Электронное устройство измерения артериального давления, вычисляющее значение артериального давления

Электронное устройство измерения артериального давления, вычисляющее значение артериального давления

Иллюстрации

Показать все

Реферат

ОБЛАСТЬ ТЕХНИКИ, К КОТОРОЙ ОТНОСИТСЯ ИЗОБРЕТЕНИЕ

Настоящее изобретение относится к электронному устройству измерения артериального давления для измерения артериального давления посредством сжатия области измерения, например плеча тела, камерой, в частности к электронному устройству измерения артериального давления, предназначенному для вычисления значения артериального давления соответственно изменению внутреннего давления в камере, которое возникает вследствие объемного изменения кровеносного сосуда, сжатого камерой.

ОБЗОР СОСТОЯНИЯ ТЕХНИКИ

Обычно предлагается электронное устройство измерения артериального давления, использующее осциллометрический способ. В данном электронном устройстве измерения артериального давления внутреннее давление в камере, находящейся в манжете (именуемое в дальнейшем давлением манжеты), обернутой вокруг области измерения, определяемой как участок тела, регулируется для вычисления значения артериального давления соответственно изменению внутреннего давления в камере, которое возникает вследствие объемного изменения кровеносного сосуда, который сжимается в области измерения (именуемого в дальнейшем пульсовой волной давления). Для такого электронного устройства измерения артериального давления важно, чтобы объемное изменение кровеносного сосуда точно отражалось в виде изменений давления манжеты. Камера имеет предварительно определенный максимальный объем и выполнена из поддающегося растягиванию полимерного материала, который допускает изменение объема в диапазоне, который не превышает максимальный объем, когда подают/выпускают воздух.

Когда давление манжеты (мм рт.ст.) изменяется во время измерения артериального давления, изменяется также объемное изменение кровеносного сосуда, имеющее отношение к пульсирующему движению. В электронном устройстве измерения артериального давления, использующем осциллометрический способ, объемное изменение кровеносного сосуда обнаруживается как пульсовая волна давления, накладывающаяся на давление манжеты. Значения систолического и диастолического артериального давления вычисляют по огибающей пульсовой волны, сформированной измеренными пульсовыми волнами давления (кривой, сформированной набором пульсовых волн давления). Процедура вычисления артериального давления и числа ударов пульса по огибающей пульсовой волны общеизвестна, и поэтому ее детали в настоящей заявке не поясняются.

Во время измерения артериального давления требуется, чтобы изменение давления манжеты правильно отражало объемное изменение артерии. Непостоянство чувствительности передачи объемного изменения артерии, соответствующего давлению манжеты, будет вызывать снижение точности измерения артериального давления. Другими словами, непостоянство состояния манжеты (степени натяжения манжеты вокруг области измерения (а именно объема камеры) или окружной длины руки в области измерения, которую обертывают манжетой, мягкость области измерения и т.п.) будет приводить к непостоянству уровня получаемого изменения давления, соответствующего объемному изменению кровеносного сосуда по отношению к одинаковому уровню.

Упругая деформация манжеты (мл/мм рт.ст.) известна как один показатель, который может выразить упомянутую чувствительность передачи. Упругая деформация (Cp=dV/dP) манжеты является показателем, представляющим объемное изменение (dV) манжеты в отношении к изменению (dP) давления манжеты. Чувствительность передачи становится ниже, когда упругая деформация Ср манжеты становится выше. Другими словами, уровень изменения давления в зависимости от объемного изменения одинакового уровня становится меньше, когда упругая деформация манжеты становится выше.

На фиг.14 схематически представлена зависимость упругой деформации Ср манжеты и амплитуды (мм рт.ст.) сигнала пульсовой волны от изменения давления манжеты. Зависимость (А) на фиг.14 изображает изменение упругой деформации Ср манжеты в зависимости от изменения давления манжеты. Прямолинейный отрезок А соответствует случаю, когда коэффициент объемного изменения манжеты в зависимости от изменения давления манжеты является постоянным, т.е. значение упругой деформации Ср манжеты является постоянным (отображается прямой, параллельной оси давления) при изменении давления манжеты. Когда воздух подают или выпускают в камеру/из камеры манжеты, упругая деформация манжеты будет изменяться в зависимости от давления манжеты и не будет постоянной, как показано кривой В, отличающейся от прямолинейного отрезка А, даже если происходит одинаковое изменение давления манжеты.

