RU2177245C2 - Способ и устройство для измерения давления крови - Google Patents

Abstract

Изобретение относится к медицине, а именно к системам для измерения артериального давления крови. Способ измерения кровяного давления в артерии, имеющей пульс, включает в себя приложение изменяющегося усилия к артерии. Для получения данных сигнал давления обнаруживают сигнал давления и определяют его параметры. Применяя полученные параметры, измеряют кровяное давление. Система измерения кровяного давления содержит датчик, имеющий камеру обнаружения, заполненную текучей средой с постоянным объемом, средство для приложения усилия к датчику, чувствительное средство для обнаружения давления в камере обнаружения, средство формирования сигналов, соответствующих обнаруженным давлениям в камере обнаружения, и средство обработки сигналов. Изобретение позволяет повысить точность измерения кровяного давления и обеспечивает определение его непрерывно и неинвазивно без сложностей и лишних затрат. 3 с. и 15 з.п.ф-лы, 11 ил.

Description

Настоящее изобретение относится к системам для измерения артериального давления крови. В частности, настоящее изобретение относится к способу и устройству для измерения артериального давления относительно постоянно и неинвазивно.

Обычно давление крови измеряют одним из четырех основных способов: инвазивный, осциллометрический, аускультативный и тонометрический. Инвазивный способ, известный как артериальная линия (А-линия), заключается в воде иглы в артерию. Для определения точного артериального давления применяют датчик, соединенный колонкой с жидкостью. С соответствующими измерительными приборами можно определить систолическое, среднее и диастолическое давление. Этот способ трудно осуществить, он дорогостоящий и создает медицинский риск. Применение инвазивного или А-линия способа создает проблемы. Часто возникает резонанс, который создает значительные ошибки. Также, если на конце катетера образуется сгусток крови или кончик катетера расположен на стенке артерии, то может возникнуть большая ошибка. Для исключения или уменьшения этих погрешностей необходимо часто регулировать систему. Потребуется квалифицированный врач-практик для ввода иглы в артерию. Это приводит к увеличению стоимости этого способа. Также возможны медицинские осложнения, например внесение инфекции или повреждение нерва.

Другие способы измерения кровяного давления являются неинвазивными. Осциллометрическим способом измеряют амплитуду колебаний давления в надутой манжетке. Манжетку помещают на взаимодействующую артерию пациента и после этого в манжетке создают давление или ее накачивают воздухом до заданной величины. Затем из манжетки медленно выпускают воздух и непрерывно измеряют давление внутри манжетки. Когда из манжетки будет выпущен воздух, давление внутри манжетки показывает сигнал давления в зависимости от времени. Сигнал можно разделить на две составляющие: затухающая составляющая и высокочастотная составляющая. Затухающая составляющая представляет среднее значение давления в манжетке, тогда как высокочастотная составляющая представляет сердечный цикл. Высокочастотная составляющая - в форме огибающей, начинающей с нуля, когда манжетка надута до уровня выше систолического кровяного давления пациента, и затем она увеличивается до пикового значения, при котором среднее давление в манжетке равно среднему кровяному давлению пациента. Когда огибающая увеличивается до пикового значения, огибающая затем затухает, так как давление в манжетке продолжает уменьшаться.

Систолическое кровяное давление, среднее кровяное давление, диастолическое кровяное давление можно определить по данным, полученным путем измерения давления внутри манжетки в то время, как из нее медленно выпускают воздух. Среднее значение кровяного давления представляет давление при понижающемся среднем значении давления в манжетке, которое соответствует по времени пику огибающей.

Систолическое кровяное давление обычно определяют как давление при пониженном среднем значении давления в манжетке до пика огибающей, которое соответствует по времени тому, когда амплитуда огибающей равна отношению пиковой амплитуды. Обычно систолическим кровяным давлением является давление при понижающемся среднем значении давления в манжетке до пика огибающей, где амплитуда огибающей составляет 0,57-0,45 амплитуды пика. Аналогично диастолическое кровяное давление представляет давление при пониженной средней величине давления в манжетке после пика огибающей, которое соответствует отношению пиковой амплитуды. Обычно диастолическое кровяное давление определяют как давление при среднем значении понижения давления в манжетке после пика, где амплитуда огибающей равна 0,82-0,74 пиковой амплитуды.

Аускультативный метод также включает в себя надувание манжетки, расположенной вокруг соединяющей артерии пациента. После надувки манжетки позволяется выпускать воздух из манжетки. Систолическое давление указывается, когда начинают появляться звуки Korotkoff при выпуске воздуха из манжетки. Когда звуки Korotkoff становятся глухими или они исчезают, указывается диастолическое давление. Аускультативный метод (прослушиванием) можно применять только для определения систолического и диастолического давления.

Поскольку осциллометрический и аускультативный способы требуют надувания манжетки, то затрудняется осуществление частых измерений. Частота измерений ограничена временем, необходимым для комфортной надувки манжетки, и временем, необходимым для выпуска воздуха из манжетки, когда измерения сделаны. Так как манжетку надувают вокруг относительно большой площади, окружающей артерию, то надувка манжетки и выпуск из нее воздуха являются неудобными для пациента. В результате осциллометрический и аускультативный способы не подходят для повторного применения в течение продолжительных периодов времени.

Как осциллометрический, так и аускультативный способы страдают недостатком точности и постоянства для определения значений систолического и диастолического давления. В осциллометрическом способе применяют произвольное отношение для определения систолического и диастолического давления. В результате осциллометрический способ не показывает значения кровяного давления, которые согласуются с более прямыми и обычно более точными значениями кровяного давления, полученными методом А-линия. Кроме того, поскольку сигнал от манжетки очень слабый в сравнении со средней величиной давления в манжетке, то небольшое количество помех может вызвать большое изменение в результатах и вследствие этого измеренные значения кровяного давления будут неточными. Аналогично аускультативный способ требует определения, когда возникают звуки Korotkoff и когда они прекращаются. Такую оценку делают, когда звук Korotkoff находится на очень низком уровне. В результате аускультативный метод подвергается неточностям из-за низкого отношения сигнала к шуму.

Четвертым способом, применяемым для определения артериального давления, является тонометрия. Обычно тонометрический способ включает в себя применение датчика, содержащего группу элементов, чувствительных к давлению, установленных над неглубокой артерией. К датчику прилагают прижимные усилия для выравнивания стенки расположенной под ним артерии, без закупорки артерии. Элементы, чувствительные к давлению, в этой группе обычно имеют, по меньшей мере, один размер меньше полости расположенной внизу артерии, в которой измеряют кровяное давление. Датчик установлен так, что, по меньшей мере, один из отдельных чувствительных к давлению элементов расположен, по меньшей мере, над частью лежащей внизу артерии. Для измерения давления крови выбирают выходной сигнал от одного из чувствительных элементов. Давление, измеренное выбранным чувствительным элементом, зависит от удерживающего усилия, применяемого для прижатия датчика к коже пациента. Эти тонометрические системы измеряют контрольное давление непосредственно от запястья и согласовывают его с артериальным давлением. Однако, поскольку отношение давления снаружи артерии к давлению внутри артерии, известное как коэффициент усиления, должно быть известным и постоянным, то тонометрические системы являются ненадежными. Кроме того, если пациент движется, то требуется повторно калибровать тонометрическую систему, поскольку эта система может испытывать изменение в коэффициентах усиления. Так как точность этих тонометрических систем зависит от точной установки отдельного, чувствительного к давлению элемента на расположенной снизу артерии, то установка датчика является критической. Следовательно, установка этих тонометрических систем требует затраты времени и она склонна к возникновению ошибок.

Осциллометрический, аускультативный и тонометрический способы измеряют и определяют кровяное давление путем обнаружения усилия или смещения, вызванного импульсами давления крови, когда расположенную внизу артерию сжимают или выпрямляют. Кровяное давление определяют путем измерения сил, создаваемых импульсами кровяного давления в направлении перпендикулярно расположенной внизу артерии. Однако с этими способами импульс давления крови также создает силы параллельно расположенной внизу артерии, когда импульсы давления крови пересекают кромки датчика, прижатого к коже, закрывающей расположенную внизу артерию пациента. В частности, с осциллометрическим и аускультативным способами создаются параллельные силы на кромках или сторонах манжетки. С тонометрическим способом создаются параллельные силы на кромках датчика. Эти параллельные силы, влияющие на датчик импульсами давления крови, создают градиент давления через элементы, чувствительные к давлению. Такой неравномерный градиент давления создает, по меньшей мере, два различных давления: одно давление на кромке чувствительного к давлению элемента и другое давление непосредственно под чувствительным элементом. В результате осциллометрический, аускультативный и тонометрический методы обеспечивают неточные и несогласованные измерения кровяного давления.

Сущность изобретения
Настоящее изобретение относится к улучшенному способу определения кровяного давления артерии, имеющей пульс. Когда к артерии прилагают изменяющееся усилие, определяют сигнал давления для получения данных обнаруженного сигнала давления. Затем данные обнаруженного сигнала давления анализируют для получения параметров сигнала. На основе параметров сигнала определяют одно или более значений кровяного давления.

Фигура 1 - вид в перспективе системы измерения кровяного давления, имеющей блок датчика, установленный на запястье пациента.

Фигура 2 - вид сбоку устройства для запястья в системе (Фигура 1) измерения давления крови.

Фигура 3 - вид с торца устройства для запястья.

Фигура 4 - вид в поперечном сечении устройства для запястья.

Фигура 4А - вид в перспективе в поперечном сечении интерфейса датчика в плоскости 4А - 4А фигуры 4.

Фигура 5 - вид сверху устройства для запястья и цилиндра системы, показанной на фигуре 1.

Фигура 6 - вид снизу устройства для запястья и цилиндра с удаленной частью.

Фигура 7 - электрическая блок-схема системы измерения давления крови, показанной на фигуре 1.

Фигура 8 - вид спереди в вертикальной проекции монитора системы для измерения давления, показанной на фигуре 1.

Фигура 9 - график, показывающий сигнал давления крови.

Фигура 10 - график, показывающий кривую, подобранную по точкам, взятым с сигналов, показанных на фигуре 9.

Фигура 11 - график, показывающий откорректированный и пересчитанный сигнал, взятый из сигналов, показанных на фигуре 9.

