выражении (5) p1 в виде p1 (p + Dp), где Dp (p1 p), затем подставим выражение (5) в выражение (4) и после образования с учетом того, что удельный вес воздуха в камерах 13 и 21 и в области дополнительного пневматического сопротивления отличается незначительно, получим:
F•dDp/dt + Dp -F•dP/dt, (6)
где F V•R/RR•T•J•S.We represent in expression (5) p1 in the form p1 (p + Dp), where Dp (p1 p), then we substitute expression (5) into expression (4) and after formation, taking into account the fact that the specific gravity of air in chambers 13 and 21 and in the field of additional pneumatic resistance differs slightly, we get:
F • dDp / dt + Dp -F • dP / dt, (6)
where FV • R / RR • T • J • S.
Из выражения (6) следует, что при изменении давления в пневматической камере 13 на дополнительном пневматическом сопротивлении 12 между глухой камерой 21 и пневматической камерой 13 возникает перепад давлений, пропорциональной скорости изменения давления в пневматической камере 13. From the expression (6) it follows that when the pressure in the pneumatic chamber 13 changes on an additional pneumatic resistance 12 between the deaf chamber 21 and the pneumatic chamber 13, a pressure differential occurs proportional to the rate of change of pressure in the pneumatic chamber 13.
Сечение пневмоканала 4 и пневмоканала, соединяющего манжету с пневматической камерой 13, достаточно велико и потерями давления на пневмоканалах можно пренебречь, поэтому справедливо считать, что скорость изменения давления в манжете dP/dt равна скорости изменения давления в пневматической камере 13. The cross section of the pneumatic channel 4 and the pneumatic channel connecting the cuff to the pneumatic chamber 13 is quite large and the pressure loss on the pneumatic channels can be neglected, therefore, it is fair to assume that the rate of change of pressure in the cuff dP / dt is equal to the rate of change of pressure in the pneumatic chamber 13.
Из выражения (6) следует, что в глухой камере 21 образуется перепад давлений, пропорциональный скорости изменения давления в манжете. Под действием этого перепада давлений упругий чувствительный элемент 17 деформируется, перемещает заслонку 18 к соплу 19, уменьшая зазор между соплом 19 и заслонкой 18. При этом пневматическое сопротивление между соплом и заслонкой увеличивается, расход воздуха через сопло 19 уменьшается и, следовательно, снижается скорость изменения давления в манжете, что приводит в соответствии с выражением (6) к уменьшению перепада давлений в глухой камере 21. Снижение перепада давления в глухой камере 21 происходит до тех пор, пока не устанавливается равновесное состояние, при котором перепад давлений соответствует положению заслонки, при котором скорость изменения давления в манжете соответствует заданному установившемуся значению перепада давлений. Заданное установившееся значение перепада давлений задается выбором жесткости упругого чувствительного элемента, начальным положением сопла и заслонки, параметрами дополнительного пневматического сопротивления и выбором объема глухой камеры. From the expression (6) it follows that in the blind chamber 21 a pressure drop is formed proportional to the rate of change of pressure in the cuff. Under the influence of this pressure differential, the elastic sensor element 17 deforms, moves the shutter 18 to the nozzle 19, reducing the gap between the nozzle 19 and the shutter 18. In this case, the pneumatic resistance between the nozzle and the shutter increases, the air flow through the nozzle 19 decreases and, therefore, the rate of change pressure in the cuff, which in accordance with expression (6) leads to a decrease in the pressure drop in the deaf chamber 21. The decrease in pressure drop in the deaf chamber 21 occurs until it is set equal a clear state in which the differential pressure corresponds to the position of the damper, in which the rate of change of pressure in the cuff corresponds to a predetermined steady-state value of the differential pressure. The set steady-state value of the differential pressure is set by the choice of stiffness of the elastic sensor, the initial position of the nozzle and damper, the parameters of the additional pneumatic resistance and the choice of the volume of the blind chamber.
Если вследствие каких-либо причин скорость изменения давления в манжете возрастает от заданного уровня, то в соответствии с выражением (6) возрастает перепад давлений в глухой камере 21 и в полости упругого чувствительного элемента 17, который будет перемещать заслонку 18, уменьшается зазор между заслонкой и соплом до тех пор, пока скорость изменения давления в манжете не снизится до заданного уровня. If, for some reason, the rate of change of pressure in the cuff increases from a predetermined level, then, in accordance with expression (6), the pressure differential in the blind chamber 21 and in the cavity of the elastic sensor element 17 that will move the shutter 18 increases, the gap between the shutter and nozzle until the rate of change of pressure in the cuff drops to a predetermined level.
Если вследствие каких-либо причин скорость изменения давления в манжете уменьшается от заданного уровня, то в соответствии с выражением (6) будет снижаться перепад давления в камере 21 и в полости упругого чувствительного элемента 17, который будет перемещать заслонку 18, увеличивая зазор между заслонкой 18 и соплом 19 до тех пор, пока скорость изменения давления в манжете не возрастет до заданного уровня. If due to any reason the rate of change of pressure in the cuff decreases from a predetermined level, then, in accordance with expression (6), the pressure drop in the chamber 21 and in the cavity of the elastic sensor element 17, which will move the shutter 18, will increase the gap between the shutter 18 and nozzle 19 until the rate of change of pressure in the cuff increases to a predetermined level.
Таким образом, после нагнетания давления в манжете до заданного уровня и открытия клапана 22 давление в манжете начинает снижаться с заданной скоростью. Thus, after the cuff has been pressurized to a predetermined level and valve 22 has been opened, the cuff pressure begins to decrease at a predetermined rate.
