Устройство измерения параметров кровяного давления

Устройство измерения параметров кровяного давления

Иллюстрации

Показать все

Реферат

Область техники, к которой относится изобретение

Настоящее изобретение относится к устройству измерения параметров кровяного давления, в особенности, - к устройству измерения параметров кровяного давления, способному измерять параметры кровяного давления с применением метода компенсации объема.

Уровень техники

Традиционно, измерение кровяного давления методом компенсации объема было разработано в качестве способа, позволяющего неинвазивно и просто выполнять измерение кровяного давления. Метод компенсации объема заключается в следующем. А именно, артерию сжимают манжетой с внешней стороны живого организма с тем, чтобы всегда поддерживать постоянным объем артерии, пульсирующей синхронно с биением сердца. При поддержании постоянного объема артерии давление (давление манжеты), сжимающее участок измерения, и внутреннее давление артерии участка измерения, т.е. кровяное давление, уравновешиваются. Посредством определения давления манжеты при сохранении данного равновесного состояния непрерывно получают значение кровяного давления.

Таким образом, в методе компенсации объема важны две точки определения значения объема, когда артерия находится в ненагруженном состоянии, то есть контрольного целевого значения (в дальнейшем также называемого "V0"), и поддержание указанного ненагруженного состояния (сервоуправление). В частности, определение V0 крайне важно, поскольку V0 непосредственно влияет на точность измерения кровяного давления.

В качестве способа определения V0, например, как раскрыто в опубликованной, находящейся на рассмотрении заявке на патент Японии 1984-156325 (патентный документ 1), существует способ определения V0 путем постепенного сжатия артерии манжетой и определения максимальной точки сигнала изменения объема артерии, получаемого в данный момент.

Традиционно также существует предложение о выполнении сокращения времени, требуемого для определения V0. Например, в опубликованной, находящейся на рассмотрении заявке на патент Японии 2008-36004 (патентный документ 2) высокочастотное колебание низкого давления (такое как синусоидальное колебание давления с частотой 20 Гц, 10 мм рт.ст.) накладывают на давление манжеты и определяют V0 путем определения максимальной точки изменения объема артерии вследствие высокочастотного колебания низкого давления.

Необходимо отметить, что в отношении сокращения времени измерения кровяного давления следующая технология раскрыта в патенте США 6802816 (патентный документ 3), хотя она и отличается от метода компенсации объема. Таким образом, давление манжеты быстро увеличивается и уменьшается в пределах одного сокращения сердца, в результате чего определяют характерную точку на пульсовой волне, указывающую момент, когда внутреннее давление артерии равно давлению манжеты. Давление манжеты в тот момент, когда выявляется характерная точка, определяют как значение кровяного давления.

Патентный документ 1: опубликованная, находящаяся на рассмотрении заявка на патент Японии 1984-156325

Патентный документ 2: опубликованная, находящаяся на рассмотрении заявка на патент Японии 2008-36004

Патентный документ 3: патент США 6802816

Описание изобретения

Задачи, решаемые изобретением

В способе опубликованной, находящейся на рассмотрении заявки на патент Японии 1984-156325 для определения V0 требуется, по меньшей мере, 30 секунд. Поэтому от начала измерения до первого определения кровяного давления требуется время не меньше чем 30+α секунд. В ходе непрерывного измерения кровяного давления V0 иногда изменяется вследствие изменения кровяного давления, стресса, изменения условий окружающей среды и т.п., при этом возникает потребность в повторном определении V0 в течение каждого раза. В данном случае для определения V0 также требуется, по меньшей мере, 30 секунд. Поэтому, даже после начала непрерывного измерения кровяного давления, кровяное давление не может быть измерено в ходе повторного определения V0.

Даже в случае применения изобретения, раскрытого в опубликованной, находящейся на рассмотрении заявке на патент Японии 2008-36004 (патентный документ 2), существует потребность в снижении скорости повышения давления манжеты приблизительно до 20 мм рт.ст./с, чтобы гарантировать точность определения V0. Таким образом, для определения V0 требуются приблизительно 10 секунд.

