RU2337613C1 - Method of express measurement of arterial pressure - Google Patents
Method of express measurement of arterial pressure Download PDFInfo
- Publication number
- RU2337613C1 RU2337613C1 RU2007115269/14A RU2007115269A RU2337613C1 RU 2337613 C1 RU2337613 C1 RU 2337613C1 RU 2007115269/14 A RU2007115269/14 A RU 2007115269/14A RU 2007115269 A RU2007115269 A RU 2007115269A RU 2337613 C1 RU2337613 C1 RU 2337613C1
- Authority
- RU
- Russia
- Prior art keywords
- pressure
- pulse
- value
- amplitude
- compensating
- Prior art date
Links
Images
Abstract
Description
Предлагаемое изобретение относится к медицинской технике и может быть использовано для измерения артериального давления (АД) у человека.The present invention relates to medical equipment and can be used to measure blood pressure (BP) in humans.
В большинстве случаев в современных тонометрах реализуется способ измерения, осуществляющий развертывающее уравновешивающее преобразование, иллюстрируемое диаграммой на фиг.1 [1].In most cases, modern tonometers implement a measurement method that implements a roll-out balancing transformation, illustrated by the diagram in figure 1 [1].
Артерия через толщу мягких тканей подвергается сжатию внешним компенсирующим давлением Pк(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 основная проблема заключается в достижении необходимой точности фиксации моментов tн и tв, поскольку эта операция в силу специфики объекта измерения может выполняться только по косвенным признакам (получение сигнала разности сравниваемых давлений принципиально невозможно).Artery through the thickness of soft tissue is compressed compensating external pressure P a (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 fixed 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 blood pressure measurement is the main problem in achieving the required accuracy fixing points t n and t in, because this operation by virtue of the specificity of the measurement object can only be performed by circumstantial evidence (obtaining comparable pressure difference signal essentially impossible).
Рассмотрим механизм фиксации моментов tн и tв достижения равновесия, используемый в существующих способах измерения АД, т.е. косвенные признаки наступления равенств Pк(t)=Pав и Pк(t)=Pан. Следует заметить, что ни в одном из известных источников не приводится более или менее строгого научного обоснования процессов, наблюдаемых во время измерения АД с использованием способа на основе развертывающего уравновешивающего преобразования. Разработчики тонометров чисто эмпирически подбирают алгоритм фиксации моментов tн и tв, причем ни одна из фирм не раскрывает полностью конкретно реализуемый в выпускаемых ею тонометрах алгоритм. Принято считать (см., например, [1]), что кривая объемного расширения артерии имеет вид, показанный на фиг.2. По оси абсцисс отложено избыточное давление ΔР, т.е. разность АД и внешнего давления, воздействующего на артерию через толщу мягких тканей, по оси ординат - объем артерии. Подобное представление кривой объемного расширения артерии, конечно же, не соответствует реальности. Согласно популярной медицинской энциклопедии [2, стр.561] артерии представляют собой цилиндрической формы эластические трубки, которые в отличие от вен не могут спадаться. Следовательно, при нулевом избыточном давлении артерии имеют некоторый отличный от нуля объем, как это показано на фиг.3. Логично также предположить, что упругие свойства артерии проявляются лишь при положительных значениях избыточного давления. При отрицательных же значениях избыточного давления артерия легко пережимается, и ее внутренний объем уменьшается до нуля уже при незначительном отрицательном избыточном давлении. Такое поведение артерии при изменении избыточного давления полностью подтверждается многочисленными натурными и модельными экспериментами, результаты которых освещены в работах [3, 4].Consider locking mechanism moments t n and t in the equilibration, used in existing methods of measuring blood pressure, i.e., indirect signs of the onset of the equalities P to (t) = P av and P to (t) = P en . It should be noted that none of the known sources provides a more or less rigorous scientific justification of the processes observed during the measurement of blood pressure using a method based on a deploying balancing transformation. Developers tonometers empirically selected algorithm fixing points t n and t in, where none of the firm does not disclose specifically a fully implemented in the algorithm tonometers produced by it. It is generally accepted (see, for example, [1]) that the curve of the volume expansion of the artery has the form shown in Fig.2. The abscissa shows the excess pressure ΔР, i.e. the difference between blood pressure and external pressure acting on the artery through the thickness of the soft tissues, along the ordinate axis is the volume of the artery. Such a representation of the volumetric expansion curve of the artery, of course, does not correspond to reality. According to the popular medical encyclopedia [2, p. 561], arteries are cylindrical elastic tubes that, unlike veins, cannot fall. Therefore, at zero gauge pressure, the arteries have some nonzero volume, as shown in FIG. It is also logical to assume that the elastic properties of the artery are manifested only at positive values of excess pressure. At negative values of overpressure, the artery is easily compressed, and its internal volume decreases to zero even with a slight negative overpressure. This behavior of the artery with a change in overpressure is fully confirmed by numerous field and model experiments, the results of which are reported in [3, 4].
