CN104853672A - 换能器接口系统和方法 - Google Patents

Abstract

本发明公开了允许从模拟传感器输入到标准化的模拟输出接口转换的换能器接口系统/方法。在一些优选实施例中，所述系统/方法允许使用标准化的惠斯登电桥模拟接口输入，将光纤压力传感器连接到标准的患者监护仪(PCM)系统。在此环境中，所述惠斯登电桥感测到的输出是由来自所述PCM的刺激和模拟压力传感器的调节输出的电桥元件值的调制来定义的。在此换能器接口中模拟-数字-模拟转换的使用允许利用高级患者监测传感器来改进具有模拟惠斯登电桥输入的PCM设备，而不需要对所述基准线PCM数据采集结构进行专门修改。在此公开的方法包括将任意类型/数目的模拟传感器连接到传统的PCM系统，而不需要修改PCM系统硬件/软件技术的技术。

Description

换能器接口系统和方法

相关申请的交叉引用

本申请要求并通过参考引入由发明人Phillip Douglas Purdy等在2012年7月20日电子提交于USPTO、序列号为61/673895、EFS ID 13302368、确认号码8739、案卷AUTSW.0101P的美国临时专利申请换能器接口系统和方法的权益。

本申请要求并通过参考引入由发明人Phillip Douglas Purdy和Ronald Bruce Jennings在2013年7月19日电子提交于USPTO、序列号为13/946,646、EFS ID 16367706、确认号码8505、案卷AUTSW.0101的美国实用新型专利申请换能器接口系统和方法的权益。

版权的部分放弃

本专利申请中的所有资料根据美国和其它国家的版权法规而受到版权保护。自本申请的第一有效呈交时起，本资料作为未发表的材料受到保护。

然而，据此复制本资料的许可授权到一定的范围，即版权人无异议的传真复制任何专利文件或专利公开文本，因为其出现在美国专利和商标局的专利文件或记录中，但在其他情况下则保留所有的任何版权权利。

关于联邦资助的研究或开发的陈述

不适用

对缩微胶片附录的参考

不适用

技术领域

本发明一般涉及用于连接模拟传感器的系统和方法。同时不限于本发明的教导，在一些情形下，本发明可在以下环境中应用，其中，在医疗保健环境中监测患者时使用的多种多样的医学患者监测传感器(血压传感器、脑脊液传感器等等)连接到计算机化的患者监护仪(PCM)系统。

背景技术

现有技术系统概述(0100)

现有的在常规患者监护仪(PCMs)的环境下操作的换能器接口系统整体在图1中示出(0100)。在本示例中，使用在传感器桥路(0111)中配置的模拟传感器监测所述患者(0101)。所述模拟传感器可包括多种多样的技术，并且可配置为感测患者多种多样的情况，包括但并不限于血压、温度等等。在这种情况下，所述传感器桥路(0111)连接到患者监护仪(PCM)(0112)，所述患者监护仪响应由所述PCM(0112)提供的激励刺激显示所述传感器桥路(0111)当前感测到的状态。所述PCM系统(0112)通常被计算机化并且利用从计算机可读介质(0113)读出的软件进行配置。在所述PCM(0112)内的显示或其它音频/视频标记由操作者(0102)或其它医疗保健专业人员解释。

现有技术方法概述(0200)

