Электронный сфигмоманометр для измерения кровяного давления в соответствии со способом компенсации объема

Изобретение относится к электронному сфигмоманометру для измерения кровяного давления в соответствии со способом компенсации объема. Сфигмоманометр содержит манжету для прикрепления к месту измерения давления, датчик давления для определения давления в манжете, датчик объема для детектирования сигнала артериального объема в месте измерения давления, блок для регулировки давления в манжете путем увеличения и уменьшения давления, датчик для определения величины изменения объема артерии, центральный процессор. Датчик изменения объема показывает, что величина изменения объема сходится, если указанная величина имеет заданное значение или меньше. Центральный процессор содержит блок установки давления в манжете, блок сервоуправления для сервоуправления блоком регилировки давления в манжете таким образом, чтобы объем артерии становился постоянным, блок измерения кровяного давления, блок вычисления скорости элиминации изменения объема, блок вычисления степени артериосклероза. Блок вычисления скорости элиминации изменения объема определяет отношения амплитуд сигнала артериального объема при давлении в манжете, равном начальному давлению, и при минимальном изменении объема артерии. Блок вычисления степени артериосклероза выводит указанное отношение амплитуд в качестве показателя степени артериосклероза. Применение данного изобретения позволит определить показатель степени артериосклероза для конкретного измеряемого пациента. 4 з.п.ф-лы, 13 ил.

 

Область техники, к которой относится изобретение

Настоящее изобретение относится к электронному сфигмоманометру и, в частности, к электронному сфигмоманометру, измеряющему кровяное давление в соответствии со способом компенсации объема.

Уровень техники

Среди традиционных электронных сфигмоманометров имеется сфигмоманометр, измеряющий кровяное давление в соответствии с осцилляторным способом. При осцилляторном способе нарукавная повязка (манжета) заранее оборачивается вокруг места измерения измеряемого человека. Во время измерения давление внутри манжеты (давление в манжете) увеличивается, чтобы оно стало выше систолического кровяного давления, и затем постепенно уменьшается. В этом процессе уменьшения давления пульсация, возникающая в артерии в месте измерения, определяется как сигнал пульсовой волны датчиком давления через манжету. Давление в манжете и величина определенной пульсации (амплитуда сигнала пульсовой волны) затем используются для определения систолического кровяного давления и диастолического кровяного давления.

В качестве биологической информации, относящейся к значениям кровяного давления, измеренным таким образом, существует некоторая степень соответствия между артериосклерозом и сосудами. В качестве способа ее нахождения из сигнала кровяного давления существуют способ исследования скорости, с которой пульсовая волна выталкивается из сердца (PWV: скорость пульсовой волны) (патентный документ 1: публикация нерассмотренной заявки на патент Японии № 2000-316821 (японский патент № 3140007), патентный документ 2: публикация нерассмотренной заявки на патент Японии H9-122091 (японский патент № 3599858)) и способ исследования индекса увеличения (AI), который является информацией отраженной волны, содержащейся в пульсовой волне (патентный документ 3: публикация нерассмотренной заявки на патент Японии № 2004-195204).

PWV измеряется в состоянии, в котором датчики (манжеты или тому подобное), измеряющие пульсовую волну или тому подобное в двух или более местах, таких как плечи, голени и т.п., прикрепляются как во время измерения электрокардиограммы, так и фонокардиограммы. Во время измерения, используя соответствующие датчики, измерение выполняется одновременно. PWV вычисляется по разнице во времени импульсных сигналов, обнаруженных соответствующими датчиками, и по длине артерии между двумя точками, к которым присоединены датчики.

Таким образом, поскольку для измерения PWV датчики, такие как манжеты, должны прикрепляться в двух или более местах, трудно с легкостью и удобно измерять степень артериосклероза.

Кроме того, AI вычисляется, основываясь на сигнале пульсовой волны давления, измеряемом при нажатии на лучевую артерию запястья с соответствующей силой давления. Однако необходимы механизм нажатия с соответствующей силой давления и дорогостоящий блок датчика для точной локализации места измерения, а также метод соответствующего прикрепления блока датчика. Эти проблемы затрудняют измерение степени артериосклероза с легкостью и удобством.

С другой стороны, в качестве устройства, способного неинвазивно непрерывно измерять сигнал кровяного давления и используемого легко и удобно, существует сфигмоманометр типа, основанного на способе компенсации объема (патентный документ 4: публикация нерассмотренной заявки на патент Японии № S59-005296).

Способ компенсации объема заключается в следующем. То есть это способ, при котором артерия сжимается манжетой снаружи биологического организма, чтобы поддерживать постоянным объем артерии, пульсирующий синхронно с частотой сердечных сокращений, тем самым уравновешивая силу давления (давление в манжете), с которой сжимается место измерения, и определяется внутреннее давление артерии в месте измерения, то есть кровяное давление, и давление в манжете, когда это уравновешенное состояние сохраняется, чтобы таким образом непрерывно получать значения кровяного давления.

Соответственно, в способе компенсации объема важны два пункта: определение значения объема, когда артерия находится в ненагруженном состоянии (целевое значение управления), и поддержание этого ненагруженного состояния (сервоуправление). В качестве способа сервоуправления используется PID-управление (упоминается как управление, в котором пропорциональное управление, интегральное управление и управление по производной объединяются, чтобы заставить значение объема сходиться к целевому значению управления) для управления с обратной связью.

Здесь, чтобы выполнять измерение с высокой точностью, сервоусиление необходимо регулировать в соответствии с объектом управления. При традиционном сервоуправлении, обычным является метод определения сервоусиления по скорости реакции на входное воздействие объекта управления. Конкретно, используется способ, в котором время, требующееся до того, пока выходное значение не начнет ступенчато реагировать на изменение входного значения (время задержки) и скорость изменения после начала реакции (постоянная времени) измеряются заранее и основываясь на этих значениях устанавливается сервоусиление.

Однако, так как этот способ основан на регулировке посредством проб и ошибок, он требует времени для регулировки, что затрудняет применение этого способа к измерению кровяного давления, при котором управление необходимо начинать быстро.

Кроме того, этот способ основан на предпосылке, что реактивность объекта управления является неизменной, что также затрудняет применение способа для управления измерением кровяного давления для биологического организма, реактивность которого часто изменяется в соответствии с изменением физического состояния и т.п.

В результате, в электронном сфигмоманометре, использующем способ компенсации объема, управление начинается без проведения какой-либо предварительной регулировки и во время управления возникает необходимость определить оптимальное сервоусиление. Для определения оптимального сервоусиления во время управления согласно патентному документу 4 сервоусиление постепенно увеличивается, и используя сервоусиление, когда скорость элиминации сигнала изменения артериального объема (амплитуда во время управления/амплитуда перед управлением) становится меньше заданного значения, выполняется измерение кровяного давления. Такое управление также показано на фиг.1 непатентного документа 1 (документ 1: Yamakoshi K., Shimazu H., Togawa T., Indirect measurement of instantaneous arterial blood pressure in the rat, Am. J. Physiol 237, H632-H637, 1979).

Патентный документ 1: публикация нерассмотренной заявки на патент Японии № 2000-316821

Патентный документ 2: публикация нерассмотренной заявки на патент Японии № H9-122091

Патентный документ 3: публикация нерассмотренной заявки на патент Японии № 2004-195204

Патентный документ 4: публикация нерассмотренной заявки на патент Японии № S59-005296

Непатентный документ 1: Yamakoshi K., Shimazu H., Togawa T., Indirect measurement of instantaneous arterial blood pressure in the rat, Am. J. Physiol 237, H632-H637, 1979.

Описание изобретения

Проблема, решаемая изобретением

Однако в упомянутом выше электронном сфигмоманометре, работающем по традиционному способу компенсации объема, сервоусиление определяется, основываясь на постоянной частоте элиминации сигнала изменения артериального объема. Соответственно, сервоусиление не регулируется для каждого измеряемого пациента. Поэтому, даже когда используется сигнал кровяного давления, измеренный в соответствии с традиционным способом компенсации объема, степень артериосклероза, присущая конкретному человеку, не может быть измерена.

