RU2281687C1 - Method for monitoring arterial pressure - Google Patents
Method for monitoring arterial pressure Download PDFInfo
- Publication number
- RU2281687C1 RU2281687C1 RU2005103792/14A RU2005103792A RU2281687C1 RU 2281687 C1 RU2281687 C1 RU 2281687C1 RU 2005103792/14 A RU2005103792/14 A RU 2005103792/14A RU 2005103792 A RU2005103792 A RU 2005103792A RU 2281687 C1 RU2281687 C1 RU 2281687C1
- Authority
- RU
- Russia
- Prior art keywords
- pressure
- values
- blood pressure
- value
- measuring
- Prior art date
Links
Images
Abstract
Description
Предлагаемое изобретение относится к медицинской технике и может быть использовано для мониторинга артериального давления (АД) у человека.The present invention relates to medical equipment and can be used to monitor blood pressure (BP) in humans.
Мониторинг АД является важной задачей в медицинской практике. Мониторинг в критических состояниях требует непрерывного слежения за параметрами АД, так как важные изменения давления могут происходить достаточно быстро.Blood pressure monitoring is an important task in medical practice. Monitoring in critical conditions requires continuous monitoring of blood pressure parameters, since important pressure changes can occur quite quickly.
В большинстве случаев в современных тонометрах [1] измерение АД осуществляют путем развертывающего уравновешивающего преобразования, иллюстрируемого диаграммой на фиг.1.In most cases, in modern blood pressure monitors [1], blood pressure measurement is carried out by means of a deploying balancing transformation, illustrated by the diagram in figure 1.
Артерия через толщу мягких тканей подвергается сжатию внешним давлением Pk(t), начальное значение которого несколько превышает ожидаемое верхнее (систолическое) значение артериального давления Pa(t). Затем в процессе декомпрессии (обычно по линейному закону) фиксируются моменты tн и tв достижения компенсирующим внешним давлением значений верхнего Рав и нижнего Ран (диастолического) давлений. В эти моменты времени берутся отсчеты соответствующих значений внешнего давления. Обычно метод уравновешивающего развертывающего преобразования обеспечивает высокую точность измерения. Но в случае измерения артериального давления достижение необходимой точности фиксации моментов tн и tв представляет значительные трудности, поскольку эта операция в силу специфики объекта измерения может выполняться только по косвенным признакам (получение сигнала разности сравниваемых давлений принципиально невозможно). Вторая проблема при использовании обычного способа измерения АД связана с ограничением скорости декомпрессии артерии. Она должна быть приблизительно равна 2 мм рт.ст. на один цикл сердечного сокращения. При отклонении скорости от указанного значения в любую сторону возрастает погрешность измерения. При отклонении в меньшую сторону это связано с нарушениями гемодинамики артерии, а при отклонении в большую сторону возрастает методическая погрешность измерения, которая по своей природе близка к погрешности квантования. Общее время измерения, таким образом, составляет упомянутые 1,5-2 минуты. Такое быстродействие тонометров считается врачами неудовлетворительным в целом ряде случаев и, прежде всего, при использовании обычного способа измерения АД в системах мониторинга АД.Artery through the thickness of soft tissue is compressed by external pressure P k (t), the initial value of which somewhat exceeds the expected upper (systolic) blood pressure value P a (t). Then, in the process of decompression (usually according to a linear law), the moments t n and t are recorded in order to achieve the compensating external pressure values of the upper P AB and lower P an (diastolic) pressure. At these points in time, the corresponding external pressure readings are taken. Typically, a balancing sweep transform method provides high measurement accuracy. But in the case of measuring blood pressure, achieving the necessary accuracy of fixing the moments t n and t in presents significant difficulties, since this operation, due to the specifics of the measurement object, can be performed only by indirect signs (receiving a signal of the difference of the compared pressures is fundamentally impossible). The second problem when using the usual method of measuring blood pressure is associated with limiting the rate of decompression of the artery. It should be approximately equal to 2 mmHg. for one heartbeat cycle. If the speed deviates from the indicated value in either direction, the measurement error increases. With a deviation to a smaller side, this is associated with impaired hemodynamics of the artery, and with a deviation to a larger side, the methodical measurement error increases, which by its nature is close to the quantization error. The total measurement time, therefore, is the aforementioned 1.5-2 minutes. Such a speed of blood pressure monitors is considered unsatisfactory by doctors in a number of cases and, above all, when using the usual method of measuring blood pressure in blood pressure monitoring systems.
Однако применительно к задаче мониторинга АД главная проблема состоит далеко не в обеспечении необходимой точности и необходимого быстродействия. Основным недостатком является необходимость полного пережатия артерии в процессе измерения, т.е. перекрытия кровотока в артерии, что приводит к искажению нормальной гемодинамической картины в артерии и к возникновению соответствующей погрешности, не говоря уже о том дискомфорте, который испытывает при измерении пациент. Перекрытие кровотока создает определенные неудобства во время различного рода операций, когда необходимость периодического измерения АД затруднена или невозможна из-за того, что одновременно пациенту необходимо вводить через вену какие-то препараты, и его вена подключена к медицинской аппаратуре в течение всего времени операции. Круглосуточное мониторирование АД с помощью подобных приборов осуществить не удается, так как причиняются дополнительные болевые ощущения пациентам при надувании манжеты. Кроме того, частые измерения приводят к нарушению кровоснабжения конечности больного. Мониторирование артериального давления (АД) с непрерывной круглосуточной регистрацией по сей день остается нерешенной задачей в клинике внутренних болезней.However, in relation to the task of monitoring blood pressure, the main problem is far from ensuring the necessary accuracy and the necessary speed. The main disadvantage is the need for full clamping of the artery during the measurement process, i.e. overlapping blood flow in the artery, which leads to a distortion of the normal hemodynamic picture in the artery and to the occurrence of the corresponding error, not to mention the discomfort that the patient experiences when measuring. Blocking the blood flow creates certain inconveniences during various operations, when the need for periodic measurement of blood pressure is difficult or impossible due to the fact that at the same time the patient needs to inject some drugs through the vein, and his vein is connected to the medical equipment during the entire operation time. 24-hour blood pressure monitoring using such devices cannot be carried out, since additional pain is caused to patients when the cuff is inflated. In addition, frequent measurements lead to a violation of the blood supply to the limb of the patient. Monitoring of blood pressure (BP) with continuous round-the-clock registration to this day remains an unresolved task in the clinic of internal diseases.
Помимо описанного выше метода развертывающего уравновешивающего преобразования для измерения артериального давления в принципе можно использовать метод следящего уравновешивающего преобразования. Суть метода заключается в том, что, как и в случае развертывающего преобразования, на артерию через толщу мягких тканей воздействует компенсирующее внешнее давление. Но если в случае развертывающего преобразования равенство внешнего компенсирующего давления артериальному в принципе не может наблюдаться более чем в двух точках на периоде сердечного сокращения, то в случае следящего уравновешивающего преобразования за счет регулирующего воздействия по цепи обратной связи непрерывно поддерживается равенство внешнего компенсирующего и измеряемого артериального давления.In addition to the method of the deploying balancing transformation described above for measuring blood pressure, in principle, you can use the method of tracking balancing transformation. The essence of the method is that, as in the case of a deploying transformation, compensating external pressure acts on the artery through the thickness of the soft tissues. But if, in the case of a rolling transformation, the equality of the external compensating blood pressure in principle cannot be observed at more than two points on the heartbeat period, then in the case of the tracking balancing transformation, the equality of the external compensating and measured blood pressure is continuously maintained due to the control action on the feedback circuit.