На фиг.4 приведены графики, поясняющие процессы, происходящие при компрессии артерии путем линейного изменения внешнего компенсирующего давления от некоторого начального значения Рк<Ран до конечного значения Рк>Рав. Для упрощения чертежа скорость изменения компенсирующего давления несколько завышена по сравнению с рекомендуемой (2 мм рт.ст. на цикл сердечного сокращения). В процессе повышения компенсирующего давления кривая избыточного давления ΔP(t)=Pa(t)-Рк(t) переходит из области положительных значений в область отрицательных значений. Из графиков (фиг.4) видно, что пока избыточное давление ΔP(t)=Pa(t)-Рк(t) остается в области положительных значений, кривая объемного расширения артерии Va(t) практически повторяет в некотором масштабе кривую динамической составляющей АД и не содержит каких-либо признаков, указывающих на соотношение компенсирующего давления Pк(t) и значений Ран и Рав. (Пунктирными стрелками показан процесс трансформации изменения избыточного давления в изменение объема артерии.)Figure 4 shows graphs explaining the processes occurring during compression of the artery by linearly changing the external compensating pressure from a certain initial value P k <P en to the final value P k > P av . To simplify the drawing, the rate of change of the compensating pressure is slightly overestimated compared to the recommended one (2 mmHg per heart beat cycle). In the course of increase of the compensating pressure curve overpressure ΔP (t) = P a (t) to -P (t) passes from the region of positive values to negative values. From the graphs (Figure 4) shows that while the overpressure ΔP (t) = P a (t) to -P (t) remains in the region of positive values of volumetric expansion artery curve V a (t) virtually the same scale in a curve dynamic component of blood pressure and does not contain any signs indicating the ratio of the compensating pressure P to (t) and the values of P en and P AB . (The dashed arrows show the process of transforming a change in overpressure into a change in arterial volume.)
Очевидно, что интервал времени, на протяжении которого избыточное давление пересекает нулевой уровень, соответствует изменению компенсирующего давления от значения Ран до значения Рав. Следовательно, для определения Ран необходимо фиксировать значение компенсирующего давления в момент, когда избыточное давление в первый раз пересекает нулевой уровень. А для определения Рав необходимо фиксировать значение компенсирующего давления в момент, когда избыточное давление в последний раз пересекает нулевой уровень. Благодаря ярко выраженной нелинейности кривой объемного расширения артерии в области нулевого избыточного значения указанные моменты соответствуют резкому изменению амплитуды объемного расширения артерии (пульсовой волны). На фиг.4 эти моменты обозначены через tн и tв. В момент tн наблюдается резкое увеличение амплитуды пульсовой волны, а в момент tв - ее резкое уменьшение. Пересечение нулевого уровня происходит в дискретные моменты времени, что порождает уже упоминавшуюся методическую погрешность. Теоретически точные значения необходимо фиксировать в моменты, отмеченные жирными точками, но практически выделить их невозможно. В реальных тонометрах сигнал пульсовой волны (т.е. сигнал, пропорциональный объемному расширению артерии) получают либо в виде плетизмограммы (сигнал интенсивности светового луча, отраженного от артерии), либо его выделяют фильтром высоких частот из выходного сигнала датчика, воспринимающего давление в компрессионной камере или воспринимающего давление непосредственно от мягких тканей в месте выхода артерии близко к поверхности кожного покрова [5], например на запястье. В том и другом случае наличие составляющей пульсовой волны в сигнале воспринимаемого давления объясняется тем, что изменения объема артерии приводят к пропорциональному изменению давления в компрессионной камере и в толще мягких тканей конечности.It is obvious that the time interval during which the overpressure crosses the zero level corresponds to a change in the compensating pressure from the value of P en to the value of P av . Therefore, to determine P en it is necessary to fix the value of the compensating pressure at the moment when the overpressure