Способ измерения артериального давления

Изобретение относится к медицине и предназначено для измерения артериального давления. Сжимают артерию через толщу мягких тканей компенсирующим давлением. Компенсирующее давление увеличивают линейно во времени от нулевого значения. Фиксируют момент равенства компенсирующего давления значению диастолического давления. Запоминают значение амплитуды N-го пульсового колебания после указанного момента и разность компенсирующих давлений, соответствующих моментам фиксации диастолического давления и амплитуды пульсовых колебаний. В момент времени, когда текущее значение амплитуды пульсовых колебаний становится меньше запомненного, прекращают компрессию артерии. Вычисляют систолическое давление как сумму компенсирующего давления в этот момент времени и запомненной разности компенсирующих давлений. Предлагаемое изобретение позволяет повысить быстродействие и уменьшить негативное влияние на точность измерения длительного пережатия артерии. 1 з.п.ф-лы, 7 ил.

 

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

В большинстве случаев в современных тонометрах реализуется способ измерения, осуществляющий развертывающее уравновешивающее преобразование, иллюстрируемое диаграммой на фиг.1 [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).

Рассмотрим механизм фиксации моментов 1_н и t_в достижения равновесия, используемый в существующих способах измерения АД, т.е. косвенные признаки наступления равенств P_к(t)=P_ав и P_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 чертежа скорость изменения компенсирующего давления несколько завышена по сравнению с рекомендуемой (2 мм рт.ст. на цикл сердечного сокращения). В процессе повышения компенсирующего давления кривая избыточного давления ΔP(t)=P_a(t)-Р_к(t) переходит из области положительных значений в область отрицательных значений. Из графиков (фиг.4) видно, что пока избыточное давление ΔР(t)=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 Р_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, заключающийся в том, что артерию подвергают сжатию через толщу мягких тканей изменяющимся в пределах диапазона измерения компенсирующим давлением и фиксируют давление, развиваемое в мягких тканях, в моменты времени, когда компенсирующее давление пересекает границы диапазона изменения динамической составляющей артериального давления. Многочисленные разновидности метода отличаются только способом выделения указанных моментов времени [6]. Причем до недавнего времени измерение производилось лишь в фазе декомпрессии артерии [1]. В настоящее время появились тонометры RX-3, RX-3 Plus японской фирмы OMRON, в которых измерение производится в фазе компрессии.

Недостатки способа-прототипа с измерением в фазе декомпрессии заключаются в том, что обычно предполагаемое значение систолического АД известно лишь приблизительно, поэтому начальное значение компенсирующего давления выбирается превышающим это ожидаемое значение с большим запасом (вариант с декомпрессией артерии является преобладающим на практике). Это приводит к увеличению общего времени измерения и времени, в течение которого артерия остается полностью пережатой, что является причиной дискомфорта, который испытывает пациент. Кроме того, согласно существующей 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. Надо также учесть и время первой фазы измерения, когда производится накачка воздуха в манжету, оно составляет не менее половины времени декомпрессии. Еще одним существенным недостатком способа-прототипа является нарушение гемодинамики артерии, так как артерия остается достаточно длительное время в полностью пережатом состоянии (кровоток на это время перекрывается). Это является источником еще одной составляющей погрешности измерения.

Относительно недостатков способа-прототипа с измерением в фазе компрессии можно говорить лишь предположительно, так как авторы не располагают подробным описанием алгоритма измерения, реализуемого в упомянутых тонометрах RX-3 и RX-3 Plus. Однако оговоренные в рекламе ограничения применения по возрасту косвенно указывают на невозможность измерения давления у лиц пожилого возраста с различного рода патологиями сердечно-сосудистой системы. В предлагаемом способе измерения эти ограничения отсутствуют.

Предлагаемое изобретение направлено на повышение быстродействия и уменьшение негативного влияния на точность измерения длительного пережатия артерии. Это достигается тем, что в способе, основанном на сжатии артерии через толщу мягких тканей, компенсирующее давление увеличивают линейно во времени от нулевого значения, фиксируют момент равенства компенсирующего давления значению диастолического давления, запоминают значение амплитуды N-го пульсового колебания после указанного момента, а также запоминают разность компенсирующих давлений, соответствующих моментам фиксации диастолического давления и амплитуды пульсаций, далее в момент времени, когда текущее значение амплитуды пульсовых колебаний становится меньше запомненного, прекращают компрессию артерии и вычисляют систолическое давление как сумму компенсирующего давления в этот момент времени и запомненной разности компенсирующих давлений, причем число N выбирают пропорциональным частоте М пульса, например, равным М/25.

Функциональная схема, реализующая предлагаемый новый способ измерения АД, представлена на фиг.5. На фиг.5 приняты следующие цифровые обозначения: 1 - артерия; 2 - манжета; 3 - датчик, воспринимающий давление в манжете; 4 - компрессор; 5 - пневматический фильтр; 6 - выпускной клапан; 7 - усилитель; 8 - микроконтроллер; 9 - отсчетное устройство. Причем датчик 3 давления через усилитель 7 соединен с входом микроконтроллера 8, кодовый выход которого соединен с отсчетным устройством 10, первый управляющий выход соединен с выпускным клапаном 6, а второй управляющий выход - с компрессором 4, выход которого посредством воздушной магистрали через пневматический фильтр соединен с выходом манжеты 2, входом датчика 3 давления и выпускным клапаном 6.

