УСТРОЙСТВО ДЛЯ НЕПРЕРЫВНОЙ РЕГИСТРАЦИИ СРЕДНЕГО АРТЕРИАЛЬНОГО ДАВЛЕНИЯ Российский патент 1994 года по МПК A61B5/21 

Изобретение относится к медицинской технике и может широко использоваться в медицине/ при необходимости длительного и непрерывного контроля артериального давления. Особо важное значение изобретение имеет при лечении сердечно-сосудистых заболеваний в хирургии при операциях/ а также в спортивной медицине и физиологии при контроле артериального давления во время физических нагрузок. Способ и устройство можно использовать и при измерении артериального давления в условиях воздействия на человека различных качеств.

Известен способ и устройство для измерения среднего давления с помощью двухпальцевых манжет с созданием в них внешнего компрессионного давления/ отличающегося на постоянную величину. Указанная разность создает разность амплитуд осциляций двух пальцевых артерий/ которая исчезает в момент симметричного расположения указанной разности внешнего давления относительно максимума осциллограммы (тахоосциллограммы). Наличие разности амплитуд осциляций и исчезновение ее используется для управления следящей пневноэлектронной системой.

Из-за нестабильности работы устройства/ вызванной анатомическим/ морфологическим и функциональным различиями двух используемых пальцев руки/ устройство не нашло практического применения. При этом следует отметить ошибочность основного принципиального положения/ положенного в основу действия прибора/ т.е. соответствия максимума осцилляций техосциллограммы среднему артериальному давлению.

В практике применен биологический гидравличческий фильтр/ каковым является артерия мочки уха/ имеющая малое сечение. Указанный фильтр сглаживает (демпфирует) пульсовые колебания артериального давления/ пропуская постоянную его составляющую/ т. е. среднее артериальное давление. Последнее непрерывно и автоматически уравновешивается внешним давлением/ создаваемым в пелотах ушного датчика. Критерием нарушения указанного равновесия служит появление и исчезновение пульсаций артерии мочки уха/ которые после преобразования/ усиления и формирования используются для приведения в действие электромагнитного механизма/ переключающего привод пневмотического за датчика/ осуществляющего повышение или понижение давления (пневмотическая обратная связь) в пелотах ушного датчика.

Известно устройство для измерения среднего артериального давления/ принятое за прототип. К недостаткам прототипа следует отнести недостаточную точность измерения среднего артериального давления/ обусловленную конструкцией устройства управления подачей сжатого воздуха в окклюзионные пелаты. Это становится ясным из следующего: режим компрессии и декомпрессии определяется двумя состояниями электромагнитного механизма/ переключающего привод пневмотического задатчика. В одном состоянии/ когда якорь электромагнитного механизма притянут/ происходит компрессия/ т.е. повышение давления/ создаваемого пневмотическим задатчиком (регулятором) в пелотах ушного датчика/ при этом якорь удерживается в притянутом состоянии пока продолжается пульсация артерии и в отпущенном состоянии при прекращении пульсации артерии (соответствует декомпрессии). Постоянная времени электромагнитного устройства обеспечивает задержку отпускания его якоря до прихода следующего пульсового импульса. Это условие должно сохраняться и при наименьшей частоте пульса.

Таким образом/ при компрессии электромагнитное устройство оказывается замкнутым в течение всего времени пока имеет место пульсация артерии. Это означает/ что после прихода последнего импульса (артерия пережата на уровне среднего давления) компрессия будет продолжаться в течение времени задержки отпускания якоря электромагнитного устройства/ что ведет к перекомпенсации среднего давления в артерии. Затем наступает реверсирование привода пневмотического задатчика/ обеспечиваемое отпусканием якоря электромагнитного устройства. Начнется декомпрессия до появления первого пульсового удара. Вследствие описанного явления перекомпенсации/ пневмоэлектронная следящая система будет совершать значительные колебания (автоколебания) относительно равновесного положения/ внося погрешность в измерение среднего артериального давления.

К числу недостатков следует отнести и сложность конструкции пьезоэлектрического преобразователя/ выполняющего функцию пульсового датчика/ а также и сложность создания окклюзии с помощью двух концентрически расположенных манжет.

Целью изобретения является устранение погрешности/ вносимой следящей системой/ примененной в прототипе/ т.е. повышение точности измерения.