Таким образом, задача настоящего изобретения состоит в обеспечении электронного сфигмоманометра, способного определять показатель степени артериосклероза для каждого человека, используя сигнал кровяного давления, измеренный способом компенсации объема.

Средство решения проблемы

Для решения упомянутой выше задачи, в соответствии с аспектом настоящего изобретения, обеспечивается электронный сфигмоманометр для измерения кровяного давления в соответствии со способом компенсации объема, при этом электронный сфигмоманометр содержит: манжету, прикрепляемую к месту измерения кровяного давления; датчик давления для определения давления в манжете, представляющего давление внутри манжеты; датчик объема, обеспечиваемый в манжете и предназначенный для определения сигнала артериального объема, указывающего объем артерии в месте измерения; блок регулировки давления в манжете для регулировки давления в манжете путем увеличения и уменьшения давления; и блок управления.

Дополнительно, блок управления содержит: первый блок управления для управления блоком регулировки давления в манжете и установки давления в манжете равным начальному давлению в манжете, представляющему конкретное значение давления; блок сервоуправления для сервоуправления блоком регулировки давления в манжете, так чтобы объем артерии становился постоянным, основываясь на определенном сигнале артериального объема после установки давления в манжете равным начальному давлению в манжете; датчик изменения объема для определения величины изменения объема артерии, основываясь на определенном сигнале артериального объема, в то время, как блоком сервоуправления выполняется управление; датчик отношения амплитуд для определения отношения между амплитудой сигнала артериального объема, обнаруженного, когда давление в манжете установлено равным начальному давлению в манжете, и амплитудой сигнала артериального объема, определенного, когда датчик изменения объема определяет, что величина изменения объема артерии минимальна; и блок вывода для вывода отношения амплитуд, определенного датчиком отношения амплитуд, в качестве показателя степени артериосклероза.

Предпочтительно, амплитуда сигнала артериального объема, определенная, когда давление в манжете устанавливается равным начальному давлению в манжете, является максимальной, блок сервоуправления определяет артериальный объем, когда максимальная амплитуда сигнала артериального объема определяется как целевое значение сервоуправления, и на основе разности между артериальным объемом, указанным с помощью определенного сигнала артериального объема, и целевым значением, сервоусиление регулируется так, чтобы величина изменения объема артерии, определенная датчиком изменения объема, стала минимальной, причем сервоуправление блока регулировки давления в манжете осуществляется блоком сервоуправления.

Предпочтительно, дополнительно содержится блок измерения кровяного давления, чтобы непрерывно измерять кровяное давление, когда выполняется управление блоком сервоуправления. Блок измерения кровяного давления имеет блок определения для приема сигнала определения от датчика давления и определения давления в манжете, соответствующего сигналу определения, в качестве кровяного давления. Когда датчик изменения объема определяет, что величина изменения объема артерии минимальна, кровяное давление, определенное блоком определения, выводится блоком измерения кровяного давления.

Предпочтительно, в соответствии с соотношением корреляции между отношением амплитуд и степенью артериосклероза, блок управления определяет степень артериосклероза в месте измерения, основываясь на отношении амплитуд, определенном датчиком отношения амплитуд.

Предпочтительно, в процессе увеличения с постоянной скоростью сервоусиления блоком сервоуправления, когда величина изменения объема артерии, определенная датчиком изменения объема, сходится, датчик отношения амплитуд определяет отношение амплитуд.

Предпочтительно, когда определено, что величина изменения объема артерии, определенная датчиком изменения объема, имеет заданное значение или меньше, определяется, что величина изменения объема артерии сходится.

Предпочтительно, разность между величиной изменения объема артерии в одном импульсе и величиной изменения объема артерии в одном предшествующем импульсе определяется при каждом импульсе пульсовой волны сигнала определенного артериального объема. Когда для множества импульсов непрерывно определяется, что определенная разность указывает заданное значение или меньше, определяется, что величина изменения объема артерии сошлась.

Предпочтительно, в процессе увеличения с постоянной скоростью сервоусиления блоком сервоуправления, когда ошибка управления в одном импульсе пульсовой волны становится минимальной, определяется, что величина изменения объема артерии сошлась, и ошибка управления указывает разность между артериальным объемом, указанным определенным сигналом артериального объема, и целевым значением.

Предпочтительно, в процессе увеличения сервоусиления блоком сервоуправления на постоянную величину, когда величина пульсации, индицированная давлением в манжете с помощью сервоуправления, сходится, определяется, что величина изменения объема артерии сошлась. Величина пульсации, индицированная давлением в манжете, указывает уровень амплитуды сигнала давления в манжете, индицирующий изменение давления в манжете, определенное датчиком давления.

Эффект изобретения

В соответствии с настоящим изобретением, электронный сфигмоманометр, измеряющий кровяное давление согласно способу компенсации объема, определяет контрольное значение для сервоуправления во время измерения кровяного давления в соответствии с изменением объема артерии, свойственного конкретному измеряемому пациенту, которое определяется в процессе, в котором регулируется давление в манжете, давящей на место измерения. При этом показатель степени артериосклероза определяется как отношение амплитуд сигнала артериального объема. Соответственно, показатель степени артериосклероза может быть получен как представляющий свойство артерии конкретного измеряемого пациента.

Краткое описание чертежей

Фиг.1 - график соотношения корреляции между скоростью элиминации изменения объема и степенью артериосклероза, основанный на результате эксперимента.

Фиг.2 - общий вид в перспективе электронного сфигмоманометра, соответствующего первому варианту осуществления настоящего изобретения.

Фиг.3 - диаграмма, представляющая концепцию управления давлением в манжете для измерения кровяного давления в электронном сфигмоманометре, соответствующем первому варианту осуществления настоящего изобретения.

Фиг.4 - блок-схема конфигурации аппаратного обеспечения электронного сфигмоманометра, соответствующего первому варианту осуществления настоящего изобретения.

Фиг.5 - диаграмма для объяснения примера хранения результатов измерения в соответствии с первым вариантом осуществления настоящего изобретения.

Фиг.6 - функциональная блок-схема функциональной конфигурации электронного сфигмоманометра, соответствующего первому варианту осуществления настоящего изобретения.

Фиг.7 - блок-схема последовательности выполнения операций процесса обработки результатов измерения кровяного давления, соответствующая первому варианту осуществления настоящего изобретения.

Фиг.8 - блок-схема последовательности выполнения операций процесса обработки для определения целевого значения управления и начального давления в манжете, соответствующая первому варианту осуществления настоящего изобретения.

Фиг.9 - график, объясняющий процесс обработки результатов измерения кровяного давления, соответствующий первому варианту осуществления настоящего изобретения.

Фиг.10 - блок-схема последовательности выполнения операций процесса обработки для определения усиления в соответствии с первым вариантом осуществления настоящего изобретения.

Фиг.11 - блок-схема последовательности выполнения операций процесса обработки для определения усиления в соответствии со вторым вариантом осуществления настоящего изобретения.

Фиг.12 - блок-схема последовательности выполнения операций процесса обработки для определения усиления в соответствии с третьим вариантом осуществления настоящего изобретения.

Фиг.13 - блок-схема последовательности выполнения операций процесса обработки для определения усиления в соответствии с четвертым вариантом осуществления настоящего изобретения.

Описание условных обозначений

1 Электронный сфигмоманометр
102 Датчик целевого значения управления
104 Блок установки давления в манжете
106 Блок сервоуправления
108 Блок измерения давления
109 Блок определения усиления
110 Блок вычисления скорости элиминации изменения объема
111 Блок вычисления степени артериосклероза

Наилучший способ осуществления изобретения

Здесь далее варианты осуществления настоящего изобретения описываются подробно со ссылкой на чертежи. Одни и те же символы обозначают одни и те же соответствующие детали на чертежах и их описания не повторяются.