На графике зависимости (В) на фиг.14 позициями А1 и В1 обозначено изменение амплитуды сигнала пульсовой волны, обнаруженное одновременно, когда манжета, содержащая камеру, соответствующую определенной упругой деформации Ср манжеты, представляемой прямолинейным отрезком А и кривой В на графике зависимости (А), обернута вокруг области измерения (плечо). Амплитуда пульсовой волны, обнаруженная, когда упругая деформация Ср манжеты является постоянной относительно давления манжеты (прямолинейный отрезок А), обозначена позицией А1. Пульсовая волна, обнаруженная, когда упругая деформация Ср манжеты изменяется при изменении давления манжеты (кривая В), т.е. когда коэффициент объемного изменения камеры манжеты не является постоянным, обозначена позицией В1.

Амплитуда пульсовой волны отражает объемное изменение кровеносного сосуда, сжатого манжетой. В случае, когда объемное изменение кровеносного сосуда передается без потерь манжетой и обнаруживается датчиком давления или чем-то подобным, возможно точное измерение артериального давления. Однако, когда упругая деформация Ср манжеты изменяется с изменением давления манжеты, как показано кривой В, обнаруженная амплитуда пульсовой волны, указывающая составляющую пульсовой волны, будет искажаться из-за непостоянства. Следовательно, в огибающей пульсовой волны, соответствующей последовательности подобных сигналов пульсовой волны, проявляется искажение.

Искажение амплитуды пульсовой волны проявляется так, что амплитуда повышается на стороне высокого уровня давления манжеты и снижается на стороне низкого уровня давления манжеты соответственно. Высокое давление манжеты означает, что камера достаточно накачана большим количеством воздуха, поданным в нее. Следовательно, амплитуда пульсовой волны давления, указывающая объемное изменение кровеносного сосуда, сжатого манжетой, искажена в сторону увеличения по сравнению с амплитудой пульсовой волны давления, указывающей фактическое значение объемного изменения кровеносного сосуда. Напротив, когда давление манжеты является низким, количество воздуха в камере невелико. Следовательно, амплитуда пульсовой волны давления, указывающая объемное изменение кровеносного сосуда, сжатого подобной манжетой, искажается в сторону уменьшения. Таким образом, точность измерения артериального давления снижается вышеописанной составляющей искажения в случае подачи и выпуска воздуха в камеру/из камеры, как показано кривой В.

На фиг.15 представлена зависимость упругой деформации Ср манжеты и амплитуды пульсовой волны от изменения давления манжеты, когда манжета обернута вокруг области измерения (плечо), соответственно размеру руки в области измерения (длина вокруг руки). На графике зависимости (А) на фиг.15 зависимость между упругой деформацией Ср манжеты и амплитудой пульсовой волны представлена кривыми А и В, относящимися к случаю, когда окружная длина руки является увеличенной и короткой соответственно.

На графике зависимости (В) на фиг.15 изменение амплитуды пульсовой волны, обнаруженной, когда изменение давления манжеты соответствует зависимости (А), показано сигналом пульсовой волны, обозначенным позицией А1, и сигналом пульсовой волны, обозначенным позицией В1. Сигнал А1 пульсовой волны соответствует случаю, когда упругая деформация Ср манжеты изменяется, как показано кривой А. Сигнал В1 пульсовой волны соответствует случаю, когда упругая деформация Ср манжеты изменяется, как показано кривой В. Как показано на чертежах, поскольку объем камеры обернутой манжеты при большей окружной длине больше, чем при меньшей окружной длине, объемное изменение (коэффициент объемного изменения) камеры, необходимое для достижения предварительно заданного давления манжеты, будет больше при большей окружной длине, чем при меньшей окружной длине, что приводит к обнаружению меньшей амплитуды пульсовой волны при большей окружной длине, чем при меньшей окружной длине.

Кроме того, отношение между упругой деформацией Ср манжеты на стороне высокого и стороне низкого давлений манжеты различается в зависимости от толщины руки. Другими словами, отношение b2/b1 между упругой деформацией Ср манжеты на стороне высокого давления и стороне низкого давления при небольшом размере руки, как показано кривой В, отличается от отношения а2/а1 упругой деформации Ср манжеты при большом размере руки, как показано кривой А. Следовательно, измеренная амплитуда пульсовой волны сильно искажается в зависимости от толщины руки.