I. Обзор
Фигура 1 показывает систему 20 для измерения давления крови, предназначенную для измерения и вывода на экран давления крови в расположенной внизу артерии внутри запястья 22 пациента. Система измерения 20 включает в себя устройство 24 для запястья, монитор 26, цилиндр 28, кабель 30 и кабель 32.

Устройство 24 для запястья устанавливают на запястье 22 для приложения изменяющегося прижимного усилия к артерии внутри запястья и для определения сигнала давления крови в артерии. Устройство 24 для установки на запястье включает в себя поворотную опору 34, прижимное средство 36, блок 38 интерфейса датчика, датчик 40 сигнала давления, датчик 42 прижимного усилия, соединительную трубку 44, опору 46 для запястья и подушечку 48 для запястья.

Цилиндр 28, под управлением монитора 26, передает давление жидкости через кабель 32 к устройству 24 на запястье для создания изменяющегося усилия зажима. Цилиндр 28 содержит подвижной поршень, который управляется шаговым двигателем или линейным исполнительным механизмом.

Электрический ток к устройству 24 на запястье и сигналы датчика сигнала давления посылаются монитору 26 по электрическим проводам, проходящим между монитором 26 и устройством на запястье через кабель 30, цилиндр 28 и кабель 32. Сигналы привода посылаются цилиндру монитором 26 по электрическим проводам кабеля 30.

Монитор 26 принимает сигналы датчика сигнала от устройства 24 на запястье, преобразует их в цифровую форму для получения данных сигналов давления для множества ударов и осуществляет анализ данных сигнала. Анализ сигнала выявляет множество параметров сигнала, которые включают в себя предпочтительно профиль сигнала, относительную амплитуду и параметры усиления. По параметрам сигнала монитор 26 вычисляет или получает значения кровяного давления, например среднее кровяное давление, диастолическое давление крови и систолическое давление крови. Затем монитор 26 выводит на экран полученные данные давления крови.

Как показано на фигуре 1, монитор 26 включает в себя переключатели управления или входные кнопки 50а - 50g, цифровые индикаторы 52а - 52с и экран 54 дисплея. Входные кнопки 50а - 50с содержат прочные клавиши для управления монитором 32. Входные кнопки 50d - 50g состоят из программируемых функциональных кнопок, которые предназначены для различных функций. Цифровые индикаторы 52а - 52с постоянно воспроизводят систолическое, диастолическое и среднее кровяное давление соответственно. Экран 54 дисплея выводит сигнал импульсов давления и подсказывает оператору как ориентироваться.

Во время работы блок 38 интерфейса датчика устанавливают над радиальной артерией. Опора 46 для запястья поддерживает положение устройства 24, устанавливаемого на запястье, включающего в себя блок 38 интерфейса датчика на запястье 22. В ответ на давление жидкости, подаваемой из цилиндра 28 через кабель 32, прижимное устройство 36 прилагает усилие и перемещает блок интерфейса датчика для изменения давления, прилагаемого к запястью 22 над радиальной артерией.

Поскольку это давление изменяется, то импульс давления крови внутри расположенной внизу артерии демонстрирует различные сигналы артериального давления. Каждый сигнал соответствует сердечному циклу. Каждый сигнал или профиль волны артериального давления получают путем обнаружения и измерения давления, создаваемого импульсом расположенной внизу артерии, в зависимости от времени во время отдельного сердечного цикла. Артериальное давление, прилагаемое к блоку 38 интерфейса датчика, передается в качестве давления жидкости из блока 38 интерфейса датчику 40 сигнала давления по трубке 44. Электрические сигналы датчика 40 посылаются монитору 26 для преобразования в цифровую форму и анализа.

Амплитуда каждого обнаруженного сигнала является функцией давления, приложенного блоком 38 интерфейса датчика, и амплитуды импульса артерии. Характеристика профиля, по меньшей мере, одного сигнала и другие параметры, полученные по обнаруженным сигналам, используются в схемах обработки цифровых сигналов в мониторе 26 для определения систолического, среднего и диастолического давления. Вычисленные значения давления воспроизводятся индикаторами 52а - 52с и на экране 54 дисплея.

II. Устройство 24 для запястья
Устройство 24 для запястья показано более подробно на фигурах 2-6. Поворотная опора 34 и прижимное устройство 36 расположены рядом и они соединены с возможностью поворота поворотным соединением 60. Поворотная опора 34 несет датчики 40 и 42 и подушечку 48 для запястья. Блок 38 интерфейса датчика соединен с возможностью поворота и установлен под прижимным устройством 36. Опора 46 для запястья, которая включает в себя гибкую ленту 62 для запястья и проволочные петли 64 и 66, подсоединена между наружным концом поворотной опоры 34 и качающейся опорой 68 на противоположном наружном конце прижимного устройства 36.

Фигура 2 представляет вид сбоку в вертикальной проекции, показывающий устройство 24 для запястья более подробно. Поворотной опорой 34 является U-образный элемент. Поворотная опора 60 образована шарниром 70 в поворотной опоре 34 и вращающимся шариком 72 прижимного устройства 36. Шарнир 70 проходит в канал U-образной конфигурации поворотной опоры 34 и имеет такой размер, чтобы принимать вращающийся шарик 72, который выступает от внутренней торцевой стенки прижимного устройства 36. Поворотное соединение с шаровым шарниром, образованное шариком 72 и шарниром 70, позволяет прижимному устройству 36 вращаться и поворачиваться фактически в любом направлении, чтобы лучше пригоняться к запястью 22. Для упрощения поворота поворотной опоры 34 относительно прижимного устройства 36 поворотная опора 34 включает в себя дуговидную или скошенную нижнюю кромку 74 вдоль ее внутреннего конца. Скошенная кромка 74 позволяет прижимному устройству 36 поворачиваться вниз так, чтобы окружать запястье 22 (или другую часть тела) пациента.

Поворотная опора 34 также включает в себя затягивающий винт, который проходит через поворотную опору 34 смежно с шарниром 70 и шариком 72. Затягивающий винт 76 позволяет затягивать шарнир 70 поворотной опоры 34 вокруг шарика 72 для увеличения трения между шарниром 70 и шариком 72 для регулирования уровня усилия, необходимого для повторной регулировки положения поворотной опоры 34 и прижимного устройства 36. Ослабление затягивающего винта 76 позволяет шарику 72 освобождаться от шарнира 70, таким образом прижимное устройство 36 и блок 38 интерфейса датчика можно отсоединить от поворотной опоры 34.

Фигура 3 представляет вид с торца в вертикальной проекции системы 20 для измерения давления крови (фигура 1), показывающий более подробно качающуюся опору 68. Как показано на фигуре 3, качающаяся опора 68 включает в себя шарнир 80 и затягивающий винт 82. Шарнир 80 представляет обычно треугольный элемент, имеющий две противоположно скошенные верхние поверхности. Шарнир 80 соединен с петлей 66 и, следовательно, с лентой 62 для запястья. Шарнир 80 поворачивается вокруг прижимного устройства 36 и позволяет петле 66 и ленте 62 для запястья размещаться регулируемо для лучшего приспосабливания к запястью 22. Затягивающий винт 82 проходит через шарнир 80 и зацепляет посредством резьбы прижимное устройство 36. Затягивающий винт 82 затягивает шарнир 80 на прижимном устройстве 36, таким образом можно фрикционно регулировать положение шарнира 80. На фигуре 3 шарнир 80 показан в среднем положении и он может поворачиваться в направлении по часовой стрелке или против часовой стрелки, когда это требуется.

Устройство 24 для запястья устанавливает блок 38 интерфейса датчика на расположенную внизу артерию пациента. Поворотная опора 34 может вращаться и поворачиваться практически во всех направлениях вокруг шарнира 70 и шарика 72. Кроме того, качающаяся опора 68 позволяет поворачивать или регулировать ленточку 62 (полоска) для запястья для лучшего соответствия с запястьем 22 пациента. Ленточку 62 наматывают вокруг запястья 22 для закрепления блока интерфейса датчика и подушечки 48 для запястья смежно с запястьем 22 пациента. Поскольку блок 38 интерфейса датчика устанавливается надежно и устойчиво на расположенной внизу артерии в запястье 22, то движения пациента будут менее возможными для повторной установки блока 38 интерфейса датчика. В результате блок 38 интерфейса датчика можно надежно разместить на артерии, таким образом можно получить более точные и согласующиеся измерения давления.

Как показано на фигуре 4, поворотная опора 34 несет датчик сигнала давления, датчик 42 прижимного давления и подушечку 48 для запястья. Датчик 40 сигнала давления обнаруживает сигнал давления крови на артерии, которая передается датчику 40 из блока 38 интерфейса датчика через трубку 44 для жидкости (фигура 1). Датчик 42 давления прижима обнаруживает давление жидкости, передаваемое цилиндром 28 прижимному устройству 36, и оно используется в качестве надежного средства определения состояния усилия зажима. Подушечка 48 для запястья прикреплена предпочтительно клеем к пластине 90 на нижней поверхности поворотной опоры 34. Подушечка 48 изготовлена предпочтительно из мягкого гибкого и сжимаемого материала, для лучшего приспособления поворотной опоры 34 к запястью пациента. Пластина 90 изготовлена предпочтительно из металла, например латуни, и она привинчена винтом 92 к поворотной опоре. Внутри поворотной опоры 34 прикреплена проводящая пластина 94, которая расположена на расстоянии от пластины 90, таким образом датчик 40 размещен между пластинами 90 и 94. Предпочтительно датчик 40 имеет металлическую проводящую поверхность, например, из латуни, которая контактирует с электрически заземленной проводящей пластиной 94. В результате латунная пластина 94 заземляет датчик 40 для отсоса статического заряда из датчика 40.

