RU2118122C1 - Method of measuring of pulse wave propagation velocity, arterial pressure, temperature of body, content of hemoglobin in blood and devices intended for their realization - Google Patents
Method of measuring of pulse wave propagation velocity, arterial pressure, temperature of body, content of hemoglobin in blood and devices intended for their realization Download PDFInfo
- Publication number
- RU2118122C1 RU2118122C1 RU94017985A RU94017985A RU2118122C1 RU 2118122 C1 RU2118122 C1 RU 2118122C1 RU 94017985 A RU94017985 A RU 94017985A RU 94017985 A RU94017985 A RU 94017985A RU 2118122 C1 RU2118122 C1 RU 2118122C1
- Authority
- RU
- Russia
- Prior art keywords
- input
- output
- pulse
- measuring
- key
- Prior art date
Links
Images
Abstract
Description
Изобретение относится к области медицины и может быть использовано для прямого измерения скорости распространения пульсовой волны при бескровных методах клинического исследования гемодинамики в сосудах и кровенаполнения тканей, а также для измерения артериального давления крови, температуры тела и степени насыщения крови кислородом (величины гемоглобина в крови). The invention relates to medicine and can be used to directly measure the speed of the pulse wave with bloodless methods of clinical research of hemodynamics in blood vessels and blood supply to tissues, as well as to measure blood pressure, body temperature and degree of blood oxygen saturation (hemoglobin in the blood).
Современная медицина при исследовании пульса применяет различные методы и способы, основанные на контроле физических проявлений деятельности сердца, связанного с периодическим выбросом ударного объема крови в аорту, увеличением давления в артериях, их расширением, которое воспринимается как артериальный пульс. Волна давления, или пульсовая волна, за счет эластичности кровеносных сосудов, их состояния и многих других факторов движется весьма специфически. Широкое применение нашли электрокардиограммы, фонокардиограммы, сфигмограммы, флебограммы и др., при получении которых приемник пульсовых колебаний за счет различных видов/типов преобразователей трансформировал пульс, как правило, в электрический сигнал с последующей регистрацией оконечной аппаратурой. In the study of pulse, modern medicine uses various methods and methods based on the control of physical manifestations of cardiac activity associated with the periodic ejection of stroke volume of blood into the aorta, increased pressure in the arteries, and their expansion, which is perceived as an arterial pulse. The pressure wave, or pulse wave, due to the elasticity of blood vessels, their condition and many other factors moves very specifically. Electrocardiograms, phonocardiograms, sphygmograms, phlebograms, etc., are widely used, upon receipt of which the pulse oscillation receiver, due to various types / types of converters, transformed the pulse, as a rule, into an electrical signal, followed by registration with terminal equipment.
Техника измерения базируется на измерении времени запаздывания периферического пульса по отношению к центральному путем синхронной регистрации. Определив время, на которое запаздывает начало анакротического подъема кривой периферического пульса по отношению к центральному (t2 - t1), и расстояние между приемниками пульса (S), можно вычислить скорость (V) по формуле
V = S / (t2 - t1).The measurement technique is based on measuring the delay time of a peripheral pulse in relation to the central one by synchronous recording. Having determined the time at which the beginning of the anacrotic rise in the curve of the peripheral pulse is delayed relative to the central one (t 2 - t 1 ), and the distance between the pulse receivers (S), we can calculate the speed (V) by the formula
V = S / (t 2 - t 1 ).
Данное положение составляет основу известных способов определения скорости распространения пульсовой волны на отдельных участках одной и той же артерии. This position forms the basis of known methods for determining the propagation velocity of a pulse wave in individual sections of the same artery.
Наиболее близким по сути к заявляемому способу является одноименный способ измерения скорости распространения пульсовой волны [1]. В прототипе измерение скорости распространения пульсовой волны осуществляется путем контроля пульса двумя датчиками, соединенными с формирователями импульсных последовательностей, образования сигналов в виде импульсных последовательностей, синхронной регистрации центрального и периферического пульса, измерения разности фаз импульсных последовательностей и вывода результатов в единицах измерения скорости. Нахождение искомой разности фаз достигается путем жесткого сопряжения корпусов двух рабочих датчиков пульса с помощью датчика расстояния, сигнал с которого в виде опорного используется для вычисления расстояния S при определении искомой скорости пульсовой волны. The closest in fact to the claimed method is the eponymous method of measuring the propagation velocity of a pulse wave [1]. In the prototype, the pulse wave propagation velocity is measured by monitoring the pulse by two sensors connected to pulse trainers, generating signals in the form of pulse sequences, synchronously recording the central and peripheral pulse, measuring the phase difference of the pulse sequences and outputting the results in speed units. Finding the desired phase difference is achieved by hard pairing the housings of two working heart rate sensors using a distance sensor, the signal from which is used as a reference to calculate the distance S when determining the desired pulse wave velocity.
Предлагаемый способ измерения скорости распространения пульсовой волны состоит в том, что импульсные последовательности формируются двухканальным оптоэлектронным преобразователем с длинами волн инфракрасного диапазона, при этом импульсная последовательность центрального пульса обеспечивает жесткую синхронизацию режимов измерения, а результат измерения на индикаторе линейно связан с разностью фаз двух импульсных последовательностей. The proposed method for measuring the propagation velocity of a pulse wave is that the pulse sequences are formed by a two-channel optoelectronic converter with infrared wavelengths, while the pulse sequence of the central pulse provides tight synchronization of the measurement modes, and the measurement result on the indicator is linearly related to the phase difference of the two pulse sequences.
Существенными являются признаки, касающиеся формирования импульсных последовательностей двухканальным оптоэлектронным преобразователем с длинами волн инфракрасного диапазона, жесткой синхронизации режимов измерения по импульсной последовательности центрального пульса, линейной связи разности фаз двух полученных импульсных последовательностей при определении результата измерения на индикаторе. Significant are the signs relating to the formation of pulse sequences by a two-channel optoelectronic converter with infrared wavelengths, tight synchronization of measurement modes by the pulse sequence of the central pulse, linear connection of the phase difference of the two received pulse sequences when determining the measurement result on the indicator.
Кровь, являясь специфическим видом ткани биологических организмов, в области ИК-излучения обладает достаточной для регистрации отражательной способностью, причем эта зависимость определяется ее удельным объемом. Это позволяет при прохождении по артериям пульсовой волны фиксировать ее особенности с помощью оптоэлектронного преобразователя. Синхронная регистрация с помощью двухканального оптоэлектронного преобразователя центрального и периферического пульса в виде импульсных последовательностей при жесткой синхронизации по центральному пульсу приводит к появлению различия их фаз при обработке измерителем разности фаз, величина которого пропорциональна скорости пульсовой волны. Измеренная разность фаз может быть градуирована соответствующим образом для прямого отсчета измеряемого параметра. Данный способ обладает высокой разрешающей способностью, поскольку фактически реализует автокорреляционный способ обработки информационных последовательностей. Blood, being a specific type of tissue of biological organisms, in the field of infrared radiation has sufficient reflectivity to register, and this dependence is determined by its specific volume. This allows you to record its features with the passage of the pulse wave through the arteries using an optoelectronic converter. Synchronous registration with a two-channel optoelectronic converter of the central and peripheral pulse in the form of pulse sequences during tight synchronization by the central pulse leads to the appearance of a difference in their phases when the meter measures the phase difference, the value of which is proportional to the speed of the pulse wave. The measured phase difference can be calibrated accordingly for direct reading of the measured parameter. This method has a high resolution, since it actually implements an autocorrelation method for processing information sequences.