На фиг.16 представлена зависимость упругой деформации Ср манжеты и амплитуды пульсовой волны от изменения давления манжеты, когда манжета обернута вокруг области измерения (плечо), соответственно мягкости руки (мягкая/плотная) в области измерения. На графике зависимости (А) на фиг.16 зависимость между упругой деформацией Ср манжеты и амплитудой пульсовой волны представлена кривой С и кривой D, относящимися к мягкой руке и плотной руке соответственно.

На графике зависимости (В) на фиг.16 изменение амплитуды пульсовой волны, обнаруженной, когда изменение давления манжеты соответствует зависимости (А), указано сигналом пульсовой волны, обозначенным позицией С1, и сигналом пульсовой волны, обозначенным позицией D1. Сигнал С1 пульсовой волны соответствует случаю, когда упругая деформация Ср манжеты изменяется, как показано кривой С. Сигнал D1 пульсовой волны соответствует случаю, когда упругая деформация Ср манжеты изменяется, как показано кривой D. Как показано на чертежах, объем воздуха в манжете, необходимый для обеспечения одинакового давления манжеты, будет больше в случае, когда область измерения (рука) является мягкой, чем в случае, когда рука является плотной, что приводит к обнаружению меньшей амплитуды пульсовой волны для мягкой руки, чем для плотной руки. Кроме того, отношение между упругой деформацией Ср манжеты на стороне высокого и стороне низкого давлений манжеты изменяется в зависимости от мягкости руки. Другими словами, отношение d2/dl между упругой деформацией Ср манжеты на стороне высокого давления и стороне низкого давления при плотной руке, как показано кривой D, отличается от отношения с2/с1 упругой деформации Ср манжеты при мягкой руке, как показано кривой С. Следовательно, обнаруженная амплитуда пульсовой волны сильно искажается в зависимости от мягкости руки.

Таким образом, разные отношения упругой деформации манжеты для мягкой руки и плотной руки в зависимости от давления манжеты будут вызывать искажения амплитуды пульсовой волны давления. Следовательно, точность измерения артериального давления будет изменяться в зависимости от мягкости/плотности руки.

На фиг.17 представлена зависимость упругой деформации Ср манжеты и амплитуды пульсовой волны от изменения давления манжеты, когда манжета обернута вокруг области измерения (плечо), соответственно плотности обертывания манжетой области измерения. На графике зависимости (А) на фиг.17 зависимость между упругой деформацией Ср манжеты и амплитудой пульсовой волны представлена кривой Е и кривой F, относящимися к случаю тугого обертывания и случаю свободного обертывания соответственно.

На графике зависимости (В) на фиг.17 изменение амплитуды пульсовой волны, обнаруженной, когда изменение давления манжеты соответствует зависимости (А), показанной на фиг.17, показано сигналом пульсовой волны, обозначенным позицией Е1, и сигналом пульсовой волны, обозначенным позицией F1. Сигнал Е1 пульсовой волны соответствует случаю, когда упругая деформация Ср манжеты изменяется, как показано кривой Е. Сигнал F1 пульсовой волны соответствует случаю, когда упругая деформация Ср манжеты изменяется, как показано кривой F.

Как видно из чертежа, в случае, когда манжета свободно обернута вокруг области измерения, количество воздуха в камере, которое допускает измерение артериального давления, даже при его достаточной подаче в камеру манжеты, потребуется дополнительно увеличить, чтобы реально прижать манжету к области измерения.

Это означает, что объем воздуха, подлежащий подаче в камеру манжеты для повышения давления манжеты до того же самого уровня, оказывается больше по сравнению со случаем, когда манжета обернута туго. Таким образом, количество воздуха, подлежащее подаче в камеру манжеты для повышения давления манжеты до того же самого уровня, увеличивается в состоянии, когда манжета обернута свободно, по сравнению с состоянием, когда манжета обернута туго или надлежащим образом. Следовательно, обнаруженная амплитуда пульсовой волны давления оказывается меньше в состоянии слабого обертывания в сравнении с состоянием тугого или надлежащего обертывания, даже при одинаковом давлении манжеты.