Как показано на фигуре 4, прижимное устройство 36 включает в себя поворотный шарик 72, корпус 100, диафрагму 102, кольцо 104, поршень 106, шток 108, палец 110 и опору 112 для пальца. Диафрагма 102 представляет собой обычно круглый лист упругого материала, например каучука, содержащего активный наполнитель. Диафрагма 102 расположена на расстоянии от внутренней полости 114, образованной в корпусе 100, и взаимодействует с ней для образования камеры давления 116. Камера давления 116 проходит по существу над поршнем 106 и частично вокруг поршня. Камера давления 116 принимает жидкость под давлением из цилиндра 28 через канал 118 для жидкости, таким образом диафрагма 102 расширяется и сужается для привода поршня 106 и штока 108 поршня вверх и вниз. В результате к поршню 106 и к штоку 108 поршня может прилагаться выбранное давление для выборочного приложения давления к блоку 38 интерфейса датчика, который установлен с возможностью поворота на нижнем конце штока 108 поршня. При изменении объема жидкости в камере давления 116 система 20 измерения кровяного давления прилагает к блоку 38 интерфейса датчика и расположенной под ним артерии изменяющееся давление прижима.

Диафрагма 102 удерживается на месте кольцом 104. Кольцо 104 окружает наружный периметр диафрагмы 102 и зажимает наружный периметр или кромочную часть диафрагмы 102 между кольцом 104 и корпусом 100 таким образом, что диафрагма 102 уплотняется с корпусом 100. Предпочтительно кольцо 104 приклеено к корпусу 100 и диафрагме 102.

Поршень 106 представляет собой предпочтительно дисковый или цилиндрический элемент, который имеет верхнюю поверхность, жестко соединенную (например, клеем) с диафрагмой 102. Таким образом, когда в камеру 116 подается жидкость, объем камеры 116 расширяется при движении поршня 106 вниз. От верха до низа поршня 106 проходит отверстие 120, выполненное такого размера, чтобы принимать часть штока 108 поршня. Поршень 106 сопряжен с штоком 108 поршня и он создает давление на шток 108 поршня и на блок 38 интерфейса датчика.

Шток 108 поршня соединен с поршнем 106 и с блоком 38 интерфейса датчика. Шток 108 поршня содержит пробку 122, фланец 124, стержень 126, шарик 128 и отверстие 130 для поршневого кольца. Пробка 122 имеет цилиндрическую форму и она пригнана с прессовой посадкой внутрь отверстия 120 для закрепления штока 108 на поршне 106. От пробки 122 выступает фланец 124 наружу и он пригнан внутрь углубления, образованного на нижней поверхности поршня 106. В результате поршень 106 прижимается к фланцу 124 штока 108 поршня для привода штока 108 поршня. Либо поршень 106 поднимает шток 108 поршня, когда давление в камере 116 давления уменьшается, поскольку шток 108 поршня прикреплен к поршню 106 пробкой 122. Стержень 126 выступает вниз в целом от фланца 124 и имеет отрезок, проходящий в блок 38 интерфейса датчика. В результате блок 38 интерфейса датчика поворачивается вокруг шарика 128 штока 108 поршня.

Через шток 108 поршня проходит отверстие 130 под поршневой палец, которое выполнено такого размера, чтобы принимать палец 110. Палец 110 прочно прикреплен к корпусу 100 при помощи опоры 112 для поршневого пальца и он проходит через корпус 100 в отверстие для поршневого пальца. Палец 110 имеет диаметр, который меньше диаметра отверстия для поршневого пальца 130, и он проходит в стержень 126. Палец 110 направляет движение поршня 106 и штока 108 поршня вверх и вниз, когда давление в камере давления 116 изменяется. Поршневой палец 110 препятствует боковому движению поршня 106 и штока 108 поршня, таким образом поршень 106 и шток 108 поршня прилагают только усилие, направленное перпендикулярно к блоку 38 интерфейса датчика. В результате поршневой палец 110 позволяет поршню 106 и штоку 108 поршня перемещаться вверх и вниз, тогда как поршневой палец 110 удерживается неподвижно опорным колпачком 112 пальца на корпусе 100. Поршневой палец 110 изготовлен предпочтительно из прочного жесткого материала, например из нержавеющей стали.

Как показано на фигуре 4, прижимное устройство 28 также включает в себя канал 118 для подачи давления, который проходит от камеры давления 116 через вращающийся шарик 72, где он соединяется с гибкими трубками 140 и 142 (показаны на Фигурах 5 и 6). Гибкая трубка 140 проходит через кабель 32 от цилиндра 28 к каналу 118 вращающегося шарика 72. Гибкая трубка 142 соединяет канал 118 с датчиком 42 на поворотной опоре 34. Это позволяет датчику определять давление жидкости в камере 116. Трубка 140 для подачи жидкости подает жидкость под давлением из цилиндра 28 в камеру давления 116 для изменения давления в камере 116 для привода поршня 106 и штока 108 поршня.

Фигуры 4 и 4А показывают подробно блок 38 интерфейса датчика. Фигура 4 представляет вид в поперечном разрезе устройства 24 для запястья. Фигура 4А - вид в увеличенном масштабе в поперечном разрезе блока 38 интерфейса датчика в плоскости 4А-4А фигуры 4. Блок 38 интерфейса датчика включает в себя верхнюю пластину 150, верхнюю V-образную опору 152, нижнюю V-образную опору 154, диафрагменный зажим 156, внутреннее установочное кольцо 158, наружное установочное кольцо 160, диафрагму 162 на боковой стенке, амортизирующее кольцо 164, внутреннюю диафрагму 166 и наружную диафрагму 168.

Верхняя пластина 150 представляет в общем плоскую кольцеобразную платформу, имеющую в центре отверстие 200, выступ 202, выступ 204 и боковое отверстие 206. Центральное отверстие 200 принимает и удерживает нижнюю V-образную опору. Верхняя V-образная опора 152 зацепляет выступ 202 и проходит вниз в отверстие 200 и нижнюю V-образную опору. На выступе 204 установлены кольца 158 и 160 и верхний наружный конец диафрагмы 162 боковой стенки.

Внутри верхней пластины 150 образовано боковое отверстие 206, проходящее через верхнюю пластину 150 для сообщения с каналом 208 для жидкости, образованным между верхней и нижней V-образными опорами 152 и 154 и между верхней V-образной опорой 152 и зажимом 156 диафрагмы. Боковое отверстие 206 принимает конец трубки 44, таким образом трубка 44 находится в сообщении с каналом 208 для жидкости и камерой 210 интерфейса датчика (которая образована диафрагмами 166 и 168). Канал 208 для жидкости и трубка 44 обеспечивают сообщение жидкости между камерой 210 интерфейса датчика 40 эксцентрично с муфтой 132. В результате шток 108 поршня может быть соединен с возможностью поворота с блоком 38 интерфейса датчика в нижней точке поворота.

Верхняя V-образная опора 152 представляет собой воронкообразное гнездо, которое имеет такой размер, чтобы принимать нижний удаленный конец штока 108 поршня. Предпочтительно верхняя V-образная опора 152 проходит через центральное отверстие 200 в верхней пластине 150 в положение вблизи камеры 210 блока интерфейса датчика. Верхняя V-образная опора 152 неподвижно прикреплена к верхней части верхней пластины на выступе 202. Верхняя V-образная опора поддерживается верхней пластиной 150 таким образом, что верхняя V-образная опора 152 разнесена от нижней V-образной опоры 154 для образования кольцеобразного канала 208 для жидкости. Канал 208 для жидкости находится в сообщении с камерой 210 интерфейса датчика. Связывающая текучая среда заполняет камеру 210, канал 208 и трубку 44 на всем пути к датчику 40. Верхняя V-образная опора 152 изготовлена из материала, например нейлона, и образует защелку 220 и гнездо 132 для приема, с возможностью поворота шарового элемента 128 вокруг штока 108 поршня. В результате блок 38 интерфейса датчика может поворачиваться вокруг муфты 132, чтобы лучше приспосабливаться к телу пациента. Также, поскольку муфта 132 расположена смежно с камерой 210 блока интерфейса датчика, блок 38 интерфейса датчика соединен с возможностью поворота вокруг нижней точки со штоком 108 поршня. Это позволяет устанавливать устойчиво на расположенной внизу артерии блок 38 интерфейса датчика. Кроме того, нижняя точка поворота позволяет прижимному устройству 36 прилагать большое направленное равномерно усилие на диафрагму 168. Так прижимное давление, создаваемое прижимным устройством 36, более равномерно действует на находящуюся внизу артерию пациента.

Нижняя V-образная опора 154 представляет в общем цилиндрический элемент, содержащий выступ или перекладину 230 и отверстие 232. Наружная поверхность или периметр нижней V-образной опоры 154 выступает наружу для образования перекладины 230. Перекладина 230 зацепляет нижнюю поверхность верхней пластины 150 для частичной опоры диафрагмы 162 боковой стенки, которая частично захватывается между верхней пластиной 150 и перекладиной 230. В предпочтительном исполнении применяют клей между нижней поверхностью верхней пластины 150 и перекладиной 230 для неподвижного закрепления части диафрагмы 162 боковой стенки, расположенной между ними. Либо перекладина 230 может иметь прессовую посадку на нижней поверхности верхней пластины 150 для закрепления и опоры диафрагмы 162 боковой стенки. Перекладина 230 также разделяет наружный периметр нижней V-образной опоры 154 на две части: верхняя часть 234 и нижняя часть 236. Верхняя часть 234 пригоняется внутрь отверстия 200 в верхней пластине 150. Верхняя часть 234 приклеена предпочтительно к верхней пластине 150 внутри отверстия 200. Нижняя часть 236 расположена под перекладиной 230. Нижняя часть 236, перекладина 230 и диафрагма 162 боковой стенки образуют камеру расширения 240. Камера расширения 240 позволяет верхней диафрагме 166 сначала изменять форму, при этом испытывая только небольшое изменение в объеме.

Зажимом 156 для диафрагмы является тонкое продолговатое круглое кольцо, имеющее отверстие 250 и нижний выступ 252. Через зажим 156 диафрагмы проходит отверстие 250 и вместе с V-образной опорой 152 образует часть канала 208 для жидкости. Выступ 252 выступает наружу от нижнего конца зажима 156 диафрагмы. Зажим 156 диафрагмы проходит внутрь отверстия 232 нижней V-образной опоры 154 до тех пор, пока внутренняя кромка зажима 156 диафрагмы не захватится между вставками выступа 252 и нижнего конца нижней V-образной опоры 154. Зажим 156 диафрагмы предпочтительно приклеен к нижней V-образной опоре. Либо зажим 156 диафрагмы может иметь прессовую посадку внутри V-образной опоры 154.