Рассмотрим пример конкретного осуществления предлагаемого способа. Consider an example of a specific implementation of the proposed method.
В качестве источника ИК-излучения может служить ИК-светодиод, а фотоприемником - фотодиод, которые в совокупности реализуют оптоэлектронный преобразователь пульса. Применение в качестве ИК- светодиода прибора АЛ107Б и фотодиода ФД27К в качестве фотоприемника при создании двухканального оптоэлектронного преобразователя позволило получить синхронные импульсные последовательности центрального и периферического пульса, которые поступали на вход цифрового измерителя разности фаз ФК-20. Экспериментальные исследования интегральной скорости распространения пульсовой волны по предложенному способу проводились у пациента "3" от устья аорты до артерии: верхней трети бедра - 1; верхней трети голени -2; нижней трети голени - 3. Соответственно были получены значения скоростей пульсовой волны 6,5 м/с; 7,8 м/с; 8,2 м/с, которые соответствовали разности начальных фаз 12, 24 и 31o.An IR LED can serve as a source of infrared radiation, and a photo diode can be used as a photodetector, which together realize an optoelectronic pulse converter. The use of the AL107B device and the FD27K photo diode as an infrared LED as a photodetector when creating a two-channel optoelectronic converter made it possible to obtain synchronous pulse sequences of the central and peripheral pulses, which were fed to the input of the FK-20 digital phase difference meter. Experimental studies of the integral velocity of the pulse wave according to the proposed method were carried out in the patient "3" from the mouth of the aorta to the artery: upper third of the thigh - 1; upper third of tibia -2; the lower third of the tibia - 3. Accordingly, the values of the pulse wave velocities of 6.5 m / s were obtained; 7.8 m / s; 8.2 m / s, which corresponded to the initial phase difference of 12, 24 and 31 o .
Возможность применения доступного элементного и аппаратурного базиса, простота и надежность самого способа измерения скорости распространения пульсовой волны, в котором имеется возможность организации прямого отсчета измеряемого параметра, позволяет рассчитывать на широкое его применение в клинических исследованиях, когда возникает необходимость в мгновенном получении значения контролируемого параметра. The possibility of using an accessible elemental and hardware basis, the simplicity and reliability of the very method of measuring the pulse wave propagation velocity, in which it is possible to organize a direct reading of the measured parameter, allows us to count on its widespread use in clinical studies, when it becomes necessary to instantly obtain the value of the controlled parameter.
Аппаратурное оформление, обеспечивающее осуществление данного способа, будет рассмотрено ниже. Hardware design for the implementation of this method will be discussed below.
Наиболее близким по сути к заявляемому устройству является устройство для измерения скорости распространения пульсовой волны [1]. Данное устройство содержит следующие элементы: первый и второй датчики пульсовой волны, первый и второй формирователи импульсов, триггер, схему совпадения, генератор измерительной частоты, счетчик импульсных сигналов, блок деления в виде цифрового управляемого резистора, индикатор, датчик расстояния, стабилизированный генератор тока. The closest in fact to the claimed device is a device for measuring the propagation velocity of a pulse wave [1]. This device contains the following elements: the first and second pulse wave sensors, the first and second pulse shapers, a trigger, a matching circuit, a measuring frequency generator, a pulse signal counter, a division unit in the form of a digital controlled resistor, an indicator, a distance sensor, and a stabilized current generator.
Недостатками данного устройства являются наличие механических элементов в датчике расстояния, нестабильность системы токосъемов при определении эквипотенциального сопротивления измерительной проволоки датчика длины и ряд следствий, вытекающих из этого положения. The disadvantages of this device are the presence of mechanical elements in the distance sensor, the instability of the current collection system when determining the equipotential resistance of the measuring wire of the length sensor and a number of consequences arising from this position.
Предлагаемое устройство для измерения скорости распространения пульсовой волны содержит следующие элементы: два оптоэлектронных преобразователя, два формирователя импульсных последовательностей, генератор измерительной частоты, ключевую логическую схему И-НЕ, формирователь команд управления, счетчик частоты, регистр памяти, индикатор и кнопку пуска. The proposed device for measuring the propagation velocity of a pulse wave contains the following elements: two optoelectronic converters, two pulse sequence shapers, a measuring frequency generator, a NAND key logic circuit, a control command generator, a frequency counter, a memory register, an indicator, and a start button.
Существенное значение имеет условие работы формирователя команд управления. После запуска схемы при замыкании кнопки SB1 синхронно включаются оптоэлектронные преобразователи, причем импульсная последовательность центрального пульса, получаемая от первого оптоэлектронного преобразователя, в дальнейшем является основой работы формирователя команд управления, а следовательно и всей измерительной схемы. Импульсная последовательность центрального пульса, выполняя функции опорной импульсной серии, обеспечивает жесткую синхронизацию всех режимов измерения, что является главным требованием при реализации заявляемого способа. The working condition of the control command generator is essential. After starting the circuit, when the SB1 button is closed, the optoelectronic converters are switched on synchronously, and the pulse sequence of the central pulse received from the first optoelectronic converter is hereinafter the basis for the operation of the control command generator, and therefore the entire measuring circuit. The pulse sequence of the central pulse, performing the functions of the reference pulse series, provides tight synchronization of all measurement modes, which is the main requirement when implementing the proposed method.
Предлагаемое устройство для измерения скорости распространения пульсовой волны показано на фиг.1. The proposed device for measuring the propagation velocity of a pulse wave is shown in figure 1.