for the first time crosses the zero level. A definition for R aB is necessary to fix the value of the compensating pressure when the overpressure in the last intersects the zero level. Due to the pronounced nonlinearity of the curve of the volume expansion of the artery in the region of zero excess value, these moments correspond to a sharp change in the amplitude of the volume expansion of the artery (pulse wave). In figure 4, these moments are indicated by t n and t in . At time t n there is a sharp increase in the amplitude of the pulse wave, and at time t in - its sharp decrease. The intersection of the zero level occurs at discrete time instants, which gives rise to the methodological error already mentioned. Theoretically, the exact values must be fixed at the moments marked with bold dots, but it is practically impossible to distinguish them. In real tonometers, a pulse wave signal (i.e., a signal proportional to the volume expansion of the artery) is obtained either in the form of a plethysmogram (signal of the intensity of the light beam reflected from the artery), or it is isolated by a high-pass filter from the output signal of the sensor receiving pressure in the compression chamber or perceiving pressure directly from soft tissues at the exit of the artery close to the surface of the skin [5], for example on the wrist. In both cases, the presence of the component of the pulse wave in the signal of perceived pressure is explained by the fact that changes in the volume of the artery lead to a proportional change in pressure in the compression chamber and in the thickness of the soft tissues of the limb.
Из известных наиболее близким по технической сущности является способ измерения артериального давления [6], основанный на сжатии артерии конечности через толщу мягких тканей изменяющимся компенсирующим давлением и фиксации давления в мягких тканях, отличающийся тем, что определяют временные интервалы, в течение которых производная от давления в мягких тканях имеет нулевое значение, изменяют компенсирующее давление дискретно во времени с задержкой после выявления начала каждого интервала, а также в момент времени, совпадающий с концом каждого интервала, а значение артериального давления получают в виде дискретных значений давления в мягких тканях, зафиксированных на границах выявленных врмененных интервалов, при этом начальное значение компенсирующего давления выбирают меньше ожидаемого нижнего значения артериального давления, а шаг дискретности по времени - не менее половины длительности цикла сердечного сокращения.Of the known closest in technical essence is a method of measuring blood pressure [6], based on compression of the limb artery through the thickness of the soft tissues with varying compensating pressure and fixation of pressure in the soft tissues, characterized in that it determines the time intervals during which the derivative of the pressure in soft tissues has a zero value, the compensating pressure is changed discretely in time with a delay after detecting the beginning of each interval, as well as at the time coinciding with the end of each interval, and the blood pressure value is obtained in the form of discrete values of pressure in soft tissues fixed at the borders of the identified time intervals, while the initial value of the compensating pressure is chosen less than the expected lower value of blood pressure, and the time increment is at least half the duration of the cardiac cycle reductions.
Недостаток способа-прототипа заключается в том, что на практике выделение моментов, в течение которых производная от давления в мягких тканях имеет нулевое значение, вызывает значительные технические трудности и требует использования высококачественного канала преобразования выходного сигнала датчика давления, свободного от воздействия внешних и внутренних помех.The disadvantage of the prototype method is that in practice, the allocation of moments during which the derivative of the pressure in the soft tissues is zero, causes significant technical difficulties and requires the use of a high-quality channel for converting the output signal of the pressure sensor, free from external and internal interference.