在图1所示的现有技术的换能器接口系统(0100)通常具有如整体在图2中所示的相关的数据采集方法(0200)，包括以下瞬时模拟处理步骤：

(1)用于测量患者的生命统计资料的模拟传感器结合到惠斯登电桥(0201)；

(2)惠斯登电桥由来自PCM的电压源激励(0202)；

(3)患者的生命统计资料由在惠斯登电桥内的模拟传感器捕获(0203)；

(4)惠斯登电桥的特征在于由患者模拟传感器(0204)调制(0204)；

(5)惠斯登电桥的输出由PCM测量并且在所述PCM上被过滤/显示(0205)；以及

(6)将控制连续地传递到步骤(2)。

在大多数情况下，针对执行所述测量的PCM类型，标准化所述惠斯登电桥结构。因此，行业标准通常决定了惠斯登电桥的配置和特征，选择相关的模拟传感器以符合这些规范。

现有技术专利公开/本发明的比较

包括与本发明相关的现有技术的专利可以在下面发布的美国专利中看到：

NONINVASIVE BLOOD PRESSURE MONITORING SYSTEM(非介入性血压监测系统)，美国专利 7503897/7361147/7318807/7144372：这些专利从根本上描述了将从气动传感器获得的非介入性血压(NIBP)传感器信号转换为可以连接到介入性血压监测器的输入的信号的设备。与现有技术相比，本发明描述了一种介入性光纤血压传感器，它采用具有介入性血压监测器输入的光纤传感器并且提供这些专利中没有描述的其它功能。本发明独特地集成了来自光纤信号调节器的输出，即其自身接收来自光学压力传感器装置的输入，其中从生理监测器输出的激励电压最初设计为与流体外部压力换能器连接，并且产生输入到由从惠斯登电桥的外部压力换能器接收的输入的精确复制组成的监测器的输入。

INTRACRANIAL PRESSURE MONITORING SYSTEM(颅内压力监测系统)，美国专利5325865：这一专利描述了在安装在基于光学发光二极管(LED)的压力传感器内的颅内导管和患者监护仪(PCM)之间的接口。所述设备结合了LED的温度补偿并且使用患者监护仪(PCM)激励电压供电。这一现有技术与本发明的明显区别在于：本发明基于由LED远程激励的光纤压力换能器激励所述F-P腔，不需要温度补偿，并提供这一专利中没有描述的其他功能。

ARTERIAL LINE EMULATOR(动脉管仿真器)，美国专利6471636：这一专利描述了一种将非介入性血压监测器与介入性血压监测器连接的设备。该专利公开与本发明的明显区别在于：本发明将介入性光纤血压传感器和非介入性血压监测器输入相连接，并提供这一专利中没有描述的其他功能。

SELF-POWERED INTERFACE CIRCUIT FOR USE WITH A TRANSDUCER SENSOR(供换能器传感 器使用的自供电接口电路)，美国专利5568815：这一专利描述了将半导体换能器连接到患者的生命体征监测器的模拟电子设备。该专利中所描述的半导体换能器配置在惠斯登电桥电路中，以及所述设备通过来自患者监护仪(PCM)的激励电压供电。这一专利公开与本发明的明显区别在于：本发明基于不是基于惠斯登电桥电路的光纤压力换能器，主要使用数字电子实现，从电池或公用AC电源获取其电源，并提供这一专利中没有描述的其他功能。

SIGNAL CONDITIONING DEVICE FOR INTERFACING INTRAVASCULAR SENSORS HAVING VARYING  OPERATIONAL CHARACTERISTICS TO A PHYSIOLOGICAL MONITOR(用于连接具有不同操作特征的 生理监测器的血管内传感器的信号调节设备)，专利6585660：这一专利描述了从患者监护仪(PCM)激励电压供电并且将电阻式传感器元件连接到具有温度补偿电路的患者监护仪(PCM)的数字电子设备。该专利公开与本发明的明显区别在于：本发明基于不是基于电阻式传感器元件的光纤压力换能器，从电池或公用AC电源获取其电源，不需要进行温度补偿，并提供这一专利中没有描述的其他功能。

所有这些引用的专利都没有通过为先进的模拟传感器检测测量系统提供接口提供扩展现有的PCM硬件的范围的能力。

现有技术的缺陷

分别在图1(0100)和图2(0200)中示出的现有技术的换能器接口系统/方法具有多种缺点，包括但不限于以下内容：

大多数PCM规定了惠斯登电桥的电特征的限制，导致减少了可与PCM使用的可接受的模拟传感器。一般来说，任意的模拟传感器不能连接到需要受限的/固定的惠斯登电桥的电气接口的PCM。

PCM一般不支持基于光纤的血压传感器。

PCM一般不支持在单个传感器输入内的多路模拟传感器。

PCM一般不适于与惠斯登电桥检测接口不兼容的新类型的IBP模拟传感器。

PCM一般结合了低通滤波器解决存在于患者环境中的噪声，导致低劣的高频BP测量特性。

PCM一般容许低频电源线的干扰。

PCM与在MRI成像环境中的使用一般不兼容。

多个PCM在识别具有低心率和/或低心脏收缩/心脏舒张的压缩比的血压读数时有困难。

PCM一般在显示从传统的BP传感器获得的实时数据时，具有显著的延迟(几秒)。

PCM一般不通过外部计算机系统，以数字形式提供用于辅助处理的参考压力信号。

由于其传感器-计算机接口的有线性质，PCM较少受电磁干扰的影响。

PCM一般未提供将所述患者与所述监测设备的显著的电气隔离。一般来说，从所述PCM到所述患者的有线互连的使用通常导致潜在的电磁干扰和到患者身体的不需要的电气路径。光学接口形式的更好的隔离一般不可能使用传统的PCM技术。