Оно содержит первый оптоэлектронный преобразователь 1, выход которого соединен со входом первого формирователя импульсной последовательности 3. Выход первого формирователя 3 соединен с первым входом ключевой логической схемы И-НЕ 7 и первым входом формирователя команд управления 5. Выход второго оптоэлектронного преобразователя 2 соединен со входом второго формирователя импульсной последовательности 4, выход которого соединен со вторым входом ключевой логической схемы И-НЕ 7. Первый выход формирователя команд управления 5 соединен с третьим входом ключевой логической схемы И-НЕ 7, а второй и третий выходы подключены соответственно ко входам первого и второго оптоэлектронных преобразователей 1 и 2. На четвертый вход ключевой логической схемы И-НЕ 7 подключен генератор измерительной частоты 6. Кнопка пуска SB1 подключена ко второму и третьему входам формирователя команд управления 5. Выход ключевой логической схемы И-НЕ 7 соединен со входом счетчика частоты 8, выход которого подключен на вход регистра памяти 9. Соответственно выход регистра памяти 9 подключен к индикатору 10. It contains the first
Устройство работает следующим образом. В исходном состоянии схема обнулена и с первого выхода формирователя команд управления 5 на третий вход ключевой логической схемы И-НЕ 7 приложен потенциал уровня логического нуля, что определяет закрытое состояние ключевой схемы. Оптоэлектронные преобразователи 1 и 2 на основе ИК-светодиода и фотодиода также не работают. При нажатии кнопки SB1 формирователь команд управления синхронно переводит в активный режим оптоэлектронные преобразователи 1 и 2 и на третий вход ключевой схемы 7 прикладывает потенциал уровня логической единицы (см. временную диаграмму, фиг.2г). Формирователи импульсных последовательностей 3 и 4 обеспечивают совместно с оптоэлектронными преобразователями 1 и 2 синхронные серии импульсных последовательностей, отличающихся начальной фазой (фиг. 2а, б), которые поступают на ключевую логическую схему И-НЕ 7, куда поступает и сигнал от генератора измерительной частоты 6 (фиг.2в). В моменты совпадения уровней логических единиц на входах ключевой логической схемы И-НЕ 7 на выходе будут присутствовать пачки импульсов с частотой измерительного генератора 6, которые обрабатываются последовательно счетчиком 8, фиксируются регистром памяти 9 и отображаются индикатором 10. Результат на индикаторе линейно связан с разностью фаз двух импульсных последовательностей. Для соответствующей градуировки измеряемого параметра процесс измерения ограничивается во времени. Например, после прохождения трех полных импульсов центрального пульса по каналу от первого оптоэлектронного преобразователя 1, формирователь команд управления 5 синхронно заканчивает процесс измерения, создавая на всех своих выходах потенциал уровня логического нуля. При калибровке прибора осуществляется установка рабочей частоты генератора 6. The device operates as follows. In the initial state, the circuit is reset and from the first output of the
Синхронный режим работы измерительной схемы, а также условие различия импульсных последовательностей центрального и периферического пульса только по начальной фазе позволяет оптимально решить задачу обработки на основе заявляемого устройства, реализующего фактически автокорреляционную схему обработки информационных сигналов на фоне помех. The synchronous mode of operation of the measuring circuit, as well as the condition that the pulse sequences of the central and peripheral pulse are different only in the initial phase, can optimally solve the processing problem on the basis of the inventive device, which actually implements an autocorrelation scheme for processing information signals against interference.
Заявляемое устройство может быть реализовано на доступной элементной базе, отличается простотой управления и надежностью. The inventive device can be implemented on an affordable hardware base, is easy to control and reliable.
В общей сложности скорость распространения пульсовой волны является интегральной оценкой гемодинамики и зависит в значительной мере от артериального давления и температуры тела. In total, the pulse wave propagation velocity is an integral assessment of hemodynamics and depends to a large extent on blood pressure and body temperature.
Ближайшим аналогом способа измерения артериального давления является одноименный способ [2] . Искомый параметр находится при определении скорости распространения пульсовой волны большого круга кровообращения и вычислении систолического и диастолического давлений по разности фаз. The closest analogue to the method of measuring blood pressure is the same method [2]. The desired parameter is found when determining the propagation velocity of a pulse wave of a large circle of blood circulation and calculating systolic and diastolic pressures based on the phase difference.
Предлагаемый способ измерения артериального давления состоит в том, что осуществляется измерение скорости распространения пульсовой волны большого круга кровообращения на основе формируемых импульсных последовательностей, причем величина систолического давления определяется разностью начальных фаз сравниваемых импульсных последовательностей, а величина диастолического давления - разностью фазы переднего фронта первой импульсной последовательности и фазы заднего фронта второй импульсной последовательности. The proposed method for measuring blood pressure consists in measuring the propagation velocity of a pulse wave of a large circle of blood circulation based on the generated pulse sequences, the systolic pressure being determined by the difference in the initial phases of the compared pulse sequences, and the diastolic pressure being determined by the phase difference of the leading edge of the first pulse sequence and phase trailing edge of the second pulse sequence.
Известно, что кривые центрального артериального пульса имеют выраженное сходство с кривыми давления в аорте. Это объясняется тем, что их форма и длительность определяются главным образом изменениями давления и кровенаполнения в течение сердечного цикла. Известно также, что величины поперечного сечения аорты и артерии зависят от роста и веса человека. Выполненный анализ позволил установить, что отношение изменения длины сосуда к изменению его внутреннего диаметра остается величиной постоянной для любого возраста и веса человека. Следовательно, кривая центрального артериального пульса имеет линейную функциональную связь с артериальным давлением. В конечном итоге скорость распространения пульсовой волны оказывается линейно связана с артериальным давлением. Градуировка скорости распространения пульсовой волны, измеренной по заявляемому способу на некотором характерном участке, например на участке от левого предсердия до артерии левого предплечья, в единицах давления, позволяет осуществить прямой отсчет артериального давления как систолического, так и диастолического. It is known that the curves of the central arterial pulse have a pronounced similarity with the pressure curves in the aorta. This is because their shape and duration are mainly determined by changes in pressure and blood supply during the cardiac cycle. It is also known that the values of the cross section of the aorta and arteries depend on the height and weight of a person. The analysis made it possible to establish that the ratio of the change in the length of the vessel to the change in its inner diameter remains constant for any age and weight of a person. Therefore, the curve of the central arterial pulse has a linear functional relationship with blood pressure. Ultimately, the pulse wave velocity is linearly related to blood pressure. Graduation of the propagation velocity of the pulse wave, measured by the present method in a certain characteristic area, for example, in the area from the left atrium to the artery of the left forearm, in pressure units, allows a direct reading of arterial pressure of both systolic and diastolic.
Принципиальным моментом в способе измерения артериального давления является отсутствие необходимости создания компрессии на артерию. Данный способ отличается высокой степенью формализации процесса измерения, что позволяет выполнять автоматический цикл измерения систолического и диастолического давления от 7 до 12 секунд с прямым отсчетом измеряемого параметра. The fundamental point in the method of measuring blood pressure is the lack of the need to create compression on the artery. This method has a high degree of formalization of the measurement process, which allows you to perform an automatic cycle of measuring systolic and diastolic pressure from 7 to 12 seconds with a direct reading of the measured parameter.
Аппаратурное оформление, обеспечивающее осуществление данного способа, будет рассмотрено ниже. Hardware design for the implementation of this method will be discussed below.