Диафрагма 162 боковой стенки, кольца 158 и 160 и верхняя пластина 150 образуют кольцеобразную деформируемую камеру 260, расположенную между верхней пластиной 150 и кольцом 164. Диафрагма 162 боковой стенки изготовлена предпочтительно обычно из круглого листа гибкого материала, например винила, и она заполнена частично жидкостью. Диафрагма 162 имеет отверстие такого размера, чтобы окружать верхнюю часть 234 нижней V-образной опоры 154. Диафрагма 162 включает в себя наружную кромочную часть 162а и внутреннюю кромочную часть 162b. Наружная кромочная часть 162а улавливается и удерживается между наружным кольцом 160 и верхней пластиной 150. Внутренняя кромочная часть 162b улавливается и удерживается между верхней пластиной 150 и перегородкой 230 нижней V-образной опоры 154. Диафрагма 162 изготовлена из гибкого материала и она выгибается наружу, когда камера 260 частично заполнена жидкостью. Камера 260 сжимается и расширяется в вертикальном направлении, чтобы она могла соответствовать телу пациента, окружая расположенную внизу артерию. В результате расстояние между пластиной 150 и частью тела пациента может изменяться вокруг периферии диафрагмы 162 боковой стенки согласно контуру части тела пациента. Кроме того, поскольку жидкость может проходить через и вокруг камеры 260, то давление выравнивается вокруг анатомии пациента.

Амортизирующее кольцо 164 обычно состоит из круглого сжимаемого кольца и оно изготовлено предпочтительно из микропористой резины или другого материала, демпфирующего импульсы, например, из пенопласта с открытыми или закрытыми порами. Кольцо 164 сцентрировано вокруг и расположено между диафрагмой 162 боковой стенки и диафрагмами 166 и 168. Амортизирующее кольцо 164 изолировано от связующей текучей среды в камере 210. Поскольку кольцо 164 изготовлено из сжимаемого материала, кольцо 164 поглощает и гасит силы в направлении параллельно расположенной внизу артерии, которые создаются импульсами давления крови на блоке 38 интерфейса датчика, когда импульс кровяного давления пересекает блок 38 интерфейса датчика. Так как нижнее кольцо изолировано от связующей текучей среды, силы, поглощаемые или принимаемые кольцом 164, не могут передаваться связующей текучей среде. Вместо этого силы передаются через кольцо 164 и диафрагму 162 верхней пластине 150. Поскольку этот путь является отличным и раздельным от связующей текучей среды, камера 210 и связующая текучая среда изолированы от этих сил. Кроме того, кольцо 164 также прижимает ткань, окружающую артерию, для нейтрализации или смещения сил, создаваемых тканью.

Верхняя диафрагма 166 представляет собой круглый лист гибкого материала, имеющий внутреннюю часть 166а, промежуточную часть 166b, наружную часть 166с и внутренний диаметр такого размера, чтобы он мог размещаться вокруг зажима 156 диафрагмы. Внутренняя часть 166а улавливается или захватывается между выступом 252 зажима 156 диафрагмы и нижней кромкой нижней V-образной опоры. Предпочтительно внутренняя часть прикреплена клеем между выступом 252 и нижней V-образной опорой 154.

Промежуточная часть 166b расположена между внутренней частью 166а и наружной частью 166с. Промежуточная часть 166b расположена смежно с камерой расширения 240 и изолирована от кольца 164 и камеры 260. Поскольку промежуточная часть 166b расположена смежно с камерой расширения 240, промежуточная часть 166b может сначала перемещаться вверх в камеру расширения 240, так как камера 260, кольцо 164 и наружная диафрагма 168 соответствуют анатомии пациента, окружающей находящую внизу артерию, при этом она испытывает только незначительное изменение в объеме. Когда кольцо 164 прижимается к анатомии пациента, окружающей лежащую внизу артерию, для нейтрализации или смещения сил, создаваемых тканью, диафрагма 168 также сжимается. Однако, поскольку промежуточная часть 166b может перемещаться в камеру расширения 240, камера 210 не испытывает большого уменьшения объема и соответствующего большого увеличения давления. Таким образом блок 38 интерфейса датчика позволяет прилагать большое усилие к анатомии пациента через кольцо 164 для нейтрализации ткани, окружающей артерию, без соответствующего большого изменения давления внутри камеры 210, когда высота боковой стенки изменяется. В результате блок 38 интерфейса датчика достигает более точных и согласующихся измерений кровяного давления.

Наружной диафрагмой 168 обычно является круглый лист гибкого материала, способного передавать силы от наружной поверхности жидкости внутри камеры 210. Наружная диафрагма 168 соединена с внутренней диафрагмой 166 и имеет такую конфигурацию, чтобы размещаться на анатомии пациента над расположенной внизу артерией. Лист 168 наружной диафрагмы включает в себя неактивную часть или край 168а и активную часть 168b. Край 168а образует область диафрагмы 168, где внутренняя диафрагма 166, а именно наружная часть 166с соединена с наружной диафрагмой 168. Край 168а и наружная часть 166с представляют по существу два соединенных листа гибкого материала, усилия параллельно расположенной внизу артерии передаются через край 168а (юбка) и наружную часть 166с, и они демпфилируются сжимаемым материалом кольца 164.

Активная часть 168b образована частью листа наружной диафрагмы 168, которая не соединена с внутренней мембраной 166. Активная часть 168b расположена под и внутри внутреннего диаметра кольца 164. Активная часть 168b представляет активную область блока 38 интерфейса, которая принимает и передает давление импульса датчику 40. Активная часть 168b диафрагмы 168, промежуточная часть 166в диафрагмы 166 и зажим 156 диафрагмы образуют камеру 210 интерфейса датчика.

Связующая среда внутри камеры 210 может состоять из любой текучей среды (газ или жидкость), способной передавать давление от диафрагмы 168 датчику 40. Связующая текучая среда устанавливает связь между активной частью 168b диафрагмы 168 и датчиком 40 для передачи импульсов кровяного давления датчику 40. Поскольку связующая текучая среда содержится внутри камеры 210 интерфейса датчика, которая изолирована от боковой стенки блока 38 интерфейса датчика, текучая связующая среда не передает импульсы кровяного давления параллельно расположенной внизу артерии, усилия от ткани, окружающей расположенную внизу артерию и другие силы, поглощаемые боковой стенкой, датчику 40. В результате блок 38 интерфейса датчика более точно обнаруживает и измеряет артериальное давление.

Блок 38 интерфейса датчика обеспечивает непрерывное наружное измерение кровяного давления в расположенной внизу артерии. Поскольку блок 38 интерфейса датчика определяет кровяное давление неинвазивно, кровяное давление измеряется дешевле и без риска для медицинского персонала. Так как блок 38 интерфейса датчика относительно небольшой в сравнении с большими манжетками, применяемыми в осциллометрических и аускультативных методах, то блок 38 интерфейса датчика прилагает небольшое усилие прижима только к относительно небольшой области на расположенной внизу артерии пациента. Следовательно, измерения кровяного давления можно проводить с меньшими неудобствами для пациента. Поскольку блок интерфейса датчика не требует надувания или выпуска воздуха из манжетки, то можно проводить более частые и непрерывные измерения.

Кроме того, блок 38 интерфейса датчика лучше подходит для анатомии пациента, он более удобен для пациента и с ним достигаются более точные и согласующиеся измерения кровяного давления. Поскольку камера 260 может деформироваться и она заполнена частично текучей средой, то камера 260 лучше соответствует анатомии пациента и выравнивает усилие, приложенное к анатомии пациента. Так как кольцо 164 сжимается, а диафрагма 168 гибкая и может выгибаться или деформироваться внутрь, то кольцо 164 и диафрагма 168 также лучше соответствуют анатомии пациента. Однако в то же время блок 38 интерфейса датчика не испытывает большого внезапного повышения давления в камере 210 интерфейса датчика, когда кольцо 164 и диафрагма 168 прижимаются к анатомии пациента. Камера 260 и кольцо 164 прилагают усилие к анатомии пациента для нейтрализации сил, создаваемых тканью, окружающей расположенную под ней артерию. Поскольку камера 260 и кольцо 164 могут оба сжиматься, то высота боковой стенки уменьшается, когда боковая стенка прижимается к пациенту. Диафрагмы 166 и 168 также являются соответствующими. Однако, поскольку промежуточная часть 166b внутренней диафрагмы 166 может перемещаться вверх в камеру расширения 240, камера 210 интерфейса датчика не испытывает большого уменьшения объема и соответствующего большого повышения давления. Таким образом боковая стенка может прилагать большое усилие анатомии пациента без создания соответствующего большого повышения давления, приводящего к ошибке, внутри камеры 210 интерфейса датчика вследствие изменения высоты боковой стенки и изменения формы наружной диафрагмы 168.

В то же время блок 38 интерфейса датчика позволяет точно и последовательно измерять кровяное давление. Благодаря большой области обнаружения, через которую могут передаваться импульсы кровяного давления датчику 40, блок 38 интерфейса датчика не зависит от точной установки активной части 168b над расположенной внизу артерией. Таким образом блок 38 интерфейса датчика более терпим к движениям пациента во время проведения измерений.

Кроме того, блок 38 интерфейса датчика достигает нулевого градиента давления между датчиком и расположенной снизу артерией, ослабляет или демпфирует импульсы давления, которые проходят параллельно измерительной поверхности датчика и нейтрализуют усилия ткани, окружающей расположенную под ней артерию.

Блок 38 интерфейса датчика соприкасается с анатомией пациента и прилагает к ней усилие через юбку 168а и активную часть 168b. Однако давление внутри камеры интерфейса 210 по существу равно давлению, прилагаемому через активную часть 168b. Остальное усилие, прилагаемое блоком 38 интерфейса датчика через юбку 168а, которое нейтрализует или смещает силы, создаваемые тканью, окружающей расположенную под ней артерию, передается через боковую стенку (кольцо 164 и камера 260) верхней пластине 150. В результате геометрия и конструкция блока 38 интерфейса датчика обеспечивают соответствующее отношение давления между юбкой 168а и активной частью 168b для нейтрализации ткани, окружающей расположенную под ней артерию, и для точного измерения кровяного давления артерии. Кроме того, поскольку текучая связующая среда в камере 210 интерфейса датчика изолирована от боковой стенки, импульсы давления параллельно расположенной внизу артерии, силы от ткани, окружающей артерию, и другие силы, поглощаемые боковой стенкой, не передаются через текучую связующую среду датчику 40. Следовательно, блок 38 интерфейса датчика также достигает нулевого градиента давления между датчиком 40 и расположенной внизу артерией.