Предлагаемое изобретение направлено на повышение точности при сохранении быстродействия, свойственного способу-прототипу. Это достигается тем, что в способе, основанном на сжатии артерии через толщу мягких тканей возрастающим компенсирующим давлением, запоминают амплитуду пульсовых колебаний, предшествующую моменту резкого увеличения амплитуды пульсовых колебаний, в этот же момент времени запоминают значение внешнего компенсирующего давления и принимают его за нижнее значение артериального давления, при появлении в пульсовом колебании плоского участка запоминают два текущих значения амплитуды пульсовой волны на границах интервала времени, кратного периоду пульсовых колебаний, определяют масштабный коэффициент, равный отношению приращения компенсирующего давления за указанный интервал к разности граничных значений амплитуды пульсовой волны, прекращают компрессию и вычисляют верхнее значение артериального давления, прибавляя к нижнему значению произведение масштабного коэффициента и значения амплитуды пульсового колебания, запомненного непосредственно перед фиксацией нижнего значения артериального давления.The present invention is aimed at improving accuracy while maintaining the speed characteristic of the prototype method. This is achieved by the fact that in the method based on the compression of the artery through the thickness of the soft tissues with increasing compensating pressure, the amplitude of the pulse oscillations preceding the moment of the sharp increase in the amplitude of the pulse oscillations is stored; at the same time, the value of the external compensating pressure is stored and taken as the lower value of the arterial pressure, when a flat section appears in the pulse oscillation, two current values of the amplitude of the pulse wave are stored at the boundaries of the time interval that is a multiple of the pulse oscillation period, a scale factor is determined equal to the ratio of the compensating pressure increment over the specified interval to the difference between the boundary values of the pulse wave amplitude, stop compression and the upper value of blood pressure is calculated by adding the product of the scale factor and the pulse fluctuation amplitude stored immediately before fixation to the lower value lower blood pressure.
Для пояснения способа обратимся к экспериментально полученной кривой изменения давления в компрессионной камере тонометра, представленной на фиг.5. Пока значение избыточного давления ΔP(t)=Pa(t)-Pк(t) остается положительным (т.е. динамическая составляющая давления в компрессионной камере находится в области линейного участка кривой объемного расширения артерии), увеличение амплитуды пульсовой волны происходит за счет уплотнения мягких тканей (по мере повышения сдавливающего их внешнего компенсирующего давления мягкие ткани все меньше демпфируют изменение давления в артерии, передаваемое в компрессионную камеру). Как только кривая избыточного давления ΔP(t)=Pa(t)-Рк(t) входит в нелинейную зону кривой объемного расширения артерии, происходит резкое увеличение амплитуды пульсовой волны. Затем при дальнейшем увеличении компенсирующего давления (или, что то же, уменьшения избыточного давления) появляется так называемая «полка» (больше сжиматься артерия не может, она полностью пережата избыточным давлением). После этого происходят два процесса. С одной стороны, за счет еще большего уплотнения мягких тканей амплитуда пульсаций увеличивается. С другой стороны, гораздо сильнее амплитуда уменьшается за счет увеличения компенсирующего давления. Пока верхушка избыточного давления остается в области линейного участка кривой ΔV=f(Pа-Pк) скорость уменьшения амплитуды пульсовой волны пропорциональна скорости увеличения компенсирующего давления. Если пренебречь увеличением амплитуды за счет уплотнения мягких тканей, то можно определить масштаб пульсовых колебаний в области линейного участка кривой ΔV=f(Ра-Рк). Надо разделить изменение компенсирующего давления за целое (2-4) число циклов сердечного сокращения (периодов пульса) на разность амплитуд пульсовых колебаний, взятых на крайних циклах анализируемого участка.To explain the method, we turn to the experimentally obtained pressure change curve in the compression chamber of the tonometer shown in Fig.5. While the value of ΔP (t) = P a (t) to the overpressure -P (t) is positive (i.e., the dynamic component of the pressure in the compression chamber is in the linear portion of the curve of volume expansion of the artery), an increase in the pulse wave amplitude occurs due to compaction of the soft tissues (as the external compensating pressure compresses them, the soft tissues less and less dampen the change in pressure in the arteries transmitted to the compression chamber). Once the curve excess pressure ΔP (t) = P a (t) to -P (t) is included in the nonlinear region of the curve of volume expansion of the artery, an abrupt increase in pulse wave amplitude. Then, with a further increase in the compensating pressure (or, equivalently, a decrease in the overpressure), the so-called “shelf” appears (the artery cannot contract anymore, it is completely pinched by the overpressure). After this, two processes occur. On the one hand, due to an even greater compaction of soft tissues, the amplitude of the pulsations increases. On the other hand, the amplitude decreases much stronger due to an increase in the compensating pressure. While the top of the overpressure remains in the region of the linear portion of the curve ΔV = f (P a -P k ), the rate of decrease in the amplitude of the pulse wave is proportional to the rate of increase of the compensating pressure. If we neglect the increase in amplitude due to compaction of soft tissues, then we can determine the scale of the pulse oscillations in the region of the linear portion of the curve ΔV = f (P a -P k ). It is necessary to divide the change in the compensating pressure over the whole (2-4) number of heartbeat cycles (pulse periods) by the difference in the amplitudes of the pulse oscillations taken at the extreme cycles of the analyzed area.