PCM一般利用缺乏任何现场修改或现场重编程能力的固件进行配置。

PCM不能将实时数字和/或模拟的压力数据流入到用于辅助处理的通用远程计算机系统中。同时一些现有技术的系统允许数据流动，这个特性被限制为在相同的产品生产线中的类似配置的仪器，而不是通用的数据分析的计算机。

PCM缺乏对采集到的数据进行实时和/或后处理的支持。

许多PCM缺乏便携性和用于电池供电操作的能力。

本领域技术人员无疑将能够确定正如尚未由现有技术解决的在现有技术中的其他缺陷。

发明内容

发明目的

因此，本发明的目的是(除了别的以外)避免现有技术中的缺陷，并影响以下目标：

(1)提供了换能器接口系统和方法，其允许多种多样的模拟传感器类型连接到传统PCM系统，其中所述传统PCM系统需要惠斯登电桥接口。

(2)提供了换能器接口系统和方法，其允许高性能传感器附加到传统PCM。

(3)提供了换能器接口系统和方法，其允许高灵敏度的压力传感器附加到传统PCM。

(4)提供了换能器接口系统和方法，其允许高灵敏度的血压传感器附加到传统PCM。

(5)提供了换能器接口系统和方法，其允许光纤血压传感附加到传统PCM。

(6)提供了换能器接口系统和方法，其允许具有更宽的动态范围的血压传感器附加到传统PCM。

(7)提供了换能器接口系统和方法，其允许具有更高准确度的血压传感器附加到传统PCM。

(8)提供了换能器接口系统和方法，其允许具有较小形状因数的血压传感器附加到传统PCM。

(9)提供了换能器接口系统和方法，其允许多通道血压传感器附加到传统PCM。

(10)提供了换能器接口系统和方法，其允许基于导管的血压传感器附加到传统PCM。

(11)提供了换能器接口系统和方法，其允许新生儿血压传感器附加到传统PCM。

(12)提供了换能器接口系统和方法，其允许使用法布里-珀罗(Fabry-Perot)压力传感器测量在医学环境内的压力(血压，等等)。

(13)提供了换能器接口系统和方法，其允许使用安置在医疗设备远端的法布里-珀罗压力传感器测量压力。

(14)提供了换能器接口系统和方法，其允许使用安置在医疗设备远端的法布里-珀罗压力传感器测量压力，所述医疗设备从导管、结合有安装气囊的导管、血管鞘、脑室切开术导管、脑室分流导管、脊椎引流和颅内压监测器结构组成的组中选择。

然而这些目标不应当理解为限制本发明的教导，一般来说通过以下部分讨论的公开的本发明，可以部分或全部实现这些目标。毫无疑问，本领域的技术人员将能够选择本发明的多个方面作为公开以影响上述目标的任何组合。

本发明与现有技术的比较

许多医疗情况涉及到各种形式的生理监测。这些包括通过在舌头下安置温度计的简单的温度测量，利用血压计(血压袖带)的血压测量或其他外部监测技术。对于需要更精确的或密集的监测情况，几十年来已经开发出各种机构以使用电子手段和更介入的方法获取患者的生理。在温度测量的情况下，这些包括可以是在身体内部或在皮肤上的温度探针。

在测量血压的情况下，最常见的感测装置包括在动脉流体管中安置导管结构(通常在管件中)。此导管结构包括外部换能器(即与用于连接到患者监护仪(PCM)的惠斯登电桥集成)，并从所述患者延伸到静脉内(IV)分配杆。如果换能器处在心脏的水平面，它提供了血压在正常生理情况下相当精确的测量。因为它在流体管的末端进行采样，然而，其经受错误源(在IV杆上的换能器的错位，所述IV杆在比通过所述管件的信号传导的心脏、凝血或其他阻抗更高或更低的水平面上)的影响。惠斯登电桥通过横跨阻抗电路的已知强度的电流的应用工作，所述阻抗电路基于应用到所述电路的压力大小改变阻抗特性。所述换能器在开始监测期间“归零”到大气压，以相对于环境压力调节所述压力。随后，当不同的压力应用到电路中时，测量所返回的电压并且计算所述压力。在外科手术或其他介入性过程中，以及在担心出血不稳定的特护病房中，由麻醉师将监测机构应用到血压的主干动脉管监测中。