На настоящий момент запатентованы различные варианты реализации этого метода, из которых мы рассмотрим два - один зарубежный [2], автор Penaz J., второй отечественный [3], автор Э.К.Шахов. Функциональная схема тонометра, предложенного Penaz J., представлена на фиг.2. Пальцевая окклюзионная манжетка 1 содержит фотоплетизмографический датчик, включающий излучатель 2, питаемый от источника 3, и фотоприемник 4, дающий сигнал, пропорциональный величине диаметра пальцевой артерии. Воздушная магистраль 5 прибора, связанная с манжеткой, включает компрессор 6, клапан 7 с пропорциональным управлением и датчик 8 давления. В петле электромеханической обратной связи происходит формирование сигнала, пропорционального диаметру артерии, и напряжения, управляющего работой клапана. В результате, при пульсации сосуда с увеличением просвета артерии давление в манжетке увеличивается, а при уменьшении - уменьшается. Таким образом, поддерживается номинальная величина просвета артерии, задаваемая микропроцессором 13.At present, various options for implementing this method have been patented, of which we will consider two - one foreign [2], author Penaz J., the second domestic [3], author E.K. Shakhov. Functional diagram of the tonometer proposed by Penaz J., is presented in figure 2. The finger occlusal cuff 1 contains a photoplethysmographic sensor, including a
Давление воздуха в манжетке отслеживает колебания АД на протяжении сердечного цикла и после преобразования в электрический сигнал датчиком 2, 4 поступает на АЦП 14 для обработки в микропроцессоре 13 по осциллометрической методике.The air pressure in the cuff monitors blood pressure fluctuations throughout the cardiac cycle and, after being converted into an electrical signal by a
На экран дисплея 15 выводятся кривая давления и вычисленные значения параметров АД. В приборе предусмотрена периодическая калибровка по сигналу от микропроцессора, подаваемому на переключатель 12. При этом обратная связь размыкается и под действием напряжения калибровки осуществляется поиск размера сосуда, при котором пульсации давления достигают максимума.The pressure curve and the calculated values of the blood pressure parameters are displayed on the
Для предотвращения искажений фотоплетизмографического сигнала палец с манжеткой при проведении процедур измерения АД необходимо надежно зафиксировать.To prevent distortion of the photoplethysmographic signal, the finger with the cuff must be firmly fixed during the measurement of blood pressure.
В мониторе АРМ 770 (Cortronic USA), построенном по аналогичному принципу, используется стандартная плечевая манжетка с постоянным низким давлением около 30 мм рт.ст. и следящая система за расширением сосудистой стенки с целью определения параметров АД [4].The ARM 770 monitor (Cortronic USA), built on a similar principle, uses a standard shoulder cuff with a constant low pressure of about 30 mmHg. and the monitoring system for the expansion of the vascular wall in order to determine the parameters of blood pressure [4].
При всех достоинствах тонометра фиг.2 он не лишен одного существенного недостатка. Прибор отслеживает только динамическую составляющую АД. Дело в том, что по самому принципу, заложенному в основу функционирования прибора, система отслеживает только динамическую составляющую изменения объема артерии. Для получения полной картины изменения АД прибор нуждается, как указывалось, в периодической калибровке. Следует также отметить, что схемная реализация рассмотренного прибора отличается большой сложностью.With all the advantages of the tonometer of figure 2, it is not without one significant drawback. The device monitors only the dynamic component of blood pressure. The fact is that, according to the very principle laid down in the basis of the functioning of the device, the system only monitors the dynamic component of the change in artery volume. To obtain a complete picture of changes in blood pressure, the device needs, as indicated, periodic calibration. It should also be noted that the circuit implementation of the considered device is very complex.
Эти недостатки в значительной степени устранены в тонометре по патенту [3], функциональная схема которого приведена на фиг.3. Функциональная схема включает последовательно соединенные датчик 1, измерительную цепь 2, усилитель 3, показывающее или/и регистрирующее устройство 4, обратный преобразователь (ОП) 5, а также задатчик времени коррекции 6 и устройство выборки и хранения (УВХ) 7. Обратный преобразователь преобразует напряжение с выхода усилителя в механическую силу, воздействующую на шток 8, в который вмонтирована оптопара (источник света и фототранзистор). Варианты реализации ОП могут быть различными, в частности он может быть выполнен в виде магнитоэлектрического преобразователя. Особенностью используемого оптического датчика (как и любого другого датчика объемных пульсаций артерии) является то, что постоянная составляющая его выходного сигнала в общем случае имеет произвольное значение, определяемое оптическими свойствами тканей индивидуума, конкретными значениями и разбросами параметров оптоэлектронной пары и измерительной цепи и т.д. Поэтому, если не принять специальных мер (в данном случае включение УВХ в цепь обратной связи усилителя), при включении устройства усилитель "зашкалит" (выходной каскад будет в режиме либо насыщения, либо отсечки). Чтобы предотвратить "зашкаливание" усилителя и ввести схему в режим слежения за артериальным давлением, задатчик времени коррекции периодически замыкает цепь местной обратной связи усилителя через устройство выборки и хранения.These disadvantages are largely eliminated in the tonometer according to the patent [3], a functional diagram of which is shown in figure 3. The functional circuit includes a series-connected sensor 1, a
После размыкания местной обратной связи (при этом УВХ запоминает отработанное значение) усилитель находится в линейном режиме, т.е. обеспечиваются условия, при которых любая статическая система регулирования входит в нормальный режим функционирования, в данном случае в режим слежения за изменениями артериального давления. Если перед замыканием местной обратной связи система находится в нормальном режиме работы, то ее функционирование не нарушится, так как возникающий при этом кратковременный бросок выходного напряжения усилителя практически не влияет на компенсирующее давление, создаваемое обратным преобразователем, в силу его инерционности.After opening the local feedback (in this case, the CVC stores the worked value), the amplifier is in linear mode, i.e. conditions are provided under which any static control system enters a normal mode of functioning, in this case, a tracking mode for changes in blood pressure. If the system is in normal operation before closing the local feedback, then its operation will not be affected, since the short-term surge in the output voltage of the amplifier practically does not affect the compensating pressure created by the inverse converter due to its inertia.
Следует заметить, что при практической реализации тонометра по рассматриваемому способу возникает ряд проблем. Одна из них связана с возможностью настройки системы на ложное значение постоянной составляющей артериального давления. Это объясняется тем, что выходной сигнал оптического датчика не содержит никакой информации о постоянной составляющей артериального давления. Следовательно, нужно обеспечить условия, при которых вход системы в режим слежения происходил бы в момент равенства компенсирующего и измеряемого давления.It should be noted that in the practical implementation of the tonometer by the considered method, a number of problems arise. One of them is connected with the possibility of tuning the system to a false value of the constant component of blood pressure. This is because the output signal of the optical sensor does not contain any information about the constant component of blood pressure. Therefore, it is necessary to ensure the conditions under which the entry of the system into the tracking mode would occur at the moment of equalization of the compensating and measured pressure.