При снижении давления в манжете до давления, равного систолическому, с датчика пульсовой волны на вход блока обработки информации начинает поступать сигнал пульсовых осцилляций с частотой пульса, который прекращается при достижении давления в манжете, равного диастолическому. Одновременно в блок 8 поступает сигнал с датчика давления 3, пропорциональный значению давления в манжете 1. Совместная обработка этих сигналов в блоке 8 позволяет выделить информацию о значениях систолического и диастолического давлений, которая отображается с помощью электронного преобразователя блока 14 на цифровом индикаторе, входящем в состав блока 14. Блок 14 может быть жидкокристаллическим индикатором, например ИЖЦ 4. When the pressure in the cuff is reduced to a pressure equal to systolic, a pulse oscillation signal with a pulse frequency starts to arrive at the input of the information processing unit from the pulse wave sensor, which stops when the pressure in the cuff is equal to diastolic. At the same time, block 8 receives a signal from the pressure sensor 3, which is proportional to the pressure in the cuff 1. The combined processing of these signals in block 8 allows you to select information on the values of systolic and diastolic pressures, which is displayed using the electronic transducer of block 14 on a digital indicator, which is part of unit 14. Unit 14 may be a liquid crystal display, for example, LCI 4.
Для проведения повторного измерения артериального давления клапан 22 закрывается, производится повторное нагнетание воздуха в манжету 1 до заданного давления и затем запуск измерительного цикла в момент открывания клапана 22. To conduct a repeated measurement of blood pressure, the valve 22 is closed, air is re-injected into the cuff 1 to a predetermined pressure and then the measurement cycle is started at the moment of opening of the valve 22.
Применение предлагаемого технического решения позволяет обеспечить высокую точность измерения артериального давления за счет стабилизации скорости изменения давления в манжете. The application of the proposed technical solution allows for high accuracy in measuring blood pressure by stabilizing the rate of change of pressure in the cuff.
Claims (1)
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| RU94023726A RU2063698C1 (en) | 1994-06-23 | 1994-06-23 | Apparatus for measurement of arterial pressure |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| RU94023726A RU2063698C1 (en) | 1994-06-23 | 1994-06-23 | Apparatus for measurement of arterial pressure |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| RU2063698C1 true RU2063698C1 (en) | 1996-07-20 |
| RU94023726A RU94023726A (en) | 1996-10-10 |
Family
ID=20157604
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| RU94023726A RU2063698C1 (en) | 1994-06-23 | 1994-06-23 | Apparatus for measurement of arterial pressure |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| RU (1) | RU2063698C1 (en) |
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US8308648B2 (en) | 2005-12-20 | 2012-11-13 | Omron Healthcare Co., Ltd. | Electronic blood pressure measurement device calculating blood pressure value |
| RU2519751C2 (en) * | 2008-11-20 | 2014-06-20 | Омрон Хэлткэа Ко., Лтд. | Electronic sphygmomanometer |
-
1994
- 1994-06-23 RU RU94023726A patent/RU2063698C1/en active
Non-Patent Citations (1)
| Title |
|---|
| Заявка Японии № 2-154738, кл. A 61 B 5/022, 1990. * |
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US8308648B2 (en) | 2005-12-20 | 2012-11-13 | Omron Healthcare Co., Ltd. | Electronic blood pressure measurement device calculating blood pressure value |
| RU2519751C2 (en) * | 2008-11-20 | 2014-06-20 | Омрон Хэлткэа Ко., Лтд. | Electronic sphygmomanometer |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| RU94023726A (en) | 1996-10-10 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| US4621646A (en) | Blood flow measuring method | |
| US5098384A (en) | Pressure-compensated fluid administering apparatus | |
| US4878898A (en) | Thermodilution and pressure transducer balloon catheter | |
| US4790194A (en) | Flow measurement device | |
| US3527204A (en) | Pressure cuff system | |
| US4926873A (en) | Method for measuring blood pressure and apparatus for automated blood pressure measuring | |
| US5105825A (en) | Method and apparatus for volume measurement and body composition estimation | |
| US4486303A (en) | Ultrafiltration in hemodialysis | |
| US4459991A (en) | Blood pressure measuring equipment | |
| US4189936A (en) | Pressure generator | |
| US4735213A (en) | Device and method for determining systolic blood pressure | |
| US5195995A (en) | Control vacuum to measure gas flow | |
| US4406291A (en) | Exhalation monitoring apparatus | |
| US5277187A (en) | Apparatus and method for improving the performance of an automatic blood pressure cuff | |
| US5564426A (en) | Blood pressure measuring system | |
| RU2063698C1 (en) | Apparatus for measurement of arterial pressure | |
| McLennan et al. | The effect of external pressure on the vascular volume of the forearm and its relation to capillary blood pressure and venous pressure | |
| US4768518A (en) | Pressure control system and apparatus for the cuff of an automatic non-invasive blood pressure meter | |
| US4177801A (en) | Process and apparatus for the non-intrusive measurement of circulatory parameters | |
| Allan et al. | Measurement of arterial pressure using catheter-transducer systems: improvement using the accudynamic | |
| Rodbard | Autoregulation in encapsulated, passive, soft-walled vessels | |
| US4562845A (en) | Methods and apparatus for testing a blood pressure monitoring system of the hydraulic type | |
| Hutton et al. | The oscillotonometer in theory and practice | |
| Nelson | On the indirect determination of systolic and diastolic blood pressure in the newborn infant: A simple bedside electronic oscillometer | |
| RU2742453C1 (en) | Tonometer with liquid-pneumatic measuring device |