最近，一种类似于惠斯登电桥的电子电路技术已经应用到放置在身体内的有线传感器，其中变换器电路直接放置在线上(美国专利申请公开2007/0106165Al)，在其中传感器线组件包括在导线顶端的传感器元件和连接到所述传感器元件的线连接器，所述传感器元件提供激励电压和读出电压，所述读出电压通过施加横跨传感器的压力随着所述激励电压而改变。虽然这种电路通过施加激励电压和读取返回电压而与惠斯登电桥类似，但是不如惠斯登电桥精确，因为输入电压不需要由患者监护仪(PCM)提供，并因此存在从传感器电路到患者监测器电路进行通信的自适应电路。此电路可以利用监测器的激励电压，或者可以使用可显示对应于所感测的压力的人类可读的输出的“信号匹配电路”。此参考文献公开了模拟电压输出信号的形式的标准化输出。还设想在所述传感器线路和患者监测器电路之间的无线形式的通信(蓝牙等)。根据一些实施例，参考文件公开了一种利用输入电子电路、输出电子电路和与患者监测器的电子通信的传感器组件，所有这些都是模拟性质的，并且基于连续的电压和阻抗电路，而不是离散的、数字观察值的压力，这使得能够进行更复杂的数据分析。

这进一步在美国专利7946997中描述，其中相对于另外的信号匹配电路，要求了在较早的专利中描述的有线传感器，所述另外的信号匹配电路从横跨光通信通道的传感器发送输出，然后将光通信转换回为用于与患者监测器通信的电子信号。因此，光通信通道用于从其源到其模拟输出传送所述模拟数据。

其它的专利和申请(美国专利申请公开2010/0286536和美国专利7724148B2)描述了与前面专利中所描述的所述有线传感器的有关的收发器单元，因此其是基于来自所述传感器的模拟信号技术的。它们描述了从收发器单元到避免了需要用于物理的、有线连接的通信单元的无线链路。

虽然上述技术利用内置于主体的传感器测量压力，它们是基于与如前描述的惠斯登电桥的类似电子阻抗技术。每个都使用横跨阻抗电路而改变的输入电信号，沿着由连续的电输入信号产生的波形感测压力，因此它不是一组离散的压力观察值，并且不太适合数字数据分析。

与此相反，本发明使用了一种在光纤的相对末端结合了沿着光纤从光源到传感器(法布里-珀罗传感器)传输的光信号进行压力感测的技术。光在甚高频(1000个脉冲每秒或更高)以离散的脉动传输，其从在所述传感器中的膜片反射，并返回到近端光纤，其被检测为离散的压力观察值。为每个读数分配基于各个膜片(从特定的存储器单元输入到膜片)的应变(校正)系数并且基于在传感器插入到患者(“归零功能”)之前获得的大气压力的观察值的值。在目前优选的发明实施例中，需要两个光脉冲来获得一个压力观察值，因此1000赫兹的脉冲速率产生500赫兹的压力读数速率，其中精度＜1mmHg。当将传感器插入到患者的动脉中并具有多种潜在的优点解析，这种高度精确的、高频、数字读出的血管内压力是可能的。它也不是固有地经受在标准患者监测器中应用的信号滤波功能或经受由基于可能与所述患者最接近的交流电源的电子信号造成的60Hz的干扰。然而，基于光纤传感器技术在高采样率的数字数据的采集固有地不同于通过基于模拟电干扰技术的传感器而获得的，例如在惠斯登电桥和在上面公开的传感器技术获得的。

另一种技术是在美国专利申请公开2007/0287924中描述的。在该参考文献中，来自模拟传感器的所述信号经过模拟-数字转换器(A/D转换器)来产生数字信号，所述信号被传输到第二转换器(D/A转换器)，所述第二转换器将所述数字信号转换为基于来自所述患者监护仪的激励电压的适当的模拟信号。该参考文献使用一种不同于在其电子设备中将具有可变激励电压的模拟传感器信号转换为与患者监护仪进行通信的信号的方法。它不适用于其中的采集技术是例如法布里-珀罗光纤传感器的数字传感器技术的技术。此外，此参考文献没有提供一种用于数据的数字输出的装置，-它仅限于具体设计为将非惠斯登电桥换能器传感器转换为惠斯登电桥典型信号的模拟-数字，然后数字-模拟电路。