Достоинством схемы фиг.3 по сравнению с вариантом фиг.2 является простота реализации и отсутствие необходимости в манжете и, следовательно, в компрессоре и пневматическом клапане с плавным управлением.The advantage of the circuit of Fig.3 in comparison with the variant of Fig.2 is the ease of implementation and the lack of need for a cuff and, therefore, in the compressor and pneumatic valve with smooth control.
Рассмотренный метод обеспечивает уникальную возможность длительной регистрации неинвазивными средствами всей кривой артериального давления, что ранее было возможно только инвазивным методом Oxford. Основное преимущество метода состоит в том, что при его использовании происходит минимальное сжатие сосудистой стенки артерии. И тем не менее тонометры, реализующие метод следящего уравновешивающего преобразования, обладают общим недостатком. Он состоит в необходимости управляемого источника внешнего воздействия на артерию, что связано с существенными энергетическими затратами, особенно в случае непрерывного мониторинга артериального давления. Кроме того, хотя при измерении по данному методу артерия не перекрывается полностью, но воздействие, оказываемое на конечность при измерении, все-таки остается беспокоящим фактором.The considered method provides a unique opportunity for long-term registration by non-invasive means of the entire blood pressure curve, which was previously possible only by the invasive Oxford method. The main advantage of the method is that when it is used, minimal compression of the arterial vascular wall occurs. Nevertheless, tonometers that implement the method of tracking balancing transformation have a common drawback. It consists in the need for a controlled source of external influence on the artery, which is associated with significant energy costs, especially in the case of continuous monitoring of blood pressure. In addition, although when measuring by this method, the artery does not completely overlap, but the impact on the limb during measurement still remains a disturbing factor.
Проблема уменьшения или полного устранения воздействия прибора на конечность при измерении АД привлекла внимание специалистов к исследованию возможностей косвенного измерения АД, суть которого состоит в том, что вместо непосредственного (прямого) измерения АД осуществляется измерение некоторого другого параметра, функционально связанного с АД.The problem of reducing or completely eliminating the effect of the device on the limb during blood pressure measurement has attracted the attention of specialists to the study of the possibilities of indirect measurement of blood pressure, the essence of which is that instead of the direct (direct) measurement of blood pressure, a measurement is made of some other parameter that is functionally related to blood pressure.
Первая разновидность косвенного метода предполагает измерение скорости кровотока в артерии. Скорость кровотока может быть определена с помощью ультразвуковой локации. Сделана попытка связать этот параметр с величиной АД и на основе этого осуществить непрерывную безманжетную регистрацию АД [5]. Способ заключается в предварительном установлении для пациента, у которого предстоит мониторировать давление, соотношения между АД и скоростью кровотока в определенной артерии путем одновременного измерения этих двух параметров в покое и при различных уровнях физической нагрузки. При этом давление измеряют обычным способом, а скорость кровотока - ультразвуковым допплеровским датчиком. В дальнейшем измерения АД производятся путем непрерывного определения скорости кровотока на основе предварительно полученного соотношения. Прибор имеет портативное исполнение и предназначен для наблюдения за АД в условиях свободного поведения пациента. Сложность установки и надежного фиксирования датчика, а также сложность градуировки прибора исключает использование описанной процедуры в широких масштабах.The first kind of indirect method involves measuring the speed of blood flow in an artery. Blood flow velocity can be determined using ultrasound locations. An attempt was made to associate this parameter with the value of blood pressure and, on the basis of this, carry out continuous cuffless registration of blood pressure [5]. The method consists in preliminary establishing for a patient in whom pressure is to be monitored, the relationship between blood pressure and blood flow velocity in a particular artery by simultaneously measuring these two parameters at rest and at different levels of physical activity. In this case, the pressure is measured in the usual way, and the blood flow velocity with an ultrasonic Doppler sensor. In the future, blood pressure measurements are made by continuously determining blood flow velocity based on a previously obtained ratio. The device has a portable design and is designed to monitor blood pressure in a patient’s free behavior. The complexity of the installation and reliable fixation of the sensor, as well as the complexity of the calibration of the device eliminates the use of the described procedure on a large scale.
Вторая разновидность косвенного метода основана на явлении кавитации в жидкости под действием ультразвука [6]. Кавитация в крови, например в левом желудочке сердца, возникает под воздействием ультразвуковой волны большой мощности. При условии постоянства других параметров жидкости (температуры, концентрации газа в ней) образование ядер кавитации зависит от величины абсолютного давления в этой жидкости, называемого критическим давлением. При воздействии ультразвуковой волны на кровь это давление складывается из давления ультразвука, давления крови и атмосферного давления. Зная параметры ультразвуковой волны, величину атмосферного давления, а также критическое давление для заданной жидкости, можно определить давление в ней.The second type of indirect method is based on the phenomenon of cavitation in a liquid under the action of ultrasound [6]. Cavitation in the blood, for example in the left ventricle of the heart, occurs under the influence of an ultrasonic wave of high power. Given the constancy of other parameters of the fluid (temperature, gas concentration in it), the formation of cavitation nuclei depends on the magnitude of the absolute pressure in this fluid, called the critical pressure. When an ultrasonic wave acts on the blood, this pressure is the sum of the ultrasound pressure, blood pressure, and atmospheric pressure. Knowing the parameters of the ultrasonic wave, the value of atmospheric pressure, as well as the critical pressure for a given liquid, one can determine the pressure in it.
Возникновение кавитации регистрируется также с помощью ультразвука, но с частотой на порядок выше той, которая используется для возбуждения кавитации. Для этого область измерения зондируют ультразвуковым пучком, который начинает сильно отражаться от ядер кавитации при их возникновении, когда давление в зоне измерения становится равным критическому. Для уменьшения мощности возбуждающего излучения и, следовательно, для уменьшения повреждающего действия ультразвука на элементы крови предлагается предварительно насыщать кровь инертным газом, например гелием, что значительно уменьшает величину критического давления. Из-за сложности методики и аппаратуры данный метод также не имеет перспективы широкого применения в клинических и тем более бытовых условиях.The occurrence of cavitation is also recorded using ultrasound, but with a frequency an order of magnitude higher than that used to excite cavitation. For this, the measurement region is probed with an ultrasonic beam, which begins to be strongly reflected from cavitation nuclei when they occur, when the pressure in the measurement zone becomes critical. To reduce the power of the exciting radiation and, therefore, to reduce the damaging effect of ultrasound on blood elements, it is proposed to pre-saturate the blood with an inert gas, such as helium, which significantly reduces the critical pressure. Due to the complexity of the methodology and equipment, this method also does not have the prospect of widespread use in clinical and especially living conditions.
