kuzenkov_roman@torba.com

Автоматическое неинвазивное определение артериального давления (АД), несмотря на кажущуюся простоту задачи, до сих пор является проблемой, имеющиеся решения которой нельзя признать до конца удовлетворительными.

Существование большого числа методов и устройств, предназначенных для этой цели (как показывает анализ патентной литературы, каждый год к ним добавляются в среднем около 30 новых технических решений), означает, что в настоящее время в мире не существует не только идеального неинвазивного автоматического измерителя АД, но даже просто хорошего универсального прибора, применимого в широком клиническом диапазоне.

Целью магистерской работы является проектирование устройства измерения и суточного мониторирования артериального давления и пульса, основанного на методе импедансной плетизмографии, в фаланге пальца человека.

Известно, что импедансная плетизмография (реография) применяется для определения таких гемодинамических показателей, как минутный ударный объем крови, скорость кругооборота крови, масса циркулирующей крови в артерии, скорость распространения пульсовой волны, а также параметры артериального давления крови человека [2, с. 144-147].

Рисунок 1 - Определение параметров артериального давления с помощью окклюзионной манжеты

В таких условиях ставится задача фильтрации пульсовой кривой для получения реограммы, адекватной динамике изменения АД, в то время как в существующих современных реографах подобная операция не осуществляется, либо не дает желаемых результатов.

В данной работе рассматривается практическая реализация безманжетного способа определения параметров АД, направленного на устранение (снижение) указанных недостатков [5, с.64].

Метод импедансной плетизмографии при мониторировании АД находит применение в тех случаях, когда другие методы не обеспечивают возможности измерения этого параметра. Например, реографический метод используется у новорожденных, у детей младшего возраста, во время операций, а также у больных, находящихся в послереанимационном периоде.

По теме данной работы было осуществлено два доклада на конференции по НИРС в 2000г. и доклад на Дне науки в ДонНТУ в апреле 2001 г. Получено разрешение кафедры электронной техники на дальнейшую разработку и реализацию метода.

Известно [3], что объемная скорость кровотока определяется как

В результате сопоставления (2) и (3) получим формулу для определения давления в артерии на участке фаланги пальца человека:

Знак минус свидетельствует о том, что изменение сопротивления и давления направлены в противоположные стороны, т. е. приток крови в артерии соответствует уменьшению сопротивления, а отток — его увеличению, поэтому знак в расчетах можно не использовать.

Зависимость (5) показывает взаимосвязь между двумя функциями и является операторным уравнением, при этом R характеризует общее сопротивление участка пальцевой артерии человека и учитывает сопротивления кожи, мышц, жира и крови (без учета костной ткани), соединенные последовательно [5, с.65].

Поскольку указанные сопротивления тканей соединены последовательно, и можно предположить, что на определенной частоте переменного тока в диапазоне от 50 до 150 кГц сопротивление окружающих сосуд с кровью тканей не изменяется во времени, то

Очевидно, что для определения значений Р, необходимо найти максимумы в (5), тогда

Рисунок 2 - Структурная схема устройства

,

(8)

где R_x - сопротивление исследуемой пальцевой артерии; R₀ - опорное сопротивление, равное 500 Ом.

Поскольку отношение U_г/R₀ - величина постоянная, зависимость между U_x и R_x прямо пропорциональна, а коэффициент пропорциональности

.

Известно, что сопротивление R_x меняется в пределах от 250 до 1000 Ом.

При калибровочном значении R_x=1000 Ом значение U_{x max}=10В. Измеряемое напряжение U_x поступает на вход фильтра ФВЧ, который выделяет сигнал с частотой больше, чем 0,5 кГц (происходит очистка полезного сигнала от волн 2-го и 3-го порядков). Далее фильтр ФНЧ выделяет огибающую сигнала с частотой ниже 50 Гц (происходит удаление сетевых наводок и влияния тремора пальца на полезный сигнал). Полученная после фильтрации “очищенная” реограмма в виде изменения напряжения, пропорционального изменению сопротивления, поступает на вход дифференцирующей цепи ДЦ, на выходе которой зависимость приобретает вид

,

(9)

где k₁ - коэффициент усиления выходного усилителя У2.

Двухканальная схема устройства отрабатывает версии по максимальным (ПД1, ДH1, АЦП1) и минимальным (ПД2, ДН2, АЦП2) значениям производных в соответствии с (8) и (9). После выделения экстремумов в пиковых детекторах ПД1 и ПД2 сигналы поступают на делители ДН1 и ДН2 для исключения в (9) постоянных коэффициентов k₁. Затем зависимость (9) принимает вид

1 канал:       ;

2 канал:       .

Далее сигналы через АЦП поступают в микропроцессорную систему МПС, которая формирует цифровые коды для последующей индикации параметров АД и пульса. В результате на ИН1, состоящем из четырех семисегментных индикаторов, отображается информация, соответствующая коду, соответствующему величине систолического давления Р_s (например, s120), а на ИН2 - диастолического давления Р_d (например, d080). Для отображения пульса в процессе мониторирования требуется нажатие специальной клавиши “Пульс”. Период измерений задается оператором от 10 до 30 минут.

При применении методов импедансной плетизмографии (реографии) задача проектирования датчика для измерения сопротивления крови человека является наиболее сложной. Известные конструкции датчиков [6, с.79-79] имеют в своем составе систему электродов, находящихся в непосредственном контакте с телом человека [7]. Обычно применяют металлические электроды в двухэлектродной или четырехэлектродной схемах включения датчика. В зависимости от силы тока и вида напряжения (постоянное или переменное) с помощью таких датчиков измеряют сопротивление либо кожного покрова, либо мышц, либо крови человека. Естественно, что к материалу электродов предъявляются повышенные требования: биологическая индифферентность, бактерицидность и отсутствие взаимодействия с выделениями потовых и сальных желез, высокая проводимость, устойчивость к коррозии и химическим реакциям при воздействии различных солей, отсутствие поляризационных явлений, устойчивость к различным видам стерилизаций и другие. Весь комплекс требований накладывает серьезные ограничения на вид металла. Наиболее приемлемыми являются: золото, платина, палладий, серебро, посеребренная латунь и чистое олово. В этой же связи приходится выбирать между точечной, пластинчатой, пленочной и кольцевой конструкциями металлических электродов.

Для устранения в значительной степени указанных недостатков в качестве датчика сопротивления крови человека в пальцевой фаланге можно использовать электродно-жидкостный датчик. Такой датчик имеет следующую конструкцию. В пластмассовый корпус помещена токопроводящая жидкость; корпус завинчивается крышкой; внутри корпуса имеется дополнительный резервуар для корректировки уровня жидкости.

Функционирует датчик таким образом. От генератора подается напряжение и происходит измерение опорного сопротивления токопроводящей жидкости R_ж. При этом известно, что

,

где r _ж - удельное сопротивление жидкости; V_ж —объем жидкости между электродами; l - расстояние между электродами. Далее снимается крышка, и фаланга пальца помещается в корпус, размеры которого подобраны так, что участок фаланги не касается электродов, а глубина погружения в жидкость нормирована. Происходит измерение общего сопротивления R_о. Если предположить, что токопроводящая жидкость обладает сопротивлением, включенным последовательно сопротивлению кровотока в артерии фаланги, то искомое сопротивление

R_к = R_о - R_ж .

Можно считать, что при значениях частоты генерации f = 150 кГц и токе I = 10 мА определяется только сопротивление крови.