Наиболее близким по сути к заявляемому устройству является устройство для измерения артериального давления [2], содержащее несколько оптоэлектронных преобразователей, соединенных с управляющим блоком, электронные переключатели и индикаторы. The closest in fact to the claimed device is a device for measuring blood pressure [2], containing several optoelectronic converters connected to the control unit, electronic switches and indicators.
Предлагаемое устройство для измерения артериального давления содержит следующие элементы: два оптоэлектронных преобразователя, два формирователя импульсных последовательностей, два электронных ключа, инвертор импульсных сигналов, формирователь команд управления, генератор измерительной частоты, ключевая логическая схема И-НЕ, счетчик частоты, регистр памяти, индикатор и кнопка пуска. The proposed device for measuring blood pressure contains the following elements: two optoelectronic converters, two pulse sequence shapers, two electronic keys, a pulse signal inverter, a control command generator, a measuring frequency generator, a NAND key logic circuit, a frequency counter, a memory register, an indicator, and start button.
Существенное значение имеет цепочка, образованная оптоэлектронным преобразователем, формирователем импульсной последовательности, электронным ключом и формирователем команд управления, которая создает кольцо жесткой синхронизации работ измерительной схемы. Цепочка, образованная инвертором импульсных сигналов и вторым электронным ключом, по сигналу от формирователя команд управления осуществляет автоматическое переключение на вход ключевой логической схемы И-НЕ нормальную или инвертированную импульсные последовательности, создаваемые вторым оптоэлектронным преобразователем и вторым формирователем импульсной последовательности. Данный режим необходим для обеспечения сравнения фазовых состояний импульсных последовательностей центрального и периферического пульса. The chain formed by the optoelectronic converter, pulse train generator, electronic key and control command generator is essential, which creates a ring for tight synchronization of the operation of the measuring circuit. The chain formed by the inverter of the pulse signals and the second electronic key, on a signal from the control command generator, automatically switches the normal or inverted pulse sequences generated by the second optoelectronic converter and the second pulse generator to the input of the NAND key logic circuit. This mode is necessary to provide a comparison of the phase states of the pulse sequences of the central and peripheral pulse.
Предлагаемое устройство для измерения артериального давления показано на фиг.3. The proposed device for measuring blood pressure is shown in figure 3.
Оно содержит первый оптоэлектронный преобразователь 1, выход которого соединен со входом первого формирователя импульсной последовательности 3. Выход первого формирователя импульсной последовательности 3 соединен с первым входом ключевой логической схемы И-НЕ 10 и первым входом первого электронного ключа 5, выход которого подключен к первому входу формирователя команд управления 7. Второй оптоэлектронный преобразователь 2 своим выходом подключен на вход второго формирователя импульсной последовательности, выход которого соединен со входом инвертора импульсных сигналов 6 и первым входом второго электронного ключа 8. Второй вход второго электронного ключа 8 соединен с выходом инвертора импульсных сигналов 6, а третий вход - с первым выходом формирователя команд управления 7. Выход же второго электронного ключа 8 соединен со вторым входом ключевой логической схемы И-НЕ 10. Третий вход ключевой логической схемы И-НЕ 10 соединен со вторым выходом формирователя команд управления 7, а на четвертый ее вход подключен генератор измерительной частоты 9. Третий выход формирователя команд управления соединен со вторым входом электронного ключа 5. Четвертый и пятый выходы формирователя команд управления 7 соответственно подключены ко входам оптоэлектронных преобразователей 1 и 2. Второй вход счетчика частоты 11 соединен с седьмым выходом формирователя команд управления 7. Выход ключевой логической схемы И-НЕ 10 соединен с первым входом счетчика частоты 11, выход которого соединен с первым входом регистра памяти 12, а на второй его вход подключен шестой выход формирователя команд управления 7. Выход регистра памяти 12 соединен со входом индикатора 13. Кнопка пуска SB1 подключена ко второму и третьему входам формирователя команд управления 7. It contains a first
Устройство работает следующим образом. В исходном состоянии вся измерительная схема обнулена. На третьем входе ключевой логической схемы И-НЕ 10 присутствует потенциал уровня логического нуля, поступающий от формирователя команд управления 7. В итоге ключевая логическая схема И-НЕ 10 закрыта и на вход счетчика частоты 11 ничего не поступает. Одновременно на третьем входе электронного ключа 8 присутствует потенциал уровня логического нуля, что соответствует подключению на второй вход ключевой логической схемы И-НЕ 10 выхода второго формирователя импульсных сигналов 4. На втором входе электронного ключа 5 присутствует потенциал уровня логического нуля, что соответствует его разомкнутому состоянию. The device operates as follows. In the initial state, the entire measuring circuit is reset. At the third input of the I-NOT 10 key logic circuit, there is a potential of the logic zero level coming from the
Пусть первый оптоэлектронный преобразователь укреплен, например, на левом предсердии, а второй оптоэлектронный преобразователь - на артерии левого предплечья. При замыкании кнопки пуска SB1 формирователь команд управления 7 подтверждает исходное состояние электронного ключа 8, формирует потенциал уровня логической единицы на третьем входе ключевой логической схемы И-НЕ 10 и на втором входе электронного ключа 8, а также сигнал синхронного включения оптоэлектронных преобразователей 1 и 2. В итоге на выходе формирователя 3 будет присутствовать импульсная последовательность центрального пульса (см. временную диаграмму, фиг.4а), а на втором входе ключевой логической схемы И-НЕ 10 - нормальная импульсная последовательность периферического пульса (фиг.4б). При совпадении потенциальных уровней логической единицы на первом, втором и третьем входах ключевой логической схемы И-НЕ 10 (фиг. 4а, б, в) на счетчик 11 поступают пачки импульсов (фиг.4г), двоичный код которых соответствует разности фаз переднего фронта периферического пульса и заднего фронта центрального пульса. Для уменьшения вероятности ошибок измерения сравниваются, например, три пульсовые волны. В момент зарождения четвертой пульсовой волны формирователь 6 выдает на третий вход ключевой логической схемы И-НЕ 10 команду прекращения счета (фиг. 4в), а на регистр памяти 12 команду считывания информации (фиг.4д) и индикации. Далее, на шестой пульсовой волне формирователь 7 выдает команду на электронный ключ 8 (фиг.4е), что приводит к инвертированию периферической импульсной последовательности на втором входе ключевой логической схемы И-НЕ 10 (фиг. 4б). Одновременно на счетчик частоты 11 поступает команда обнуления счетчика (фиг. 4ж). На седьмой пульсовой волне цикл измерения повторяется, однако теперь осуществляется сравнение переднего фронта центрального пульса и заднего фронта периферического пульса. В момент появления одиннадцатой пульсовой волны измерение заканчивается (фиг. 4и). Let the first optoelectronic transducer be mounted, for example, on the left atrium, and the second optoelectronic transducer - on the arteries of the left forearm. When the start button SB1 is closed, the
Из приведенного описания устройства видно, что имеется возможность его реализации на доступной элементной базе. Кроме того, существует полная формализация заявляемого способа измерения артериального давления и автоматизация процесса его реализации с потенциальной точностью, которая гораздо выше известных методик и устройств для их реализации. From the above description of the device it can be seen that it is possible to implement it on an accessible element base. In addition, there is a complete formalization of the proposed method for measuring blood pressure and automation of the process of its implementation with potential accuracy, which is much higher than the known methods and devices for their implementation.