В связи с решением вышеуказанных проблем цель настоящего изобретения состоит в предоставлении устройства измерения параметров кровяного давления по типу компенсации объема, способного мгновенно определять целевое контрольное значение (V0).

Способы решения задач

В соответствии с первым аспектом настоящего изобретения, устройство измерения параметров кровяного давления, предназначенное для измерения параметров кровяного давления путем определения объема артерии, включает: манжету, оборачиваемую вокруг заданного участка измерения; блок регулировки, предназначенный для регулировки давления в манжете путем создания и сброса давления; датчик давления, предназначенный для определения давления манжеты, представляющего давление в манжете; датчик объема, расположенный в заданном положении манжеты и предназначенный для определения сигнала объема артерии, указывающего объем артерии; и блок управления, предназначенный для управления при измерении параметров кровяного давления посредством сервоуправления блоком регулировки для поддержания постоянным объема артерии, причем блок управления включает в себя блок обработки определения, который предназначен для определения контрольного целевого значения в сервоуправлении на основе сигнала объема артерии и включает в себя: блок управления регулировкой, предназначенный для мгновенного изменения давления манжеты в конкретной секции давления путем управления блоком регулировки; и блок принятия решений, предназначенный для определения точки перегиба сигнала объема артерии, полученного в контрольный период блока управления регулировкой, и для принятия решения относительно контрольного целевого значения с использованием определенной точки перегиба.

Предпочтительно, блок управления регулировкой изменяет давление манжеты в пределах одного сокращения сердца у лица, подвергаемого измерению.

Предпочтительно, блок принятия решений определяет точку перегиба сигнала объема артерии путем определения максимальной точки дифференциального значения сигнала объема артерии.

Предпочтительно, блок принятия решений принимает значение, соответствующее определенной точке перегиба, как контрольное целевое значение.

Предпочтительно, блок управления регулировкой выполняет обработку изменения давления манжеты в конкретной секции давления заданное количество раз, а блок принятия решений принимает среднее значение из значений, соответствующих точке перегиба сигнала объема артерии, полученного при обработке изменения, в качестве контрольного целевого значения.

Предпочтительно, блок управления регулировкой выполняет обработку изменения давления манжеты в конкретной секции давления заданное количество раз, а блок принятия решений принимает репрезентативное значение из значений, соответствующих точке перегиба сигнала объема артерии, полученного при обработке изменения, в качестве контрольного целевого значения.

Предпочтительно, конкретная секция давления находится в диапазоне от заданного первого значения давления до второго значения давления.

Предпочтительно, конкретная секция давления находится в диапазоне от заданного значения давления до максимального расчетного значения кровяного давления у лица, подвергаемого измерению.

Предпочтительно, конкретная секция давления находится в диапазоне от значения в районе минимального расчетного значения кровяного давления у лица, подвергаемого измерению, до заданного значения давления.

Предпочтительно, конкретная секция давления находится в диапазоне от значения в районе минимального расчетного значения кровяного давления у лица, подвергаемого измерению, до значения в районе максимального расчетного значения кровяного давления у лица, подвергаемого измерению.

Предпочтительно, конкретная секция давления находится в заданном диапазоне давления, сосредоточенном в районе среднего расчетного значения кровяного давления у лица, подвергаемого измерению.

Эффект изобретения

Согласно настоящему изобретению давление манжеты мгновенно изменяется в конкретной секции давления, при этом контрольное целевое значение определяется на основе точки перегиба сигнала объема артерии, определенного в данный период. Таким образом, контрольное целевое значение, требуемое для непрерывного измерения кровяного давления методом компенсации объема, может быть определено в течение намного более короткого промежутка времени по сравнению с обычным способом.

Краткое описание чертежей

Фиг.1 - изображение в перспективе внешнего вида устройства измерения параметров кровяного давления согласно варианту осуществления настоящего изобретения.

Фиг.2 - блок-схема, на которой показана аппаратная конфигурация устройства измерения параметров кровяного давления согласно варианту осуществления настоящего изобретения.

Фиг.3 - функциональная блок-схема, на которой показана функциональная конфигурация устройства измерения параметров кровяного давления согласно варианту осуществления настоящего изобретения.

Фиг.4 - график, на котором показана механическая характеристика артерии.