Третья разновидность косвенного метода измерения АД основана на измерении скорости распространения пульсовой волны. Скорость распространения механических колебаний в какой-либо среде зависит от упругих свойств этой среды. В частности, скорость распространения пульсовой волны (СРПВ) по артерии - от упругости ее стенки. При неизмененных упруговязких свойствах сосуда СРПВ определяется величиной напряжения в нем при взаимодействии с АД. Это свойство использовано для разработки метода безманжетного непрерывного контроля АД [7]. Метод основан на практически линейной зависимости СРПВ от АД в физиологическом диапазоне значений давления. На практике измеряют время распространения пульсовой волны (ВРПВ), определяемое как интервал между пульсовыми волнами, регистрируемыми в разных точках артериальной системы [5], или как интервал между ЭКГ-сигналом и пульсовой волной в точке, удаленной от сердца [8]. Так, например, в [8] описан выполненный в микроисполнении прибор, состоящий из фотоэлектрического датчика пульсовой волны, располагаемого на запястье блока ЭКГ, блока давления, таймера, дисплея и источника питания. Давление определяется по величине интервала между зубцом R ЭКГ и какой-либо устойчивой точкой на кривой пульсовой волны исходя из соотношенияThe third type of indirect method of measuring blood pressure is based on measuring the propagation velocity of a pulse wave. The propagation velocity of mechanical vibrations in any medium depends on the elastic properties of this medium. In particular, the propagation velocity of a pulse wave (PWV) through an artery depends on the elasticity of its wall. With unchanged elasto-viscous properties of the vessel, the PWV is determined by the magnitude of the voltage in it when interacting with blood pressure. This property was used to develop a method of non-cuff continuous monitoring of blood pressure [7]. The method is based on the almost linear dependence of PWV on blood pressure in the physiological pressure range. In practice, the pulse wave propagation time (PWV) is measured, defined as the interval between pulse waves recorded at different points in the arterial system [5], or as the interval between an ECG signal and a pulse wave at a point remote from the heart [8]. So, for example, in [8] a device made in micro-execution is described, consisting of a pulse wave photoelectric sensor located on the wrist of an ECG block, a pressure block, a timer, a display, and a power source. The pressure is determined by the size of the interval between the R wave of the ECG and any stable point on the pulse wave curve based on the ratio
Р=20/Т,P = 20 / T
где Р - среднее давление, мм рт.ст.; Т - ВРПВ, с.where P is the average pressure, mmHg; T - VRPV, s.
Расчетная формула построена на допущении того, что в норме среднему давлению 100 мм рт.ст. соответствует ВРПВ 0,2 с. Такая градуировка прибора является условной и предназначена для удобства потребителя, поскольку в ряде случаев требуется знать не абсолютное значение АД, а его динамику. Если необходимо измерять абсолютное значение АД, прибор должен быть калиброван под конкретного пациента, что является его основным недостатком.The calculation formula is based on the assumption that the average pressure is normal to 100 mmHg. Corresponds to VRPV 0.2 s. Such a calibration of the device is conditional and is intended for the convenience of the consumer, since in some cases it is required to know not the absolute value of blood pressure, but its dynamics. If it is necessary to measure the absolute value of blood pressure, the device must be calibrated for a particular patient, which is its main drawback.
Наиболее близким по технической сущности к предлагаемому способу является так называемый тонометрический метод измерения АД, являющийся разновидностью косвенного метода измерения. Впервые тонометрический метод [4] описан Pressman и Newgard в 1963 г. [4] и предполагает частичное сдавливание поверхностно залегающих артерий конечности (например, на запястье) и регистрацию с помощью встроенных в окклюзионный браслет тензодатчиков бокового давления, передаваемого на них через стенку сосуда. При этом мгновенное значение регистрируемых колебаний становится пропорциональным величине АД [9]. Хотя тонометрический метод предусматривает внешнее воздействие, образуемое, как правило, с помощью манжетки, это по существу безманжетный метод, поскольку манжетка здесь используется не для окклюзирования артерии. Тонометры нуждаются в предварительной калибровке, так как компенсирующее воздействие прикладывается не только к артерии, но также к окружающей ткани (за счет потери части давления в мягких тканях конечности давление, развиваемое манжетой, и давление, воспринимаемое артерией, имеют разные, хотя и незначительно, значения). Будучи правильно установленным и надлежащим образом откалиброванным, тонометр определяет мгновенное значение АД, не причиняя пациенту практически никаких неудобств. Таков, например, тонометр МЛ-105 с встроенным микропроцессором ЗЕТ-80 [9].Closest to the technical nature of the proposed method is the so-called tonometric method for measuring blood pressure, which is a kind of indirect measurement method. The tonometric method [4] was first described by Pressman and Newgard in 1963 [4] and involves partial compression of the surface limb arteries (for example, on the wrist) and registration using lateral pressure strain gauges built into the occlusal bracelet transmitted through the vessel wall. In this case, the instantaneous value of the recorded oscillations becomes proportional to the value of blood pressure [9]. Although the tonometric method involves an external effect, which is usually formed by the cuff, this is essentially a cuffless method, since the cuff is not used to occlude the artery. Tonometers need to be pre-calibrated, since the compensating effect is applied not only to the artery, but also to the surrounding tissue (due to the loss of part of the pressure in the soft tissues of the limb, the pressure developed by the cuff and the pressure perceived by the artery have different, albeit insignificant, meanings ) Being correctly installed and properly calibrated, the tonometer determines the instantaneous value of blood pressure, without causing the patient almost any inconvenience. Such, for example, is the ML-105 tonometer with an integrated microprocessor ZET-80 [9].
Для получения приемлемой точности метод требует периодической калибровки, индивидуальной для каждого пациента путем сравнения показаний с верифицирующим методом уравновешивающего преобразования. В настоящее время имеются первые сообщения об успешной апробации серийно выпускаемого прикроватного аппарата Colin Pilot 9200. Интерес к этому методу в связи с суточным мониторированием АД обусловлен прежде всего уникальной ожидаемой комбинацией преимуществ данного метода: непрерывная запись АД + низкий уровень компрессионных воздействий + относительно низкая цена.To obtain acceptable accuracy, the method requires periodic calibration, individual for each patient by comparing readings with the verification method of balancing transformation. Currently, there are first reports of successful testing of the commercially available Colin Pilot 9200 bedside apparatus. Interest in this method due to daily monitoring of blood pressure is primarily due to the unique expected combination of the advantages of this method: continuous recording of blood pressure + low level of compression effects + relatively low price.
Большим недостатком тонометрирования является высокая "критичность" к точности расположения тонометрического датчика по отношению к артерии, в связи с чем использование его требует профессионального навыка. Для преодоления этого недостатка зарубежными специалистами предлагается тонометрический датчик особой конструкции в сочетании с микропроцессором для обработки его сигнала. Датчик представляет собой матрицу из точечных датчиков давления, которая надежно перекрывает область залегания артерии. Микропроцессор определяет, какой из датчиков расположен правильно, а также автоматически регулирует силу прижатия [10]. Разработчики тонометра полагают, что в будущем приборы этого типа займут главенствующее место среди приборов для измерения АД. Кроме того, метод предполагает автоматическое поддержание во время измерения постоянства силы прижатия датчика к месту измерения, что существенно усложняет схему и конструкцию прибора.A big drawback of tonometry is the high "criticality" to the accuracy of the location of the tonometric sensor in relation to the artery, and therefore its use requires professional skill. To overcome this drawback, foreign experts propose a tonometric sensor of a special design in combination with a microprocessor to process its signal. The sensor is a matrix of point pressure sensors, which reliably covers the area of occurrence of the artery. The microprocessor determines which of the sensors is located correctly, and also automatically adjusts the pressing force [10]. The tonometer developers believe that in the future devices of this type will occupy a dominant place among devices for measuring blood pressure. In addition, the method involves the automatic maintenance during the measurement of the constancy of the pressure of the sensor to the measurement site, which significantly complicates the circuit and design of the device.