Фигура 5 представляет вид сверху устройства 24 для запястья. Фигура 5 также показывает части поворотной опоры 34 и кабель 30 более подробно. Трубка 140 для текучей среды имеет один конец, подсоединенный к каналу 118 во вращающемся шарике 72, а ее другой конец соединен с цилиндром 28.

Трубка 142 для текучей среды проходит между датчиком 42 и каналом 118 в шарике 72. Трубка 142 для текучей среды соединяет камеру давления 116 и датчик 42. В результате датчик 42 обнаруживает давление внутри камеры давления 116. Датчик 42 посылает электрические сигналы, представляющие обнаруженное давление прижима внутри камеры давления 116. Эти электрические сигналы передаются по электрическим проводам 280, которые проходят внутри кабелей 30 и 32 к монитору 26 (показано на фигуре 1). В результате монитор 26 может непрерывно подтверждать, что истинное давление в камере давления 116 находится в безопасном пределе.

Как показано на фигуре 5, кабель 32 также защищает электрические провода 290 от датчика 40 (показан на фигуре 4). Электрические провода 290 передают электрические сигналы, представляющие амплитуды кровяного давления, обнаруженные датчиком 40. Кабель 32 также изолирует электрический заземляющий провод 300, который электрически соединен через резистор 302 (фигура 6) с латунной пластиной 94 (показана на фигуре 4) и электрически заземляет датчики 40 и 42.

Фигура 6 представляет вид снизу устройства 24 для запястья. Фигура 6 показывает поворотную опору 34 с подушечкой 48 и пластиной 90 (фигура 4), которые удалены. Фигура 6 показывает электрическое соединение между датчиками 40 и 42 и электрическими проводами 280 и 290 соответственно. Как показано на фигуре 6, поворотная опора 34 содержит электрический соединитель 304. Электрический соединитель 304 принимает провода 306 датчика 40. Провода 306 передают электрические сигналы, генерируемые датчиком 40, представляющие давление, и передают электрические сигналы электрическим проводам 290. Электрический соединитель 304 также включает в себя электрический резистор 302, электрически соединенный с пластиной 94. Резистор 302 также электрически соединен с заземленным электрическим проводом 300. В результате статический заряд отводится через резистор 302, электрический соединитель 304 и заземленный провод 300. Электрический соединитель 304 позволяет отсоединять и удалять датчик 40 с поворотной опоры 34.

Аналогично датчик 42 включает в себя четыре электрических провода 310, которые электрически соединены с электрическими проводами 280. В противоположность датчику 40 датчик 42 обычно неподвижный и установлен внутри поворотной опоры 34. Как показано на фигуре 6, поворотная опора 34 электрически соединяет датчики 40, 42 с монитором 26 посредством электрических проводов 280 и 290, расположенных внутри кабелей 30 и 32.

III. Монитор 26
Фигура 7 показывает блок-схему системы 20 для измерения кровяного давления. Как лучше всего показано на фигуре 7, монитор 26 включает в себя процессор 350 для обработки входных данных, преобразователь из аналоговой формы в цифровую 352, микропроцессор (и соответствующая память) 354, вводы-выводы 50а-50g, привод 356 цилиндра, индикаторы 52а-52с и 54, и источник питания 358. Во время работы микропроцессор 354 принимает входные сигналы от вводов 50а-50g. Вводы 50а-50g могут также состоять из клавиатуры и других механизмов ввода. Вводы 50а-50g позволяют микропроцессору 354 осуществлять калибровку.

Микропроцессор 354 управляет приводом 356 цилиндра для изменения давления прижима, прилагаемого прижимным средством 36 устройства 24 для запястья. Прижимное усилие прилагается к телу пациента на артерию. Прижимное усилие, прилагаемое прижимным устройством 36 к блоку интерфейса датчика 38, увеличивается со временем. Когда усилие или давление прижима, прилагаемое к блоку 38 интерфейса датчика, увеличивается, амплитуда или относительное давление импульса кровяного давления также увеличивается до тех пор, пока амплитуда не будет максимальной. Когда происходит передача максимальной амплитуды или максимальной энергии, амплитуда импульса кровяного давления начинает уменьшаться, так как артерия начинает выравниваться выше точки передачи максимальной энергии.

Датчик 40 устройства 24 для запястья определяет амплитуду и форму импульсов кровяного давления в расположенной снизу артерии. Датчик 40 посылает электрические сигналы датчика, представляющие давление, создаваемое обнаруженными импульсами кровяного давления. Сигналы датчика передаются процессору 350 монитора 26 для обработки входных сигналов. Процессор входных сигналов 350 обрабатывает сигналы датчика и отфильтровывает нежелательные шумы или другие эффекты. Затем сигналы передаются из процессора входных сигналов 350 преобразователю 352 аналоговой формы в цифровую. Микропроцессору 354 посылается цифровой сигнал, представляющий давление обнаруженных импульсов кровяного давления.

На основе цифровых сигналов датчика, представляющих обнаруженное давление в форму импульсов кровяного давления, микропроцессор 354 определяет информацию о форме волны путем измерения амплитуды и формы в зависимости от времени отдельных сердечных циклов. Информацию о форме волны артериального давления определяют путем выборки волн артериального давления со скоростью выше частоты ударов сердца, таким образом получают хорошее определение сигнала измеряемого артериального давления. По данным сигнала или другим выведенным параметрам, микропроцессор вычисляет систолическое, диастолическое и среднее кровяное давление.

IV. Способ установки блока интерфейса датчика на артерии
Фигура 8 показывает цифровые индикаторы 52а-52с и экран 54 дисплея монитора более подробно. Как показано на фигуре 8, экран 54 дисплея также включает в себя шкалу давления 400, горизонтальные руководящие принципы 410 и цифровое считывающее устройство 430. Применяют также монитор 26 для индикации сигнала импульсов давления, чтобы направлять оператора, как устанавливать и размещать блок 38 интерфейса датчика прямо на расположенную внизу артерию, имеющую пульс кровяного давления, таким образом можно определить более точно кровяное давление.

Для размещения блока 38 интерфейса датчика на расположенную внизу артерию блок 38 интерфейса датчика устанавливают над известным приблизительным местом артерии. Когда блок 38 будет установлен над расположенной внизу артерией, к блоку 38 интерфейса датчика и к расположенной внизу артерии прилагают постоянное усилие прижима. Предпочтительно усилие, прилагаемое к блоку 38 интерфейса датчика, должно быть по возможности высокое, без нарушения диастолической части 440 формы волны кровяного давления 450.

В ответ на приложенное усилие расположенная внизу артерия показывает сигнал импульса кровяного давления для каждого сердечного цикла. Блок 38 интерфейса датчика обнаруживает или принимает силу, создаваемую импульсом кровяного давления, когда импульс направляется под обнаруживающей поверхностью и передает давление через текучую
связующую среду датчику 40. В свою очередь, датчик 40 обнаруживает изменения в давлении и преобразует давление в электрические сигналы, которые представляют сигнал артериального давления. Затем сигналы передаются по кабелям 30 и 32 монитору 36. Монитор 36 осуществляет выборку сигналов предпочтительно со скоростью 128 выборок в секунду. Затем монитор 36 визуально показывает выбранные сигналы, полученные от датчика 40, и воспроизводит на экране 54 дисплея сигналы, представляющие сигналы артериального давления. Экран 54 дисплея предпочтительно индексирован так, чтобы получить вертикальную шкалу 400 с горизонтальными направляющими линиями 410 для воспроизведения на экране давления. Горизонтальные направляющие линии 410 (руководящие принципы) позволяют определить максимальную амплитуду формы волны импульса кровяного давления в конкретной точке при постоянном усилии прижима. На экране 54 на фигуре 8 показан представительный ряд сигналов импульса кровяного давления.

В качестве помощи оператору в определении максимальной амплитуды сигнала импульса кровяного давления экран 54 дисплея также включает в себя цифровое считывающее устройство 430, которое показывает в цифровой форме максимальную амплитуду давления, создаваемого импульсом в ответ на усилие прижима, приложенное к артерии. Как показано на фигуре 8, артерия имеет давление, которое демонстрируется в виде сигнала 450 импульса кровяного давления, когда к расположенной внизу артерии прилагают постоянное усилие прижима величиной 80 мм Hg. Сигнал 450 импульса кровяного давления демонстрирует максимальную амплитуду примерно 18 мм Hg.

После того, как будет определена и отмечена максимальная амплитуда давления, создаваемого импульсом при конкретном усилии прижима в конкретном месте, блок 38 интерфейса датчика устанавливают в другое место над известным приблизительным расположением артерии. К блоку 38 интерфейса датчика и к расположенной внизу артерии в запястье 22 прилагают то же самое постоянное усилие прижима. Постоянное прижимное усилие, прилагаемое к расположенной внизу артерии, является по возможности близким к постоянному усилию прижима, прилагаемому в первой точке, как показано на экране 54 дисплея. Это можно достигнуть путем приложения прижимного усилия к блоку 38 интерфейса датчика с постоянным усилием, равным одной направляющей линии 410.

Максимальная амплитуда давления, создаваемая импульсом в ответ на прижимное усилие, приложенное к артерии во втором месте, может быть определена по аналоговой индикации сигнала кровяного давления 450 на экране 54 дисплея или данным цифрового считывающего устройства 430 на экране 54 дисплея. Затем отмечают или записывают максимальную амплитуду давления во втором месте для сравнения с максимальными амплитудами давления в других местах. Обычно блок 38 интерфейса датчика будут устанавливать во множестве мест над известным приблизительным местом расположения артерии с приложением постоянного прижимного усилия к артерии. В каждой точке максимальная амплитуда давления, создаваемая импульсом в ответ на постоянное прижимное усилие, будет воспроизводиться на экране 54 дисплея. В каждой точке максимальная амплитуда давления, указанная на экране 54 дисплея, сравнивается с максимальными амплитудами давления, создаваемыми импульсом в ответ на постоянное приложенное к артерии усилие и указанными на экране 54 дисплея во множестве других точек. После сравнения максимальной амплитуды давления, соответствующей каждой амплитуде во множестве точек, блок 38 интерфейса датчика и его чувствительную поверхность устанавливают в конкретном месте, соответствующем месту, в котором импульс создает наибольшие максимальные амплитуды давления в ответ на постоянное прижимное усилие, прилагаемое к артерии.