Фиг.5 включает графики для сравнения обычного способа определения контрольного целевого значения и способа определения контрольного целевого значения в варианте осуществления настоящего изобретения; на Фиг.5(a) показан общепринятый способ решения; и на Фиг.5(b) показан способ решения в варианте осуществления настоящего изобретения.

Фиг.6 включает графики, на которых показана характеристика сигнала объема артерии в том случае, когда давление манжеты возрастает моментально; Фиг.6(a) - график, на котором показано отношение между изменением давления манжеты и фактическим внутренним артериальным давлением по временной оси; и Фиг.6(b) - график, на котором показан типичный пример изменения сигнала объема артерии в зависимости от изменения давления манжеты по той же временной оси, как на графике Фиг.6(a).

Фиг.7 - блок-схема, на которой показано выполнение измерения кровяного давления в варианте осуществления настоящего изобретения.

Фиг.8 - блок-схема, на которой показана обработка определения контрольного целевого значения в варианте осуществления настоящего изобретения.

Фиг.9 включает диаграммы, на которых показаны примеры структур данных результатов измерения в варианте осуществления настоящего изобретения.

Наилучший вариант осуществления изобретения

Далее, со ссылкой на чертежи, подробно описывается вариант осуществления настоящего изобретения. Необходимо отметить, что те же или соответствующие детали на чертежах обозначены теми же обозначениями, при этом их описание не повторяется.

Устройство измерения параметров кровяного давления в варианте осуществления настоящего изобретения измеряет параметры кровяного давления на основе метода компенсации объема. В настоящем варианте осуществления "параметры кровяного давления" являются информационными характеристиками системы кровообращения, включающими, по меньшей мере, пульсовую волну, и в дополнение к пульсовой волне, также включающими показатели, которые могут быть вычислены на основе пульсовой волны, такие как непрерывное значение кровяного давления (форма волны кровяного давления), максимальное кровяное давление, минимальное кровяное давление, среднее кровяное давление, частота пульса и значение AI (индекс прироста).

Пульсовая волна, служащая одним из параметров кровяного давления, включает пульсовую волну давления и пульсовую волну объема из различия в регистрируемом объекте. Пульсовая волна давления определяется путем преобразования изменения внутрисосудистого объема в соответствии с сердечными сокращениями в изменение объема манжеты и регистрации пульсовой волны как колебания давления манжеты в соответствии с изменением объема манжеты и может быть получена на основании выходных данных датчика давления. Пульсовая волна объема определяется путем регистрации пульсовой волны как колебания внутрисосудистого объема в соответствии с сердечными сокращениями и может быть получена на основании выходных данных датчика объема артерии. Следует отметить, что изменение внутрисосудистого объема может быть зарегистрировано как изменение количества внутрисосудистой крови в ткани.

Термин "устройство измерения параметров кровяного давления", используемый в настоящем описании, в общем смысле обозначает устройство, имеющее, по меньшей мере, функцию получения пульсовой волны, а более конкретно, означает устройство для определения колебания количества крови в ткани с помощью оптического метода и получения пульсовой волны объема в соответствии с методом компенсации объема. В данном смысле устройство измерения параметров кровяного давления не ограничивается устройством для вывода полученной пульсовой волны объема непосредственно как результата измерения, а включает устройство для вывода только специфических показателей, как описано выше, вычисленных или измеренных на основе полученной пульсовой волны объема, как результата измерения, а также устройство для вывода и пульсовой волны объема, и специфических показателей в качестве результатов измерения.

(Внешний вид и конфигурация)

(Внешний вид)

Фиг.1 представляет собой изображение в перспективе внешнего вида устройства 1 измерения параметров кровяного давления согласно варианту осуществления настоящего изобретения. Внешний вид устройства 1 измерения параметров кровяного давления такой же, как у обычного сфигмоманометра.

Со ссылкой на Фиг.1 устройство 1 измерения параметров кровяного давления имеет корпус 10 и манжету 20, оборачиваемую вокруг запястья у лица, подвергаемого измерению. Корпус 10 прикреплен к манжете 20. Блок 40 индикации, сформированный, например, в виде жидкокристаллического устройства и т.п., и операционный блок 41, предназначенный для получения инструкции от пользователя (лица, подвергаемого измерению), расположены на поверхности корпуса 10. Операционный блок 41 включает в себя множество выключателей.

