Способ измерения артериального давления и устройство для его осуществления

 

Изобретение относится к медицинской технике и основан на создании внешнего компенсирующего давления на артерию, восприятии пульсовых объемных колебаний артерии и использовании соответствующего сигнала для управления значением внешнего компенсирующего давления. В течение части периодически повторяющегося интервала времени сигнал рассогласования измеряемого артериального и компенсирующего внешнего давления сравнивают с сигналом, регулирующим внешнее компенсирующее давление, достигают их равенства, запоминают скорректированное таким образом значение сигнала и вычитают запомненное значение из сигнала рассогласования в течение оставшейся части периодически повторяющегося интервала времени. Устройство для осуществления способа включает соединенные последовательно сумматор, датчик объемных пульсаций артерии, усилитель сигнала рассогласования, обратный рассогласователь и регистрирующее или измерительное устройство, а также задатчик времени коррекции и устройство выборки-хранения, вход которого соединен с выходом усилителя, управляющий вход с выходом задатчика времени коррекции, а выход- с входом сумматора, второй вход которого соединен с выходом датчика объемных пульсаций артерии, а выход с входом усилителя. 2 с. п. ф-лы, 1 ил.

Изобретение относится к медицинской технике и предназначено для автоматического измерения артериального давления.

Сущность изобретения заключается в следующем.

Создают внешнее компенсирующее давление на артерию, формируют сигнал пульсовых объемных колебаний артерии для управления величиной внешнего компенсирующего давления, сигнал рассогласования измеряемого артериального и компенсирующего внешнего давлений, уравновешивают постоянным сигналом с периодической корректировкой уравновешивающего сигнала, при этом артериальное давление определяют по внешнему компенсирующему давлению.

Способ реализуется устройством, содержащим регистрирующий блок и датчик объемных пульсаций артерии с измерительной цепью и сумматором, соединенный с усилителем, подключенным через обратный преобразователь к датчику объемных пульсаций артерии, а также последовательно соединенные задатчик времени коррекции и устройство выборки и хранения, вход которого подключен к выходу усилителя и входу регистрирующего блока, а выход к второму входу сумматора.

Целью изобретения является повышение точности, степени автоматизации процесса измерения и расширение функциональных возможностей, в частности длительной регистрации непрерывной кривой артериального давления.

На чертеже представлена функциональная схема устройства, реализующего предлагаемый способ.

Устройство содержит последовательно соединенные датчик 1, измерительную цепь 2, сумматор 3, усилитель 4, показывающее или регистрирующее устройство 5, обратный преобразователь 6, включенный между выходом усилителя и датчика, а также последовательно соединенные задатчик времени коррекции ЭВК 7 и устройство 8 выборки и хранения, вход которого подключен к выходу усилителя и входу регистрирующего блока, а выход к второму входу сумматора. На чертеже обратный преобразователь 6 выходного сигнала усилителя в давление показан для определенности в одном из возможных вариантов исполнения в виде магнитоэлектрического преобразователя, состоящего из постоянного магнита 9, магнитопровода 10, катушки 11, мембраны 12 и штока 13, прикрепленного к каркасу катушки. Датчик 1 объемных пульсаций артерии вмонтирован в шток 13. Между штоком 13 и упором 14 располагается ногтевая фаланга пальца пациента.

Сила F_ос(t), развиваемая обратным преобразователем, выражается соотношением F_ос(t)= I (t)Bl, (1) где I(t) сила тока, протекающего по обмотке катушки; В индукция в магнитном зазоре магнитопровода; l длина провода активной части обмотки подвижной катушки.

Эта сила через шток 13 воздействует на палец и создает давление на артерию, определяемое соотношением P_oc(t) (2) где S площадь поперечного сечения штока.

Полагая, что датчик объемных пульсаций артерии представляет собой оптопару (источник и приемник светового излучения), заметим, что если артерия не пережата штоком, то в выходном сигнале измерительной цепи 2 содержится переменная составляющая, амплитуда которой пропорциональна амплитуде объемных пульсаций давления (последние вызывают изменение оптической плотности мягких тканей конечности в месте расположения артерии).

В установившемся режиме работы устройства артерия пульсирует под действием разности измеряемого Р_а(t) и компенсирующего Р_ос(t) давлений ΔР(t)=P_a(t)-P_oc(t) (3) При выполнении равенства Р_а(t)=P_oc(t) артерия перестает пульсировать.