V. Способ определения значений кровяного давления
После того, как датчик будет точно установлен над расположенной внизу артерией, система 20 измерения кровяного давления определяет значения кровяного давления, определяет по амплитудам сигнала давления, обнаруженным блоком 38 интерфейса датчика, и по другим параметрам, вычисленным по амплитудам давления с использованием хранимой группы коэффициентов. Амплитуду давления определяют в каждой точке выборки.

Система 20 измерения кровяного давления вычисляет значение систолического (максимальное) кровяного давления (S), среднего кровяного давления (М) и диастолического (минимальное) кровяного давления (Д) на основе следующих формул:
M=F_m(P₁ ^m... P_n ^m, C₁ ^m...C_n ^m)
S=F_s(P₁ ^s... P_n ^s, C₁ ^s ... C_n ^s
D= F_d(P₁ ^d...P_n ^d, C₁ ^d...C_n ^d),
где F_m, F_s, F_d - линейные или нелинейные функции;
P₁ ^m P₁ ^s, P₁ ^d... P_n ^m, P_n ^s, P_n ^d - параметры, полученные по амплитудам сигналов давления;
C₁ ^m, C₁ ^s, C₁ ^d - коэффициенты, полученные во время процессов тренировки на основе клинических данных.

В частности, система 20 измерения кровяного давления вычисляет значение систолического кровяного давления (S), значение среднего кровяного давления (М), значение диастолического кровяного давления (D) на основе следующих формул:
М=C₁ ^mP₁ ^m+C₂ ^mP₂ ^m + ... + C_n ^mP_n ^m
S=C₁ ^sP₁ ^s + C₂ ^sP₂ ^s+ ... + C_n ^s P_n ^s
D=C₁ ^dP₁ ^d + C₂ ^dP₂ ^d+ ... + C_n ^d P_n ^d,
где P₁ ^m, P₁ ^s, P₁ ^d ... P_n ^m, P_n ^s, P_n ^d - параметры, вычисленные по амплитудам сигнала давления.

Такие амплитуды можно вычислить по характеристикам профиля сигнала или параметрам, полученным из функций, например кривых, основанных на соотношениях между конкретными точками нескольких сигналов.

Параметры могут также быть основанными на значениях прижимного усилия и периодах времени между конкретными точками на сигналах. Значения С₁ ^m, C₁ ^s, C₁ ^d ... C_n ^m, C_n ^s, C_n ^d представляют коэффициенты, полученные во время процессов тренировки, основанных на клинических данных.

Кроме того, можно также вычислить частоту повторения импульсов с использованием формулы:

.

Для определения частоты повторения импульсов определяют четыре отдельных сигнала, а время усредняют. Предпочтительно сигналы, применяемые для определения частоты повторения импульсов, включают в себя сигнал, имеющий наибольшую максимальную амплитуду давления, два сигнала до сигнала, имеющего наибольшее максимальное давление, и сигнал, который следует за сигналом, имеющим наибольшее максимальное давление. После того, как будут идентифицированы четыре сигнала, определяют частоту повторения импульсов каждого сигнала. Затем сумму частоты повторения импульсов четырех сигналов делят на четыре для вычисления частоты повторения импульсов PR. Частота повторения импульсов (PR) для каждого сигнала основана на следующей формуле:

Фигуры 9, 10 и 11 показывают характерные параметры, которые можно применять для вычисления значений кровяного давления. Фигура 9 показывает ряд выборок сигналов, демонстрируемых расположенной внизу артерией, во время приложения различного усилия. Вертикальная шкала показывает давление в мм рт. ст., тогда как горизонтальная шкала показывает отдельные точки замеров, в которых измеряют значения кровяного давления, создаваемого импульсом, в зависимости от времени. В конкретном исполнении датчик 40 посылает непрерывные электрические сигналы, представляющие сигналы давления, которое замеряли 128 раз в секунду.

В предпочтительном исполнении прижимное усилие, прилагаемое прижимным устройством 36 к блоку 38 интерфейса датчика (показан на фигуре 1), охватывает предварительно выбранный диапазон увеличения прижимного усилия. Предпочтительно диапазон развертки прижимных усилий начинается примерно при 20 мм рт. ст. Затем прижимное усилие, прилагаемое прижимным устройством, постоянно увеличивают, пока не будут обнаружены два отдельных сигнала вслед за обнаруженным сигналом, имеющим наибольшую амплитуду давления. Либо после обнаружения и идентификации сигнала, имеющего наибольшее максимальное давление, последующие развертки могут иметь изменяющееся прижимное усилие, прилагаемое до тех пор, пока не будет достигнуто предварительно выбранное кратное среднего прижимного усилия с сигналом, имеющим наибольшую максимальную амплитуду давления. Предпочтительно диапазон каждой развертки находится между начальным прижимным усилием 20 мм рт. ст. и конечным прижимным усилием примерно 150% среднего прижимного усилил с сигналом, имеющим наибольшую максимальную амплитуду давления во время предшествующей развертки. Кроме того, диапазон развертки может иметь начальное прижимное усилие примерно 20 мм рт. ст. до конечного прижимного усилия, имеющего предварительно выбранное абсолютное значение. Либо развертка может начинаться при высоком давлении и завершаться при низком давлении. В качестве меры безопасности давление внутри камеры давления (обнаруженное датчиком 42) и в камере 210 интерфейса (обнаружено датчиком 40) постоянно измеряется монитором 26. Если отношение давления в камере давления 116 и в камере 210 уменьшается до ниже определенного интервала пределов, посылается аварийный сигнал.

После каждой развертки прижимного усилия система 20 измерения давления крови начинает последующую новую развертку для вычисления новых последующих значений кровяного давления. В результате система 20 измерения кровяного давления непрерывно измеряет кровяное давление в расположенной внизу артерии без дискомфорта для пациента. Как можно увидеть, диапазон развертки прижимного усилия, прилагаемого прижимным устройством 36, может иметь различные начальные и конечные точки. Кроме того, прижимное усилие, прилагаемое прижимным устройством 36, может изменяться периодически. Например, прижимное усилие может увеличиваться или уменьшаться постепенно.

На основе обнаруженных и выбранных сигналов давления или данных, полученных датчиком 40 и посылаемых монитору 26 во время каждой развертки прижимного усилия, монитор 26 получает заранее выбранные параметры для вычисления значений кровяного давления по полученным параметрам и хранимой группы коэффициентов. Как показано на фигуре 9, параметры можно получить непосредственно по абсолютному сигналу давления, которое изменяется, когда прижимное усилие изменяется в течение времени. Такие параметры можно определить по профилю сигнала, включая конкретный фронт сигнала в выбранной точке замера, времени повышения до выбранной точки замера на сигнале и прижимному удавлению, соответствующему конкретной точке замера на сигнале. Как можно оценить, любой из разнообразия параметров можно определить по абсолютному сигналу давления, показанному на фигуре 9. Параметры могут быть также основаны на конкретных точках или функциях точек замера.

Фигура 10 показывает пример применения значений или параметров многочисленных сигналов 500, представленных на фигуре 9, для вывода дополнительных параметров. Фигура 10 показывает несколько точек 510 данных. Каждая точка данных 510 представляет выбранный сигнал, взятый из развертки, показанной на фигуре 9. Кривую 520 получают по точкам подбора 510 до предварительно выбранной функции или отношения. Затем по кривой 520 выводят такие параметры как пик 530. Как можно оценить другие различные параметры, например наклон, можно также определить по кривой 520. Параметры, полученные по кривой 520, основаны в конечном счете на сигналах давления 500, показанных на фигуре 9, которые получены из данных или сигналов обнаруженного сигнала от датчика 40. Однако, поскольку кривую 520 получают с использованием множества сигналов 500, то параметры, определенные по кривой 520, представляют общую связь между множеством сигналов 500. Другими словами, параметры, полученные по кривой 520, представляют как множество сигналов 500 (показаны на фигуре 9) связаны друг с другом. Точки данных 510 представляют скорректированное давление сигналов. Как можно оценить, такие функции, как кривые, можно также получить с использованием значений абсолютного сигнала давления, которые показаны на фигуре 9.

Форму волны "корректируют" путем вычитания прижимного давления из абсолютного давления сигнала для получения относительного давления сигнала (обычно известно как амплитуды). Корректировка сигнала исключает характеристики сигнала, которые являются результатом непрерывного повышения прижимного усилия, прилагаемого к артерии во время каждого сигнала или сердечного цикла.

Фигура 11 также показывает другие параметры, которые можно получить из значений сигналов, показанных на фигуре 9. Фигура 11 показывает сигнал 600 из сигналов 500. Сигнал 600 представляет предпочтительно сигнал, имеющий наибольшую пиковую или максимальную амплитуду давления. Либо сигнал 600 может быть любым из сигналов 500 (показаны на фигуре 9), например, сигнала, непосредственно предшествующего или следовавшего после сигнала, имеющего наибольшее максимальное давление. Как показано на фигуре 11, сигнал 600 корректируют так, что начальная точка 602 и конечная точка 604 имеют одно значение абсолютного давления сигнала. Как показано на фигуре 11, сигнал 600 пересчитан по горизонтальной и вертикальной шкалам для исключения прироста от параметров, полученных из сигнала 600. Предпочтительно сигнал приводят к масштабу от нуля до двадцати одного, начиная с начальной точки 602 и кончая конечной точкой 604 сигнала 600 на горизонтальной оси b. Предпочтительно сигнал 600 пересчитан по вертикальной шкале от нуля до одного, начиная с ее основания и кончая ее пиком. Поскольку сигнал 600 приведен к масштабу по горизонтальной и вертикальной шкале, то параметры можно определить по сигналу 600 для вычисления значений кровяного давления без прироста конкретного пациента, влияющего на вычисленное значение кровяного давления. Приращения вызваны различиями между истинным давлением, создаваемым в артерии, и давлением, обнаруженным на поверхности запястья или анатомии, создаваемым в результате изменения характеристик промежуточной ткани. Приведение к масштабу сигнала 600 исключает любые усиления (приращения), демонстрируемые отдельными пациентами. При применении масштабированных значений для установки соответствующих точек или амплитуд сигнала давления на сигнале 600 точки на сигнале 600 соответствуют равномерно тем же сигналам, демонстрируемым другими пациентами.