又一技术是在美国专利申请公开2003/0045781的Al中描述的，其中要求了一种从医疗传感器到患者监护仪的输出通信的设备。它构成了另一个版本的惠斯登电桥仿真器，其中将来自电子传感器的电子信号进行放大，以与来自患者监护仪的期望的所述激励信号匹配。此外，这是一种从一种类型的模拟信号转换到不同类型的模拟信号，用于在标准的临床监测器上显示的装置。

法布里-珀罗传感器具有与多种传感器配置相关的并且在医疗和工业中用于温度和压力测量使用的广泛的现有技术(参见美国专利4329058；美国专利4897542；美国专利5297437)。虽然许多基本的知识产权保护已经过期，但是在最近几年已经发明了传感器配置的多种变型。但是，有关传感器结构的变化或其光特性与本发明无关，其设想多个潜在的传感器的结构，所有都基于具有数字输出的光纤传感器技术，所述数字输出来自匹配的所述信号调节器。所述传感器的详情可以全部适用于本文所述的数据管理。使用法布里-珀罗传感器的主血管历来在颅内气囊泵中，由于其高采样率和高精度。然而，在其它应用中的常规使用已经受到其与现有的临床监护仪的不兼容性阻碍。虽然现有的惠斯登电桥和其他电驱动的传感器传送与临床监护仪兼容或适用于临床监护仪的模拟输出，迄今具有数值的数字输出的离散采样的压力尚未在临床监护仪上显示。虽然这样的显示器将具有实用与广泛可用监测器的优点，光纤压力传感器将这种信息降低的保真度的信息传送到监测器上显示，与更廉价并且容易得到的与所述患者监护仪保真度匹配的惠斯登电桥技术联合，以及采样率一直是在广泛的临床范围中实施所述法布里-珀罗光纤技术的经济障碍。

本发明解决了技术差距，通过提供一种将通过光纤法布里-珀罗传感器获得的数字数据转换为与患者监护仪(PCMs)兼容的模拟信号同时保持离散的输出(在一些优选的发明实施例中的端口)的装置，所述离散输出将来自所述传感器的全保真度数据传输到能够比所述模拟输出进行更高水平分析的设备(计算机等)。另外，本发明提供直接从光纤信号调节器获取压力数据的显示器，从而显示从传感器获得的更高保真度的数据，甚至在设备不可能被附加到所述USB端口或附加到所述患者监护仪端口的情况下。在目前优选的实施例中，以超过4秒的1000Hz频率采样压力，并且在这段时间内的峰值压力显示为心脏收缩压力，所述波谷压力显示为心脏舒张压力，以及所有压力读数的算术平均显示为所述平均动脉压。周期每4秒刷新。

同时用于电子传感器的惠斯登电桥的仿真器可在存在的现有技术中被解释(美国专利7946997 B2)，这种在公开文本中的仿真器包括来自所述基于其输入电流的传感器的模拟输出的变型，以将所述基于来自所述监测器的激励电流的期望输出与临床患者监测器匹配。这与所述算法显著不同，所述算法需要将来自光纤法布里-珀罗传感器(使用干涉仪或比率计的方法)数据的数字流转换成模拟输出，在所述模拟输出中，读取来自监测器的所述输入电流并且将所述数字读数转换为所述监测器显示的输出电流，好像它在读取其来自惠斯登电桥的输入，例如在本发明中具体体现的。

通过从所述传感器获得已经转换的模拟-数字输出的显示，通过使用以上描述的所述数字输出的惠斯登电桥变换，输出到患者监护仪，以及通过数字通信端口(在当前的情况下，串行USB)的直接数据流，本发明比其他当前压力感测分析技术既新颖并且更加强大和灵活。

发明内容

系统概述

在各种实施例中的本发明以如下的方式解决了一个或多个上述目标。本发明一般包括模拟-数字-模拟转换过程，其中模拟传感器输入被转换为数字，然后利用校正系数补偿。这种补偿的数字数据的结果然后被转换成模拟信号，并提供给从外部PCM(或其它刺激系统)接收激励输入的惠斯登电桥仿真器。来自所述PCM的激励输入通过来自所述外部PCM的所述激励输入来调制，以仿真传统惠斯登电桥的特性，导致转换的模拟传感器数据到用于分析/显示的PCM的显然的显示。此模拟-数字-模拟转换过程允许将高性能的传感器附加到传统的PCM系统硬件，无需任何PCM的修改。此外，各个模拟传感器的校正系数确保了所述模拟传感器不需要修整或不需要通过所述PCM来补偿以确定精确的测量传感器的结果。