Напротив, когда манжета обернута туго, необходимое количество воздуха, подлежащее подаче в камеру для повышения давления манжеты до одинакового уровня, меньше в сравнении с состоянием слабого обертывания. Следовательно, обнаруженная пульсовая волна давления оказывается выше, чем в состоянии свободного обертывания. Таким образом, уровень амплитуды пульсовой волны различается, как показано кривыми Е1 и F1 на графике зависимости (В) на фиг.17, даже при одинаковом давлении манжеты, в зависимости от состояния плотности обертывания (тугого или свободного обертывания) вокруг области измерения. Аналогично вышеизложенному, отношение между упругой деформацией Ср манжеты на стороне высокого и стороне низкого давлений манжеты изменяется в зависимости от состояния обертывания. Отношение е2/е1 между упругой деформацией Ср манжеты на стороне высокого давления и стороне низкого давления отличается от отношения f2/f1 между упругой деформацией Ср манжеты в туго обернутом состоянии, показанном кривой F, так что пульсовая волна искажается из-за непостоянства отношения объемных изменений манжеты (см. график зависимости (А) на фиг.17). Таким образом, точность измерения артериального давления будет снижаться из-за состояния обертывания.

Как показано на фиг.14-17, амплитуда пульсовой волны, соответствующая объемному изменению кровеносного сосуда, претерпевает изменение, когда изменяется состояние манжеты (мягкости руки, окружной длины руки, плотности обертывания). Кроме того, амплитуда пульсовой волны будет изменяться, если изменяется упругая деформация Ср манжеты. Таким образом, даже если артерия сжимается манжетой с одним и тем же давлением, обнаруженная амплитуда пульсовой волны будет изменяться, т.е. искажаться, в зависимости от состояния манжеты и различия упругой деформации Ср манжеты.

Традиционные способы измерения артериального давления, учитывающие состояние и упругую деформацию манжеты, описаны в патентных документах.

В выложенном японском патенте №5-329113 описан способ измерения, содержащий этапы предварительной идентификации характеристики объемного изменения манжеты по отношению к давлению манжеты, преобразования сигнала изменения давления манжеты в объемное изменение и коррекции значения артериального давления с использованием вышеупомянутого для измерения. В соответствии с данным способом характеристику давления манжеты и объемного изменения следует подготовить заранее.

В выложенных японских патентах №11-309119 и 11-318835 описана сфигмоманометрическая манжета, содержащая нажимное средство для подачи предварительно заданного количества текучей среды в пневмогидравлическую камеру для сжимания тела и, тем самым, прижатия пневмогидравлической камеры к телу.

В выложенном японском патенте №5-269089 описана сфигмоманометрическая манжета, содержащая небольшую внутреннюю манжету, в которую подается слабовязкая проводящая жидкость для нажатия на артерию, выполненная с возможностью прижатия внутренней манжеты к телу человека с использованием внешней манжеты, расположенной с внешней стороны внутренней манжеты.

Патентный документ 1: Выложенный японский патент №5-329113

Патентный документ 2: Выложенный японский патент №11-309119

Патентный документ 3: Выложенный японский патент №11-318835

Патентный документ 4: Выложенный японский патент №5-269089

ОПИСАНИЕ ИЗОБРЕТЕНИЯ

ЗАДАЧИ ИЗОБРЕТЕНИЯ

Характеристики изменения, используемые в выложенном японском патенте №5-329113, неограниченно изменяются соответственно обертыванию манжеты, толщине и мягкости руки и т.п. Поэтому трудно выполнять удовлетворительную коррекцию.

Кроме того, требуется множество сложных процедур коррекции (обнаружение скорости кровотока, отличающейся при каждом измерении, обнаружение размера руки, обнаружение состояния обертывания, обнаружение мягкости тела человека и т.п.), что подразумевает большие габариты устройства. Такое устройство не пригодно для практического применения.