Изменение конструкции управляемого устройства повышения и понижения давления в пелоте и конструкции ушного датчика обеспечивает большую надежность/ что также является целью данного изобретения. При конпенсации среднего артериального давления внешним давлением вместо непрерывной (в пределах следования пульсовых колебаний) подачи сжатого воздуха в окклюзионный пелот (манжету) предлагается осуществить импульсную подачу сжатого воздуха с каждым ударом пульса с помощью генератора импульсов сжатого воздуха. При этом величина импульсеого увеличения внешнего давления может быть подобрана так/ чтобы не превышать погрешность измерения/ допустимую по ГОСТу для тонометров. Величина декомпрессии/ начинающейся после прекращения пульсаций артерии мочки уха/ обеспечивается в предлагаемом устройстве истечением воздуха из пневмосистемы через дроссель(пневмосопротивление) со скоростью/ меньшей скорости компрессии. Указанный признак отличает все устройство от прототипа и является существенным/ так как повышает точность и надежность измерения/ значительно уменьшая колебания следящей системы относительно равновесного положения. Две концентрические манжетки и дифференциальный манометр/ воспринимающий пульсацию артерии/ заменяются в предлагаемом устройстве одной манжеткой (пелотом) и пульсовым датчиком (фотодатчиком с оптроном или свето- и фотодиодом/ работающих в отраженном или проходном свете). Между пелотом и датчиком зажимается мочка уха. Так как указанное решение является эквивалентным решению/ примененному в прототипе/ хотя и более простым/ то этот признак не рассматривается как отличительный и входит в ограничительную часть формулы.

На фиг. 1 представлена принципиальная схема устройства для определения среднего артериального давления в артерии мочки уха.

Устройство состоит из струбцины 1/ закрепленной на мочке уха 2/ датчика пульса 3/ пелота (или манжеты) 4/ неподвижной части 5 струбцины/ подвижной части 6 струбцины/ направляющей 7/ винта 8/ кремальеры 9/ электронного усилителя 10/ фильтра 11/ триггера (или другого порогового устройства) 12/ электромагнитного микрокомпрессора/ т.е. импульсного генератора сжатого воздуха 13/ состоящего из электромагнитного механизма 14/ мембранного микрокомпрессороа 15 с мембраной 16/ рамы 17/ возвратной пружины 18/ всасывающего клапана 19/ нагнетательного клапана 20. Устройство также содержит пневмоемкость 21/ Электроманометр 22/ регистрирующее устройство 23/ регулируемое пневмосопротивление (дроссель) 24 и регулируемое пневмосопротивление 25 воздухопровода 26/ индикаторную лампочку 27 и цифровой индикатор 28.

Действие устройства осуществляется следующим образом. Струбцина 1 закрепляется на мочке уха 2 с помощью легкого зажатия ее между датчиком пульса 3 и пелотом 4/ которое достигается перемещением подвижной части 6 струбцины 1 относительно неподвижной ее части 5. Перемещение осуществляется по направляющей 7 с помощью винта 8 с кремальерой 9. Сжатие мочки прекращается при появлении пульсаций артерии/ фиксируемых с помощью индикаторной лампочки 27. Пульсовые колебания артерии мочки уха воспринимаются фотодатчиком пульса 3 (например/ оптроном или фоторезистором/ работающим в отраженном или проходном свете/ излучаемом лампочкой или светодиодом). Эти пульсовые колебания после преобразования в электрический сигнал поступают на вход электронного усилителя 10/ проходят через фильтр 11/ служащий для ограничения частот свыше 15 Гц (спектр пульсового колебания даже при частоте пульса 3 Гц определяется пятью гармониками/ т.е. максимальная частотная составляющая/ участвующая в энергетическом формировании пульсового колебания/ имеет частоту 15 Гц) и используются как стартовые импульсы для запуска триггерного или другого порогового устройства 12. На выходе последнего включен электромагнитный импульсный микрокомпрессор 13 (генератор импульсов сжатого воздуха). При срабатывании электромагнитного механизма 14 рама 17/ перемещаясь/ прогибает мембрану 16 относительно неподвижного корпуса 15 микрокомпрессора и выталкивает некоторый объем воздуха через нагревательный клапан 20 в пневмоемкость 21. При отпускании якоря электромагнита 14 возвратная пружина 18 приводит мембрану 16 в исходное положение/ засасывая воздух из атмосферы через всасывающий клапан 19. Из пневмоемкости 21 сжатый воздух в виде импульса/ пройдя через регулируемое пневмосопротивление 25/ поступает в акклюзионный пелот 4/ сжимающий артерию мочки уха. Одновременно происходит истечение сжатого воздуха из пневмоемкости 21 через регулируемое пневмосопротивление 24. Указанные пневмосопротивления регулируются таким образом/ чтобы скорость импульсного нарастания компрессии была бы всегда больше скорости истечения сжатого воздуха/ т.е. декомпрессии. Уровень давления в пелоте 4 и пневмоемкости 21 устанавливается одинаковым (они связаны воздухопроводом 26 благодаря временным интервалам между ударами пульса. Это время достаточно / чтобы указанное давление выравнялось/ и перепад давления на пневмосопротивление 25 исчез (он имеет место только во время импульса давления).