方法概述

可以在全部换能器接口方法的环境中利用本发明的系统，其中先前所描述的换能器接口系统与从计算机可读介质中读取的应用软件联合操作，所述应用软件在多种计算机化的硬件上执行，包括但不限于微控制器，个人计算机，笔记本电脑，平板电脑，手机，智能电话等等。

附图说明

为了对由本发明提供的优点有更全面的了解，应参考如下结合附图的详细描述，其中：

图1示出了作为应用于由患者监护仪(PCM)监测的模拟患者状态传感器的现有技术的换能器接口系统的系统框图；

图2示出了作为应用于由患者监护仪(PCM)监测的模拟患者状态传感器的现有技术的换能器接口方法的方法流程图；

图3示出了作为应用于由患者监护仪(PCM)监测的模拟患者状态传感器的本发明换能器接口系统的优选的示例性的系统实施例的系统框图；

图4示出了作为应用于由患者监护仪(PCM)监测的模拟患者状态传感器的本发明换能器接口方法的优选的示例性的方法实施例的方法流程图；

图5示出了利用本发明的教导的示例性PCM接口的实施例；

图6示出了本发明在光纤压力传感器、PCM和辅助命令/数据处理器之间进行连接的实施例的示例性内部逻辑接口细节；

在图7示出了作为应用于智能患者监护仪(PCM)接口的本发明优选的示例性实施例；

在图8示出了作为智能患者监护仪(PCM)接口的内部详细设计的本发明优选的示例性实施例；

图9示出了在一些本发明的优选实施例中有用的示例性的惠斯登电桥接口电路的原理图；

图10示出了在一些本发明的优选实施例中有用的示例性的惠斯登电桥接口电路的原理图；

图11示出了实现结合了本发明的教导的BPM的示例性主要过程流程图；

图12示出了实现结合了本发明教导的所述主BPM流程图的子功能的示例性的子过程的细节流程图；

图13示出了实现结合了本发明教导的所述主BPM流程图的子功能的示例性的子过程的细节流程图；

图14示出了实现结合了本发明教导的所述主BPM流程图的子功能的示例性的子过程的细节流程图；

图15示出了实现结合了本发明教导的所述主BPM流程图的子功能的示例性的子过程的细节流程图；

图16示出了实现结合了本发明教导的所述主BPM流程图的子功能的示例性的子过程的细节流程图；

图17示出了实现结合了本发明教导的所述主BPM流程图的子功能的示例性的子过程的细节流程图；

图18示出了实现结合了本发明教导的所述主BPM流程图的子功能的示例性的子过程的细节流程图；

图19示出了实现结合了本发明教导的所述主BPM流程图的子功能的示例性的子过程的细节流程图；

图20示出了实现结合了本发明教导的所述主BPM流程图的子功能的示例性的子过程的细节流程图；

图21示出了实现结合了本发明教导的所述主BP流程图的子功能的示例性的子过程的细节流程图；

图22示出了实现结合了本发明教导的所述主BPM流程图的子功能的示例性的子过程的细节流程图；

图23示出了实现结合了本发明教导的所述主BPM流程图的子功能的示例性的子过程的细节流程图；

图24示出了实现结合了本发明教导的所述主BPM流程图的子功能的示例性的子过程的细节流程图；

图25示出了与本发明的优选示例性实施例相关的示例性用户报警状态定义及其相关的报警值；

图26示出了描述在本发明的一些优选的示例性实施例中使用的示例性用户接口逻辑方法的流程图；

图27示出了描述在本发明的可替代的优选示例性实施例中使用的主处理循环方法的流程图；

图28示出了与本发明的优选示例性实施例相关的示例性有限状态机；

图29示出了描述在本发明的一些优选的示例性实施例中使用的有限状态机的处理方法的流程图；

图30示出了描述在本发明的一些优选的示例性实施例中使用的传感器处理方法的流程图；

图31示出了描述在本发明的一些优选的示例性实施例中使用的零处理方法的流程图；

图32示出了描述在本发明的一些优选的示例性实施例中使用的运行处理方法的流程图；

图33示出了由详述应用于血压监测器(BPM)系统的本发明的优选示例性实施例的构建的示例性产品需求文件描述的血压监测器感测鞘系统；

图34示出了由详述应用于血压监测器(BPM)系统的本发明的优选示例性实施例的构建的示例性产品需求文件描述的光纤压力感测系统；

图35示出了由详述应用于血压监测器(BPM)系统的本发明的优选示例性实施例的构建的示例性产品需求文件描述的光纤测量组件；