В электронном сфигмоманометре, использующем способ компенсации объема согласно соответствующим вариантам осуществления, сервоусиление для измерения кровяного давления определяется, сосредотачивая внимание на том факте, что скорость элиминации изменения объема различна, в зависимости от свойства упругости артерии, то есть степени артериосклероза. Конкретно, чем тверже артерия, тем хуже становится реактивность на силу давления, таким образом, делая управление трудным и увеличивая амплитуду сигнала пульсовой волны во время управления. В результате, скорость элиминации изменения объема принимает большее значение. Напротив, чем мягче становится артерия, тем меньшее значение принимает скорость элиминации. Поэтому изобретатели предположили, что значение скорости элиминации изменения объема может вычисляться в качестве показателя степени артериосклероза.

Изобретатели провели эксперименты, основанные на этом предположении и смогли получить данные, указывающие соотношение корреляции между скоростью элиминации изменения объема и степенью артериосклероза, показанное на фиг.1. На фиг.1, при использовании двухмерной координатной плоскости, где по оси Y указывается скорость элиминации изменения объема, а по оси X указывается степень артериосклероза, выраженного с помощью PWV, соотношение корреляции между ними приблизительно выражается линейной функцией, определяемой выражением 500. Это позволило изобретателям признать, что скорость элиминации изменения объема имеет пропорциональную связь со свойством упругости (твердостью) артерии, и получить в результате, что показатель степени артериосклероза (скорость элиминации изменения объема) может быть определен, используя скорость элиминации изменения объема. Экспериментальные данные, приведенные на фиг.1, являются данными, полученными при измерении кровеносного сосуда в инвазивном состоянии.

Дополнительно, в способе компенсации объема изобретатели получили следующий результат в отношении определения сервоусиления, соответствующего сервоуправлению для поддержания нанагруженного состояния артерии.

Естественно, по мере увеличения сервоусиления амплитуда сигнала изменения артериального объема постепенно становится меньше и сходится к минимальному значению. То есть в процессе, в котором сервоусиление увеличивается с помощью сервоуправления, величина пульсации, определяемая из сигнала давления в манжете, также сходится, так что величина изменения объема артерии сходится. Если сервоусиление увеличивается больше, система управления становится неустойчивой, вызывая, таким образом, ненужное колебание высокочастотных компонент в сигнале управления. Дальнейшее увеличение усиления вызывает аномальное колебание в сигнале управления, приводящее в итоге к неспособности управления. Следовательно, используя эти естественные особенности, изобретатели пришли к выводу, что точка, в которой амплитуда сигнала изменения артериального объема становится минимальной, определяется в процессе, в котором выполняется сервоуправление с увеличением сервоусиления, за счет чего для каждого человека может быть определено оптимальное сервоусиление для поддержания ненагруженного состояния артерии, и показатель степени артериосклероза, свойственный каждому человеку, может быть определен по скорости элиминации изменения объема, определяемой в это время.

Здесь далее описывается электронный сфигмоманометр, измеряющий кровяное давление, используя способ компенсации объема в соответствии с каждым из вариантов осуществления. Измерение кровяного давления с применением способа компенсации объема использует процедуру, раскрытую в патентном документе 4 (публикация рассмотренной заявки на патент Японии № S59-005296).

Электронный сфигмоманометр, соответствующий каждому из вариантов осуществления, непрерывно измеряет кровяное давление способом компенсации объема. Электронный сфигмоманометр выполняет управление с обратной связью, чтобы постоянно выравнивать биологическое внешнее давление и артериальное внутреннее давление, то есть кровяное давление. Другими словами, электронный сфигмоманометр выполняет точную регулировку давления в манжете, чтобы поддерживать стенку артерии в ненагруженном состоянии, и биологическое внешнее давление в этот момент (в ненагруженном состоянии) измеряется, чтобы таким образом непрерывно измерять кровяное давление.

Первый вариант осуществления

На фиг.2 представлен внешний общий вид электронного сфигмоманометра 1, соответствующего первому варианту осуществления настоящего изобретения.

Со ссылкой на фиг.2, электронный сфигмоманометр 1 содержит участок 10 основного корпуса и манжету 20, которая может оборачиваться вокруг конечностей измеряемого человека. Участок 10 основного корпуса установлен на манжете 20. На поверхности участка 10 основного корпуса установлены блок 40 отображения, выполненный, например, на жидких кристаллах или тому подобном, и функциональный блок 41 для приема команды от пользователя (измеряемого человека). Функциональный блок 41 содержит множество выключателей.

В настоящем варианте осуществления "конечности" означают различные места, исключая пальцы рук или ног, на верхних конечностях и нижних конечностях. То есть конечности включают в себя места от запястья до основания плеча и места от лодыжки до основания ноги. В последующем описании манжета 20 прикрепляется к запястью измеряемого человека.

Что касается электронного сфигмоманометра 1, соответствующего настоящему варианту осуществления, то хотя конфигурация, в которой участок 10 основного корпуса устанавливается на манжете 20, как показано на фиг.2, описана, как один из примеров, в качестве сфигмоманометра плечевого типа, также может быть использована конфигурация, в которой участок 10 основного корпуса и манжета 20 соединяются воздушной трубкой (воздушная трубка 31 на описанном ниже фиг.4).

На фиг.3 представлена схема, иллюстрирующая концепцию управления давлением в манжете для измерения кровяного давления в электронном сфигмоманометре 1, соответствующем первому варианту осуществления настоящего изобретения. На фиг.3 показано состояние, в котором манжета 20 прикрепляется к запястью 200 измеряемого человека.

Со ссылкой на фиг.3, на участке 10 основного корпуса установлен механизм регулирования давления в манжете, содержащий насос 51 и выпускной клапан 52 (здесь далее называемый просто "клапан").

Пневматическая система 30, состоящая из насоса 51, клапана 52 и датчика 32 давления, чтобы определять давление (давление в манжете) в воздушной камере 21, соединяется с воздушной камерой 21, содержащейся внутри манжеты 20, через воздушную трубку 31. Таким образом, поскольку пневматическая система 30 обеспечивается на участке 10 основного корпуса, толщина манжеты 20 может оставаться тонкой.

Внутри воздушной камеры 21 с заданными интервалами расположены светоизлучающие элементы 71 и светопринимающий элемент 72. Хотя в настоящем варианте осуществления светоизлучающие элементы 71 и светопринимающие элементы 72 расположены по окружности запястья в состоянии, в котором манжета 20 прикреплена, настоящее изобретение не ограничивается описанным выше примером расположения.

На фиг.4 представлена блок-схема конфигурации аппаратного обеспечения электронного сфигмоманометра 1, соответствующего первому варианту осуществления настоящего изобретения.

Со ссылкой на фиг.4, манжета 20 электронного сфигмоманометра 1 содержит воздушную камеру 21 и датчик 70 артериального объема. Датчик 70 артериального объема имеет описанные выше светоизлучающие элементы 71 и светопринимающие элементы 72. Светоизлучающие элементы 71 излучают свет в артерию, а светопринимающие элементы 72 принимают прошедший через артерию или отраженный от артерии свет, излученный светоизлучающими элементами 71.

Датчик 70 артериального объема необходим только для определения объема артерии и может определять объем артерии по импедансу. В этом случае, вместо светоизлучающих элементов 71 и светопринимающих элементов 72 имеется множество электродов для определения импеданса места, содержащего артерию.

Участок 10 основного корпуса содержит, в дополнение к описанному выше блоку 40 отображения и функциональному блоку 41, центральный процессор (CPU) 100, чтобы интенсивно управлять соответствующими блоками и выполнять различные арифметические операции, блок 42 запоминающего устройства для хранения программ, предписывающий центральному процессору 100 выполнять заданные операции, и различных типов данных, энергонезависимое запоминающее устройство для хранения измеренных данных кровяного давления в соответствии с фиг.5, как описано ниже, например, флэш-память 43, источник 44 электропитания для обеспечения электропитанием соответствующих блоков через центральный процессор 100 и блок 45 таймера, измеряющий текущее время и выводящий данные синхронизации на центральный процессор 100. Функциональный блок 41 имеет выключатель 41A электропитания для приема ввода команды на включение или выключение электропитания, выключатель 41B измерения для приема команды начала измерения, выключатель 41C остановки для приема команды остановки измерения, выключатель 41D запоминающего устройства для приема команды считывания информации, такой как кровяное давление, записанной на флэш-памяти 43, и выключатель 41E идентификатора, предназначенный для ввода информации идентификатора (ID) для идентификации измеряемого человека.