Сказанное поясняется временной диаграммой на фиг.6. В процессе компрессии артерии непрерывно измеряется амплитуда пульсовых колебаний и каждый раз сохраняется последнее измеренное значение А. Одним из известных методов фиксируется резкое увеличение амплитуды пульсовой волны. Нижнее значение артериального давления принимается равным значению компенсирующего давления в этот момент. После появления «полки» в сигнале пульсовой волны запоминается текущее значение амплитуды 4 пульсовой волны. Через N (N=2...4) циклов сердечного сокращения запоминается уменьшенное значение амплитуды АN пульсовой волны. Определяется разница запомненных значений ΔA=A1-AN. Приращение ΔРк=РкN-Рк1 значения компенсирующего давления за время между этими двумя амплитудами делится на разницу запомненных значений. Полученный масштабный коэффициент m=ΔPк/ΔA используется для определения значения переменной составляющей артериального давления Рав-Ран=А·m, где А - последнее измеренное значение амплитуды пульсовой волны перед моментом резкого увеличения амплитуды пульсовой волны в процессе компрессии.The aforesaid is illustrated by the time diagram in Fig.6. In the process of artery compression, the amplitude of the pulse oscillations is continuously measured and the last measured value of A is saved each time. One of the known methods is a sharp increase in the amplitude of the pulse wave. The lower value of blood pressure is taken equal to the value of the compensating pressure at this moment. After the appearance of the “shelf” in the pulse wave signal, the current amplitude value of 4 pulse waves is stored. After N (N = 2 ... 4) cycles of cardiac contraction, the reduced amplitude value A N of the pulse wave is stored. The difference in the stored values ΔA = A 1 -A N is determined. The increment ΔР к = Р кN -Р к1 of the value of the compensating pressure for the time between these two amplitudes is divided by the difference in the stored values. The obtained scale factor m = ΔP k / ΔA is used to determine the value of the variable component of blood pressure P av -P an = A · m, where A is the last measured value of the pulse wave amplitude before the moment of the sharp increase in the pulse wave amplitude during compression.
Функциональная схема, реализующая предлагаемый новый способ измерения АД, представлена на фиг.7.Functional diagram that implements the proposed new method of measuring blood pressure is shown in Fig.7.
На фиг.7 приняты следующие цифровые обозначения: 1 - артерия; 2 - манжета, воспринимающая давление в мягких тканях конечности; 3 - датчик; 4 - компрессор; 5 - пневматический фильтр; 6 - выпускной клапан; 7 - усилитель; 8 - фильтр нижних частот; 9 - фильтр верхних частот; 10 - микроконтроллер; 11 - отсчетное устройство.In Fig.7, the following digital designations: 1 - artery; 2 - cuff, perceiving pressure in the soft tissues of the limb; 3 - sensor; 4 - compressor; 5 - pneumatic filter; 6 - exhaust valve; 7 - amplifier; 8 - low pass filter; 9 - high-pass filter; 10 - microcontroller; 11 - reading device.
Причем выход датчика 3 давления соединен с входом усилителя 7, выход которого соединен через фильтр 8 нижних частот с первым входом мультиплексора микроконтроллера 10, а через фильтр 9 верхних частот - со вторым входом мультиплексора микроконтроллера 10, кодовый выход микроконтроллера 10 соединен с отсчетным устройством 11, а управляющие выходы соединены с компрессором 4 и выпускным клапаном 6.Moreover, the output of the pressure sensor 3 is connected to the input of the amplifier 7, the output of which is connected through a low-pass filter 8 to the first input of the multiplexer of the microcontroller 10, and through the high-pass filter 9 to the second input of the multiplexer of the microcontroller 10, the code output of the microcontroller 10 is connected to a readout device 11, and the control outputs are connected to the compressor 4 and the exhaust valve 6.