Способы в соответствии с выложенными японскими патентами №11-309119 и 11-318835 применяются при изменении объема в зависимости от давления, создаваемого, когда пневмогидравлическую камеру постоянного объема прижимают к телу человека. Объемное изменение увеличивается по мере того, как давление становится ниже, что обуславливает снижение и повышение амплитуды пульсовой волны, обнаруженной при посредстве пневмогидравлической камеры, когда давление становится соответственно ниже и выше. Отношение объема к давлению особенно повышается, когда пневмогидравлическая камера для обнаружения пульсовой волны давления является небольшой. Пульсовая волна давления легко искажается, поэтому артериальное давление нельзя измерять точно.

Способ в соответствии с выложенным японским патентом №5-269089 отличается тем, что слабовязкую проводящую жидкость, которая является несжимаемой, подают во внутреннюю манжету, которая нажимает на артерию, при сжимании тела человека другой внешней манжетой с внешней стороны. Хотя объем текучей среды во внутренней манжете всегда является постоянным, независимо от изменения давления текучей среды, чтобы допускать сжатие при постоянном объеме, пульсовая волна давления имеет тенденцию к ослаблению из-за недостаточной проводимости объемного изменения кровеносного сосуда текучей средой, что приводит к снижению точности. Существует также проблема в том, что текучая среда, запертая во внутренней манжете, легко протекает.

С учетом вышеизложенного, задачей настоящего изобретения является создание электронного устройства измерения артериального давления с высокой точностью измерения, устраняющего влияние изменения упругой деформации (отношения объемного изменения манжеты к изменению давления манжеты) на составляющую пульсовой волны.

СРЕДСТВА ДЛЯ РЕШЕНИЯ ПОСТАВЛЕННЫХ ЗАДАЧ

В соответствии с аспектом настоящего изобретения электронное устройство измерения артериального давления содержит измерительную камеру, содержащую предварительно заданное количество запертого воздуха, для нажатия на область измерения, узел обнаружения давления, обнаруживающий сигнал давления от внутреннего давления в измерительной камере, узел обнаружения пульсовой волны, обнаруживающий амплитуду пульсовой волны, содержащуюся в сигнале давления, обнаруженном узлом обнаружения давления, зажимной узел, оказывающий прилагаемое извне давление на измерительную камеру для нажатия на область измерения посредством измерительной камеры, и узел вычисления артериального давления.

Информация о характеристике упругой деформации манжеты, полученная по изменению внутреннего давления и объема измерительной камеры, в которой заперто предварительно заданное количество воздуха, предварительно сохраняется в памяти. Узел вычисления артериального давления содержит узел обнаружения амплитуды пульсовой волны, обнаруживающий амплитуду пульсовой волны посредством узла обнаружения пульсовой волны в процессе изменения внутреннего давления в измерительной камере путем изменения прилагаемого извне давления к измерительной камере посредством зажимного узла, и корректирующий узел, корректирующий амплитуду пульсовой волны, обнаруженную узлом обнаружения амплитуды пульсовой волны, с использованием предварительно сохраненной в памяти информации о характеристике упругой деформации манжеты. Артериальное давление вычисляется по амплитуде пульсовой волны, скорректированной корректирующим узлом.

В предпочтительном варианте корректирующий узел содержит первый корректирующий узел, корректирующий информацию о характеристике упругой деформации манжеты, предварительно сохраненную в памяти, чтобы указывать постоянную упругую деформацию манжеты при изменении внутреннего давления. Амплитуда пульсовой волны, обнаруженная узлом обнаружения амплитуды пульсовой волны, корректируется первым корректирующим узлом в соответствии с величиной коррекции информации о характеристике упругой деформации манжеты, предварительно сохраненной в памяти.

В предпочтительном варианте корректирующий узел корректирует амплитуду пульсовой волны, обнаруженную при внутреннем давлении ниже чем и выше чем внутреннее давление, указанное сигналом давления, обнаруженном узлом обнаружения давления, когда узел обнаружения амплитуды пульсовой волны обнаруживает пик амплитуды пульсовой волны, больший и меньший соответственно.

В предпочтительном варианте характеристика упругой деформации манжеты содержит объемное изменение по отношению к изменению внутреннего давления, что аппроксимируется прямой линией с пологим наклоном.

В предпочтительном варианте зажимной узел содержит нажимной и закрепляющий воздушный мешок, обеспеченный по внешней окружности камеры для измерения артериального давления, нажимающий на область измерения, имеющий внутренний диаметр, сокращаемый или расширяемый накачиванием или опусканием для изменения прилагаемого извне давления к измерительной камере.