Как показано на фигуре 11, различные параметры можно получить по масштабированному и откорректированному сигналу 600. На фигуре 11 показано, что такие параметры включают в себя ширину сигнала 600 в выбранных точках на вертикальной оси y, отношения отдельных амплитуд сигнала давления в выбранных точках на горизонтальной оси b и амплитуду сигнала, время повышения или время, пройденное от начала сигнала 600 в точке 602 до выбранной точки на вертикальной оси y. Кроме того, по сигналу 600 можно также определить несколько других параметров, например наклон и другие характеристики формы.

После выбора параметров, применяемых для вычисления значений кровяного давления, необходимо определить коэффициенты, соответствующие каждому параметру. Коэффициенты представляют связь между конкретной группой параметров и результирующим значением кровяного давления, которое должно быть определено по конкретной группе параметров. Сначала устанавливают коэффициенты по клиническим испытаниям на пациентах, имеющих известные значения кровяного давления. Обычно известное значение кровяного давления определяют с использованием метода А-линия (предел), который является обычно точным, хотя его трудно установить, он дорогостоящий и создает риск для медицинского персонала. Когда кровяное давление определяют с использованием метода А-линия или других способов, блок 38 интерфейса датчика устанавливают над расположенной снизу артерией пациента. Прижимное устройство 36 прилагает изменяющееся усилие к артерии пациента, имеющего известное значение кровяного давления. Как было описано, датчик 40 посылает сигналы или данные сигнала обнаруженного давления, представляющие сигнал артериального давления. Монитор 26 принимает посланные данные сигнала обнаруженного давления и получает из данных сигналов обнаруженного давления предварительно выбранные параметры. Затем, применяя вычисленные значения выбранных параметров и известное значение кровяного давления, определяют коэффициенты. Каждый коэффициент, соответствующий каждому выбранному параметру, является функцией известных значений кровяного давления и полученных параметров. Предпочтительно испытывают клинически несколько пациентов для определения коэффициентов. После их получения коэффициенты хранят для использования в неинвазивном вычислении значений кровяного давления других пациентов, без необходимости применения трудоемкого, дорогостоящего и рискованного метода А-линия и без применения обычно более неточных известных методов измерения кровяного давления. Предпочтительно определяют каждый конкретный коэффициент для применения его в вычислении значений кровяного давления по полученным параметрам сигнала для всех пациентов. Либо можно применять индивидуализированные коэффициенты для вычисления значений кровяного давления по полученным параметрам сигналов конкретных пациентов, попадающих под конкретную возрастную группу или другие специализированные группы. Коэффициенты предпочтительно определяют для применения с той же системой измерения кровяного давления, которую будут применять для определения конкретного значения кровяного давления пациентов, имеющих неизвестные значения кровяного давления. Однако, как можно увидеть, способ, согласно настоящему изобретению, для определения значений кровяного давления можно применять в соединении с любой из множества систем измерения кровяного давления, включающих в себя блоки различных датчиков и прижимные устройства.

Кроме того, для иллюстрации различных способов, посредством которых можно получить параметры по данным сигнала давления, фигуры 9, 10 и 11 показывают конкретные параметры для применения в вычислении систолического, среднего и диастолического кровяного давления у конкретного пациента во время отдельной развертки прижимного усилия. Согласно предпочтительному способу, в соответствии с настоящим изобретением прижимное устройство 36 прилагает развертывающееся, непрерывно изменяющееся прижимное усилие к расположенной внизу артерии. Предпочтительно прижимное усилие, прилагаемое прижимным устройством 36 во время каждой развертки, начинается при 20 мм рт. ст. и скачет вверх с течением времени до тех пор, пока датчик 40 не обнаружит две формы волны после того, как будет идентифицирован сигнал, имеющий наибольшее максимальное давление. На основе полученных данных сигнала обнаруженного давления, представляющих сигналы, как характерно показано на фигуре 9, система измерения кровяного давления 20 вычисляет систолическое, среднее и диастолическое давление с использованием хранимой группы коэффициентов. Систолическое кровяное давление (S) вычисляют с использованием формулы:
S=C₁ ^sP₁ ^s+C₂ ^sP₂ ^s+ C₃ ^sP₃ ^s+C₄ ^sP₄ ^s+ C₅ ^sP₅ ^s+C₆ ^sP₆ ^s+ C₇ ^sP₇ ^s+C₈ ^sP₈ ^s+ C₈ ^sP₈ ^s+C₉ ^sP₉ ^s.

Коэффициентами C₁ ^s-C₉ ^s являются коэффициенты, которые хранились и которые были определены согласно ранее описанному способу в соответствии с настоящим изобретением. C₉ ^s является значением смещения. Параметры P₁ ^s и P₂ ^s получены по относительным амплитудам сигнала давления, соответствующим сопоставимым значениям, взятым из пересчитанных и откорректированных шумов, представленных сигналов 600 на фигуре 11. Предпочтительно параметр P₁ ^s является отношением, определенным по амплитуде сигнала давления на сигнале 600, которое соответствует значению b1 на шкале по горизонтальной оси, разделенному на максимальную амплитуду сигнала давления или пик (точка 606) сигнала 600. Параметром P₂ ^s является предпочтительно отношение, определенное по амплитуде сигнала давления в точке 608 на сигнале 600, которое соответствует значению b₃ на горизонтальной оси b, разделенному на максимальную амплитуду или пик (точка 606) сигнала давления 600.

Параметром P₃ ^s является время повышения или время, пройденное от начала сигнала до конкретной точки на сигнале 600, соответствующей конкретному значению на вертикальной шкале. Предпочтительно параметром P₃ ^s является пройденное время от начала сигнала 600 до точки 610 на сигнале 600, которая имеет высоту по вертикали примерно 0,18 от высоты максимальной амплитуды давления или пика (точка 606) сигнала 600. Это время повышения или пройденное время представлено как 612 на фигуре 11.

Параметр P₄ ^s является средним давлением неоткорректированной формы волны 500а (показана на фигуре 9), имеющей наивысший пик или максимальное давление. Параметр P₄ ^s обозначен точкой 700 на фигуре 9. Параметром P₅ ^s является систолическая точка неоткорректированного сигнала давления сразу после неоткорректированного сигнала давления, имеющего наибольшее максимальное давление. Параметр P₅ ^s представлен точкой 710 на фигуре 9.

Параметром P₆ ^s является параметр, взятый из функции, например кривой, полученной из значений множеств сигналов 500 (показана на фигуре 9). Предпочтительно параметр P₆ ^s представляет пиковое давление кривой 520, показанной на фигуре 10. Пик представлен точкой 530. Кривую 520 построили предпочтительно путем подгонки относительной амплитуды сигнала давления сигнала 500 (показаны на фигуре 9) к функции или математическому выражению:
АМПЛИТУДА = выражение (ax²+bx+c),
где x=средняя амплитуда давления сигнала давления каждого сигнала давления.

Параметр P₇ ^s представляет значение времени, выражающее ширину сигнала 600 (представлен сегментом 614 между точками 616 и 618), которая соответствует выбранному проценту максимальной амплитуды давления или пика (точка 606) сигнала 600. Время, пройденное между точками 616 и 618, определяют путем подсчета количества выборок, взятых монитором 26, которые расположены над точками 616 и 618 на сигнале 600. Предпочтительно параметром P₇ ^s является ширина сигнала 600 на высоте примерно 0,9А, где А - максимальная амплитуда сигнала давления сигнала 600 (точка 606).

Параметром P₈ ^s является максимальный наклон неоткорректированного сигнала 500с сразу после сигнала 500а, имеющего наибольшее максимальное давление или пик.

Значение среднего кровяного давления (М) вычисляют с использованием формулы:
М=C₁ ^mP₁ ^m+C₂ ^mP₂ ^m+ C₃ ^mP₃ ^m+C₄ ^mP₄ ^m+ C₅ ^m.

Коэффициенты C₁ ^m- C₅ ^m представляют хранимые коэффициенты, определенные согласно описанному способу в соответствии с настоящим изобретением. Коэффициентом C₅ ^m является смещение. Параметры P₁ ^m и P₂ ^m получены по относительным амплитудам сигналов давления, соответствующим пересчитанным значениям, взятым из пересчитанного и откорректированного пульса, представленного сигналом 600 на фигуре 11. Предпочтительно параметром P₁ ^m является отношение, определенное по сигналу давления (точка 620) на сигнале 600, которое соответствует значению b₉ масштаба на горизонтальной оси, разделенному на максимальную амплитуду сигнала давления или пик (точка 606) сигнала 600. Аналогично параметр P₂ ^m представляет отношение, определенное по давлению сигнала на сигнале 600, которое соответствует значению b₁₃ масштаба на горизонтальной оси (точка 622), разделенному на максимальную амплитуду сигнала давления или пик (точка 606) сигнала 600.

Параметр P₃ ^m идентичен параметру P₄ ^s, применяемому для вычисления систолического кровяного давления. Параметр P₄ ^m идентичен параметру P₆ ^s, применяемому для вычисления систолического кровяного давления.

Значения диастолического давления (D) вычисляют с использованием формулы:
D = C₁ ^dP₁ ^d + C₂ ^dP₂ ^d + C₃ ^dP₃ ^d + C₄ ^dP₄ ^d + C₅ ^dP₅ ^d + C₆ ^dP₆ ^d + C₇ ^dP₇ ^d + C₈ ^d
Коэффициенты C₁ ^d - C₈ ^d представляют хранимые коэффициенты, определенные согласно ранее описанному способу в соответствии с настоящим изобретением. Коэффициент C₈ ^d представляет значение смещения. Параметр P₁ ^d определен по относительному давлению сигнала, соответствующему пересчитанным значениям, взятым из пересчитанного и откорректированного пульса, представленного сигналом 600 на фигуре 11. Предпочтительно параметр P₁ ^d является отношением, определенным по амплитуде давления сигнала на сигнале 600, которое соответствует значению шкалы b₁₂ на горизонтальной оси (точка 624), разделенному на максимальную амплитуду давления сигнала или пик (точка 6060) сигнала 600.