Предлагаемое изобретение направлено на упрощение реализации тонометрического метода измерения АД. Преимущество предлагаемого способа перед прототипом заключается в том, что полностью снимается проблема позиционирования датчика давления относительно артерии, а также исключается необходимость автоматической стабилизации значения внешнего давления прижатия датчика к артерии. Это достигается тем, что восприятие давления пульсовых колебаний осуществляют через жидкостную камеру, площадь которой подбирается из условия надежного перекрытия области залегания артерии, причем в процессе градуировки, производимой для каждого пациента, запоминают значения верхнего Рав0 и нижнего Ран0 артериального давления, а также запоминают амплитуды А0i пульсовых колебаний и значения внешнего давления Pвi, при которых они были измерены, причем указанные пары значений получают для последовательности значений Pвi внешнего давления, равномерно распределенных в диапазоне от нуля до нижнего значения артериального давления, далее в процессе измерения полученные пары значений А0i и Pвi используют для пересчета амплитуды пульсовых колебаний в значения верхнего и нижнего артериального давления по формуле Равх=Рав0Ах/А0i для верхнего артериального давления и по формуле Ранх=Ран0Ax/A0i для нижнего артериального давления, где Ax - значение амплитуды пульсовой волны при измерении; A0i - значение амплитуды пульсовой волны при градуировке, которое берется из упомянутой таблицы и которому соответствует значение давления прижатия жидкостной камеры к конечности при градуировке, являющееся наиболее близким к значению давления прижатия жидкостной камеры к конечности при измерении.The present invention is aimed at simplifying the implementation of the tonometric method for measuring blood pressure. The advantage of the proposed method over the prototype is that the problem of positioning the pressure sensor relative to the artery is completely eliminated, and the need to automatically stabilize the value of the external pressure of the sensor against the artery is eliminated. This is achieved by the fact that the pressure perception of pulse fluctuations is carried out through a liquid chamber, the area of which is selected from the condition of reliable overlapping of the arterial area, and during the calibration performed for each patient, the values of the upper P av0 and lower P an0 blood pressure are remembered, as well as A 0i pulse amplitude fluctuations and Bi values P of the external pressures at which they were measured, said pairs of values is obtained for values of P sequence Bi external pressur uniformly distributed in the range from zero to the lower value of blood pressure, then during the measurement process, the obtained pairs of values of A 0i and P bi are used to convert the amplitude of the pulse fluctuations to the values of the upper and lower blood pressure according to the formula P aux = P av0 A x / A 0i for the upper blood pressure and the formula P = F AH0 ANE A x / A 0i to lower blood pressure where A x - value of pulse wave amplitudes at measurement; A 0i is the value of the amplitude of the pulse wave during calibration, which is taken from the above table and which corresponds to the pressure value of the liquid chamber against the limb during calibration, which is the closest to the pressure value of the liquid chamber against the limb during measurement.
Для решения проблемы позиционирования датчика в предлагаемом способе восприятие пульсовой волны осуществляется через жидкостную камеру, прижатую к поверхности кожи в месте выхода артерии близко к ее поверхности. Для устранения необходимости автоматически регулировать силу прижатия датчика к артерии предлагается алгоритм тонометрического измерения АД, позволяющий определять систолическое и диастолическое значения АД при произвольном значении силы прижатия датчика к артерии.To solve the problem of positioning the sensor in the proposed method, the perception of the pulse wave is carried out through a liquid chamber pressed against the skin surface at the exit of the artery close to its surface. To eliminate the need to automatically adjust the force of pressure of the sensor to the artery, an algorithm for tonometric measurement of blood pressure is proposed, which allows to determine the systolic and diastolic values of blood pressure at an arbitrary value of the force of pressure of the sensor against the artery.
Поясним предлагаемый способ с помощью схемы, изображенной на фиг.4. На фиг.4 камера 1 с жидкостью воспринимает давление мягких тканей конечности. К камере подключен датчик 2 давления. Камера и конечность охвачены окклюзионной манжетой 3. Манжета охватывает конечность, в сечении которой условно показаны артерия 4 и мягкие ткани 5.Let us explain the proposed method using the circuit shown in figure 4. In figure 4, the chamber 1 with the liquid perceives the pressure of the soft tissues of the limbs. A
Рассмотрим осциллограммы процессов, происходящих в системе артерия - мягкие ткани конечности - камера - манжета и представленных на фиг.5. На фиг.5 изображены кривые изменения артериального давления и давления в мягких тканях конечности при двух значениях внешнего компенсирующего давления, создаваемого окклюзионной манжетой. Вначале обратимся к верхней осциллограмме, где показаны соответствующие кривые для случая, когда внешнее компенсирующее давление существенно меньше нижнего значения артериального давления. Справа показана кривая зависимости объема артерии Va от избыточного давления Рa-Рмт.Consider the oscillograms of the processes occurring in the system of the artery - soft tissue of the limb - chamber - cuff and presented in figure 5. Figure 5 shows the curves of changes in blood pressure and pressure in the soft tissues of the limbs with two values of the external compensating pressure created by the occlusal cuff. First, we turn to the upper waveform, which shows the corresponding curves for the case when the external compensating pressure is significantly less than the lower value of blood pressure. The right side shows the curve of the arterial volume V a versus excess pressure P a -P mt .
Зависимость в действительности носит более сложный характер [11], но поскольку нас в данном случае интересует только область положительных значений избыточного давления, то с достаточно хорошим приближением к реальной кривой в данной области значений избыточного давления зависимость может рассматриваться как линейная. Как видно из рисунка, изменение артериального давления приводит к соответствующему изменению объема артерии, причем в силу принятого предположения о линейности зависимости Va=Fa(Pa-Рмт) амплитуда изменения объема артерии остается неизменной при любом значении внешнего компенсирующего давления в пределах от 0 до Ран, где Ран - нижнее значение артериального давления.The dependence is actually more complex [11], but since we are only interested in the region of positive overpressure in this case, with a fairly good approximation to the real curve in this region of overpressure, the dependence can be considered linear. As can be seen from the figure, a change in blood pressure leads to a corresponding change in the volume of the artery, and by virtue of the accepted assumption about the linearity of the dependence V a = F a (P a -P mt ), the amplitude of the change in arterial volume remains unchanged for any value of the external compensating pressure in the range from 0 to R en , where R en is the lower value of blood pressure.