Входной сигнал усилителя определяется уравнением U_x(t)= U₌+ ΔP(t)G-U_увх (4) где G коэффициент передачи датчика объемных пульсаций артерии, включая коэффициент передачи измерительной цепи;
U₌ постоянная составляющая сигнала на выходе измерительной цепи;
U_увх выходное напряжение устройства выборки и хранения.

Для рассматриваемого состояния системы справедливы соотношения
U_у(t)=U_x(t)K (5)
где U_у(t) выходное напряжение усилителя;
К коэффициент усиления усилителя;
I(t) (6)
где R_к сопротивление обмотки катушки.

Предположим, что в системе выполняется условие
U_увх=U₌ (7)
Тогда, совместно решая уравнения (1)-(7), получим,
U_у(t) (8)
В этой формуле символом К_ос обозначен коэффициент передачи цепи обратной связи системы, при этом
K_oc= (9) а величина КG коэффициент передачи прямой цепи преобразования системы.

Учитывая, что КG >> 1, выражение (8) можно переписать в виде
U_у(t) (10)
Таким образом, с точностью до ошибки статизма Δ P(t) и стабильности величины К_ос выходное напряжение усилителя пропорционально измеряемому артериальному давлению. Ошибка статизма равна
ΔP(t) (11) и, следовательно, пренебрежимо мала при выполнении указанного выше неравенства КG >> 1. Стабильность величины К_ос, как следует из (9), определяется стабильностью величин В, l, S, R_к, обеспечить которую не составляет труда. При необходимости более высокой точности можно измерять и регистрировать компенсирующее давление Р_ос(t), которое согласно (3) отличается от измеряемого давления только на ошибку статизма.

Все сказанное справедливо при условии (7). 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 конкретного индивидуума, конкретными значениями и разбросом 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), так как на вход его действует сигнал U₌+ ΔP(t)G, причем U₌>> ΔP(t)G (напомним, что согласно (5) ΔP(t)G U_x(t) , где К>>1)
Чтобы предотвратить "зашкаливание" усилителя и ввести систему в режим слежения за артериальным давлением, задатчик времени коррекции периодически замыкает цепь местной обратной связи усилителя через устройство выборки и хранения. Предположим, что перед этим усилитель находился в состоянии "зашкаливания". При замыкании местной обратной связи усилитель с точностью до ошибки статизма ΔU_x(t) усилителя, охваченного местной обратной связью, компенсирует сигнал U₌+ ΔP(t)G, т.е. выполняется равенство
U₌+ ΔP(t)G-U_увх=Δ U_x(t), которое ввиду малости значений ΔР(t)G и ΔU_x(t) фактически означает выполнение равенства (7), являющегося условием нормального функционирования системы. Таким образом, после размыкания местной обратной связи (при этом устройство выборки и хранения 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.

Единственным из существенных источников погрешности предлагаемого способа (она свойственна всем косвенным методам измерения артериального давления) является потеря давления в мягких тканях конечности. Достоинством метода является и то, что при измерении артерия не пережимается, что допускает возможность длительной регистрации кривой изменения артериального давления. В отличие от существующих методов, измеряющих лишь два параметра давления (систолическое и дистолическое значения), предлагаемый метод обеспечивает получение исчерпывающей информации непрерывной функции изменения давления во времени, несравнимо более высокое быстродействие и удобство процесса измерения для пациента. Если в качестве показывающего или регистрирующего устройства использовать АЦП экстремальных значений выходного сигнала усилителя, можно получить цифровые отсчеты верхнего и нижнего значений артериального давления.

Формула изобретения

1. Способ измерения артериального давления, состоящий в создании внешнего компенсирующего давления на артерию и формировании сигнала пульсовых объемных колебаний артерии для управления величиной внешнего компенсирующего давления, отличающийся тем, что сигналы рассогласования измеряемого артериального и компенсирующего внешнего давления уравновешивают постоянным сигналам с периодической корректировкой уравновешивающего сигнала, при этом артериальное давление определяют по внешнему компенсирующему давлению.

2. Устройство для измерения артериального давления, содержащее регистрирующий блок и датчик объемных пульсаций артерии с измерительной цепью и сумматором, соединенный с усилителем, подключенным через обратный преобразователь к датчику объмных пульсаций артерии, отличающееся тем, что в него введены последовательно соединенные задатчик времени коррекции и устройство выборки и хранения, вход которого подключен к выходу усилителя и входу регистрирующего блока, а выход к второму входу сумматора.

РИСУНКИ

Рисунок 1