Участок 10 основного корпуса дополнительно содержит описанную выше пневматическую систему 30, механизм 50 регулировки давления в манжете, схему 33 осцилляции, схему 73 запуска светоизлучающих элементов и схему 74 определения артериального объема.

Механизм 50 регулировки имеет, в дополнение к насосу 51 и клапану 52, схему 53 запуска насоса и схему 54 запуска клапана.

Насос 51 обеспечивает подачу воздуха в воздушную камеру 21, чтобы увеличивать давление в манжете. Клапан 52 открывается или закрывается, чтобы выпускать воздух или наполнять воздухом воздушную камеру 21. Схема 53 запуска насоса управляет запуском насоса 51, основываясь на сигнале управления, поступающем от центрального процессора 100. Схема 54 запуска клапана выполняет управление открытием и закрытием клапана 52, основываясь на сигнале управления, поступающем от центрального процессора 100.

Схема 73 запуска светоизлучающих элементов заставляет светоизлучающие элементы 71 излучать свет в заданные моменты времени в соответствии с сигналом команды от центрального процессора 100. Схема 74 определения артериального объема определяет артериальный объем, основываясь на сигнале от светопринимающих элементов 72.

Датчик 32 давления является датчиком давления емкостного типа, в котором значение объема изменяется в соответствии с давлением в манжете. Схема 33 осцилляции выводит сигнал с частотой осцилляции согласно значению объема датчика 32 давления на центральный процессор 100. Центральный процессор 100 воспринимает давление, преобразуя сигнал, полученный от схемы 33 осцилляции, в давление.

На фиг.6 представлена функциональная блок-схема функциональной конфигурации электронного сфигмоманометра 1, соответствующего первому варианту осуществления настоящего изобретения.

Со ссылкой на фиг.6, центральный процессор 100 содержит блок 101 управления запуском, выполняющий управление по установке давления в манжете равным начальному давлению в манжете, блок 106 сервоуправления, выполняющий управление с обратной связью для непрерывного измерения кровяного давления, блок 108 измерения кровяного давления, блок 109 определения усиления для определения усиления, относящегося к сервоуправлению, блок 110 вычисления скорости элиминации изменения объема, вычисляющий скорость элиминации изменения объема, блок 111 вычисления степени артериосклероза для вычисления степени артериосклероза, основываясь на вычисленной скорости элиминации изменения объема. На фиг.6, для простоты описания, показано только периферическое аппаратное обеспечение, которое непосредственно передает сигналы на эти соответствующие блоки, которые имеет центральный процессор 100.

Блок 101 управления запуском содержит датчик 102 целевого значения управления, чтобы определять целевое значение управления для сервоуправления, и блок 104 установки давления в манжете для установки давления в манжете.

Датчик 102 целевого значения управления выполняет обработку для выведения начального давления в манжете с помощью процесса, при котором давление в манжете увеличивается до заданного значения (например, 200 мм рт.ст.). Датчик 102 целевого значения управления заставляет схему 53 запуска насоса запускать насос 51 и заставляет схему 73 запуска светоизлучающих элементов включать светоизлучающие элементы 71. Запуск насоса 51 постепенно увеличивает давление в манжете. Включение светоизлучающих элементов 71 позволяет выводить сигнал, принятый светопринимающими элементами 72, на схему 74 определения артериального объема. Датчик 102 целевого значения управления вводит сигнал изменения объема, указывающий изменение (амплитуды) в каждом импульсе сигнала артериального объема, полученного от схемы 74 определения артериального объема.

Датчик 102 целевого значения управления управляет запуском схемы 53 запуска насоса, пока давление в манжете не достигнет заданного значения. (Предполагаемое) максимальное значение сигнала изменения объема определяется до тех пор, пока давление в манжете не достигнет заданного значения, и сигнал от схемы 33 осцилляции подается для преобразования входного сигнала в значение давления. Определенное предполагаемое максимальное значение и давление в манжете в этот момент времени записываются в заданной области флэш-памяти 43. Предполагаемое максимальное значение и давление в манжете могут быть записаны так, чтобы перезаписываться каждый раз, когда записанное (предполагаемое) максимальное значение обновляется.

В конечном счете, значение, записанное как максимальное значение сигнала изменения объема, определяется как целевое значение управления во время сервоуправления. Кроме того, давление в манжете, когда сигнал изменения объема имеет максимальное значение (эталонное давление в манжете во время сервоуправления), определяется как начальное давление в манжете.

Датчик 102 целевого значения управления, когда он воспринимает, что давление в манжете стало равным заданному значению, останавливает запуск схемы 53 запуска насоса. Определенное начальное давление в манжете и целевое значение управления выводятся на блок 104 установки давления в манжете.

Эталонное давление в манжете в качестве начального давления в манжете может быть выведено в процессе, при котором давление в манжете уменьшается от заданного значения.

Блок 104 установки давления в манжете получает сигнал от схемы 33 осцилляции и запускает схему 54 запуска клапана, пока давление в манжете не станет равным начальному давлению в манжете. Это позволяет клапану 52 выпускать воздух и давление в манжете уменьшается с заданного значения давления в манжете до начального давления в манжете.

Блок 106 сервоуправления запускает схему 73 запуска светоизлучающих элементов. Блок 106 сервоуправления управляет схемой 53 запуска насоса и схемой 54 запуска клапана, чтобы поддерживать объем артерии постоянным, основываясь на сигнале от схем 74 определения артериального объема.

Более конкретно, блок 106 сервоуправления управляет схемой 53 запуска насоса или схемой 54 запуска клапана так, чтобы разность между сигналом артериального объема, принятым от схемы 74 определения артериального объема, и целевым значением управления была минимальна (предпочтительно, нулевой). То есть схема 53 запуска насоса или схема 54 запуска клапана управляет работой насоса 51 или открыванием и закрыванием клапана 52, так чтобы значение (амплитуда) сигнала изменения объема не превышало заданного порога.

Блок 108 измерения кровяного давления непрерывно (периодически) принимает сигнал, поступающий от схемы 33 осцилляции, (называемый "сигнал определения давления"), когда блок 106 сервоуправления выполняет управление, и выполняет обработку для определения давления в манжете, соответствующего сигналу определения давления, как кровяного давления.

Более конкретно, блок 108 измерения кровяного давления определяет, не превышает ли разность между значением сигнала артериального объема и целевым значением управления пороговое значение. Только, когда она не превышает пороговое значение, давление в манжете в этот момент определяется как кровяное давление. Определенное кровяное давление сохраняется в хронологическом порядке во флэш-памяти 43.

Операции соответствующих функциональных блоков, содержащиеся в центральном процессоре 100, могут быть осуществлены, выполняя программное обеспечение, хранящееся в блоке 42 запоминающего устройства или, по меньшей мере, один из этих функциональных блоков может быть осуществлен как аппаратное обеспечение.

Альтернативно, по меньшей мере, один из блоков, описанных как аппаратное обеспечение (схемы), может осуществляться центральным процессором 100, выполняющим программное обеспечение, хранящееся в блоке 42 запоминающего устройства.

Далее описывается работа электронного сфигмоманометра 1 в настоящем первом варианте осуществления.

На фиг.7 представлена блок-схема последовательности выполнения операций обработки результатов измерения кровяного давления в соответствии с первым вариантом осуществления настоящего изобретения. Процесс обработки, показанный на блок-схеме на фиг.7, заранее сохраняется в блоке 42 запоминающего устройства как программа, и центральный процессор 100 считывает и выполняет эту программу, чтобы таким образом осуществить функцию обработки результатов измерения кровяного давления. Предполагается, что измеряемый человек носит манжету 20 электронного сфигмоманометра 1 на своем запястье, которое является местом измерения, как показано на фиг.3, на котором выполняется измерение кровяного давления.

Со ссылкой на фиг.7, центральный процессор 100 определяет, включен ли выключатель 41A электропитания (например, нажат) (этап S2). Если центральный процессор 100 определяет, что выключатель 41A электропитания работает (ДА на этапе S2), процесс обработки переходит к этапу S4.

