Способ измерения артериального давления

Изобретение относится к медицинской технике, в частности к методам измерения артериального давления, и направлено на повышение быстродействия измерения артериального давления и получения не только экстремальных, но и промежуточных значений артериального давления. Технический результат заключается в повышении быстродействия и информативности измерения артериального давления. Способ заключается в том, что сжимают артерию конечности через толщу мягких тканей изменяющимся компенсирующим давлением и фиксируют давление в мягких тканях, 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 временных 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. Изобретение открывает возможность создания цифровых тонометров, обеспечивающих измерение артериального давления за меньшее время и более комфортные условия для пациента. 12 ил.

 

Изобретение относится к медицинской технике и может быть использовано для измерения артериального давления (АД) у человека.

В большинстве случаев в современных тонометрах [1] измерение АД осуществляют путем развертывающего уравновешивающего преобразования, иллюстрируемого диаграммой на фиг.1.

Артерия через толщу мягких тканей подвергается сжатию внешним давлением Р_к(t), начальное значение которого несколько превышает ожидаемое верхнее (систолическое) значение артериального давления P_a(t). Затем в процессе декомпрессии (обычно по линейному закону) фиксируются моменты t_н и t_в достижения компенсирующим внешним давлением значений верхнего Р_ав и нижнего Р_ан (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 t_н и t_в, поскольку эта операция в силу специфики объекта измерения может выполняться только по косвенным признакам (получение сигнала разности сравниваемых давлений принципиально невозможно). Для пояснения сказанного напомним механизм фиксации моментов t_н и t_в достижения равновесия, используемый в существующих способах измерения АД, т.е. косвенные признаки наступления равенств P_к(t)=P_ав и Р_к(t)=Р_ан. Следует заметить, что ни в одном из известных автору 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 t_н и t_в, 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 автора [3, 4].

На фиг.4 приведены графики, поясняющие процессы, происходящие при компрессии артерии путем линейного изменения внешнего компенсирующего давления от некоторого начального значения Р_к<Р_ан до конечного значения Р_к>Р_ав. Для упрощения рисунка 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 ΔР=P_a(t)-P_к(t) переходит из области положительных значений в область отрицательных значений. Из графиков видно, что пока избыточное давление ΔР=P_a(t)-Р_к(t) остается в области положительных значений кривая объемного расширения артерии V_a(t) практически повторяет в некотором масштабе кривую динамической составляющей АД и не содержит каких-либо признаков, указывающих на соотношение компенсирующего давления P_к(t) и значений Р_ан и Р_ав (Пунктирными стрелками показан процесс трансформации изменения избыточного давления в изменение объема артерии).

Очевидно, что интервал времени, на протяжении которого избыточное давление пересекает нулевой уровень, соответствует изменению компенсирующего давления от значения Р_ан до значения Р_ав. Следовательно, для определения Р_ан необходимо фиксировать значение компенсирующего давления в момент, когда избыточное давление в первый раз пересекает нулевой уровень. А для определения Р_ав 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 t_н и t_в. В момент t_н наблюдается резкое увеличение амплитуды пульсовой волны, а в момент t_в - 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.

Из известных наиболее близким по технической сущности является способ измерения артериального давления [1], заключающийся в том, что артерию подвергают сжатию через толщу мягких тканей изменяющимся в пределах диапазона измерения компенсирующим давлением и в процессе декомпрессии или компрессии артерии фиксируют давление, развиваемое в мягких тканях, в моменты времени, когда компенсирующее давление пересекает границы диапазона изменения динамической составляющей артериального давления. Суть способа-прототипа была подробно пояснена выше. Многочисленные разновидности способа отличаются только особенностями выделения указанных моментов времени [6].

Способ-прототип имеет ряд общеизвестных недостатков. Обычно предполагаемое значение систолического АД известно лишь приблизительно, поэтому начальное значение компенсирующего давления выбирается превышающим это ожидаемое значение с большим запасом. Это приводит к увеличению общего времени измерения и времени, в течение которого артерия остается полностью пережатой, что является причиной нарушения гемодинамики артерии и дискомфорта, который испытывает пациент. Кроме того, согласно рекомендуемой методике измерения скорость декомпрессии должна составлять 2 мм рт.ст. на один цикл сердечного сокращения. При этом если разность систолического и диастолического АД составляет 40 мм рт.ст. (нормальное значение), то в лучшем случае минимальное время составляет 40/2=20 циклов сердечного сокращения. Заметим также, что одновременно указанное значение скорости декомпрессии обуславливает получение методической погрешности измерения не менее 2 мм рт.ст.