Изменение объема артерии приводит к соответствующему изменению объема мягких тканей конечности, так как предполагается, что манжета изготовлена из материала, не подверженного растяжению, т.е. при каждом данном значении Ркi внешнего компенсирующего давления соблюдается соотношение:A change in the volume of the artery leads to a corresponding change in the volume of the soft tissues of the limb, since it is assumed that the cuff is made of a material not subject to stretching, i.e. at each given value of P ki of the external compensating pressure, the ratio is observed:
где Vмi - объем пространства под манжетой при i-м значении Ркi компенсирующего давления. Из выражения (1) и следует справедливость сказанного:where V mi is the volume of space under the cuff at the ith value of P ki of the compensating pressure. From the expression (1) and follows the justice of the above:
Слева на верхней осциллограмме приведена зависимость объема мягких тканей конечности от давления их сжатия манжетой. Как показали экспериментальные исследования [12], эта зависимость носит нелинейный характер, причем очевидно, что изменение объема мягких тканей под действием сжимающего давления объясняется не столько свойством их сжимаемости, сколько эффектом вытеснения части мягких тканей из-под манжеты. Согласно выражению (2) изменение артериального давления приводит к изменению объема мягких тканей при каждом данном значении внешнего компенсирующего давления. В свою очередь, поскольку существует однозначная зависимость между объемом и давлением, испытываемым мягкими тканями, то в конечном итоге изменение артериального давления приводит к соответствующему изменению давления мягких тканей, которое собственно и воспринимается датчиком давления, подключенным к камере с жидкостью.On the upper left of the oscillogram is the dependence of the volume of soft tissues of the limb on the pressure of their compression by the cuff. As experimental studies have shown [12], this dependence is nonlinear in nature, and it is obvious that the change in the volume of soft tissues under the influence of compressive pressure is explained not so much by the property of their compressibility as by the effect of displacing part of the soft tissues from under the cuff. According to expression (2), a change in blood pressure leads to a change in the volume of soft tissues at each given value of the external compensating pressure. In turn, since there is an unambiguous relationship between the volume and pressure experienced by the soft tissues, the change in blood pressure ultimately leads to a corresponding change in the pressure of the soft tissues, which is actually sensed by the pressure sensor connected to the chamber with the liquid.
С учетом зависимости объема мягких тканей от воздействующего на них давления обратную зависимость в общем виде можно записать в следующем виде:Given the dependence of the volume of soft tissues on the pressure acting on them, the inverse relationship in general can be written in the following form:
Подставим выражение (2) в выражение (3):We substitute expression (2) into expression (3):
С учетом принятого предположения о характере кривой объемного расширения артерии можем записать:Given the accepted assumption about the nature of the curve of volumetric expansion of the artery, we can write:
где т - некоторый коэффициент (постоянный для каждого конкретного индивидуума).where m is a certain coefficient (constant for each specific individual).
Подставим выражение (5) в выражение (4):We substitute expression (5) into expression (4):
Выражение (6) представляет собой уравнение, из которого следует однозначная связь давления в мягких тканях и артериального давления. Следовательно, существует принципиальная возможность косвенного измерения артериального давления путем его вычисления из уравнения (6) по измеренному значению давления в мягких тканях. Другое дело, что реализовать такое измерение представляет не простую задачу, учитывая, что параметры зависимости (6) неизвестны и имеют большой разброс от индивидуума к индивидууму. Рассмотрим возможности реализации данного метода измерения.Expression (6) is an equation from which an unambiguous relationship of pressure in soft tissues and blood pressure follows. Therefore, there is a fundamental possibility of indirect measurement of blood pressure by calculating it from equation (6) from the measured value of pressure in soft tissues. It is another matter that to realize such a measurement is not an easy task, given that the parameters of dependence (6) are unknown and have a large scatter from individual to individual. Consider the possibilities of implementing this measurement method.
Для каждого пациента нужно произвести градуировку прибора. Для этого нужно измерить один раз верхнее и нижнее артериальное давление. Обозначим эти значения как Ран0 и Рав0. После этого или в процессе измерения по мере изменения компенсирующего давления от нуля до Ран0 будем фиксировать значения амплитуд А0i пульсовой волны для нескольких равномерно расставленных значений компенсирующего давления. На фиг.5 показаны две осциллограммы процессов в рассматриваемой системе при двух значениях компенсирующего давления, каждое из которых меньше нижнего значения артериального давления, т.е. процесс рассматривается в области положительных значений избыточного давления в артерии. Амплитуда пульсовой волны вычисляется по формуле A0i=Рмтвi-Рмтнi, где значения давлений в мягких тканях Pмтвi и Рмтнi соответствуют верхнему и нижнему значениям артериального давления. В результате нам становится известным набор пар значений компенсирующего давления Pкi и амплитуд А0i пульсовой волны, соответствующих известным значениям Ран0 и Рав0.For each patient, you need to calibrate the device. To do this, you need to measure once the upper and lower blood pressure. Denote these values as P en0 and P AB0 . After that, or during the measurement process, as the compensating pressure changes from zero to P an0, we will fix the values of the pulse wave amplitudes A 0i for several evenly spaced compensating pressure values. Figure 5 shows two oscillograms of the processes in the system under consideration at two values of the compensating pressure, each of which is less than the lower value of blood pressure, i.e. the process is considered in the field of positive values of overpressure in the artery. The amplitude of the pulse wave is calculated by the formula A 0i = P mtvi -P mtni , where the pressure values in the soft tissues P mtvi and P mtni correspond to the upper and lower blood pressure values. As a result, we become aware of a set of pairs of values of the compensating pressure P ki and pulse wave amplitudes A 0i corresponding to the known values of P an0 and P av0 .
Теперь предположим, что артериальное давление изменилось так, что верхнее и нижнее значения его стали равными соответственно Ранх и Равх. Обозначим через Pкх значение внешнего давления на мягкие ткани, обусловленного натяжением манжеты. Поскольку внешнее давление непосредственно воспринято быть не может, логично принимать его равным среднему значению давления мягких тканей на каждом из интервалов измерения амплитуды изменения Рмт, т.е. в нашем случае оно равноNow assume that the blood pressure has changed so that the upper and lower values, respectively, it become equal ANE P and P AI. We denote by P kx the value of the external pressure on the soft tissues due to the tension of the cuff. Since external pressure cannot be directly perceived, it is logical to take it equal to the average value of the soft tissue pressure at each of the intervals for measuring the amplitude of the change in P mt , i.e. in our case it is equal
где Рмтнх и Рмтвх - измеренные датчиком значения давления в мягких тканях, соответствующие значениям Ранх и Равх артериального давления.wherein P and P mtnh mtvh - measured sensor pressure values in the soft tissues, the respective values of F and P ANE ABX blood pressure.
Располагая таблицей упомянутых пар значений, можно вычислить интересующие нас значения нижнего и верхнего АД, используя очевидные формулы:Having a table of the mentioned pairs of values, we can calculate the values of lower and upper blood pressure that interest us, using the obvious formulas:
где Ax - значение амплитуды пульсовой волны при изменившихся значениях верхнего и нижнего АД; А0i - значение амплитуды пульсовой волны, которое берется из упомянутой таблицы и которому соответствует значение Ркi, являющееся наиболее близким к значению Ркх.where A x - the value of the amplitude of the pulse wave with changing values of the upper and lower blood pressure; And 0i is the value of the amplitude of the pulse wave, which is taken from the above table and which corresponds to the value of P ki , which is the closest to the value of P kx .