На этапе S4 центральный процессор 100 выполняет процесс обработки для инициализации. Конкретно, инициализируется заданная область блока 42 запоминающего устройства, воздух в воздушной камере 21 выпускается и выполняется коррекция датчика 32 давления. В этот момент времени инициализируется значение флажка FL, чтобы сообщить, определено ли усиление для сервоуправления. Например, значение флажка FL обновляется на 0. Флажок FL является временной переменной, подготовленной для блок-схемы последовательности выполнения операций и указывает заданную область хранения внутреннего запоминающего устройства (не показанную) в центральном процессоре 100.

Когда инициализация закончена, центральный процессор 100 определяет, работает ли выключатель 41B измерения (например, нажат) (этап S6). Центральный процессор 100 находится в дежурном режиме, пока не будет включен выключатель 41B измерения. Если центральный процессор 100 определяет, что выключатель 41B измерения нажат (ДА на этапе S6), процесс обработки переходит к этапу S8.

На этапе S8 датчик 102 целевого значения управления выполняет процесс обработки для определения начального давления в манжете и целевого значения управления. Определение начального давления в манжете и целевого значения управления выполняется следующим образом.

Сигнал артериального объема (компонент постоянного тока сигнала объемной пульсовой волны) PGdc в это время и сигнал изменения артериального объема (компонент переменного тока сигнала объемной пульсовой волны) PGac определяются в то время, как давление в манжете постепенно увеличивается. Эти сигналы определяются схемой 74 определения артериального объема. То есть схема 74 определения артериального объема имеет схему HPF (фильтра верхних частот), которая не показана.

При работе, когда импульсный сигнал объема, указывающий изменение в объеме артерии, поступает от датчика 70 артериального объема, входной сигнал делится схемой HPF на сигнал PGdc артериального объема компонента постоянного тока сигнала объемной пульсовой волны, и сигнал PGac изменения артериального объема его компонента переменного тока, который должен выводиться. Например, если постоянная фильтра составляет 1 Гц, сигнал с частотой 1 Гц или ниже выводится как компонент постоянного тока, а сигнал с частотой выше 1 Гц выводится как компонент переменного тока. Датчик 102 целевого значения вводит сигнал PGdc артериального объема и сигнал PGac изменения артериального объема.

Датчик 102 целевого значения управления определяет, определяется ли уровень сигнала PGac изменения артериального объема в настоящее время как максимальный, и значение уровня сигнала PGac изменения артериального объема, значение сигнала PGdc артериального объема и давление в манжете, определенные в этот момент времени, связываются друг с другом и сохраняются в заданной области запоминающего устройства. Эта операция повторяется, пока давление в манжете не достигнет заданного давления. Это заданное давление определяется данными PC1 давления в манжете, считанными из флэш-памяти 43 (например, 200 мм рт.ст.).

Сигнал PGdc артериального объема, связанный с максимальным значением из числа значений сигнала PGac изменения артериального объема, хранящихся в заданной области запоминающего устройства, когда определяется, что давление в манжете достигло заданного давления, устанавливается как целевое значение управления, и давление в манжете, хранящееся в связи с ним, определяется как начальное давление в манжете при управлении. Это позволяет определить целевое значение управления и начальное давление в манжете.

Описанное выше определение целевого значения управления и начального давления в манжете описано подробно, используя фиг.8 и 9.

На фиг.8 представлена блок-схема последовательности выполнения операций обработки для определения целевого значения управления и начального давления в манжете в первом варианте осуществления настоящего изобретения. На фиг.9 представлена диаграмма, объясняющая процесс обработки результатов измерения кровяного давления, соответствующий первому варианту осуществления настоящего изобретения. На верхнем этапе на фиг.9 сигнал, указывающий давление Pc в манжете, детектированный датчиком 32 давления, показан вдоль оси времени, которое отсчитывается таймером 45. На промежуточном и последнем этапах на фиг.9 сигнала PGac изменения артериального объема и сигнал PGdc артериального объема показываются вдоль той же самой оси времени.

Со ссылкой на фиг.8, датчик 102 целевого значения управления инициализирует максимальное значение сигнала PGac изменения артериального объема и значение давления в манжете, хранящиеся в заданной области блока 42 запоминающего устройства (этап S102). При последующей обработке максимальное значение сигнала PGac изменения артериального объема обновляется по мере необходимости и, таким образом, значение, до тех пор, пока максимальное значение не будет определено окончательно, упоминается как "предполагаемое максимальное значение объема".

Затем схема 53 запуска насоса управляется для увеличения давления в манжете (этап S104).

На этапе, на котором давление в манжете увеличивается, датчик 102 целевого значения управления определяет сигнал PGdc артериального объема и сигнал PGac изменения артериального объема, основываясь на сигнале объемной пульсовой волны, поступающем от схемы 74 определения артериального объема (этап S106).

Датчик 102 целевого значения управления определяет, является ли значение сигнала PGac изменения артериального объема меньшим, чем предлагаемое максимальное значение объема, хранящееся в блоке 42 запоминающего устройства (этап S108). Если определено, что значение сигнала PGac изменения артериального объема не меньше, чем предлагаемое максимальное значение объема (ДА на этапе S108), процесс обработки переходит к этапу S110. С другой стороны, если определяется, что сигнал PGac изменения артериального объема меньше, чем предполагаемое максимальное значение объема (НЕТ на этапе S108), тогда процесс обработки переходит к этапу S112.

На этапе S110 датчик 102 целевого значения управления обновляет предлагаемое максимальное значение объема и записывает давление в этот момент времени, переписывая его. Когда этот процесс обработки заканчивается, обработка переходит к этапу S112.

На этапе S112 датчик 102 целевого значения управления определяет, указывает ли определенное давление Pc в манжете заданное значение PC1 давления в манжете или выше. Если определено, что давление Pc в манжете не указывает заданное значение PC1 давления в манжете или выше (НЕТ на этапе S112), процесс обработки возвращается к этапу S104. С другой стороны, если определено, что давление Pc в манжете указывает заданное значение PC1 давления в манжете или выше (ДА на этапе S112), то тогда процесс обработки переходит к этапу S114.

На этапе S114 датчик 102 целевого значения управления определяет предлагаемое максимальное значение объема, окончательно записанное на этапе S110 как максимальное значение, и значение давления Pc в манжете, определенное в момент времени T0, когда определено максимальное значение, определяется как начальное давление в манжете (давление в манжете, указанное символом MBP на фиг.9). Датчик 102 целевого значения управления дополнительно определяет значение сигнала PGdc артериального объема, хранящееся вместе с сигналом PGac изменения артериального объема в момент времени T0, как целевое значение V0 управления.

Когда процесс обработки заканчивается на этапе S114, обработка возвращается к основной программе.

Снова обращаясь к фиг.7, когда процесс обработки для определения целевого значения управления и начального давления в манжете, как описано выше, закончен, блок 104 установки давления в манжете управляет схемой 54 запуска клапана и устанавливает давление Pc в манжете равным начальному давлению в манжете (этап S10). Со ссылкой на фиг.9, блок 104 установки давления в манжете останавливает схему 54 запуска клапана в момент времени Т1, когда давление Pc в манжете установлено равным начальному давлению в манжете.

Когда давление в манжете таким способом устанавливается равным начальному давлению в манжете, амплитуда, которую демонстрирует сигнал PGac изменения артериального объема, становится максимальной.

Когда давление в манжете установлено равным начальному давлению в манжете, обработка для определения усиления (этап S26) выполняется до тех пор, не будет определено оптимальное усиление сервоуправления (НЕТ на этапе S12). Определение того, было ли на этапе S12 определено оптимальное усиление, выполняется в соответствии со значением флажка FL. Конкретно, если определено, что значение флажка FL указывает 1, принимается решение, что оптимальное усиление было определено (ДА на этапе S12), а если нет (НЕТ на этапе S12), определяется, что оптимальное усиление не было определено и обработка переходит к процессу обработки для определения оптимального усиления блоком 109 определения усиления (этап S26). Процедура определения усиления блоком 109 определения усиления будет описана позже.