В предпочтительном варианте зажимной узел содержит ленточный элемент, обеспеченный по внешней окружности камеры для измерения артериального давления, которая нажимает на область измерения. Натяжение ленточного элемента регулируется для сокращения или расширения внутреннего диаметра ленточного элемента, чтобы изменять прилагаемое извне давление к измерительной камере.

ЭФФЕКТЫ ИЗОБРЕТЕНИЯ

Настоящее изобретение базируется на конфигурации, в которой измерительная камера, содержащая предварительно заданное количество воздуха, всегда запертого, т.е. имеющая предварительно заданный объем, сжимается зажимным узлом в области измерения. Соответственно отношение объемного изменения к изменению внутреннего давления, указанное характеристикой упругой деформации манжеты, является, по существу, постоянным (медленно изменяющимся), независимо от состояния измерения (мягкости области измерения, размера, соответствующего обертыванию измерительной камеры вокруг области измерения, способу обертывания измерительной камеры и т.п.). Благодаря изменению прилагаемого извне давления на измерительную камеру, в которой заперто предварительно заданное количество воздуха, без всасывания/выпускания воздуха во время измерения артериального давления, амплитуда пульсовой волны давления, обнаруженная в области измерения узлом обнаружения пульсовой волны, корректируется на основе полученной характеристики и упругой деформации манжеты.

Благодаря такой коррекции можно исключить внесение других искажений, кроме информации об артериальном давлении (объемном изменении измерительной камеры), вызываемых различиями в способах обертывания измерительной камеры вокруг области измерения (плотное обертывание/слабое обертывание), размерах, соответствующих обертыванию измерительной камеры вокруг области измерения, мягкости области измерения и т.п., в амплитуду пульсовой волны, что обеспечивает возможность более точного вычисления артериального давления.

КРАТКОЕ ОПИСАНИЕ ЧЕРТЕЖЕЙ

Фиг.1 - блок-схема последовательности операций способа измерения артериального давления в соответствии с первым вариантом осуществления.

Фиг.2 - блок-схема электронного устройства измерения артериального давления в соответствии с первым вариантом осуществления.

Фиг.3 - изображение пневматической системы электронного устройства измерения артериального давления в соответствии с первым вариантом осуществления.

Фиг.4 - схематичное изображение внешнего вида электронного устройства измерения артериального давления в соответствии с первым вариантом осуществления и состояния применения для измерения артериального давления.

Фиг.5 - схематичное изображение примера регулировки пневматической системы во время измерения артериального давления в соответствии с первым вариантом осуществления.

Фиг.6 - схематичное изображение другого примера регулировки пневматической системы во время измерения артериального давления в соответствии с первым вариантом осуществления.

Фиг.7 - схематичное изображение дополнительного примера регулировки пневматической системы во время измерения артериального давления в соответствии с первым вариантом осуществления.

Фиг.8 - схематичное изображение еще одного примера регулировки пневматической системы во время измерения артериального давления в соответствии с первым вариантом осуществления.

Фиг.9 - диаграмма, характеризующая предварительно заданную схему измерения камерой заданного объема в соответствии с первым вариантом осуществления.

Фиг.10 - диаграмма, характеризующая способ коррекции измерения камерой заданного объема в соответствии с первым вариантом осуществления.

Фиг.11 - блок-схема электронного устройства измерения артериального давления в соответствии со вторым вариантом осуществления.

Фиг.12 - блок-схема последовательности операций способа измерения артериального давления в соответствии со вторым вариантом осуществления.

Фиг.13 - изображение пневматической системы вместе с функцией обертывания электронного устройства измерения артериального давления в соответствии со вторым вариантом осуществления.

Фиг.14 - схематичное изображение зависимости упругой деформации манжеты и амплитуды пульсовой волны от изменения давления манжеты.

Фиг.15 - изображение зависимости упругой деформации манжеты и амплитуды пульсовой волны от изменения давления манжеты соответственно размеру руки.

Фиг.16 - изображение зависимости упругой деформации манжеты и амплитуды пульсовой волны от изменения давления манжеты соответственно мягкости руки.

Фиг.17 - изображение зависимости упругой деформации манжеты и амплитуды пульсовой волны от изменения давления манжеты соответственно уровню натяжения при обертывании манжеты.