Автоматизированное измерение и контроль температуры тела в медицинской практике является не простой задачей. Automated measurement and control of body temperature in medical practice is not an easy task.
Наиболее близким к заявляемому способу является способ, основанный на использовании медицинских электронных термометров, когда термочувствительный датчик измерительной схемы находится в прямом контакте с кожным покровом характерных точек тела [3]. Отсчет измеренного параметра осуществляется по индикатору электронной схемы обработки информационного сигнала от термочувствительного датчика. Closest to the claimed method is a method based on the use of medical electronic thermometers, when the temperature-sensitive sensor of the measuring circuit is in direct contact with the skin of the characteristic points of the body [3]. The measured parameter is counted by the indicator of the electronic circuit for processing the information signal from the heat-sensitive sensor.
Недостатком способа является инерционность, а также необходимость операции балансировки/калибровки измерительной схемы прибора, связанной с ее зависимостью от температуры окружающей среды. Кроме того, при измерении температуры тела имеет существенное значение степень и условия контакта термочувствительного датчика с кожным покровом. The disadvantage of this method is the inertia, as well as the need for the operation of balancing / calibration of the measuring circuit of the device associated with its dependence on the ambient temperature. In addition, when measuring body temperature, the degree and conditions of contact of the temperature-sensitive sensor with the skin are essential.
Предлагаемый способ измерения температуры тела состоит в том, что осуществляется измерение скорости распространения пульсовой волны между большим и малым кругами кровообращения, а величина температуры тела определяется разностью начальных фаз сравниваемых импульсных последовательностей. The proposed method for measuring body temperature consists in measuring the propagation velocity of the pulse wave between the large and small circles of blood circulation, and the value of the body temperature is determined by the difference in the initial phases of the compared pulse sequences.
Известно, что скорость распространения пульсовой волны зависит от температуры различных участков тела, причем эта скорость в артериях и крупных венах однозначно связана с той температурой, которую в медицине определяют понятием "температура тела" и контролируют в характерных точках. Измерение скорости распространения пульсовой волны между большим кругом кровообращения (внутренним кругом) и малым кругом кровообращения (внешним кругом, связанным с теплообменником - легкими) позволяет функционально установить линейную связь с "температурой тела". Градуировка скорости распространения пульсовой волны, измеренной по заявляемому способу, например, между левым предсердием и правым предсердием, в единицах температуры позволяет осуществлять прямой отсчет температуры тела. Следует отметить, что синхронное измерение частоты пульса большого и малого круга кровообращения в характерных точках позволяет исключать систематические ошибки при измерении температуры тела присутствующие в других способах. It is known that the speed of propagation of a pulse wave depends on the temperature of various parts of the body, and this speed in arteries and large veins is uniquely related to the temperature that is defined in medicine by the concept of "body temperature" and is controlled at characteristic points. Measurement of the propagation velocity of the pulse wave between the large circle of blood circulation (the inner circle) and the small circle of blood circulation (the outer circle connected with the heat exchanger - the lungs) allows you to functionally establish a linear relationship with the "body temperature". Graduation of the propagation velocity of the pulse wave, measured by the claimed method, for example, between the left atrium and the right atrium, in units of temperature allows for direct reading of body temperature. It should be noted that synchronous measurement of the heart rate of the pulmonary circulation and pulmonary circulation at characteristic points allows you to exclude systematic errors in measuring body temperature present in other methods.
Аппаратурное оформление, обеспечивающее осуществление данного способа, будет рассмотрено ниже. Hardware design for the implementation of this method will be discussed below.
Наиболее близким по сути к заявляемому устройству является электронный термометр с цифровым отсчетом измеряемого параметра [4]. The closest in fact to the claimed device is an electronic thermometer with a digital readout of the measured parameter [4].
Основной недостаток такого устройства - определенная инерционность процесса измерения, что при малых временах измерений сказывается на точности измерения. При замене термодатчика обязательно требуется калибровка/настройка устройства. The main disadvantage of such a device is a certain inertia of the measurement process, which, at short measurement times, affects the measurement accuracy. When replacing a temperature sensor, calibration / adjustment of the device is required.
Предлагаемое устройство для измерения температуры тела содержит следующие элементы: два оптоэлектронных преобразователя, два формирователя импульсных последовательностей, генератор измерительной частоты, ключевую логическую схему И-НЕ, электронный ключ, формирователь команд управления, счетчик частоты, регистр памяти, индикатор и кнопку пуска. The proposed device for measuring body temperature contains the following elements: two optoelectronic converters, two pulse sequence shapers, a measuring frequency generator, a NAND key logic circuit, an electronic key, a control command generator, a frequency counter, a memory register, an indicator, and a start button.
Существенное значение имеет цепочка, образованная оптоэлектронным преобразователем, формирователем импульсной последовательности, электронным ключом и формирователем команд управления, которая создает кольцо жесткой синхронизации работы измерительной схемы. Импульсная последовательность, которая формируется в этом канале, как правило является импульсной последовательностью центрального пульса и в дальнейшем является основой работы формирователя команд управления, а следовательно и всей измерительной схемы. Импульсная последовательность центрального пульса, выполняя функции опорной импульсной серии, обеспечивает жесткую синхронизацию всех режимов измерения, что является главным требованием при реализации заявляемого способа. The chain formed by the optoelectronic converter, the pulse shaper, the electronic key and the control command shaper is essential, which creates a ring for tight synchronization of the operation of the measuring circuit. The pulse sequence that is formed in this channel, as a rule, is the pulse sequence of the central pulse and is hereinafter the basis for the operation of the control command generator, and therefore the entire measurement circuit. The pulse sequence of the central pulse, performing the functions of the reference pulse series, provides tight synchronization of all measurement modes, which is the main requirement when implementing the proposed method.
Предлагаемое устройство для измерения температуры тела показано на фиг. 5. The proposed device for measuring body temperature is shown in FIG. 5.