Если блоком 109 определения усиления было определено оптимальное усиление (ДА на этапе S12), постоянное управление артериальным объемом с помощью сервоуправления осуществляется блоком 106 сервоуправления, используя определенное усиление (этап S14). Конкретно, блок 106 сервоуправления получает сигнал PGdc артериального объема и сигнал PGac изменения артериального объема, полученные от схемы 74 определения артериального объема, и выводит сигналы управления на схему 53 запуска насоса и на схему 54 запуска клапана, чтобы управлять насосом 51 и клапаном 52. Насос 51 и клапан 52 управляются так, чтобы разность между уровнем детектированного сигнала PGdc артериального объема и целевым значением VO управления стала минимальной.

Сигналы управления насосом 51 и клапаном 52 вычисляются из значения, полученного умножением разности между уровнем сигнала PGdc артериального объема и целевым значением V0 управления на сервоусиление. Если сервоусиление увеличивается, пульсация, индицированная давлением в манжете, увеличивается за счет сервоуправления. То есть в настоящем варианте осуществления сервоусиление означает коэффициент для определения величины пульсации давления в манжете под действием сервоуправления.

В примере на фиг.9 показано, что постоянное управление артериальным объемом (сервоуправление) начинается в момент времени Т2. Процесс обработки для определения усиления выполняется в период между моментами времени от Т1 до Т2.

Параллельно описанному выше постоянному управлению артериальным объемом блок 108 измерения кровяного давления выполняет процесс обработки для вычисления кровяного давления и определения кровяного давления (этапы S16 и S18). Конкретно, давление Pc в манжете, определенное в то время, когда выполняется постоянное управление артериальным объемом, определяется как кровяное давление (этап S18).

Данные определенного кровяного давления сохраняются во флэш-памяти 43 (этап S20). Когда обработка на этапе S20 закончена, процесс обработки переходит к этапу S22.

В момент времени T2 или позже, показанный на фиг.9, разность между артериальным объемом и целевым значением V0 управления равна почти нулю за счет работы сервоуправления, использующего определенное усиление. То есть артерия поддерживается в ненагруженном состоянии блоком 106 сервоуправления. Соответственно, давление Pc в манжете, определенное в момент времени T2 или позже, определяется как кровяное давление. То есть максимальное значение и минимальное значение амплитуды в каждом импульсе сигнала, указывающего давление Pc в манжете, определяются посредством дифференциальной обработки формы сигнала или тому подобного, так что определенное максимальное значение вычисляется как эквивалент систолического кровяного давления и минимальное значение вычисляется как эквивалент диастолического кровяного давления.

В дальнейшем, на этапе S22 блок 106 сервоуправления определяет, включен ли выключатель 41C остановки (например, нажат). Если определено, что выключатель 41C остановки не включен (НЕТ на этапе S22), процесс обработки возвращается к этапу S12. Если определено, что выключатель 41C остановки включен (ДА на этапе S22), то измеренные данные кровяного давления сохраняются во флэш-памяти 43 и отображаются на блоке 40 отображения (этап S24). Это позволяет закончить последовательность операций обработки результатов измерения кровяного давления.

Хотя в настоящем варианте осуществления, когда воспринимается, что выключатель 41C работает, процесс обработки результатов измерения заканчивается, он может быть также закончен после истечения заданного времени, когда было начато постоянное управление артериальным объемом.

Далее, процесс обработки для определения усиления (этап S26), соответствующий настоящему первому варианту осуществления, описывается в соответствии с блок-схемой, приведенной на фиг.10. В настоящем первом варианте осуществления известно свойство, что по мере увеличения сервоусиления с постоянной скоростью амплитуда сигнала PGac изменения артериального объема вначале в значительной степени снижается, но величина снижения постепенно становится малой и амплитуда сходится к определенному значению. Используя это свойство, определяется точка сходимости амплитуды сигнала PGac изменения артериального объема, чтобы таким образом определить оптимальное сервоусиление.

Сначала блок 106 сервоуправления увеличивает сервоусиление с постоянной скоростью (этап ST3).

В дальнейшем, блок 106 сервоуправления выполняет сервоуправление, используя это сервоусиление (этап ST5). Блок 109 определения усиления обнаруживает значение амплитуды каждого импульса, основываясь на детектированном сигнале PGac изменения артериального объема (этап ST7), и вычисляет величину снижения амплитуды ΔPGac (ΔPGac = уровень амплитуды сигнала PGac изменения артериального объема один импульс ранее - текущий уровень амплитуды сигнала PGac изменения артериального объема) (этап ST9). Данные вычисленной величины ΔPGac снижения амплитуды и уровня амплитуды сигнала PGac изменения артериального объема в каждом импульсе хранятся во внутреннем запоминающем устройстве центрального процессора 100. Уровень амплитуды сигнала PGac сигнала изменения артериального объема соответствует, например, максимальному значению, вычисленному посредством извлечения сигнала PGac изменения артериального объема в одном импульсе, и извлеченный сигнал подвергается дифференциальной обработке.

Когда блок 109 определения усиления непрерывно определяет, что величина ΔPGac снижения амплитуды становится меньше, чем заданный порог TH1 (НЕТ на этапе ST41), принимается решение, что сигнал PGac изменения артериального объема сошелся и значение в этот момент времени определяется как сервоусиление для использования в процессе обработки для вычисления кровяного давления (этап ST43). Поскольку определенное сервоусиление подается на блок 106 сервоуправления, блок 106 сервоуправления может выполнить сервоуправление, основываясь на данном усилении.

Чтобы дать команду, что усиление было определено, для флажка FL устанавливается 1 (этап ST45). Блок 110 вычисления скорости элиминации изменения объема вычисляет скорость элиминации изменения объема (текущий уровень амплитуды сигнала PGac изменения артериального объема/уровень амплитуды сигнала PGac изменения артериального объема, определенный, когда давление в манжете установлено равным начальному давлению в манжете) в этот момент времени в каждом импульсе сигнала PGac изменения артериального объема, и сохраняет все это во флэш-памяти 43 (этап ST47). Уровень амплитуды сигнала PGac изменения артериального объема, определенный, когда давление в манжете установлено равным начальному давлению в манжете, предполагается сохраненным во внутреннем запоминающем устройстве центрального процессора 100.

Затем блок 111 вычисления степени артериосклероза считывает из флэш-памяти 43 скорость элиминации изменения объема, вычисленную ранее, и, основываясь на считанной скорости элиминации изменения объема, вычисляется степень артериосклероза (PWV), используя выражение 500 соотношения корреляции, показанное на фиг.1 (этап ST49). Вычисленная степень артериосклероза сохранена во флэш-памяти 43 (этап ST51).

Вычисленная скорость элиминации изменения объема отображается на блоке 40 отображения в качестве показателя степени артериосклероза. На этот момент скорость элиминации изменения объема, как показатель степени артериосклероза, может отображаться вместе с вычисленными значениями кровяного давления или может отображаться на блоке 40 отображения отдельно от вычисленных значений кровяного давления. Кроме того, чтобы способствовать простоте понимания зависимости со степенью артериосклероза, вычисленная скорость элиминации изменения объема может быть, например, преобразована в степень артериосклероза (PWV) в соответствии с соотношением или выражением 500, показанным на фиг.1, и степень артериосклероза (PWV), полученная посредством преобразования, может отображаться. Дополнительно, статистические данные, основанные на статистических материалах, в которых данные степени артериосклероза (PWV) и соответствующие средние возраста кровеносных сосудов связаны друг с другом, заранее сохраняются в блоке 42 запоминающего устройства и, посредством поиска статистических данных, основанных на полученной степени артериосклероза (PWV), данные соответствующего среднего возраста кровеносных сосудов могут считываться и отображаться на блоке 40 отображения.

Описанная выше процедура позволяет закончить процесс обработки для получения усиления (этап S26) в соответствии с настоящим первым вариантом осуществления.

Предшествующий порог TH1 является значением, полученным заранее посредством выборки от множества пациентов, и может использоваться, например, значение, составляющее 10% от максимального значения амплитуды сигнала PGac изменения артериального объема.