Вычисленные значения Равх и Ранх будут тем точнее, чем ближе друг к другу значения Ркх и Ркi. Поэтому желательно располагать таблицей пар значений компенсирующего давления Ркi и амплитуд А0i пульсовой волны с небольшим шагом изменения Ркi. Это вовсе не означает, что нужно все пары значений получать экспериментальным путем. Поскольку согласно фиг.5 в пределах небольшого участка кривая зависимости Рмт=Fмт(Vмт) близка к линейной, для построения таблицы нужно располагать ограниченным количеством экспериментально полученных пар значений Ркi и A0i, а в промежутках между ними получать нужное для обеспечения точности количество таких пар расчетным путем с использованием интерполяции.The calculated values of P avx and P ankh will be more accurate, the closer to each other the values of P kx and P ki . Therefore, it is desirable to have a table of pairs of values of the compensating pressure P ki and amplitudes A 0i of the pulse wave with a small step of change of P ki . This does not mean that you need to get all pairs of values experimentally. Since, according to Fig. 5, within a small area, the dependence curve P mt = F mt (V mt ) is close to linear, to construct the table it is necessary to have a limited number of experimentally obtained pairs of values of P ki and A 0i , and in the intervals between them to obtain the necessary to ensure accuracy the number of such pairs by calculation using interpolation.
При сохранении достоинств способа-прототипа (отсутствие ощущения дискомфорта при измерении, малое время измерения, отсутствие необходимости в компрессоре и окклюзионной манжете) предлагаемый способ имеет дополнительные преимущества:While maintaining the advantages of the prototype method (lack of discomfort during measurement, short measurement time, lack of need for a compressor and occlusal cuff), the proposed method has additional advantages:
1. Полностью устраняется проблема позиционирования датчика давления относительно артерии.1. The problem of positioning the pressure sensor relative to the artery is completely eliminated.
2. Полностью устраняется необходимость автоматической регулировки силы прижатия воспринимающей давление жидкостной камеры к поверхности кожного покрова в месте измерения.2. The need for automatic adjustment of the pressing force of the pressure-sensing liquid chamber to the surface of the skin at the measurement site is completely eliminated.
Следствием этих преимуществ является существенное упрощение реализации способа по сравнению с прототипом, а следовательно, и снижение стоимости.The consequence of these advantages is a significant simplification of the implementation of the method compared to the prototype, and therefore, cost reduction.
Функциональная схема, реализующая предлагаемый новый способ измерения АД, представлена на фиг.6. На фиг.6 приняты следующие обозначения: 1 - жидкостная камера; 2 - датчик давления; 3 - манжета; 4 - артерия; 5 - мягкие ткани конечности; 6 - устройство изменения длины манжеты; 7 - микроконтроллер; 8 - регистрирующее устройство. Перед использованием устройства для измерения АД его нужно отградуировать для того пациента, АД которого требуется измерять или мониторировать. Перед градуировкой необходимо с помощью любого тонометра необходимого класса точности измерить значения верхнего и нижнего АД, т.е. значения АД, обозначенные выше как Рав0 и Ран0 (см. формулы (8) и (9)). Сразу после измерения АД необходимо, изменяя длину манжеты с помощью устройства 6, устанавливать несколько значений внешнего давления Ркi (прижатия жидкостной камеры к конечности) в диапазоне от 0 до Ран0 с равномерным шагом, например, равным 5 мм рт.ст. Значение давления отсчитывается с помощью устройства 8. Каждое значение внешнего давления и соответствующее ему значение амплитуды A0i заносится в память микроконтроллера 7 (предполагается, что в составе микроконтроллера должен быть АЦП, осуществляющий преобразование выходного сигнала датчика давления в цифровой код и программное вычисление Ркi и A0i). На этом процесс градуировки заканчивается, устанавливается значение внешнего давления, примерно равного Ран0/2, и прибор переводится в режим измерения. В процессе измерения, в том числе в случае мониторинга периодического или непрерывного, в результате движений конечности или по любым другим причинам может в некоторых пределах изменяться внешнее давление прижатия жидкостной камеры к конечности. Как показано выше, благодаря особенностям алгоритма это не приведет к возникновению погрешности.Functional diagram that implements the proposed new method of measuring blood pressure, is presented in Fig.6. Figure 6 adopted the following notation: 1 - liquid chamber; 2 - pressure sensor; 3 - cuff; 4 - artery; 5 - soft tissue of the limb; 6 - device for changing the length of the cuff; 7 - microcontroller; 8 - recording device. Before using the device for measuring blood pressure, it must be calibrated for the patient whose blood pressure is to be measured or monitored. Before calibration, it is necessary to measure the values of the upper and lower blood pressure using any tonometer of the required accuracy class, i.e. blood pressure values indicated above as P av0 and P an0 (see formulas (8) and (9)). Immediately after measuring blood pressure, it is necessary, by changing the length of the
ЛитератураLiterature
1. Эман А.А. Биофизические основы измерения артериального давления. - Л.: Медицина, 1983.1. Eman A.A. Biophysical basics of measuring blood pressure. - L .: Medicine, 1983.
2. Penaz J. Photoelectric measurement of blood pressure, volume, and flow in the finger. //Digest of the 10th Int.Conf. on med. and Biol. Eng. - Dresden, 1973. - P.104.2. Penaz J. Photoelectric measurement of blood pressure, volume, and flow in the finger. // Digest of the 10th Int.Conf. on med. and Biol. Eng. - Dresden, 1973. - P.104.
3. Шахов Э.К. Способ измерения артериального давления и устройство для его осуществления // Патент №2048789, Бюлл. №33. - 1995.3. Shakhov E.K. A method of measuring blood pressure and a device for its implementation // Patent No. 2048789, Bull. No. 33. - 1995.
4. Рогоза А.Н. Методы неинвазивного измерения артериального давления. http://www.medlinks.ru.Miva Н.Pressure Measuring System with Ultrasonic Wave: US Pat. 4483345 //Off. Gaz. US Pat. Trademark Office. - 1984. - Vol.1048, N3. - P.1059.4. Rogoza A.N. Non-invasive blood pressure measurement methods. http://www.medlinks.ru. Miva N. Pressure Measuring System with Ultrasonic Wave: US Pat. 4,483,345 // Off. Gaz. US Pat. Trademark Office. - 1984. - Vol. 1048, N3. - P.1059.
5. Joson M.M. Procese de mesure de la pression par voie exteme Brevet dinvention 2523432 //France industry Bull Off Propnete - 10983. - N 38. - P.19.5. Joson M.M. Procese de mesure de la pression par voie exteme Brevet dinvention 2523432 // France industry Bull Off Propnete - 10983. - N 38. - P.19.
6. Miva H. Pressure Measuring System with Ultrasonic Wave: US Pat. 4 483 345 // Off. Gaz. US Pat. Trademark Office. - 1984. - vol. 1048, N 3. - P.1059.6. Miva H. Pressure Measuring System with Ultrasonic Wave: US Pat. 4 483 345 // Off. Gaz. US Pat. Trademark Office. - 1984. - vol. 1048,
7. Cardiovascular Engineering / Ed. D.N.Ghista. - Basel 1983. - P.134-137.7. Cardiovascular Engineering / Ed. D.N. Ghista. - Basel 1983. - P.134-137.
8. Carruthers E.M. Cardiovascular monitors United Kingdom Pat Application 2058355 A GB (Publ. by the Patent Office L. 1981. - P.4).8. Carruthers E.M. Cardiovascular monitors United Kingdom Pat Application 2058355 A GB (Publ. By the Patent Office L. 1981. - P.4).
9. Микрокомпьютерные медицинские системы, проектирование и применение. - M., Медицина, 1983.9. Microcomputer medical systems, design and application. - M., Medicine, 1983.