Необходимо отметить, что в настоящем варианте осуществления манжета 20 описана как часть, закрепляемая на запястье у лица, подвергаемого измерению. Однако участок (участок измерения), на который накладывают манжету 20, не ограничен запястьем и может являться, например, плечом руки.

Как показано на Фиг.1, устройство 1 измерения параметров кровяного давления в настоящем варианте осуществления описано со ссылкой на такую конфигурацию, в которой корпус 10 прикреплен к манжете 20 в качестве примера. Однако устройство измерения параметров кровяного давления может иметь такую конфигурацию, в которой корпус 10 и манжета 20 соединены воздушной трубкой (воздушная трубка 31 на Фиг.2), применяемой в устройстве измерения параметров кровяного давления плечевого типа.

(Аппаратная конфигурация)

Фиг.2 представляет собой блок-схему, на которой показана аппаратная конфигурация устройства 1 измерения параметров кровяного давления согласно варианту осуществления настоящего изобретения.

Со ссылкой на Фиг.2 манжета 20 устройства 1 измерения параметров кровяного давления включает воздушную камеру 21 и датчик 70 объема артерии. Датчик 70 объема артерии имеет светоизлучающий элемент 71 и фотодетектор 72. Светоизлучающий элемент 71 излучает свет на артерию, а фотодетектор 72 принимает пропускаемый свет или отраженный свет артерии, поступающий из светоизлучающего элемента 71. Светоизлучающий элемент 71 и фотодетектор 72 расположены, например, на внутренней стороне воздушной камеры 21 так, что они отделены друг от друга на заданную величину.

Следует отметить, что датчик 70 объема артерии может являться любым датчиком, при условии, что датчик может определять объем артерии, таким как датчик сопротивления (импедансный плетизмограф), предназначенный для определения объема артерии. В данном случае вместо светоизлучающего элемента 71 и фотодетектора 72 применяется множество электродов (пара электродов для подвода электрических токов и пара электродов для определения напряжения), предназначенных для определения сопротивления участка, включающего артерию.

Воздушная камера 21 соединена с пневматической системой 30 через воздушную трубку 31.

В дополнение к вышеуказанному блоку 40 индикации и операционному блоку 41, корпус 10 включает пневматическую систему 30, центральный процессор (ЦП) 100 для централизованного управления блоками и выполнения различных вычислительных процессов, блок 42 памяти для хранения программы, в соответствии с которой ЦП 100 выполняет заданные действия и обрабатывает различные данные, энергонезависимую память (такую как флеш-память) 43 для хранения измеренных параметров кровяного давления, источник 44 питания для снабжения ЦП 100 электроэнергией, блок 45 синхронизации для выполнения хронометрирования, а также интерфейсный блок 46 для считывания и записи программы и данных со съемного носителя 132 данных и на него.

Операционный блок 41 имеет выключатель 41A питания, служащий для приема ввода с инструкцией о включении или выключении питания, выключатель 41В измерения, предназначенный для получения инструкции о начале измерения, выключатель 41С остановки для получения инструкции об остановке измерения и выключатель 41D памяти для получения инструкции о считывании информации, такой как кровяное давление, записанной на флеш-памяти 43.

Пневматическая система 30 включает в себя датчик 32 давления, предназначенный для определения давления (давления манжеты) в воздушной камере 21, насос 51 для подачи воздуха в воздушную камеру 21 с целью повышения давления манжеты, а также клапан 52, открываемый и закрываемый для выпуска или нагнетания воздуха в воздушную камеру 21.

Корпус 10 дополнительно включает схему 73 управления светоизлучающим элементом и схему 74 определения объема артерии и соединен с пневматической системой 30, колебательным контуром 33, схемой 53 управления насосом и схемой 54 управления клапаном.

Схема 73 управления светоизлучающим элементом содержит светоизлучающий элемент 71, который испускает свет в заданные моменты времени в соответствии с командным сигналом из ЦП 100. Схема 74 определения объема артерии определяет объем артерии, преобразуя выход фотодетектора 72 в напряжение.