ОПИСАНИЕ УСЛОВНЫХ ОБОЗНАЧЕНИЙ

1, 2 - электронное устройство измерения артериального давления; 50 - камера измерения артериального давления; 51 нажимной и закрепляющий воздушный мешок; 95 - зажимной и фиксирующий узел; 97 - барабанный зажимной узел.

НАИЛУЧШИЕ ВАРИАНТЫ ОСУЩЕСТВЛЕНИЯ ИЗОБРЕТЕНИЯ

Ниже приведено описание вариантов осуществления настоящего изобретения со ссылками на чертежи. Предполагается, что электронное устройство измерения артериального давления в соответствии с настоящими вариантами осуществления использует способ измерения артериального давления, соответствующий осциллометрическому способу.

В каждом варианте осуществления характеристика P-V, представляющая зависимость объем-давление, не будет свободно меняться, независимо от состояния измерения (мягкости области измерения, размера области измерения, способа обертывания и т.п.), при обертывании и сжимании камеры предварительно заданного объема вокруг области измерения тела человека во время измерения артериального давления. Путем привязки к характеристике упругой деформации манжеты, предварительно полученной на основе характеристики P-V, для использования при коррекции во время вычисления артериального давления, можно повысить точность измерения артериального давления.

Хотя предполагается, что плечо используют как область измерения в каждом варианте осуществления, область измерения не ограничена плечом и может быть другой областью, например запястьем.

Кроме того, электронное устройство измерения артериального давления в соответствии с каждым вариантом осуществления относится к типу устройств, которые автоматически обертывают наручную манжету, в которую встроена камера, вокруг области измерения. Тип устройств с автоматическим обертыванием содержит, но без ограничения, тип устройств с диаметром охвата области измерения камерой для измерения артериального давления, который уменьшают накачиванием нажимного и закрепляющего воздушного мешка посредством скручивающейся спирали, как показано в первом варианте осуществления, и тип устройств с натяжением ручной ленты, которое усиливают для уменьшения диаметра охвата области измерения ручной лентой посредством вращения электродвигателя, как показано во втором варианте осуществления, который описан в дальнейшем.

(Первый вариант осуществления)

На фиг.1 представлена блок-схема последовательности операций способа измерения артериального давления в соответствии с первым вариантом осуществления; на фиг.2 представлена блок-схема электронного устройства измерения артериального давления в соответствии с первым вариантом осуществления; на фиг.3 представлена пневматическая система электронного устройства измерения артериального давления в соответствии с первым вариантом осуществления и на фиг.4 схематично показаны внешний вид электронного устройства измерения артериального давления в соответствии с первым вариантом осуществления и состояние применения для измерения артериального давления.

(Конфигурация устройства)

Как показано на фиг.2, электронное устройство 1 измерения артериального давления содержит камеру 50 для измерения артериального давления, нажимной и закрепляющий воздушный мешок 51, пневматическую систему 52 для измерения артериального давления, предназначенную для подачи или выпуска воздуха в или из камеры 50 для измерения артериального давления по трубке (воздушной трубке) 53, усилитель 35, схему 36 управления насосом, схему 37 управления клапаном и A/D (аналого-цифровой) преобразователь 38, обеспеченные совместно с пневматической системой 52 для измерения артериального давления. Электронное устройство 1 измерения артериального давления дополнительно содержит зажимную пневматическую систему 54 для подачи или выпуска воздуха в или из нажимного и закрепляющего воздушного мешка 51 по трубке 55, усилитель 45, схему 46 управления насосом, схему 47 управления клапаном и A/D-преобразователь 48, обеспеченные совместно с зажимной пневматической системой 54. Электронное устройство 1 измерения артериального давления дополнительно содержит CPU (центральный процессор) 30 для централизованного управления и контролирования каждого элемента, память 39 для хранения различной информации, например программы, чтобы вызывать заданное функционирование посредством CPU 30, измеренного значения артериального давления и т.п., дисплея 40 для отображения различной информации, включая результат измерения артериального давления, и функциональный узел 41, используемый для ввода различных назначений для измерения.