10. Eckarie Y.S. // Association for the Advancement of Medici [Instrumentation (USA) Annual Meeting 15 th Proceedings. - San Francisco 1986. - P.40.10. Eckarie Y.S. // Association for the Advancement of Medici [Instrumentation (USA)
11. Шахов Э.К., Сухов А.И., Писарев А.П. Простейшая модель тонометра. - Вычислительные системы и технологии обработки информации: Межвузовский сборник научных трудов. - Вып.2(28). - Пенза: Информационно-издательский центр ПГУ, 2003, с.30-37.11. Shakhov E.K., Sukhov A.I., Pisarev A.P. The simplest tonometer model. - Computing systems and information processing technologies: Interuniversity collection of scientific papers. - Issue 2 (28). - Penza: PSU Information and Publishing Center, 2003, p.30-37.
12. Шахов Э.К., Сухов А.И., Писарев А.П. Моделирование процесса измерения артериального давления. - Вычислительные системы и технологии обработки информации: Межвузовский сборник научных трудов. - Вып.2(28). - Пенза: Информационно-издательский центр ПГУ, 2003, с.18-29.12. Shakhov E.K., Sukhov A.I., Pisarev A.P. Modeling the process of measuring blood pressure. - Computing systems and information processing technologies: Interuniversity collection of scientific papers. - Issue 2 (28). - Penza: PSU Information and Publishing Center, 2003, p.18-29.
Claims (3)
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| RU2005103792/14A RU2281687C1 (en) | 2005-02-14 | 2005-02-14 | Method for monitoring arterial pressure |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| RU2005103792/14A RU2281687C1 (en) | 2005-02-14 | 2005-02-14 | Method for monitoring arterial pressure |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| RU2005103792A RU2005103792A (en) | 2006-07-20 |
| RU2281687C1 true RU2281687C1 (en) | 2006-08-20 |
Family
ID=37028499
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| RU2005103792/14A RU2281687C1 (en) | 2005-02-14 | 2005-02-14 | Method for monitoring arterial pressure |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| RU (1) | RU2281687C1 (en) |
Cited By (5)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US7780605B2 (en) | 2005-11-30 | 2010-08-24 | Omron Healthcare Co., Ltd. | Blood pressure measuring apparatus enabling accurate blood pressure measurement |
| US8206310B2 (en) | 2005-12-05 | 2012-06-26 | Omron Healthcare Co., Ltd. | Blood pressure measuring apparatus enabling accurate blood pressure measurement |
| WO2014150605A1 (en) * | 2013-03-15 | 2014-09-25 | Infarct Reduction Technologies Inc. | Multi-mode inflatable limb occlusion device |
| RU2567834C1 (en) * | 2014-12-10 | 2015-11-10 | федеральное государственное автономное образовательное учреждение высшего образования "Самарский государственный аэрокосмический университет имени академика С.П. Королева (национальный исследовательский университет)" (СГАУ) | Photoplethysmograph with adaptive correction of constant component |
| RU2736690C1 (en) * | 2019-08-16 | 2020-11-19 | Геннадий Владимирович Абрамов | Method of blood pressure measurement |
Families Citing this family (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| RU2613780C1 (en) * | 2016-04-14 | 2017-03-21 | Виктор Анатольевич Рощенко | Method for blood pressure monitoring |
-
2005
- 2005-02-14 RU RU2005103792/14A patent/RU2281687C1/en not_active IP Right Cessation
Non-Patent Citations (1)
| Title |
|---|
| ШАХОВ Э.К. и др. - Модулирование процесса измерения артериального давления. Вычислительные системы и технологии обработки информации. В: Межвузовский сборник научных трудов. Вып.2(28), Пенза, инф. - изд. ПГУ, 2003, с.18-29. * |
Cited By (5)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US7780605B2 (en) | 2005-11-30 | 2010-08-24 | Omron Healthcare Co., Ltd. | Blood pressure measuring apparatus enabling accurate blood pressure measurement |
| US8206310B2 (en) | 2005-12-05 | 2012-06-26 | Omron Healthcare Co., Ltd. | Blood pressure measuring apparatus enabling accurate blood pressure measurement |
| WO2014150605A1 (en) * | 2013-03-15 | 2014-09-25 | Infarct Reduction Technologies Inc. | Multi-mode inflatable limb occlusion device |
| RU2567834C1 (en) * | 2014-12-10 | 2015-11-10 | федеральное государственное автономное образовательное учреждение высшего образования "Самарский государственный аэрокосмический университет имени академика С.П. Королева (национальный исследовательский университет)" (СГАУ) | Photoplethysmograph with adaptive correction of constant component |
| RU2736690C1 (en) * | 2019-08-16 | 2020-11-19 | Геннадий Владимирович Абрамов | Method of blood pressure measurement |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| RU2005103792A (en) | 2006-07-20 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| US4873987A (en) | Noninvasive continuous monitor of arterial blood pressure waveform | |
| KR100877753B1 (en) | Apparatus and method for measuring hemodynamic parameters | |
| JP5626659B2 (en) | Apparatus and method for continuously measuring blood pressure for monitoring purposes | |
| US8814800B2 (en) | Apparatus and method for enhancing and analyzing signals from a continuous non-invasive blood pressure device | |
| US5830131A (en) | Apparatus and method for measuring an induced perturbation to determine a physical condition of the human arterial system | |
| US8313439B2 (en) | Calibration of pulse transit time measurements to arterial blood pressure using external arterial pressure applied along the pulse transit path | |
| Nitzan | Automatic noninvasive measurement of arterial blood pressure | |
| KR20150082401A (en) | Improved blood pressure monitor and method | |
| US20080039731A1 (en) | Wearable Pulse Wave Velocity Blood Pressure Sensor and Methods of Calibration Thereof | |
| US11207034B2 (en) | Self-calibrating systems and methods for blood pressure wave form analysis and diagnostic support | |
| JP6195267B2 (en) | Blood pressure estimation device, blood pressure estimation system, and control program | |
| RU2281687C1 (en) | Method for monitoring arterial pressure | |
| US6517495B1 (en) | Automatic indirect non-invasive apparatus and method for determining diastolic blood pressure by calibrating an oscillation waveform | |
| JPH0260327B2 (en) | ||
| KR20190048878A (en) | Method and apparatus for measuring blood pressure using optical sensor | |
| JP2003144400A (en) | Automatic oscillometric device and method for measuring blood pressure | |
| WO2008156377A1 (en) | Method and apparatus for obtaining electronic oscillotory pressure signals from an inflatable blood pressure cuff | |
| US20140303509A1 (en) | Method and apparatus for non-invasive determination of cardiac output | |
| Butlin et al. | A simplified method for quantifying the subject-specific relationship between blood pressure and carotid-femoral pulse wave velocity | |
| EP0857034B1 (en) | Apparatus for measuring an induced perturbation to determine a physical condition of the human arterial system | |
| WO2013061766A1 (en) | Measuring device, index calculation method, and index calculation program | |
| JP2009153843A (en) | Blood pressure measuring apparatus | |
| Tomczuk et al. | Development of a tonometric sensor for measurement and recording of arterial pressure waveform | |
| Xuan | An exploration on real-time cuffless blood pressure estimation for e-home healthcare | |
| RU2698447C1 (en) | Method for determining arterial pressure in the shoulder on each cardiac contraction |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| MM4A | The patent is invalid due to non-payment of fees |
Effective date: 20070215 |