Датчик 32 давления, например, является емкостным датчиком давления, в котором значение объема изменяется в соответствии с давлением манжеты. Колебательный контур 33 подает сигнал колебательной частоты в соответствии со значением объема датчика 32 давления в ЦП 100. ЦП 100 преобразует сигнал, полученный от колебательного контура 33, в давление, чтобы определить давление. Схема 53 управления насосом управляет насосом 51 на основе сигнала управления, поступающего из ЦП 100. Схема 54 управления клапаном управляет открытием/закрытием клапана 52 на основе сигнала управления, поступающего из ЦП 100.

Насос 51, клапан 52, схема 53 управления насосом и схема 54 управления клапаном формируют блок 50 регулировки, регулирующий давление в манжете 20 посредством сброса и создания давления. Следует отметить, что устройства, формирующие блок 50 регулировки, не ограничены вышеуказанными элементами. Например, блок 50 регулировки может включать в себя пневмоцилиндр и привод для приведения пневмоцилиндра в движение, в дополнение к вышеуказанным элементам.

Воздушная камера 21 встроена в манжету 20. Однако текучая среда, которая подается в манжету 20, не ограничена воздухом и может являться, например, жидкостью или гелем. В альтернативе настоящее изобретение не ограничено текучей средой и может включать однородные и тонкие частицы, такие как микрогранулы.

(Функциональная Конфигурация)

Фиг.3 является функциональной блок-схемой, на которой показана функциональная конфигурация устройства 1 измерения параметров кровяного давления согласно варианту осуществления настоящего изобретения.

Со ссылкой на Фиг.3 ЦП 100 включает в себя блок 102 получения давления манжеты, блок 104 обработки определения, блок 106 сервоуправления и блок 108 определения кровяного давления. Следует отметить, что на Фиг.3 для удобства описания показаны только периферийные аппаратные средства, которые непосредственно посылают и принимают сигналы и данные в упомянутые функциональные блоки и из них.

Блок 102 получения давления манжеты получает давление манжеты на основе сигнала от колебательного контура 33. Более конкретно, давление манжеты получают путем преобразования сигнала колебательной частоты, определяемой колебательным контуром 33, в давление. Полученное давление манжеты выводится в блок 104 обработки определения, блок 106 сервоуправления и блок 108 определения кровяного давления.

Блок 104 обработки определения выполняет обработку определения контрольного целевого значения V0 и начального контрольного давления манжеты PC0. Конкретная обработка в блоке 104 обработки определения в настоящем варианте осуществления будет описана ниже.

Блок 106 сервоуправления соединен с блоком 50 регулировки и выполняет сервоуправление так, чтобы объем артерии соответствовал V0. Таким образом, блок сервоуправления выполняет управление с обратной связью давлением в манжете 20 так, чтобы значение сигнала изменения объема артерии, представляющего компонент переменного тока сигнала объема артерии, стало равным "нулю".

Блок 108 определения кровяного давления непрерывно определяет (измеряет) кровяное давление в период сервоуправления. В частности, сигнал объема артерии от схемы 74 определения объема артерии и сигнал давления манжеты от блока 102 получения давления манжеты получают в хронологическом порядке так, что давление манжеты в момент времени, когда различие между значением объема артерии и V0 не превышает заданное пороговое значение, определяется как кровяное давление.

Необходимо отметить, что в последовательности периода измерения кровяного давления ЦП 100 побуждает светоизлучающий элемент 71 испускать свет в фиксированных интервалах, направляя командный сигнал в схему 73 управления светоизлучающим элементом.

Операции, выполняемые функциональными блоками, включенными в ЦП 100, могут быть осуществлены при исполнении программы, сохраненной в блоке 42 памяти, или, по меньшей мере, один из указанных функциональных блоков может быть осуществлен с помощью аппаратных средств.

Далее описывается конкретная обработка в блоке 104 обработки определения.

Сначала описывается принцип определения V0 в настоящем варианте осуществления с использованием Фиг. 4-6.