Предлагаемое изобретение направлено на повышение быстродействия и информативности измерения АД. Это достигается 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 временных интервалов, при этом начальное значение компенсирующего давления выбирают меньше ожидаемого нижнего значения артериального давления, а шаг дискретности по времени - не менее половины длительности сердечного сокращения.

Для пояснения излагаемого далее нового способа измерения АД рассмотрим математическую модель системы "манжета - мягкие ткани конечности - артерия". Зависимость объема мягких тканей под манжетой от воздействующего на них давления определяется выражением [4]:

где ΔV_мmax - уменьшение объема мягких тканей при максимальном значении Р_кmax внешнего давления (после которого процесс уменьшения объема мягких тканей практически прекращается); Р_тτ - аналог того, что называется постоянной времени, когда экспоненциальный процесс развивается во времени (практически Р_тτ≈100 мм рт.ст.); V_мт0 - начальный объем мягких тканей под манжетой.

Найдем функцию Р_мт(V_мт), обратную по отношению к функции V_мт(Р_мт):

Как указывалось, давление в мягких тканях изменяется под действием пульсирующей артерии. Поэтому, для того чтобы в формуле (2) учесть составляющую, обусловленную пульсацией артерии, необходимо под знак второго логарифма ввести соответствующее слагаемое, которое в соответствии с фиг.3 имеет вид [3, 4]:

где V_a0 - начальный объем артерии (при ΔР=0); m - постоянный коэффициент; ΔР_τ - имеет тот же смысл, что и параметр Р_мτ в формуле (1), т.е. это параметр, характеризующий крутизну спада объема артерии в области отрицательных значений избыточного давления. С учетом (3) выражение (2) можно переписать в виде:

Выражение (4) представляет собой уравнение, из которого можно найти интересующее нас значение Р_мт при заданном объеме мягких тканей V_мт. Однако оно не имеет аналитического решения из-за нелинейности входящей в него зависимости (3). Поэтому воспользуемся численным методом, для чего построим средствами пакета Simulink программной системы MATLAB имитационную модель, реализующую уравнение (4). Модель представлена на фиг.5. Блок Time задает текущее (модельное) время (практически это источник линейно изменяющейся величины). Блок Ра имитирует изменение во времени артериального давления. Блок Vmt воспроизводит изменение во времени объема мягких тканей, изменяющегося под воздействием сокращающейся манжеты. Блок Va воспроизводит изменение во времени объема артерии. Блок Pmt воспроизводит изменение во времени давления в мягких тканях. На вход блока Va поступает разность артериального давления и давления в мягких тканях, т.е. избыточное давление, формируемое на выходе сумматора S1. На вход блока Pmt поступает разность объемов мягких тканей и артерии, формируемая на выходе сумматора S2. На выходе дифференциатора D получаем производную по времени от давления в мягких тканях. Виртуальный осциллограф Scope дает возможность визуализировать процессы в интересующих точках модели. Блок С8 задает постоянное значение объема мягких тканей под манжетой - такое, что в мягких тканях воспроизводится давление около 94 мм рт.ст. (т.е. оно находится в пределах изменения динамической составляющей АД).

Блоки Ра, Va и Pmt представляют собой подсистемы, которые раскрыты на фиг.6, 7, 8.

Подсистема Ра (фиг.6) состоит из одного так называемого (в терминах пакета Simulink) блока задания функции, воспроизводящей изменение во времени артериального давления в виде суммы постоянной составляющей и двух синусоид, так что получающаяся кривая близка по форме к типичной реальной зависимости АД от времени. Заметим, что здесь и во всех других блоках задания функций аргумент обозначен одной и той же буквой u (так принято в пакете Simulink). Причем параметры трех составляющих подобраны так, чтобы получить значения систолического и диастолического АД, соответственно равные 120 и 80 мм рт.ст.