Оно содержит первый оптоэлектронный преобразователь 1, выход которого соединен со входом первого формирователя импульсной последовательности 3. Выход первого формирователя 3 соединен с первым входом ключевой логической схемы И-НЕ 8 и первым входом электронного ключа 5, а выход последнего подключен к первому входу формирователя команд управления 6. Выход второго оптоэлектронного преобразователя 2 соединен со входом второго формирователя импульсной последовательности 4, выход которого соединен со вторым входом ключевой логической схемы И-НЕ 8. Первый выход формирователя команд управления 6 соединен с третьим входом ключевой логической схемы И-НЕ 8, а второй и третий выходы подключены соответственно ко входам первого и второго оптоэлектронных преобразователей 1 и 2. Четвертый выход формирователя команд управления 6 соединен со вторым входом электронного ключа 5, а пятый выход - подключен ко второму входу регистра памяти 10. На четвертый вход ключевой логической схемы И-НЕ 8 подключен генератор измерительной частоты 7. Кнопка пуска SB1 подключена ко второму и третьему входам формирователя команд управления 6. Выход ключевой логической схемы И-НЕ 8 соединен со входом счетчика частоты 9, выход которого подключен на первый вход регистра памяти 10. Соответственно выход регистра памяти 9 подключен к индикатору 11. It contains the first
Устройство работает следующим образом. В исходном состоянии схема обнулена и с первого выхода формирователя команд управления 6 на третий вход ключевой логической схемы И-НЕ 8 приложен потенциал уровня логического нуля, что определяет закрытое состояние ключевой схемы. Оптоэлектронные преобразователи 1 и 2 на основе ИК-светодиода и фотодиода при этом не работают. При нажатии кнопки SB1 формирователь команд управления 6 синхронно переводит в активный режим оптоэлектронные преобразователи 1 и 2, на второй вход электронного ключа 5 и третий вход ключевой логической схемы И-НЕ от формирователя команд управления 6 приложен потенциал уровня логической единицы, что определяет их открытое состояние (см. временную диаграмму. фиг. 6е, в). Формирователи импульсных последовательностей 3 и 4 обеспечивают совместно с оптоэлектронными преобразователями 1 и 2 синхронные серии импульсных последовательностей, отличающихся начальной фазой (фиг. 6а, б), которые поступают на ключевую логическую схему И-НЕ 8, куда поступает и сигнал от генератора измерительной частоты 7. В моменты совпадения уровней логических единиц на входах ключевой логической схемы И-НЕ 8 на выходе будут присутствовать пачки импульсов с частотой измерительного генератора 7 (фиг. 6г), которые обрабатываются последовательно счетчиком 9, фиксируются регистром памяти 10 и отображаются индикатором 11. Результат на индикаторе линейно связан с разностью фаз двух импульсных последовательностей. Для соответствующей градуировки измеряемого параметра процесс измерения ограничивается во времени. Например, после прохождения трех полных импульсов центрального пульса по каналу от первого оптоэлектронного преобразователя 1 формирователь команд управления 6 синхронно заканчивает процесс измерения, создавая на всех своих выходах потенциал уровня логического нуля и короткий импульс разрешения считывания/индикации на втором входе регистра памяти 10 (фиг. 6д). При калибровке прибора осуществляется установка рабочей частоты генератора 7. The device operates as follows. In the initial state, the circuit is reset and from the first output of the
Синхронный режим работы измерительной схемы, а также условие различия импульсных последовательностей центрального и периферического пульса только по начальной фазе позволяют оптимально решить задачу обработки на основе заявляемого устройства, реализующего фактически автокорреляционную схему обработки информационных сигналов на фоне помех. The synchronous mode of operation of the measuring circuit, as well as the condition for the difference between the pulse sequences of the central and peripheral pulses only in the initial phase, can optimally solve the processing problem on the basis of the claimed device, which actually implements an autocorrelation scheme for processing information signals against interference.
Заявляемое устройство может быть реализовано на доступной элементной базе, отличается простотой управления и надежностью. The inventive device can be implemented on an affordable hardware base, is easy to control and reliable.
В настоящее время в медицинской практике оценку степени насыщения крови кислородом осуществляют путем клинического анализа проб крови, в частности определения количества гемоглобина. Главный недостаток его реализации - взятие пробы крови на анализ. Currently, in medical practice, the assessment of the degree of blood oxygenation is carried out by clinical analysis of blood samples, in particular the determination of the amount of hemoglobin. The main drawback of its implementation is taking a blood sample for analysis.
Наиболее близким аналогом по выполняемым функциям и достигаемому результату является бескровный способ неинвазивного замера ряда кардиологических параметров [5] путем размещения на теле пациента нескольких преобразователей и определения величины гемоглобина в крови по полученным с них данным. The closest analogue to the functions performed and the achieved result is a bloodless method of non-invasive measurement of a number of cardiac parameters [5] by placing several transducers on the patient’s body and determining the hemoglobin in the blood from the data received from them.
Предлагаемый способ измерения гемоглобина относится к бескровному и состоит в том, что осуществляется измерение скорости распространения пульсовой волны малого круга кровообращения, а величина гемоглобина определяется по разности начальных фаз сравниваемых импульсных последовательностей. The proposed method for measuring hemoglobin refers to bloodless and consists in measuring the propagation velocity of the pulse wave of the pulmonary circulation, and the hemoglobin value is determined by the difference in the initial phases of the compared pulse sequences.
Известно, что скорость распространения пульсовой волны зависит и от вязкости крови. В малом круге кровообращения основным фактором, влияющим на вязкость, является степень насыщения крови кислородом или величина гемоглобина в крови. Измерение скорости распространения пульсовой волны в малом круге кровообращения позволяет функционально установить линейную связь с величиной гемоглобина в крови. Градуировка скорости распространения пульсовой волны, измеренной по заявляемому способу, например, между правым предсердием и легочной веной, в единицах измерения гемоглобина позволяет осуществлять прямой отсчет величины гемоглобина в крови. Следует отметить, что именно синхронизм при измерении пульса в различных точках малого круга кровообращения позволяет исключить систематические ошибки при определении величины гемоглобина в крови. It is known that the pulse wave propagation velocity also depends on the viscosity of the blood. In the pulmonary circulation, the main factor affecting the viscosity is the degree of saturation of the blood with oxygen or the amount of hemoglobin in the blood. Measurement of the pulse wave propagation velocity in the pulmonary circulation makes it possible to functionally establish a linear relationship with the amount of hemoglobin in the blood. Graduation of the propagation velocity of the pulse wave, measured by the claimed method, for example, between the right atrium and pulmonary vein, in units of hemoglobin allows direct measurement of hemoglobin in the blood. It should be noted that it is precisely the synchronism in measuring the pulse at various points of the pulmonary circulation that allows eliminating systematic errors in determining the amount of hemoglobin in the blood.
Аппаратурное оформление, обеспечивающее осуществление данного способа, будет рассмотрено ниже. Hardware design for the implementation of this method will be discussed below.
Наиболее близким по сути к заявляемому устройству является устройство по патенту [5] , в котором осуществляется замер ряда кардиологических параметров, содержащее преобразователи, соединенные с формирователем команд управления логической схемой и памятью (процессор), подключенными к индикатору (дисплею). The closest in fact to the claimed device is the device according to the patent [5], in which a number of cardiological parameters are measured, containing transducers connected to a logic and memory control processor (processor) connected to an indicator (display).