Фиг.4 представляет собой график, на котором показана механическая характеристика артерии. На горизонтальной оси указана разность Ptr внутреннего/внешнего давления, а на вертикальной оси указан объем V артерии, таким образом, на графике Фиг.4 показано отношение между разностью Ptr внутреннего/внешнего давления и объемом V артерии. Разность Ptr внутреннего/внешнего давления показывает разность между внутренним артериальным давлением Pa и давлением Pc манжеты, приложенным манжетой с внешней стороны живого организма.

Как показано на графике, механическая характеристика артерии обычно проявляет сильное нелинейное свойство. Когда разность Ptr внутреннего/внешнего давления равна нулю (в состоянии равновесия), то есть, когда стенка артерии находится в ненагруженном состоянии, растяжимость артерии (величина изменения объема вследствие пульса) максимальна. Другими словами, следующее свойство (развивающееся свойство) изменения объема в зависимости от изменения давления является максимальным. В методе компенсации объема кровяное давление измеряется при последовательном управлении внешним давлением живого тела (давлением манжеты) таким образом, чтобы определяемый объем артерии всегда являлся значением объема в момент времени, когда разность Ptr внутреннего/внешнего давления равна нулю. Поэтому существует потребность в определении значения объема в данный момент времени, когда разность Ptr внутреннего/внешнего давления равна нулю, то есть контрольного целевого значения V0 перед измерением кровяного давления.

Фиг.5 включает графики для сравнения обычного способа определения V0 и способа определения V0 в варианте осуществления настоящего изобретения. На Фиг.5 (a) показан общепринятый способ определения, а на Фиг.5 (b) показан способ определения согласно варианту осуществления настоящего изобретения.

Со ссылкой на Фиг.5 (a), в обычном способе давление манжеты PC постепенно повышается с низкой скоростью приблизительно 3 мм рт.ст./с (график вверху), и сигнал PGdc объема артерии определяется в данный период (график в середине). Определяют величину (ΔV) изменения за одно сердечное сокращение сигнала PGdc объема артерии, т.е. сигнал PGac изменения объема артерии, и определяют точку MAXa, в которой сигнал PGac изменения объема артерии максимален (график внизу). Среднее значение сигнала PGac значения артерии в момент времени, когда определяется максимальная точка MAXa, принимают в качестве V0. Поэтому в обычном способе для определения V0 обычно требуется не менее 30 секунд.

Между тем, в варианте осуществления настоящего изобретения, сосредотачиваясь на том факте, что точка V0 является точкой, в которой растяжимость артерии максимальна, то есть точкой, в которой давление манжеты и внутреннее давление артерии уравновешены, точка максимального растяжения артерии определяется посредством сигнала объема артерии в ходе изменения давления манжеты (в процессе сброса или создания давления), при этом V0 определяется с высокой скоростью.

Фиг.6 включает графики, на которых показана характеристика сигнала объема артерии в том случае, когда давление манжеты повышается мгновенно. На Фиг.6(a) показано отношение между изменением давления манжеты и фактическим внутренним артериальным давлением во времени. На Фиг.6(b) показан типичный пример изменения сигнала объема артерии в соответствии с изменением давления манжеты в том же временном отрезке, как на Фиг.6(a).

Как описано выше, в патенте США № 6802816 (патентном документе 3) раскрыта технология быстрого повышения и сброса давления манжеты в пределах одного сердечного сокращения, при этом определяется характерная точка (точка перегиба) на пульсовой волне, указывающая момент, когда внутреннее артериальное давление равно давлению манжеты, и давление манжеты в данный момент времени принимают в качестве значения кровяного давления.

Со ссылкой на Фиг.6(a) и 6(b), когда давление манжеты мгновенно повышается, точка P1 сигнала PGdc объема артерии в момент времени t1, когда давление манжеты и внутреннее артериальное давление соответствуют друг другу, является точкой максимального растяжения артерии. Поэтому точка перегиба возникает в сигнале PGdc объема артерии в точке P1. Когда точка PGdc перегиба сигнала объема артерии определяется согласно данному принципу, значение сигнала объема артерии PGdc может быть принято в качестве V0. Точка перегиба может быть легко обнаружена с помощью метода дифференцирования сигнала PGdc объема артерии и т.п.