Подсистема Va (фиг.7) воспроизводит изменение объема артерии в соответствии с выражением (3). Ограничители Sat и Sat1 пропускают на входы блоков задания функций Va+ и Va - соответственно положительную и отрицательную составляющие избыточного давления. Выходные величины блоков Va+ и Va - складываются, тем самым удается воспроизвести сугубо отличающиеся зависимости объема артерии от положительной и отрицательной составляющих избыточного давления.

Подсистема Pmt (фиг.8) воспроизводит функцию, обратную по отношению к функции изменения во времени объема мягких тканей, т.е. изменение во времени давления в мягких тканях. Выходная величина подсистемы полностью соответствует выражению (4), что и являлось главной целью моделирования. Источник постоянного воздействия С100 задает значение параметра Р_тτ в формуле (4). Источник постоянного воздействия С27 задает значение параметра ΔV_мmax в формуле (4). Блоки задания функций Fcn и Fcn1 реализуют операцию логарифмирования. Блоки Product и Product1 осуществляют перемножение поданных на их входы величин.

На фиг.9 представлены осциллограммы, полученные в результате модельного эксперимента с помощью виртуального осциллографа Scope. На осциллограммах отображены кривые изменения во времени объема артерии V_a(t), избыточного давления ΔP(t), давления в мягких тканях Р_мт(t) и производной . Как следует из фиг.9, на интервалах времени, где давление в мягких тканях превышает артериальное давление (избыточное давление имеет отрицательное значение), давление в мягких тканях остается неизменным, а производная от него равна нулю. На интервалах, где давление в мягких тканях меньше артериального давления, объем артерии изменяется под действием положительного избыточного давления, эти изменения приводят к соответствующим изменениям давления в мягких тканях. На этих интервалах производная от давления в мягких тканях отлична от нуля, а если и принимает нулевое значение, то лишь на очень короткое время. Таким образом, равенство нулю производной от давления в мягких тканях на конечном интервале является очень просто технически реализуемым признаком того, что на данном интервале давление в мягких тканях превышает артериальное давление, а на границах этих интервалов сравниваемые давления равны. Использование этого признака открывает широкие возможности реализации новых способов измерения артериального давления, существенно превосходящих существующие способы по простоте реализации, информативности и быстродействию.

Функциональная схема, реализующая предлагаемый новый способ измерения АД, представлена на фиг.10. На фиг.11 и 12 показаны временные диаграммы, поясняющие работу схемы.

На схеме приняты следующие цифровые обозначения: 1 - артерия; 2 - датчик, воспринимающий давление в мягких тканях конечности; 3 - манжета; 4 - мягкие ткани конечности; 5 - устройство, формирующее компенсирующее давление путем изменения длины манжеты; 6 - усилитель; 7 - дифференциатор; 8 - формирователь импульсов управления; 9 - микроконтроллер; 10 - отсчетное устройство. Причем датчик 2 давления соединен с первым входом микроконтроллера 9 через усилитель 6, выход которого через дифференциатор 7 и формирователь 8 импульсов управления подключен ко второму входу микроконтроллера 9, кодовый выход которого соединен с отсчетным устройством 10, а управляющий выход соединен с устройством 5, формирующим компенсирующее давление.