Таким образом, в процессе, в котором сервоусиление увеличивается с постоянной скоростью блоком 106 сервоуправления, может быть обнаружено, что величина изменения артериального объема сходится, когда величина пульсации, которую артерия в месте измерения демонстрирует в синхронизации с частотой сердечных сокращений, то есть амплитуда, которую демонстрирует сигнал PGac изменения артериального объема, сходится к порогу TH1.

Далее описана структура данных измерений, хранящихся на флэш-памяти 43, полученных посредством описанного выше процесса обработки результатов измерения кровяного давления.

На фиг.5 представлена структура данных для данных результатов измерений, хранящихся на флэш-памяти 43 в соответствии с первым вариантом осуществления настоящего изобретения.

Со ссылкой на фиг.5, флэш-память 43 содержит область E1, рабочую область E2, и область E3 хранения данных результатов измерений. В области E1 хранятся данные PC1 давления в манжете и порог TH1. Пороги TH2 и TH3, описанные позже, также хранятся в области E1. Данные PC1 давления в манжете искользуются для ссылки при определении целевого значения управления и начального давления в манжете.

В области E3 хранится множество фрагментов данных 80 результатов измерений. Каждый фрагмент данных 80 результатов измерений содержит, как пример, поле 81 информации идентификатора "ID information" и поле 83 информации о результатах измерений. В поле 81 хранится информация идентификатора, введенная с помощью работы выключателя 41Е идентификатора во время измерения кровяного давления. В поле 83, данные 831, измеренные таймером 45, такие как дата и время начала измерения, продолжительность измерения и т.п. данных результатов измерения, данные 832 измеренного кровяного давления, данные 833 скорости элиминации изменения объема, вычисленные блоком 110 вычисления скорости элиминации изменения объема, и данные 834 степени артериосклероза (PWV), вычисленные блоком 111 вычисления степени артериосклероза хранятся связанными друг с другом.

Второй вариант осуществления

В настоящем втором варианте осуществления описана другая процедура обработки для определения усиления (этап S26) блоком 109 определения усиления. Конфигурация и другие функции электронного сфигмоманометра 1 подобны имеющимся в первом варианте осуществления, за исключением того, что процедура определения усиления является другой.

В то время как в предшествующем первом варианте осуществления, в качестве условия определения сходимости сигнала PGac изменения артериального объема используется величина ΔPGac уменьшения амплитуды сигнала PGac изменения артериального давления, вместо этого может использоваться разность ΔΔPGac величины уменьшения амплитуды сигнала PGac изменения артериального объема (разность в величине ΔΔPGac уменьшения амплитуды = величина уменьшения амплитуды один импульс ранее, ΔPGac, - величина ΔPGac текущего уменьшения амплитуды). Процедура обработки для определения усиления (этап S26), соответствующая настоящему второму варианту осуществления, описана в соответствии с блок-схемой последовательности выполнения операций, показанной на фиг.11.

Поскольку при обработке на этапах ST3-ST9 фиг.11 выполняется процесс обработки, показанный на этапах ST3-ST9 фиг.10, их описание не повторяется.

Далее, блок 109 определения усиления вычисляет разность величины ΔΔPGac уменьшения амплитуды, основываясь на величине уменьшения амплитуды один импульс ранее ΔPGac - текущая величина ΔPGac уменьшения амплитуды (этап ST15). Данные величины уменьшения амплитуды один импульс ранее ΔPGac считываются из внутреннего запоминающего устройства центрального процессора 100.

Далее, когда непрерывно для множества импульсов определено, что разность величины ΔΔPGac уменьшения амплитуды становится меньше заданного порога TH2 (НЕТ на этапе ST17), блок 109 определения усиления определяет, что амплитуда сигнала PGac изменения артериального объема сошлась к минимальному значению.

После этого обработка выполняется аналогично этапам ST43-ST51 фиг.10.

Здесь, порог TH2 является значением, определенным заранее посредством выборки от множества пациентов, и может использоваться, например, значение 10% от максимального значения амплитуды сигнала PGac изменения артериального объема.

Третий вариант осуществления

В настоящем третьем варианте осуществления описана другая процедура обработки для определения усиления (этап S26) блоком 109 определения усиления. Конфигурация и другие функции электронного сфигмоманометра 1 подобны имеющимся в первом варианте осуществления, за исключением того, что процедура определения усиления является другой.

Вместо описанной выше в первом и втором вариантах осуществления может использоваться процедура обработки, соответствующая настоящему варианту осуществления. В настоящем варианте осуществления, поскольку известно свойство, что ошибка управления (разность между целевым значением управления и текущим уровнем сигнала PGdc артериального объема) становится минимальной для сервоусиления и сосредотачивая внимание на этом свойстве, определяется точка, в которой ошибка управления в одном импульсе пульсовой волны становится минимальной, определяя, таким образом, оптимальное сервоусиление.

Процедура обработки для определения усиления (этап S26), соответствующая настоящему третьему варианту осуществления, описана в соответствии с блок-схемой последовательности выполнения операций, показанной на фиг.12.

Поскольку при обработке на этапах ST3-ST5, показанных на фиг.12, выполняется обработка, описанная для этапов ST3-ST5 на фиг.10, ее описание повторяться не будет.

Блок 109 определения усиления на этапе ST5 выполняет сервоуправление давлением в манжете, так чтобы разность между уровнем сигнала PGdc артериального объема и целевым значением V0 управления была минимальной. Далее, блок 109 определения усиления детектирует сигнал Err ошибки управления в каждом импульсе пульсовой волны, определенном в процессе этого сервоуправления (этап ST23).

Здесь, сигнал Err ошибки управления вычисляется как значение, полученное возведением в квадрат разности между целевым значением V0 управления и уровнем сигнала PGdc артериального объема, или как значение, полученное интегрированием абсолютного значения разности в одном импульсе пульсовой волны.

Блок 109 определения усиления вычисляет значение сигнала Err ошибки управления в каждом импульсе пульсовой волны и вычисленное значение сигнала Err ошибки управления и текущее значение сервоусиления сохраняются во внутреннем запоминающем устройстве центрального процессора 100 связанными друг с другом. Каждый раз, когда оно вычисляется в одном импульсе пульсовой волны, значение, указанное сигналом Err ошибки управления, вычисленное последним, считывается из запоминающего устройства и считанное значение и значение, указанное сигналом Err ошибки управления, вычисленное в этот момент времени, сравниваются, чтобы на основе результата сравнения определить, увеличилось ли значение сигнала Err ошибки управления. Если не определено, что значение увеличилось (НЕТ на этапе ST25), описанная выше операция повторяется.

Так как блок 106 сервоуправления выполняет PID-управление, значение сигнала Err ошибки управления должно сходиться к минимальному значению. Соответственно, когда определено, что значение сигнала Err ошибки управления увеличилось (ДА на этапе ST25), блок 109 определения усиления определяет сервоусиление один импульс ранее, то есть значение сервусиления один импульс ранее, которое считывается из внутреннего запоминающего устройства центрального процессора 100, как оптимальное значение для момента времени, в который значение сигнала Err ошибки управления сошлось (этап ST43). Здесь далее, процесс обработки выполняется также, как на этапах ST45-ST51 на фиг.10.

Четвертый вариант осуществления

Для настоящего четвертого варианта осуществления описывается другая процедура обработки для определения усиления (этап S26) блоком 109 определения усиления. Конфигурация и другие функции электронного сфигмоманометра 1 подобны первому варианту осуществления, за исключением того, что процедура определения усиления является другой. Вместо процедуры, используемой в первом-третьем вариантах осуществления, может использоваться процедура определения усиления, соответствующая настоящему четвертому варианту осуществления.

В соответствии с блок-схемой последовательности выполнения операций, представленной на фиг.13, описан способ обработки для определения усиления, соответствующий настоящему четвертому варианту осуществления. Здесь, поскольку блок 106 сервоуправления увеличивает сервоусиление с постоянной скоростью, величина пульсации (импульсного давления управления), определяемая через давление в манжете с помощью сервоуправления, осуществляемого блоком 106 сервоуправления, в начале в значительной степени увеличивается, но величина увеличения постепенно становится все меньшей и, наконец, сходится к определенному значению. Обращая внимание на это свойство, блок 109 определения усиления определяет оптимальное сервоусиление, определяя точку сходимости импульсного давления управления.