图36示出了由详述应用于血压监测器(BPM)系统的本发明的优选示例性实施例的构建的示例性产品需求文件描述的传统的患者监测系统；

图37示出了由详述应用于血压监测器(BPM)系统的本发明的优选示例性实施例的构建的示例性产品需求文件描述的BPM概念上的框图；

图38示出了由详述应用于血压监测器(BPM)系统的本发明的优选示例性实施例的构建的示例性产品需求文件描述的未修改的FOMA信号调节器；

图39示出了由详述应用于血压监测器(BPM)系统的本发明的优选示例性实施例的构建的示例性产品需求文件描述的示例性的患者监测器电缆连接；

图40示出了由详述应用于血压监测器(BPM)系统的本发明的优选示例性实施例的构建的示例性产品需求文件描述的主要的电源；

图41示出了应用于在配置为显示心脏收缩的血压、心脏舒张的血压、平均血压和心率值的传统血压监测器(BPM)系统的环境中的智能患者监测接口的本发明的优选的示例性实施例；

图42示出了应用于实现压力数据的存储器存储和实现用于在显示器上呈现该压力数据的选择的智能患者监测接口的本发明的优选的示例性实施例；

图43示出了应用于实现压力数据的存储器存储和实现用于在显示器上呈现该压力数据的分析的智能患者监测接口的本发明的优选的示例性实施例；

图44示出了应用于实现压力数据的存储器存储和实现用于在显示器上呈现该压力数据的采样的智能患者监测接口的本发明的优选的示例性实施例；

图45示出了应用于使用有线和无线技术，实现与外部分析计算机的双向通信的智能患者监测接口的本发明的优选的示例性实施例；

图46示出了应用于为了提供支持所述BPM的远程工厂的目标，在计算机网络上实现双向通信的智能患者监测接口的本发明的优选的示例性实施例；

图47示出了用于将利用传统PCM的现有技术的血压监测器技术与如本发明教导的所述光学压力感测技术进行比较的血压监测器测试平台配置；

图48示出了涉及在额定性能比较条件下的现有技术的PCM血压监测器的优选的发明实施例的BPM实施的性能比较；

图49示出了涉及在降低的心搏量测试条件下的现有技术的PCM血压监测器的优选的发明实施例的BPM实施的性能比较，；

图50示出了涉及在较低的心搏量测试条件下的现有技术的PCM血压监测器的优选的发明实施例的BPM实施的性能比较；

图51示出了涉及在最低的心搏量测试条件下的现有技术的PCM血压监测器的优选的发明实施例的BPM实施的性能比较；

图52示出了涉及在降低的心搏量和增加的心率的测试条件下的现有技术的PCM血压监测器的优选的发明实施例的BPM实施的性能比较；

图53示出了涉及在降低的心率条件下的现有技术的PCM血压监测器的优选的发明实施例的BPM实施的性能比较；

图54示出了涉及在降低的心率和降低的心搏量的测试条件下的现有技术的PCM血压监测器的优选的发明实施例的BPM实施的性能比较；

图55示出了涉及在降低的心率和尽可能最低的心搏量的测试条件下的现有技术的PCM血压监测器的优选的发明实施例的BPM实施的性能比较；

图56示出了涉及在额定的心率和尽可能最低的心搏量的测试条件下的现有技术的PCM血压监测器的优选的发明实施例的BPM实施的性能比较；

图57示出了通过来自本发明的优选的示例性实施例的USB数据流而获得的示例性的血压测量的概述结果图；

图58示出了通过来自本发明的优选的示例性实施例的USB数据流而获得的示例性的血压测量的详情结果图；

图59示出了通过来自本发明的优选的示例性实施例的USB数据流而获得的示例性的血压测量的精细结果图；

图60示出了通过来自本发明的优选的示例性实施例的USB数据流而获得的示例性的血压测量的超级精细结果图；

图61示出了通过来自本发明的优选的示例性实施例的USB数据流而获得的示例性机械产生的矩形波血压测量的概述结果图；

图62示出了通过来自本发明的优选的示例性实施例的USB数据流而获得的示例性机械产生的矩形波血压测量的细节结果图；

图63示出了通过来自本发明的优选的示例性实施例的USB数据流而获得的示例性机械产生的矩形波的上升沿血压测量的精细细节结果图；和

图64示出了通过来自本发明的优选的示例性实施例的USB数据流而获得的示例性机械产生的矩形波的下降沿血压测量的精细细节结果图。

具体实施方式

虽然本发明容许许多不同形式的实施例，其在附图中示出并且将在本发明优选的实施例中详细描述，应理解的是本公开被认为是本发明的原理示例，不旨在将本发明的广泛方面限制在所示出的实施例中。