Пневмоемкость 21 соединяется воздухопроводом с электроманометром 22/ который с помощью регистрирующего устройства 23 записывает изменения величин среднего артериального давления на диаграммной бумаге.

Для визуального наблюдения указанной величины служит цифровой индикатор 28. Описанный процесс совершается до пережатия артерии давлением/ создаваемым импульсной подачей сжатого воздуха в пелот 4. Пульсации артерии мочки уха прекращаются/ давление в пневмосистеме (пелот 4/ пневмосопротивление 25/ пневмоемкость 21) начинает падать благодаря истечению воздуха через пневмосопротивление 24. Это приводит вновь к появлению пульсаций и/ следовательно/ импульсной подаче сжатого воздуха в пелот 4 и описанным образом осуществляется непрерывная динамическая компенсация среднего артериального давления внешним давлением/ создаваемым в пелоте/ другими словами/ давление в пелоте 4 и во всей пневмосистеме (пелот и воздухопроводы) автоматически поддерживается на уровне среднего артериального давления. В случае рассогласования среднего давления в артерии мочки уха и давления в пелоте 4 появляется сигнал в виде пульсации артерии/ который преобразуется/ усиливается и/ воздействуя на импульсный микрокомпрессор (генератор импульсов сжатого воздуха) с помощью пневмотической обратной связи (пневмоемкость 21/ пневмосопротивление 25/ пелот 4 и воздухопровод 26) приводит следящую систему к равновесию. При сохранении импульсной подачи сжатого воздуха в окклюзионный пелот или манжету (с каждым ударом пульса) могут быть осуществлены различные варианты конструкции. Так/ например/ микрокомпрессор/ т.е. генератор импульсов сжатого воздуха может быть заменен небольшим баллоном со сжатым воздухом (Р = 3-5 кг/см²)/расходуемым через редуктор и электромагнитный пневмоклапан. В этом случае срабатывание пневмоклапана происходит при наличии пульсаций артерии мочки уха с каждым ударом пульса. Этот вариант целесообразен при измерении среднего давления у человека в условиях его движения/ например спортсмена с телеметрической передачей измеряемой величины среднего артериального давления.

Изобретение обеспечивает качественный положительный эффект/ позволяя улучшить диагностику/ лечение и контроль важного гемодинамического показателя/ каковым является среднее артериальное давление. Это/ в свою очередь/ способствует эффективности лечения больных и профилактике заболеваний. Для спортсменов указанный контроль необходим при тренировке и предотвращения перегрузок сердечно-сосудистой системы.

Устройство для непрерывной регистрации среднего артериального давления состоит из гидравлического фильтра, пневмоэлектронной следящей системы, включающей в себя ушной датчик 3 пульса, закрепленный с помощью пелота 4 или манжеты для окклюзии артерии, соединенных через воздухопровод с управляемыми блоками повышения и понижения давления, последовательно соединенные усилитель 10, подключенный входом к датчику пульса, электронный фильтр 11 и пороговый блок 12, а также блоки регистрации и индикации. С целью повышения точности и надежности управляемый блок повышения давления выполнен в виде генератора импульсов сжатого воздуха 13, синхронных с каждым ударом пульса, например в виде мембранного импульсного микропроцессора 16, электромагнитным приводом, а блок понижения давления выполнен в виде дросселя, вентиля или редуктора, нагруженного на пневмосопротивление. 1 ил.

УСТРОЙСТВО ДЛЯ НЕПРЕРЫВНОЙ РЕГИСТРАЦИИ СРЕДНЕГО АРТЕРИАЛЬНОГО ДАВЛЕНИЯ, состоящее из гидравлического фильтра, пневмоэлектронной следящей системы, включающей в себя ушной датчик пульса, закрепленный с помощью пелота или манжеты для окклюзии артерии, соединенных через воздухопровод с управляемыми блоками повышения и понижения давления, последовательно соединенные усилитель, подключенный входом к датчику пульса, электронный фильтр и пороговый блок, а также блок регистрации и блок индикации, отличающееся тем, что, с целью повышения точности и надежности измерения среднего артериального давления, управляемый блок повышения давления выполнен в виде генератора импульсов сжатого воздуха, синхронных с каждым ударом пульса, например в виде мембранного импульсного микропроцессора с электромагнитным приводом, а блок понижения давления выполнен в виде дросселя, вентиля или редуктора, нагруженного пневмосопротивлением.