Как описано выше, снова со ссылкой на Фиг.3, блок 104 обработки определения в настоящем варианте осуществления имеет блок 112 управления регулировкой, предназначенный для мгновенного изменения давления манжеты в конкретной секции давления, и блок 114 принятия решений для принятия точки перегиба сигнала объема артерии, полученного в контрольный период блока 112 управления регулировкой, в качестве контрольного целевого значения. Необходимо отметить, что фраза "изменение давления манжеты" означает либо повышение давления манжеты, либо снижение давления манжеты, при этом первое применено к настоящему варианту осуществления.

В частности, со ссылкой на Фиг.5(b), блок 112 управления регулировкой мгновенно (в пределах одного сердечного сокращения) повышает давление манжеты, управляя схемой 53 управления насосом и схемой 54 управления клапаном блока 50 регулировки (график вверху). Блок 114 принятия решений определяет сигнал PGdc объема артерии из схемы 74 определения объема артерии в данный период (график в середине). Для обнаружения точки перегиба сигнала PGdc объема артерии, например, определяют максимальную точку MAXb дифференциального значения dPGdc сигнала объема артерии (график внизу). Блок 114 принятия решений принимает значение сигнала PGdc объема артерии в момент времени, когда определяется максимальная точка MAXb, в качестве V0. Блок 114 принятия решений также определяет давление манжеты в момент времени, когда максимальная точка MAXb определяется как контрольное начальное давление манжеты (в дальнейшем также называемое как "PC0").

Блок 106 сервоуправления выполняет сервоуправление, при этом V0, определяемое таким способом, соответствует объему артерии.

(Работа)

Фиг.7 представляет собой блок-схему, на которой показано выполнение измерения кровяного давления в варианте осуществления настоящего изобретения. Обработка, показанная в блок-схеме на Фиг.7, предварительно сохраняется в блоке 42 памяти в виде программы. ЦП 100 считывает и исполняет указанную программу так, чтобы исполнялись функции выполнения измерения кровяного давления.

Со ссылкой на Фиг.7 ЦП 100 определяет, нажат ли выключатель 41A питания (Этап S2). В случае, если ЦП определяет, что выключатель 41A питания нажат (ДА на Этапе S2), процесс переходит к Этапу S4.

На Этапе S4 ЦП 100 выполняет начальную загрузку. В частности, загружается определенная область блока 42 памяти, из воздушной камеры 21 выпускается воздух, а датчик 32 давления устанавливается на 0 мм рт.ст.

Когда загрузка завершается, ЦП 100 определяет, нажат ли выключатель 41В измерения (Этап S6), и ожидает, пока выключатель 41В измерения не будет нажат. Когда ЦП определяет, что выключатель 41В измерения нажат (ДА на Этапе S6), процесс переходит к Этапу S8.

На Этапе S8 блок 104 обработки определения выполняет обработку определения контрольного целевого значения. Таким образом, определяются V0 и PC0. Далее будет описана обработка определения контрольного целевого значения с использованием блок-схемы Фиг.8.

Фиг.8 представляет собой блок-схему, на которой показана обработка определения контрольного целевого значения в варианте осуществления настоящего изобретения.

Со ссылкой на Фиг.8, сначала блок 114 принятия решений блока 104 обработки определения загружает область памяти дифференциального значения (такую как заданная область блока 42 памяти) для сохранения максимального значения дифференциального значения сигнала объема артерии (Этап S102).

Затем блок 112 управления регулировкой блока 104 обработки определения запускает процесс создания давления в манжете 20, отправляя сигнал управления в блок 50 регулировки (Этап S104). Скорость создания давления является любой или заданной скоростью, при условии, что давление манжеты в конкретной секции давления может быть повышено в пределах одного сердечного сокращения у лица, подвергаемого измерению. Заданная скорость предпочтительно является скоростью с учетом пульсового давления и частоты сердечных сокращений обычного взрослого человека. В частности, заданная скорость может быть установлена, например, в пределах 0,3-0,8 мм рт.ст./мс, более предпочтительно - в пределах 0,4-0,6 мм рт.ст./мс.