Рассмотрим работу устройства с использованием временной диаграммы, представленной на фиг.4. На диаграмме помимо уже упоминавшихся графиков зависимостей объема V_a артерии от избыточного давления ΔP(t)=P_a(t)-Р_к(t) и от времени t, зависимости избыточного давления ΔP(t) от времени t, представлена также зависимость дискретных значений амплитуды V_am от времени t. Жирными прямыми изображены амплитуды, соответствующие моментам фиксации систолического и диастолического давлений. Нетрудно видеть, что огибающая амплитуд пульсовых колебаний (она показана пунктирной линией) на интервале времени, в течение которого кривая избыточного давления ΔP(t)=P_a(t)-Р_к(t) пересекает нулевой уровень, носит симметричный характер, что и естественно, так как зависимость изменений амплитуд пульсовых колебаний при пересечении избыточным давлением нулевого уровня определяется одним и тем же участком кривой зависимости объемного расширения артерии от избыточного давления, соответствующим отрицательному избыточному давлению (сугубо нелинейная часть этой зависимости). Эта особенность позволяет закончить компрессию артерии до того, как компенсирующее давление достигнет значения систолического давления, а значение последнего вычислить, используя симметрию огибающей амплитуд пульсовых колебаний.

На фиг.6 отдельно показана зависимость амплитуд V_am(t) пульсовых колебаний от времени в процессе компрессии артерии. После фиксации диастолического давления, т.е. значения компенсирующего давления в момент, предшествующий резкому увеличению амплитуды пульсовых колебаний (эта амплитуда выделена на диаграмме жирной линией), отсчитывается N периодов пульсовых колебаний (в нашем случае N=4). Запоминается значение N-й амплитуды V_am[N], где N отсчитывается от амплитуды, выделенной жирной линией. Момент времени запоминания амплитуды пульсаций отмечен на диаграмме как t₁. В этот же момент времени берется отсчет компенсирующего давления P_к(t_i), вычисляется и запоминается разница

В момент t₂ текущее значение амплитуды пульсаций становится меньше запомненного значения V_am[N]. В этот момент берется отсчет компенсирующего давления P_к(t₂), компрессия артерии прекращается (по команде микроконтроллера 8 открывается выпускной клапан 6) и вычисляется систолическое давление по формуле:

где ΔР - запомненная разность давлений согласно выражению (1).

Как видно, одно из существенных отличий предлагаемого способа от прототипа состоит в том, что компенсирующее давление P_к(t) никогда не превышает значения систолического давления. Следовательно, кровоток через артерию полностью не перекрывается, что уменьшает искажение гемодинамики, снижает ощущение дискомфорта у пациента, а главное - в 2-3 раза уменьшает время измерения.

Поскольку без принятия специальных мер давление внутри манжеты в процессе накачки имеет пульсирующую составляющую (из-за прерывистого характера работы компрессора), в функциональной схеме тонометра предусмотрен пневматический фильтр (аналог Т-образного RC-фильтра), помещаемый между компрессором и манжетой. Этот фильтр сглаживает пульсации давления внутри манжеты во время компрессии (обусловленные прерывистым характером работы компрессора), что важно, так как для фиксации момента равенства компенсирующего давления диастолическому приходится выделять переменную составляющую давления в манжете, обусловленную объемными расширениями артерии.

Предлагаемый способ измерения был проверен экспериментально с помощью макетного образца тонометра. При этом использовались корпус, окклюзионная манжета и компрессор от тонометра японской фирмы "ОМРОН", предназначенного для измерения давления на запястье. Давление внутри манжеты воспринималось с помощью отечественного тензометрического датчика на диапазон 300 мм рт.ст. производства НИИ физических измерений г.Пензы. Сигнал с тензодатчика усиливался с помощью импортного усилителя по схеме "токовая петля". С помощью АЦП, встроенного в микроконтроллер, значения давления в манжете оцифровывались и через последовательный порт передавались в персональный компьютер. Остальная часть тонометра была реализована программными средствами в виде виртуального прибора. Вид окна программы показан на фиг.7. Программа позволяет просмотреть кривую изменения давления в процессе компрессии (верхний график), дискретные значения амплитуд пульсаций артерии (средний график), кривую пульсовых колебаний (нижний график), получаемую из кривой изменения давления путем исключения тренда (средствами цифровой обработки). В результате цифровой обработки отсчетов давления в манжете в окно программы выводятся значения диастолического (под меткой "Нижнее") и систолического (под меткой "Верхнее") давлений, определенные традиционным способом. Кроме того, верхнее давление вычисляется по предлагаемому способу и выводится в окно программы (под меткой "Верхнее (1 способ)"). Оно же вычисляется несколько модифицированным алгоритмом и выводится в окно программы (под меткой "Верхнее (2 способ)").

Предлагаемый способ измерения артериального давления экспериментально проверен на достаточно большом количестве испытуемых, в числе которых были индивидуумы с нормальным АД и гипертоники. Расхождение показаний верхнего артериального давления, определенного традиционным способом и предлагаемым способом, практически не расходились более чем на 5 мм рт.ст.

Источники информации

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 ПГУ, 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 ПГУ, 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. Савицкий Н.Н. Биофизические основы кровообращения и клинические методы изучения гемодинамики. - М.: Медицина, 1974. - 311 с.

1. Способ измерения артериального давления, основанный на сжатии артерии через толщу мягких тканей компенсирующим давлением, отличающийся тем, что компенсирующее давление увеличивают линейно во времени от нулевого значения, фиксируют момент равенства компенсирующего давления значению диастолического давления, запоминают значение амплитуды N-го пульсового колебания после указанного момента, а также запоминают разность компенсирующих давлений, соответствующих моментам фиксации диастолического давления и амплитуды пульсовых колебаний, далее в момент времени, когда текущее значение амплитуды пульсовых колебаний становится меньше запомненного, прекращают компрессию артерии и вычисляют систолическое давление как сумму компенсирующего давления в этот момент времени и запомненной разности компенсирующих давлений.

2. Способ по п.2, отличающийся тем, что число N выбирают пропорциональным частоте М пульса, например равным М/25.