Рассмотрим работу устройства с использованием временной диаграммы, представленной на фиг.11. На верхней эпюре диаграммы представлены кривые изменения во времени артериального давления P_a(t) и давления в мягких тканях P_мт(t), на нижней эпюре - производная по времени от давления в мягких тканях. Под управлением микроконтроллера 9 устройство 5 формирует ступенчато изменяющееся компенсирующее давление. При этом начальное значение компенсирующего давления должно быть меньше ожидаемого нижнего значения АД. Шаг дискретности по времени должен быть не менее половины длительности цикла сердечного сокращения. Значение кванта изменения компенсирующего давления (высота одной ступени) не более допустимой погрешности квантования. Следуя установившемуся правилу, можно принять шаг квантования, равным, например, 2 мм рт.ст. Давление в мягких тканях практически повторяет ступенчатую кривую изменения компенсирующего давления, но отличается от него на величину составляющей, обусловленной объемными пульсациями артерии. По форме эта составляющая на интервале, где давление в мягких тканях остается меньшим нижнего значения АД, повторяет кривую изменения АД (вследствие линейности кривой объемного расширения в области положительных значений избыточного давления). По мере увеличения компенсирующего давления увеличивается и давление в мягких тканях. На интервалах времени, где выполняется неравенство Р_а(t)>Р_мт(t), производная лишь в отдельные моменты (см. пунктирные линии на диаграмме фиг.11), соответствующие экстремумам P_мт(t) (они совпадают с экстремумами P_a(t)), имеет нулевое значение. При обратном соотношении P_a(t)<P_мт(t) (см. области, помеченные серым цветом на диаграмме фиг.11) производная имеет нулевое значение. В устройстве фиг.10 сигнал, пропорциональный производной , формируется на выходе дифференциатора 7, а с помощью формирователя 8 выделяются границы интервалов, соответствующих соотношению Р_a(t)<P_мт(t). Заметим, что наращивание компенсирующего давления на очередной квант происходит с некоторой задержкой после выявления момента начала, а также в момент времени, совпадающий с концом указанных интервалов. Задержка необходима для того, чтобы определить, что нулевое значение производной имеет место на конечном интервале времени. Т.е. за один цикл сердечного сокращения происходит увеличение компенсирующего давления на два кванта. Это позволяет вдвое уменьшить время активной фазы процесса измерения по сравнению с классическим способом измерения АД при равной погрешности, обусловленной допустимым изменением компенсирующего давления за цикл сердечного сокращения (Активной фазе процесса измерения соответствует время, в течение которого компенсирующее давление пересекает область динамической составляющей АД). Процесс измерения заканчивается, когда интервал, соответствующий нулевому значению производной , превышает длительность цикла сердечного сокращения.

Преимущество предлагаемого способа измерения АД не ограничивается уменьшением времени измерения. Способ позволяет также получить не только экстремальные значения АД, но и промежуточные значения с шагом, равным кванту изменения компенсирующего давления. Для этого достаточно фиксировать давление в мягких тканях (оно воспринимается датчиком 2 фиг.10) в моменты начала и конца интервалов нулевого значения производной . В эти моменты выполняется равенство Р_а(t)=Р_мт(t). По этим значениям можно восстановить, например, программными средствами кривую изменения АД в течение цикла сердечного сокращения. Для этого (см. фиг.12) нужно провести одну аппроксимирующую или интерполирующую кривую через дискретные точки Р_мт(t_i-iT_ц), соответствующие возрастающей кривой АД (отмечены круглыми маркерами), а другую - через точки Р_мт(t_j-jT_ц), соответствующие ниспадающей кривой АД (отмечены треугольными маркерами). Здесь t_i и t_j - координаты i-х и j-х точек, Т_ц - длительность цикла сердечного сокращения. Вторую кривую надо инвертировать зеркально относительно вертикальной оси и пристыковать к первой кривой.

Способ может быть реализован в режиме как декомпрессии, так и компрессии артерии. Режим компрессии предпочтителен, так как максимальное значение компенсирующего давления, которое приводит к полному пережатию артерии, лишь незначительно (на один квант приращения компенсирующего давления) выше верхнего значения АД, имеет место лишь в самом конце измерения и в течение весьма непродолжительного времени.

Литература

1. Эман А.А. Биофизические основы измерения артериального давления. - Л.: Медицина, 1983.

2. Популярная медицинская энциклопедия. Гл.ред. Б.В.Петровский. - М: "Советская энциклопедия", 1987, - 704 с.

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.

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.

5. Eckarie Y. S. // Association for the Advancement of Medici Instrumentation (USA) Annual Meeting 15 th Proceedings. - San Francisco 1986. - P.40.

6. В.М.Пономаренко, Р.Г.Воронцов, Б.С.Бобров. Способы и приборы автоматического измерения артериального давления. Всесоюзный научно-исследовательский институт медицинского приборостроения, Москва.

Способ измерения артериального давления, заключающийся в том, что сжимают артерию конечности через толщу мягких тканей изменяющимся компенсирующим давлением и фиксируют давление 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 временных 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.