Рассмотрим работу устройства с использованием временной диаграммы, представленной на фиг.6. Работой устройства управляет микроконтроллер. По его команде компрессор 4 нагнетает воздух в компрессионную камеру манжеты через пневматический фильтр 5, обеспечивая близкий к линейному закон изменения компенсирующего давления Рк(t). На диаграмме изображены кривая избыточного давления ΔР=Pa(t)-Рк(t) (разности артериального и внешнего компенсирующего давлений), которое собственно и воздействует на стенки артерии, заставляя их расширяться или сужаться. Пока кривая избыточного давления находится в пределах линейного участка зависимости Va объемного расширения артерии от избыточного давления ΔР, кривая Va объемного расширения артерии в некотором масштабе повторяет кривую динамической составляющей артериального давления. Изменения объема артерии изменяют объем компрессионной камеры, поскольку манжета имеет нерастягиваемую внешнюю оболочку. Это приводит к появлению пульсовых колебаний давления в компрессионной камере, амплитуда которых пропорциональна отношению изменения объема артерии к объему компрессионной камеры. По мере повышения внешнего компенсирующего давления мягкие ткани частично вытесняются из пространства под манжетой, что приводит к изменению амплитуды пульсовых колебаний по мере увеличения внешнего компенсирующего давления. Это изменение амплитуды пульсовых колебаний хорошо заметно на осциллограмме фиг.5. После момента t1 (в этот момент компенсирующее давление достигает значения, равного нижнему значению артериального давления) зависимость амплитуды пульсовых колебаний от избыточного давления становится сугубо нелинейной. Резкое увеличение амплитуды пульсовых колебаний в момент t1 (при этом избыточное давление входит в область отрицательных значений) является признаком того, что внешнее компенсирующее давление сравнялось с нижним значением Ран артериального давления, которое и принимается равным внешнему компенсирующему давлению в этот момент. В процессе компрессии артерии пульсовые колебания выделяются из сигнала датчика фильтром 9 верхних частот, измеряется и запоминается текущая амплитуда пульсовых колебаний. В памяти микроконтроллера 10 сохраняется цифровой эквивалент А значения амплитуды, измеренной непосредственно перед оценкой нижнего значения артериального давления. После этого через интервал времени порядка двух-трех циклов сердечного сокращения на кривой объемного расширения артерии появляется плоская часть («полка» на фиг.5) за счет полного пережатия просвета артерии. По прошествии указанного интервала измеряется и запоминается значение A1 амплитуды пульсовых колебаний. В этот же момент времени измеряется и запоминается значение Рк1 внешнего компенсирующего давления. По прошествии целого числа N циклов сердечного сокращения (на фиг.5 N=2) эти операции повторяются, в результате чего запоминаются значения АN и РкN. Определяются приращения ΔA=A1-АN и ΔРк=РкN-Рк1, вычисляется масштабный коэффициент m=ΔPк/ΔA, используемый для определения значения переменной составляющей артериального давления Рав-Ран=А·m. Последнее выражение представляет собой уравнение, из которого находится верхнее значение Рав артериального давления. После определения значений АN и РкN по команде микроконтроллера открывается выпускной клапан 6 (фиг.7), и компрессия артерии прекращается. На этом измерение артериального давления заканчивается.Consider the operation of the device using the timing diagram shown in Fig.6. The device is controlled by a microcontroller. At his command, the compressor 4 pumps air into the compression chamber of the cuff through the pneumatic filter 5, providing a close to linear law of variation of the compensating pressure P to (t). The diagram depicts the excess pressure curve? P = P a (t) to -P (t) (the difference in arterial and compensating external pressure) which actually acts on the arterial wall, causing them to expand or contract. While the overpressure curve is within the linear portion of the V a volume expansion of arteries by .DELTA.P overpressure curve V a volume expansion of the artery to some scale curve repeats dynamic blood pressure component. Changes in arterial volume alter the volume of the compression chamber since the cuff has an inextensible outer sheath. This leads to the appearance of pulse pressure fluctuations in the compression chamber, the amplitude of which is proportional to the ratio of the change in the volume of the artery to the volume of the compression chamber. As the external compensating pressure increases, soft tissues are partially forced out of the space under the cuff, which leads to a change in the amplitude of the pulse oscillations as the external compensating pressure increases. This