Нижний предел (минимальное значение) и верхний предел (максимальное значение) в конкретной секции соответственно являются заданными значениями (например, нижним пределом 0 мм рт.ст. и верхним пределом 280 мм рт.ст.) в настоящем варианте осуществления. Впрочем, и нижний предел, и верхний предел не ограничиваются заданными значениями. Поскольку давление манжеты, из которого определяется V0, находится в районе среднего кровяного давления, нижний предел может находиться в районе самого нижнего расчетного значения кровяного давления у лица, подвергаемого измерению, а верхний предел может находиться в районе самого высокого расчетного значения кровяного давления у лица, подвергаемого измерению. Близкое значение к самому низкому расчетному значению кровяного давления является, например, любым значением в диапазоне самого низкого расчетного значения кровяного давления ± заданное давление (такое как 10 мм рт.ст.). Вначале фиксируется относительное значение (включая "ноль"), служащее в качестве нижнего предельного значения в диапазоне, относительно нижнего расчетного значения кровяного давления. Близкое значение к самому высокому расчетному значению кровяного давления является, например, любым значением в диапазоне самого высокого расчетного значения кровяного давления ± заданное давление (такое как 10 мм рт.ст.). Вначале фиксируется относительное значение, служащее верхним предельным значением в диапазоне относительно самого высокого расчетного значения кровяного давления.

В альтернативе конкретная секция давления может являться заданным диапазоном давления, сосредоточенным в районе среднего расчетного значения кровяного давления у лица, подвергаемого измерению. Заданный диапазон давления является, например, диапазоном от "(среднего расчетного значения кровяного давления) - (заданное давление (например, 20 мм рт.ст.))" до "(среднего расчетного значения кровяного давления) + (заданное давление (например, 20 мм рт.ст.))".

Необходимо отметить, что вышеуказанный верхний предел и нижний предел можно менять местами и комбинировать. Вышеуказанные расчетные значения кровяного давления могут являться значениями, основанными на прошлых результатах измерения (таких как предыдущие результаты измерения), сохраненных во флеш-памяти 43, или могут являться значениями, введенными извне. Последние значения допускают, например, значения, введенные через операционный блок 41, значения, введенные из интерфейсного блока 46, и т.п.

При начале создания давления в манжете 20 блок 114 принятия решений блока 104 обработки определения определяет сигнал объема артерии от схемы 74 определения объема артерии (Этап S106). Одновременно давление манжеты вводится из блока 102 получения давления манжеты. Значение определенного сигнала объема артерии временно сохраняется в хронологическом порядке относительно давления манжеты.

Блок 114 принятия решений определяет, существует ли точка перегиба сигнала объема артерии (Этап S108). В частности, как описано выше, сначала вычисляется дифференциальное значение сигнала объема артерии, определенного на Этапе S106. Блок принятия решений определяет, является ли дифференциальное значение максимальным. Более конкретно, блок 114 принятия решений обновляет область памяти дифференциального значения, пока вычисленное дифференциальное значение не станет меньше, чем дифференциальное значение, определенное в области памяти дифференциального значения (в дальнейшем называемое "временным максимальным дифференциальным значением"). В случае, если вычисленное дифференциальное значение становится меньше, чем временное максимальное дифференциальное значение, блок принятия решений определяет, что временное максимальное дифференциальное значение является конечным максимальным значением. Блок принятия решений определяет точку сигнала объема артерии в момент времени, когда максимальное значение определяется как точка перегиба сигнала объема артерии.

До тех пор, пока внутреннее давление манжеты 20 не достигнет заданного значения (например, 280 мм рт.ст.) (НЕТ на Этапе S110), Этапы S104-S108 будут повторяться. Необходимо отметить, что Этапы S104-S108 могут выполняться параллельно.

Когда давление манжеты достигает заданного значения (ДА на Этапе S104), блок 114 принятия решений фиксирует значение сигнала объема артерии, соответствующее точке перегиба сигнала объема артерии, как V0 (Этап S112). Блок 104 обработки определения фиксирует давление манжеты в момент времени, когда точка перегиба определена как PC0 (Этап S114). После завершения выполнения данного процесса схема возвращается к основной программе.

Опять же, со ссылкой на Фиг.7, после определения V0 и PC0, блок 106 сервоуправлен