Параметр P₂ ^d идентичен параметру P₃ ^s, применяемому для вычисления систолического кровяного давления. Предпочтительно параметром P₃ ^d является ширина сегмента 626 между точками 628 и 630. Предпочтительно точками 626 и 628 являются точки на сигнале 600, которые расположены на высоте 0,875А, где А - максимальная амплитуда давления (точка 606) сигнала 600. Ширину или время параметра P₃ ^d определяют подсчетом количества отдельных сигналов амплитуды давления сигнала или выборок, генерируемых датчиком 40 и посылаемых монитору 26, которые расположены над точками 626 и 628 на сигнале 600. Если точки 626 и 628 находятся между отдельными сигналами амплитуды давления сигнала или выборками, то для определения временной продолжительности параметра P₃ ^d применяют интерполяцию.

Параметр P₄ ^d идентичен параметру P₄ ^s, применяемому для вычисления систолического кровяного давления. Параметры P₅ ^d и P₆ ^d вычисляют по абсолютному давлению формы волны (сигнала), как показано на фигуре 9. Предпочтительно параметром P₅ ^d является значение диастолического давления неоткорректированного сигнала, имеющего наибольшее значение максимального давления. Это значение диастолического кровяного давления представлено точкой 720. Параметром P₆ ^d является диастолическое давление неоткорректированного сигнала (форма волны 500с) вслед за сигналом (форма волны 500а), имеющим наибольшую максимальную амплитуду давления или пик. Параметр P₆ ^d представлен точкой 730 на фигуре 9.

Параметр P₇ ^d определен по абсолютному давлению формы волны, показанному на фигуре 9. Для вычисления параметра P₇ ^d определяют наклоны вдоль частей каждого отдельного сигнала 500. Параметром P₇ ^d является прижимное усилие, приложенное к расположенной внизу артерии, которое соответствует точке на конкретном сигнале, имеющем максимальную скорректированную амплитуду. Скорректированную амплитуду наклона сигнала получают умножением ее амплитуды с максимальным наклоном на всех сигналах 500 и делением результата с наклоном, соответствующим отдельному сигналу. Как можно увидеть, в способе, в соответствии с настоящим изобретением, можно применять различные альтернативные параметры для вычисления значений кровяного давления.

VI. Заключение
Настоящее изобретение позволяет определять непрерывно и неинвазивно, кровяное давление у пациентов без сложности, затрат и риска и неточностей, связанных с известными способами и устройствами для определения кровяного давления. Устройство 24 для запястья надежно устанавливает блок 38 интерфейса датчика на запястье 22 пациента, таким образом движения пациента не изменяют оптимального положения блока 38 интерфейса датчика. Нижняя точка поворота блока 38 интерфейса датчика заставляет усилие, прилагаемое боковой стенкой блока 38 к ткани над расположенной внизу артерией, распределяться равномерно по периметру боковой стенки. В результате система 20 измерения кровяного давления выбирает более точные сигналы, представляющие сигнал импульсов кровяного давления. Благодаря определению параметров по данным сигнала и благодаря применению хранимых коэффициентов система измерения кровяного давления последовательно и точно определяет значения кровяного давления.

Хотя настоящее изобретение было описано со ссылкой на конкретные исполнения, специалисты в данной области техники поймут, что в объеме настоящего изобретения возможны изменения в форме и деталях. Например, хотя было описано определение значений давления на основе параметров сигналов с использованием линейных уравнений и хранимых коэффициентов, однако также можно применять, в соответствии с настоящим изобретением, другие способы, использующие нелинейные уравнения, наглядные таблицы, нечеткие логические и нейтральные схемы.

Claims (18)

1. Способ определения кровяного давления в артерии, имеющей пульс, при котором прилагают изменяющееся давление к артерии, обнаруживают давление, создаваемое артерией, и определяют кровяное давление на основе обнаруженного давления, отличающийся тем, что размещают датчик, имеющий камеру, заполненную текучей средой с постоянным объемом, над артерией, прилагают усилие к датчику для приложения изменяющегося давления к артерии, обнаруживают данные сигнала давления, создаваемого артерией, путем обнаружения давления внутри камеры, наполненной текучей средой с постоянным объемом, определяют параметры, связанные с формой сигнала, по данным сигнала обнаруженного давления и определяют значение кровяного давления на основе этих параметров.

2. Способ по п.1, отличающийся тем, что непрерывно изменяют давление, прилагаемое к артерии.

3. Способ по п.1, отличающийся тем, что определение параметров включает в себя выбор группы данных сигнала для множества биений, включая биение с максимальной амплитудой, и определение параметров формы сигнала по выбранным данным сигнала.

4. Способ по п.1, отличающийся тем, что определение параметров по данным сигнала обнаруженного давления включает в себя определение значения относительной амплитуды и, по меньшей мере, одного параметра формы сигнала.

5. Способ по п.1, отличающийся тем, что определение параметров включает в себя определения параметров кривой, получаемых из данных сигнала обнаруженного давления.

6. Способ по п.1, отличающийся тем, что первое давление прилагают к артерии в начальной точке сигнала, второе давление прилагают к артерии в конечной точке сигнала, а определение параметров включает в себя регулирование сигнала так, чтобы начальная точка и конечная точка сигнала имели одинаковые амплитуды давления.

7. Способ по п.1, отличающийся тем, что включает в себя масштабирование сигнала давления для исключения прироста, при котором параметры определяют по масштабированному сигналу давления.

8. Способ по п.1, отличающийся тем, что определение параметров, связанных с формой сигнала, включает в себя определение, по меньшей мере, одного из следующих параметров: время нарастания выбранной части сигнала, наклон части сигнала, приложенное давление, соответствующее начальной точке сигнала, приложенное давление, соответствующее конечной точке сигнала, давление сигнала в выбранный момент времени, давление, соответствующее выбранной точке сигнала, значение времени, соответствующее ширине выбранной части сигнала, средняя амплитуда сигнала, приложенное давление, соответствующее выбранной точке сигнала, и среднее значение кривой, полученной по данным, взятым из множества сигналов.

9. Способ определения кровяного давления в артерии, при котором прилагают изменяющееся давление к артерии, обнаруживают давление, создаваемое артерией, и определяют кровяное давление на основе обнаруженного давления, отличающийся тем, что размещают датчик, имеющий камеру постоянного объема, наполняемую текучей средой, над артерией, прилагают усилие к датчику для приложения изменяющегося давления к артерии так, чтобы артерия выдавала множество сигналов давления, получают данные сигнала давления из давления, обнаруженного внутри камеры, наполненной текучей средой с постоянным объемом, представляющие каждый из множества сигналов давления, определяют параметры по данным сигнала обнаруженного давления и определяют значение кровяного давления на основе этих параметров.

10. Способ по п.9, отличающийся тем, что приложение усилия к датчику для приложения изменяющегося давления к артерии начинают при начальном давлении и оканчивают при конечном незакупоривающем давлении так, что артерия выдает множество сигналов давления, и при этом конечное незакупоривающее давление, прилагаемое к артерии, определяют на основе данных сигналов давления, обнаруженных во время приложения изменяющегося давления к артерии.

11. Способ по п.9, отличающийся тем, что определяют максимальную амплитуду давления для каждого из множества сигналов давления и при этом приложение усилия к датчику для приложения изменяющегося давления к артерии включает в себя приложение увеличивающегося давления к артерии до тех пор, пока, по меньше мере, один сигнал не будет иметь максимальную амплитуду давления меньше максимальной амплитуды давления предшествующего сигнала.

12. Способ по п.9, отличающийся тем, что получают множество разных параметров из данных обнаруженного давления, а значение кровяного давления определяют как функцию этого множества разных параметров.

13. Способ по п.9, отличающийся тем, что получают множество параметров из данных обнаруженного давления, а значение кровяного давления определяют на основе множества параметров, связанных с формой сигнала, и хранимой группы коэффициентов.

14. Способ по п.9, отличающийся тем, что получение множества параметров включает в себя формирование данных сигналов давления для сигналов давления, представляющих множество биений, обнаружение возникновения биений по данным сигнала и извлечение параметров сигналов с использованием обнаруженного возникновения одного из биений.

15. Система измерения кровяного давления неинвазивным способом, содержащая датчик, имеющий камеру обнаружения, заполненную текучей средой с постоянным объемом, выполненный с возможностью его установки на расположенную внизу артерию, средство для приложения усилия к датчику для приложения изменяющегося давления к расположенной внизу артерии, чувствительное средство для обнаружения давления в камере обнаружения, заполненной текучей средой с постоянным объемом, представляющего данные давления, создаваемого расположенной внизу артерией, средство формирования сигнала, соединенное с чувствительным средством для формирования выходных сигналов, соответствующих обнаруженным давлениям в камере обнаружения, заполненной текучей средой с постоянным объемом, и средство обработки для приема входных сигналов из средства формирования сигналов для получения параметров с использованием обнаруженных давлений и для определения значения кровяного давления с использованием полученных параметров.

16. Система измерения кровяного давления по п.15, отличающаяся тем, что средство формирования сигнала включает в себя процессор входных сигналов для обработки данных, принимаемых от чувствительного средства и для отфильтровывания шума, и аналого-цифровой преобразователь для преобразования сигнала от процессора входных сигналов в цифровую форму, представляющую давления импульсов обнаруженного кровяного давления.

17. Система измерения кровяного давления по п.15, отличающаяся тем, что средство обработки выполнено с возможностью формирования множества параметров с использованием обнаруженных давлений, включая, по меньшей мере, один параметр, отличный от максимальной амплитуды сигнала давления и приложенного давления, соответствующий максимальной амплитуде сигнала давления.

18. Система измерения кровяного давления по п.15, отличающаяся тем, что она дополнительно содержит средство хранения, предназначенное для хранения группы коэффициентов, а средство обработки использует полученные параметры и сохраненную группу коэффициентов для определения значения кровяного давления.

Images