Предлагаемое устройство для измерения величины гемоглобина в крови содержит следующие элементы: два оптоэлектронных преобразователя, два формирователя импульсных последовательностей, генератор измерительной частоты, ключевую логическую схему И-НЕ, электронный ключ, формирователь команд управления, счетчик частоты, регистр памяти, индикатор и кнопку пуска. The proposed device for measuring hemoglobin in the blood contains the following elements: two optoelectronic converters, two pulse sequence shapers, a measuring frequency generator, a NAND key logic circuit, an electronic key, a control command generator, a frequency counter, a memory register, an indicator, and a start button.
Существенное значение имеет цепочка, образованная оптоэлектронным преобразователем, формирователем импульсной последовательности, электронным ключом и формирователем команд управления, которая создает кольцо жесткой синхронизации работы измерительной схемы. Импульсная последовательность, которая формируется в этом канале, как правило является импульсной последовательностью центрального пульса и в дальнейшем является основой работы формирователя команд управления, а следовательно и всей измерительной схемы. Импульсная последовательность центрального пульса, выполняя функции опорной импульсной серии, обеспечивает жесткую синхронизацию всех режимов измерения, что является главным требованием при реализации заявляемого способа. The chain formed by the optoelectronic converter, the pulse shaper, the electronic key and the control command shaper is essential, which creates a ring for tight synchronization of the operation of the measuring circuit. The pulse sequence that is formed in this channel, as a rule, is the pulse sequence of the central pulse and is hereinafter the basis for the operation of the control command generator, and therefore the entire measurement circuit. The pulse sequence of the central pulse, performing the functions of the reference pulse series, provides tight synchronization of all measurement modes, which is the main requirement when implementing the proposed method.
Предлагаемое устройство для измерения гемоглобина в крови показано на фиг.5. The proposed device for measuring hemoglobin in the blood is shown in figure 5.
Оно содержит первый оптоэлектронный преобразователь 1, выход которого соединен со входом первого формирователя импульсной последовательности 3. Выход первого формирователя 3 соединен с первым входом ключевой логической схемы И-НЕ 8 и первым входом электронного ключа 5, а выход последнего подключен к первому входу формирователя команд управления 6. Выход второго оптоэлектронного преобразователя 2 соединен со входом второго формирователя импульсной последовательности 4, выход которого соединен со вторым входом ключевой логической схемы И-НЕ 8. Первый выход формирователя команд управления 6 соединен с третьим входом ключевой логической схемы И-НЕ 8, а второй и третий выходы подключены соответственно ко входам первого и второго оптоэлектронных преобразователей 1 и 2. Четвертый выход формирователя команд управления 6 соединен со вторым входом электронного ключа 5, а пятый выход - подключен ко второму входу регистра памяти 10. На четвертый вход ключевой логической схемы И-НЕ 8 подключен генератор измерительной частоты 7. Кнопка пуска SB1 подключена ко второму и третьему входам формирователя команд управления 6. Выход ключевой логической схемы И-НЕ 8 соединен во входом счетчика частоты 9, выход которого подключен на первый вход регистра памяти 10. Соответственно выход регистра памяти 9 подключен к индикатору 11. It contains the first
Устройство работает следующим образом. В исходном состоянии схема обнулена и с первого выхода формирователя команд управления 6 на третий вход ключевой логической схемы И-НЕ 8 приложен потенциал уровня логического нуля, что определяет закрытое состояние ключевой схемы. Оптоэлектронные преобразователи 1 и 2 на основе ИК-светодиода и фотодиода при этом не работают. При нажатии кнопки SB1 формирователь команд управления 6 синхронно переводит в активный режим оптоэлектронные преобразователи 1 и 2, на второй вход электронного ключа 5 и третий вход ключевой логической схемы И-НЕ от формирователя команд управления 6 приложен потенциал уровня логической единицы, что определяет их открытое состояние (см. временную диаграмму, фиг. 6е,в). Формирователи импульсных последовательностей 3 и 4 обеспечивают совместно с оптоэлектронными преобразователями 1 и 2 синхронные серии импульсных последовательностей, отличающихся начальной фазой (фиг. 6а,б), которые поступают на ключевую логическую схему И-НЕ 8, куда поступает и сигнал от генератора измерительной частоты 7. В моменты совпадения уровней логических единиц на входах ключевой логической схемы И-НЕ 8 на выходе будут присутствовать пачки импульсов с частотой измерительного генератора 7 (фиг. 6г), которые обрабатываются последовательно счетчиком 9, фиксируются регистром памяти 10 и отображаются индикатором 11. Результат на индикаторе линейно связан с разностью фаз двух импульсных последовательностей. Для соответствующей градуировки измеряемого параметра процесс измерения ограничивается во времени. Например, после прохождения трех полных импульсов центрального пульса по каналу от первого оптоэлектронного преобразователя 1 формирователь команд управления 6 синхронно заканчивает процесс измерения, создавая на всех своих выходах потенциал уровня логического нуля и короткий импульс разрешения считываниях/индикации на втором входе регистра памяти 10 (фиг. 6д). При калибровке прибора осуществляется установка рабочей частоты генератора 7. The device operates as follows. In the initial state, the circuit is reset and from the first output of the
Синхронный режим работы измерительной схемы, а также условие различия импульсных последовательностей центрального и периферического пульса только по начальной фазе позволяют оптимально решить задачу обработки на основе заявляемого устройства, реализующего фактически автокорреляционную схему обработки информационных сигналов на фоне помех. The synchronous mode of operation of the measuring circuit, as well as the condition for the difference between the pulse sequences of the central and peripheral pulses only in the initial phase, can optimally solve the processing problem on the basis of the claimed device, which actually implements an autocorrelation scheme for processing information signals against interference.
Заявляемое устройство может быть реализовано на доступной элементной базе, отличается простотой управления и надежностью. The inventive device can be implemented on an affordable hardware base, is easy to control and reliable.
Источники информации, принятые во внимание при составлении описания:
1. А.с. СССР N 1491442, A 61 B 5/02, 09.03.87; Устройство для измерения скорости распространения пульсовой волны, 07.07.89, Бюл. N 25.Sources of information taken into account when compiling the description:
1. A.S. USSR N 1491442, A 61
2. Патент США N 5309916, A 61 B 5/026, публ. 10.05.94 г., 21 с. 2. US patent N 5309916, A 61
3. Крапивников В. Медицинский транзисторный термометр. - Радио: 1968, N 5, с. 45, 46. 3. Krapivnikov V. Medical transistor thermometer. - Radio: 1968,
4. Дорундяк Н. Цифровой термометр с автоматическим контролем температуры/В помощь радиолюбителю: Сборник. Вып.101 - М.:ДОСААФ, 1988, с. 4, 5. 4. Dorundyak N. Digital thermometer with automatic temperature control / To help the ham radio: Collection. Issue 101 - M.: DOSAAF, 1988, p. 4, 5.