change in the amplitude of the pulse oscillations is clearly visible on the oscillogram of figure 5. After the moment t 1 (at this moment the compensating pressure reaches a value equal to the lower value of the blood pressure), the dependence of the amplitude of the pulse oscillations on the excess pressure becomes purely nonlinear. The sharp increase in the amplitude of pulse oscillations at the time t 1 (in this case an overpressure is included in the region of negative values) is a sign that a compensating external pressure equal to the lower value of P en blood pressure, and is taken as equal to the external pressure compensating at this point. In the process of artery compression, pulse oscillations are extracted from the sensor signal by a high-pass filter 9, and the current amplitude of pulse oscillations is measured and stored. In the memory of the microcontroller 10, the digital equivalent A of the amplitude value measured immediately before the lower blood pressure value is estimated is stored. After that, after a time interval of the order of two to three cycles of cardiac contraction, the flat part (“shelf” in Fig. 5) appears on the curve of volumetric expansion of the artery due to full clamping of the lumen of the artery. After the specified interval, the value A 1 of the amplitude of the pulse oscillations is measured and stored. At the same time, the value P k1 of the external compensating pressure is measured and stored. After an integer N of the heartbeat cycles (Fig. 5 N = 2), these operations are repeated, as a result of which the values of A N and P kN are stored . The increments ΔA = A 1 -A N and ΔР к = Р кN -Р к1 are determined , the scale factor m = ΔP к / ΔA is calculated, which is used to determine the value of the variable component of blood pressure P av -Р an = А · m. The last expression is the equation from which the upper value P av of blood pressure is found. After determining the values of A N and P to N at the command of the microcontroller, the exhaust valve 6 opens (Fig.7), and the compression of the artery stops. This ends the measurement of blood pressure.
Таким образом, как и в случае способа-прототипа, в процессе измерения по предлагаемому способу кровоток через артерию полностью не перекрывается, а лишь уменьшается на короткое время. Преимущество способа, реализуемое совокупностью действий, изложенных в формуле изобретения, состоит в том, что масштабный коэффициент m=ΔPк/ΔА определяется через величины, которые могут быть замерены с более высокой точностью по сравнению со способом-прототипом.Thus, as in the case of the prototype method, during the measurement of the proposed method, the blood flow through the artery does not completely overlap, but only decreases for a short time. The advantage of the method, implemented by the set of actions set forth in the claims, is that the scale factor m = ΔP k / ΔA is determined through values that can be measured with higher accuracy compared to the prototype method.
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. Популярная медицинская энциклопедия. Гл. ред. Б.В.Петровский. - М.: «Советская энциклопедия», 1987 - 704 с.2. A popular medical encyclopedia. Ch. ed. B.V. Petrovsky. - M .: "Soviet Encyclopedia", 1987 - 704 p.
3. Шахов Э.К., Сухов А.И., Писарев А.П. Простейшая модель тонометра // Вычислительные системы и технологии обработки информации: Межвузовский сборник научных трудов. - Вып. 2 (28). - Пенза: Информационно-издательский центр ПТУ, 2003, с.30-37.3. Shakhov E.K., Sukhov A.I., Pisarev A.P. The simplest model of tonometer // Computing systems and information processing technologies: Interuniversity collection of scientific papers. - Vol. 2 (28). - Penza: PTU Information and Publishing Center, 2003, p.30-37.
4. Шахов Э.К., Сухов А.И., Писарев А.П. Моделирование процесса измерения артериального давления // Вычислительные системы и технологии обработки информации: Межвузовский сборник научных трудов. - Вып. 2 (28). - Пенза: Информационно-издательский центр ПТУ, 2003, с.18-29.4. 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. - Vol. 2 (28). - Penza: PTU Information and Publishing Center, 2003, p.18-29.
5. Eckarie Y.S. // Association for the Advancement of Medici Instrumentation (USA) Annual Meeting 15-th Proceedings. - San Francisco 1986. - P.40.5. Eckarie Y.S. // Association for the Advancement of Medici Instrumentation (USA) Annual Meeting 15-th Proceedings. - San Francisco 1986. - P.40.
6. Шахов Э.К. Способ измерения артериального давления. Патент РФ №2262886. Опубликовано 27.10.2005. Бюл. №30.6. Shakhov E.K. A method of measuring blood pressure. RF patent No. 2262886. Published on October 27, 2005. Bull. No. 30.