Со ссылкой на фиг.13, сначала выполняется обработка, подобная этапам ST3 и ST5 на фиг.10.

В процессе, в котором выполняется сервоуправление, блок 109 определения усиления определяет разность между максимальным значением и минимальным значением амплитуды (упоминаемой как импульсное давление управления, PPC) в каждом импульсе давления Pc в манжете и сохраняет определенное импульсное давление PPC управления и значение сервоусиления в этот момент времени, связанные друг с другом, во внутреннем запоминающем устройстве центрального процессора 100 (этап ST33). Вычисляется значение ΔPPC разности, указывающее отличие от импульсного давления PPC управления один импульс ранее, основываясь на импульсном давлении PPC управления, определенном в этот момент времени, и от импульсного давления PPC управления, определенного один импульс ранее, которое считывается из запоминающего устройства (этап ST35).

Если блок 109 определения усиления непрерывно определяет, что вычисленное значение ΔPPC разности становится меньше, чем порог TH3 (НЕТ на этапе ST37), он принимает решение, что импульсное давление PPC управления сошлось и определяет значение в этот момент времени как сервоусиление для использования при обработке для вычисления кровяного давления (этап ST43).

Здесь далее также выполняется обработка, аналогичная этапам ST45-ST51 на фиг.10.

Здесь порог TH3 является значением, определенным заранее посредством выборки от многих пациентов, и может использоваться, например, 2,5 мм рт. ст. (значение погрешности 5%, когда импульсное давление измеряемого человека составляет 50 мм рт. ст.).

Согласно соответствующим вариантам осуществления, электронный сфигмоманометр 1, измеряющий кровяное давление в соответствии со способом компенсации объема, определяет оптимальное значение сервоусиления во время измерения кровяного давления, используя сигнал PGac изменения артериального объема, свойственного человеку. Это позволяет с высокой точностью определять скорость элиминации изменения объема в качестве показателя степени артериосклероза.

Таким образом, описанные выше варианты осуществления, раскрытые на этот раз, являются примерами во всех отношениях и не создают ограничений. Технический объем настоящего изобретения определяется объемом формулы изобретения, и смысл, эквивалентный описанию объема формулы изобретения и всех изменений в пределах ее объема, в ней содержится.

Промышленная применяемость

Настоящее изобретение эффективно в устройстве, измеряющем кровяное давление в соответствии со способом компенсации объема.

1. Электронный сфигмоманометр (1) для измерения кровяного давления в соответствии со способом компенсации объема, при этом электронный сфигмоманометр содержит:
манжету (20), прикрепленную к месту измерения кровяного давления;
датчик (32) давления для определения давления в манжете, представляющего давление внутри манжеты;
датчик (70) объема, предусмотренный в манжете и предназначенный для детектирования сигнала артериального объема, указывающего объем артерии в месте измерения;
блок (50) регулировки давления в манжете для регулировки давления в манжете путем увеличения и уменьшения давления;
датчик (74) изменения объема для определения величины изменения объема артерии, основываясь на детектированном сигнале артериального объема; и
центральный процессор (CPU) 100,
причем центральный процессор содержит:
блок (104) установки давления в манжете для управления блоком регулировки давления в манжете и установки давления в манжете равным начальному давлению в манжете, представляющему конкретное значение давления;
блок (106) сервоуправления для сервоуправления блоком регулировки давления в манжете таким образом, чтобы объем артерии становился постоянным, основываясь на детектированном сигнале артериального давления после установки давления в манжете равным начальному давлению в манжете;
блок (108) измерения кровяного давления для измерения кровяного давления;
блок (110) вычисления скорости элиминации изменения объема для определения отношения между амплитудой сигнала артериального объема, определенной, когда давление в манжете установлено равным начальному давлению в манжете, и амплитудой сигнала артериального объема, определенной, когда датчик изменения объема определяет, что величина изменения объема артерии минимальна; и
блок (111) вычисления степени артериосклероза для вывода отношения амплитуд, определенного блоком вычисления скорости элиминации изменения объема, в качестве показателя степени артериосклероза;
причем, когда определено, что величина изменения объема артерии, обнаруженная датчиком изменения объема, имеет заданное значение или меньше, определяется, что величина изменения объема артерии сходится.

2. Электронный сфигмоманометр по п.1, в котором
амплитуда сигнала артериального объема, определенная, когда давление в манжете установлено равным начальному давлению в манжете, является максимальной,
блок сервоуправления определяет артериальный объем, когда максимальная амплитуда сигнала артериального объема определена как целевое значение сервоуправления, и,
основываясь на разности между артериальным объемом, указанным с помощью детектированного сигнала артериального объема, и целевым значением, сервоусиление регулируется таким образом, чтобы величина изменения объема артерии, определенная датчиком изменения объема, стала минимальной, причем сервоуправление блока регулировки давления в манжете осуществляется блоком сервоуправления.

3. Электронный сфигмоманометр по п.2, в котором в процессе увеличения с постоянной скоростью сервоусиления блоком сервоуправления, когда величина изменения объема артерии, определенная датчиком изменения объема, сходится, блок вычисления скорости элиминации изменения объема определяет отношение амплитуд.

4. Электронный сфигмоманометр по п.1, в котором блок (108) измерения кровяного давления выполнен с возможностью непрерывно измерять кровяное давление в то время, когда блок сервоуправления выполняет управление, при этом
блок измерения кровяного давления имеет блок определения для приема сигнала определения от датчика давления и определения давления в манжете, соответствующего сигналу определения, в качестве кровяного давления, и
когда датчик изменения объема определяет, что величина изменения объема артерии минимальна, кровяное давление, определенное блоком определения, выводится блоком измерения кровяного давления.

5. Электронный сфигмоманометр по п.1, в котором в соответствии с соотношением корреляции между отношением амплитуд и степенью артериосклероза блок управления определяет степень артериосклероза в месте измерения, основываясь на отношении амплитуд, определенном блоком вычисления скорости элиминации изменения объема.



 

Похожие патенты:

Изобретение относится к медицинской технике, а именно к устройствам для дистанционного мониторинга физиологических параметров организма человека. .
Изобретение относится к медицине, а именно к пульмонологии и нефрологии, и предназначено для микрогемоциркуляторных расстройств в слизистой оболочке бронхов у пациентов с хронической болезнью почек.

Изобретение относится к области медицины, в частности к гепатологии. .

Изобретение относится к области медицины, а именно к травматологии. .
Изобретение относится к медицине, а именно к кардиологии, и может быть применено для выявления десинхронизации циркадианных ритмов артериального давления у больных гипертонической болезнью.

Изобретение относится к медицине, а именно к устройствам для регистрации, анализа и передачи электрокардиосигнала (ЭКС). .

Изобретение относится к медицинской технике, а именно к устройствам измерения кровяного давления. .

Изобретение относится к области медицины, а именно к обработке и последующей интерпретации сигналов пульсовой волны. .
Изобретение относится к медицине, а именно к кардиологии, и касается восстановления синусового ритма при трепетании предсердий I типа. .

Изобретение относится к медицинской диагностике

Изобретение относится к медицине

Изобретение относится к медицинской технике и используется для контроля частоты сердечно сосудистой функции людей в процессе физической нагрузки, в том числе работы под водой
Изобретение относится к медицине, в частности к кардиологии
Изобретение относится к медицине, а именно к офтальмологии, челюстно-лицевой и пластической хирургии, и предназначено для прогнозирования риска отторжения свободного полнослойного кожного аутотрансплантата при реконструкции века
Изобретение относится к медицине, а именно к хирургии, и предназначено для оценки состояния микроциркуляции тонкой кишки у пациентов с разлитым перитонитом
Изобретение относится к области медицины, а именно к эндокринологии, кардиологии и терапии
Изобретение относится к медицине, а именно к пульмонологии, и может быть использовано в ходе проведения лечения пациентов с пневмониями

Изобретение относится к электронному сфигмоманометру для измерения кровяного давления в соответствии со способом компенсации объема

Наверх