CPU 30 выполняет функцию узла 302 вычисления артериального давления по данным измерения. Узел 302 вычисления артериального давления содержит узел 303 обнаружения амплитуды, обнаруживающий амплитуду пульсовой волны, и корректирующий узел 304, корректирующий обнаруженную амплитуду пульсовой волны. Корректирующий узел 304 содержит первый корректирующий узел 305, корректирующий характеристику упругой деформации манжеты.

Функция узла 302 вычисления артериального давления реализуется при исполнении соответствующей программы, считываемой из памяти 39 посредством CPU 30.

Пневматическая система 52 для измерения артериального давления содержит датчик 32 давления, обнаруживающий и обеспечивающий давление (именуемое далее давлением Р манжеты) в камере 50 для измерения артериального давления, насос 33 для подачи воздуха в камеру 50 для измерения артериального давления и клапан 34, открываемый/закрываемый для выпуска или герметичного запирания воздуха в камере 50 для измерения артериального давления. Усилитель 35 усиливает выходной сигнал датчика 32 давления и выдает усиленный выходной сигнал в A/D-преобразователь 38. A/D-преобразователь 38 преобразует поданный аналоговый сигнал в цифровой сигнал для вывода в CPU 30. Схема 36 управления насосом управляет приводом насоса 33 по сигналу управления, подаваемому из CPU 30. Схема 37 управления клапаном осуществляет управление открыванием/закрыванием клапана 34 по сигналу управления, подаваемому из CPU 30.

Зажимная пневматическая система 54 содержит датчик 42 давления для обнаружения давления в нажимном и закрепляющем воздушном мешке 51 для вывода, насос 43 для подачи воздуха в нажимной и фиксирующий воздушный мешок 51 и клапан 44, открываемый/закрываемый для выпуска или запирания воздуха из или в нажимном и закрепляющем воздушном мешке 51. Усилитель 45 усиливает выходной сигнал из датчика 42 давления для вывода в A/D-преобразователь 48. A/D-преобразователь 48 преобразует подаваемый аналоговый сигнал в цифровой сигнал для вывода в CPU 30. Схема 46 управления насосом управляет приводом насоса 43 по сигналу управления, подаваемому из CPU 30. Схема 47 управления клапаном управляет открыванием/закрыванием клапана 44 по сигналу управления, подаваемому из CPU 30.

Как показано на фиг.4 (А), электронное устройство 1 измерения артериального давления содержит цилиндрическую обойму 57 для фиксации плеча, которое является областью измерения на обследуемом лице, и основной узел 58 устройства измерения артериального давления. Основной узел 58 устройства измерения артериального давления содержит LCD (жидкокристаллический дисплей) 59 и лампу 60 для дисплея 40. Основной узел 58 устройства измерения артериального давления содержит переключатель 61 питания, а также переключатель 62 запуска и переключатель 63 останова для назначения запуска и останова измерения артериального давления в качестве функционального узла 41 для обеспечения возможности внешнего управления. Камера 50 для измерения артериального давления, которую следует фиксировать на области измерения, обеспечена на внутренней окружной поверхности цилиндрической обоймы 57. На фиг.4 (В) представлено состояние, в котором плечо, которое является областью измерения на обследуемом лице, вставлено для измерения артериального давления с переднего направления на чертеже цилиндрической обоймы 57.

На фиг.3 схематично представлено поперечное сечение цилиндрической обоймы 57 в состоянии применения, показанном на фиг.4 (В). Цилиндрическая обойма 57 содержит, с внешней окружной стороны плеча, которое является областью измерения, по направлению к внутренней окружной поверхности цилиндрической обоймы 57, камеру 50 для измерения артериального давления, нажимную скручивающуюся спираль 56 по существу цилиндрической формы и из гибкого элемента, деформирующуюся в радиальном направлении внутреннего диаметра руки, которая является областью измерения, и нажимной и закрепляющий воздушный мешок 51, расположенные в упомянутой обойме. Когда воздух постепенно подают зажимной пневматической системой 54 для обеспечения накачивания нажимного и закрепляющего воздушного мешка 51, то вследствие этого уменьшается диаметр нажимной скручивающейся спирали 56. При этом камера 50 для измерения артериального давления, расположенная между нажимной скручивающейся спиралью 56 и телом человека (плечом), прижимается к области измерения. Соответственно камера 50 для изме