Claims (1)
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| RU2007115269/14A RU2337613C1 (en) | 2007-04-23 | 2007-04-23 | Method of express measurement of arterial pressure |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| RU2007115269/14A RU2337613C1 (en) | 2007-04-23 | 2007-04-23 | Method of express measurement of arterial pressure |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| RU2337613C1 true RU2337613C1 (en) | 2008-11-10 |
Family
ID=40230137
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| RU2007115269/14A RU2337613C1 (en) | 2007-04-23 | 2007-04-23 | Method of express measurement of arterial pressure |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| RU (1) | RU2337613C1 (en) |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| RU2472428C1 (en) * | 2008-12-05 | 2013-01-20 | Хелтстатс Интернэшнл Пте Лтд | Method of determining values of central aortal systolic pressure and method of analysing set of arterial pressure data for determining thereof |
-
2007
- 2007-04-23 RU RU2007115269/14A patent/RU2337613C1/en not_active IP Right Cessation
Non-Patent Citations (1)
| Title |
|---|
| ЭМАН А.А. Биофизические основы измерения артериального давления. - Л.: Медицина, 1983, с.50. ШАХОВ Э.К. и др. Моделирование процесса измерения артериального давления. Вычислительные системы и технологии обработки информации: Межвузовский сборник научных трудов, вып.2 (28). - Пенза: Информационно-издательский центр ПТУ, 2003, с.18-29. * |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| RU2472428C1 (en) * | 2008-12-05 | 2013-01-20 | Хелтстатс Интернэшнл Пте Лтд | Method of determining values of central aortal systolic pressure and method of analysing set of arterial pressure data for determining thereof |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| US9119536B2 (en) | Pressure gauge, blood pressure gauge, method of determining pressure values, method of calibrating a pressure gauge, and computer program | |
| EP2493373B1 (en) | Apparatus and methods for enhancing and analyzing signals from a continuous non-invasive blood pressure measurement device | |
| US7029447B2 (en) | Measuring blood pressure | |
| US9414755B2 (en) | Method for estimating a central pressure waveform obtained with a blood pressure cuff | |
| US20170251927A1 (en) | Blood pressure determination device, blood pressure determination method, recording medium for recording blood pressure determination program, and blood pressure measurement device | |
| NL8105381A (en) | METHOD AND APPARATUS FOR CORRECTING THE CUFF PRESSURE IN MEASURING THE BLOOD PRESSURE IN A BODY PART USING A PLETHYSMOGRAPH. | |
| CN114652351B (en) | Continuous blood pressure measuring method and device based on ultrasonic Doppler and electronic equipment | |
| CA2295605A1 (en) | Improved method and apparatus for the measurement of cardiac output | |
| EP3545832A1 (en) | Correction method for pulse wave propagation time related to diastolic blood pressure and systolic blood pressure | |
| JP6309025B2 (en) | Method, logic operation device and system for approximating patient pulse wave based on non-invasive blood pressure measurement | |
| RU2281687C1 (en) | Method for monitoring arterial pressure | |
| RU2337613C1 (en) | Method of express measurement of arterial pressure | |
| CN106580303B (en) | The bearing calibration of the pulse wave propagation time related to systolic pressure | |
| RU2535909C2 (en) | System and method for blood pressure measurement by its effects | |
| KR100585848B1 (en) | Non-invasive blood pressure measuring system using peripheral plethysmograph | |
| RU2360596C1 (en) | Method of determination of arterial pressure, parametres of hemodynamic and condition of vascular wall with use of high resolution oscillometry | |
| RU2252693C1 (en) | Method for detecting arterial pressure | |
| RU2301616C1 (en) | Method of accelerated measurement of arterial blood pressure | |
| RU2302815C1 (en) | Method for measuring arterial blood pressure | |
| RU2262886C1 (en) | Method for measuring arterial blood pressure | |
| RU2644299C1 (en) | Oscillographic method of measuring arterial pressure | |
| RU2698986C1 (en) | Arterial pressure determining method | |
| RU2088143C1 (en) | Method to measure arterial pressure | |
| RU2697227C1 (en) | Blood pressure determining method | |
| RU2736690C1 (en) | Method of blood pressure measurement |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| MM4A | The patent is invalid due to non-payment of fees |
Effective date: 20090424 |