5. Патент США N 4949724, A 61 B 5/028, 1990 г., 9 с. 5. US patent N 4949724, A 61
Claims (1)
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| RU94017985A RU2118122C1 (en) | 1994-05-17 | 1994-05-17 | Method of measuring of pulse wave propagation velocity, arterial pressure, temperature of body, content of hemoglobin in blood and devices intended for their realization |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| RU94017985A RU2118122C1 (en) | 1994-05-17 | 1994-05-17 | Method of measuring of pulse wave propagation velocity, arterial pressure, temperature of body, content of hemoglobin in blood and devices intended for their realization |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| RU94017985A RU94017985A (en) | 1996-08-10 |
| RU2118122C1 true RU2118122C1 (en) | 1998-08-27 |
Family
ID=20155991
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| RU94017985A RU2118122C1 (en) | 1994-05-17 | 1994-05-17 | Method of measuring of pulse wave propagation velocity, arterial pressure, temperature of body, content of hemoglobin in blood and devices intended for their realization |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| RU (1) | RU2118122C1 (en) |
Cited By (6)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| WO2002065902A1 (en) * | 2001-02-16 | 2002-08-29 | Ooo 'mp 'elsys' | Method and device for recording a pulse wave and biometric system |
| RU2444282C2 (en) * | 2007-06-07 | 2012-03-10 | Хелтстатс Интернэшнл Пте Лтд | Method of determining central systolic pressure in aorta and method of analysing data of arterial pulse curves for obtaining values of central systolic pressure in aorta |
| RU2628648C2 (en) * | 2011-08-01 | 2017-08-21 | Конинклейке Филипс Н.В. | Device and method for obtaining and processing measurement readings of a living being |
| RU2629036C1 (en) * | 2016-04-12 | 2017-08-24 | Данил Рафикович Садриев | Method for arterial pressure measurement |
| WO2017180006A1 (en) * | 2016-04-12 | 2017-10-19 | Данил Рафикович САДРИЕВ | Method for measuring arterial pressure |
| RU2677765C2 (en) * | 2013-07-10 | 2019-01-21 | Конинклейке Филипс Н.В. | System for screening of state of oxygenation of subject |
Families Citing this family (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| RU2451484C2 (en) * | 2010-07-08 | 2012-05-27 | Федеральное бюджетное учреждение науки "Саратовский научно-исследовательский институт сельской гигиены" Федеральной службы по надзору в сфере защиты прав потребителей и благополучия человека (ФБУН Саратовский НИИСГ Роспотребнадзора) | Method of measuring blood vessel elastance |
| RU175460U1 (en) * | 2017-07-26 | 2017-12-05 | Федеральное государственное бюджетное научное учреждение "Институт экспериментальной медицины" (ФГБНУ "ИЭМ") | DEVICE FOR REGISTRATION OF TEMPERATURE OSCILLATIONS OF HUMAN SKINS |
-
1994
- 1994-05-17 RU RU94017985A patent/RU2118122C1/en active
Non-Patent Citations (1)
| Title |
|---|
| 3. Крапивников В.А. Медицинский транзисторный термометр. - Радио, 1968, N 5, с.45 - 46. 4. Дурундяк Н.К. Цифровой термометр с автоматическим контролем температуры: Сб. В помощь радиолюбителю. - М.: ДОСААФ, 1988, вып.101, с.4 - 5. 5. * |
Cited By (6)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| WO2002065902A1 (en) * | 2001-02-16 | 2002-08-29 | Ooo 'mp 'elsys' | Method and device for recording a pulse wave and biometric system |
| RU2444282C2 (en) * | 2007-06-07 | 2012-03-10 | Хелтстатс Интернэшнл Пте Лтд | Method of determining central systolic pressure in aorta and method of analysing data of arterial pulse curves for obtaining values of central systolic pressure in aorta |
| RU2628648C2 (en) * | 2011-08-01 | 2017-08-21 | Конинклейке Филипс Н.В. | Device and method for obtaining and processing measurement readings of a living being |
| RU2677765C2 (en) * | 2013-07-10 | 2019-01-21 | Конинклейке Филипс Н.В. | System for screening of state of oxygenation of subject |
| RU2629036C1 (en) * | 2016-04-12 | 2017-08-24 | Данил Рафикович Садриев | Method for arterial pressure measurement |
| WO2017180006A1 (en) * | 2016-04-12 | 2017-10-19 | Данил Рафикович САДРИЕВ | Method for measuring arterial pressure |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| RU94017985A (en) | 1996-08-10 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| Rushmer et al. | Transcutaneous Doppler flow detection as a nondestructive technique. | |
| EP0389579B1 (en) | Noninvasive continuous monitor of arterial blood pressure waveform | |
| US10709424B2 (en) | Method and system for cuff-less blood pressure (BP) measurement of a subject | |
| US6334850B1 (en) | Method of detecting pulse wave, method of detecting artery position, and pulse wave detecting apparatus | |
| US4730621A (en) | Blood pressure measurement | |
| US3980075A (en) | Photoelectric physiological measuring apparatus | |
| US20030220577A1 (en) | Methods and systems for distal recording of phonocardiographic signals | |
| US10716538B2 (en) | Hemodynamic ultrasound medical monitoring device | |
| EP1195136A1 (en) | Biological information rating device | |
| US20070191720A1 (en) | Blood rheology measuring apparatus | |
| EP0885589A1 (en) | System and method for evaluating the circulatory system of a living subject | |
| KR100820159B1 (en) | Blood pressure measuring method and apparatus | |
| JP3834013B2 (en) | Apparatus for measuring pulse pressure at two adjacent measurement points and its operating method | |
| US11272901B2 (en) | Ultrasound blood-flow monitoring | |
| RU2118122C1 (en) | Method of measuring of pulse wave propagation velocity, arterial pressure, temperature of body, content of hemoglobin in blood and devices intended for their realization | |
| HISTAND et al. | Transcutaneous measurement of blood velocity profiles and flow | |
| EP0168461A1 (en) | Measurement of physiological parameter | |
| US20140303509A1 (en) | Method and apparatus for non-invasive determination of cardiac output | |
| US11717255B2 (en) | Ultrasound blood-flow monitoring | |
| Sangurmath et al. | Application of photoplethysmography in blood flow measurement | |
| RU175460U1 (en) | DEVICE FOR REGISTRATION OF TEMPERATURE OSCILLATIONS OF HUMAN SKINS | |
| JP2004008330A (en) | Circulatory kinetics measuring instrument | |
| RU2118121C1 (en) | Method of diagnostics of biological object condition and device intended for its realization | |
| JPH0529453B2 (en) | ||
| TARGETT et al. | Simultaneous Doppler blood velocity measurements from aorta and radial artery in normal human subjects |