本发明申请的许多创新教导将具体参考目前优选的实施例进行描述，其中这些创新教导有利地应用于换能器接口系统和方法的特定问题。然而，应当理解的是本实施例仅仅是在此许多创新教导的有利使用中的一个示例。一般来说，在本申请的说明书中进行的陈述不一定限制任何各种要求的发明。此外，一些陈述可适用于一些创造性特性，但不适用于其他。

无限制BPM

本发明的许多讨论将集中在血压监测(BPM)系统的实施例。然而，本发明的教导并不严格限于血压的测量。然而，当术语“BPM”用于在多个实施例中识别本发明时，它并不将本发明限制于血压测量。

无限制模拟传感器

在本发明的环境中，术语“模拟传感器”应该被广义地解释为包括具有模拟和/或数字接口的传感器。

无限制光纤传感器

本发明预期多种多样的光纤压力传感器可以结合在各种发明的实施例中，包括但不限于利用干涉仪和/或比率测量技术的光纤传感器。

无限制计算设备

本发明在此可利用在各种实施例中所描述的多种多样的计算设备。然而，本发明不特别限于给定类型计算设备的实施。因此，例如“计算机”、“微控制器”、“MCU”、“数字信号处理器”、“DSP”、“笔记本电脑”、“智能手机”、“平板计算机”等术语在本文中应被认为是同义的，并给定其与本发明的其余教导一致的最广泛的可能的解释。

无限制血压传感器

在本发明的环境中，术语“血压传感器”应广义地解释为包括用于测量压力，无论是应用于血压监测或一些其他类型的压力传感器监测的任何传感器。

无限制脉搏率

在本发明描述的环境中，术语“心脏速率”、“脉搏率”等是同义的。

无限制计算机

本发明预期多种多样的计算设备可用来实现本发明的各个方面，并且没有限制可用于实现这些功能的计算设备的类型。因此，术语“计算机”、“计算装置”及其派生词应被给定在环境中最广泛可能的定义。

无限制患者监护仪(PCM)

在本发明的描述中，术语“患者监护仪”、“患者监测器”和“PCM”是同义的。此外，这些术语应当给定最广泛可能的含义，其中PCM系统可包括多种多样用于监测患者情况和提供在医疗保健环境中使用的诊断信息的数字和/或模拟系统。

无限制复制

本发明可以在一些优选实施例中实现多个压力感测通道和/或分析功能。在环境中，术语“复制”也应包括多路复用的使用，其中多个压力传感器的输入被多路复用到单个压力传感器测量系统。

无限制计算机通信

本发明预期了在给定的BPM系统和其他计算机系统之间的计算机通信的使用。本通信还可以允许支持多个BPM测量系统目标的BPM到BPM的通信和在多个配置为协同操作的BPM系统之间的多路互通。在这些配置中数据、处理和存储资源的协同分享容许不仅结合多个传感器而且集合数据分析的能力，以相比于仅使用来自单个BPM的数据和资源，提供了更及时的和全面的压力数据的评估。

通常的系统环境

概述

在一个优选的实施例中，本发明是一种电气接口设备，其在一个或多个生理光纤传感器(换能器)之间提供兼容性以及为通用生理患者监护仪(PCM)的提供传统的介入性动脉血压(IBP)输入。各种发明实施例将来自信号调节器的输出和来自生理监测器的输出结合，其中所述信号调节器本身从光纤传感器装置接收输入，所述生理监测器最初设计为连接外部压力换能器，并产生到由将从惠斯登电桥外部压力换能器接收到的所述输入的精确复制组成的监测器的输入。开始所述信号调节器可以被定义为将来自所述换能器的压力调制光信号控制、处理和转换为用于随后解释的电信号的电光单元。本发明将所述光学传感器数据转换为电信号，所述电信号然后可以通过传统的患者监护仪(PCM)来解释或直接在所述设备上保留或显示。本实施例准确地仿真了流体的IBP换能器，并为其输出提供电信号，而该输出从传统的流体血压传感器中无法区分出来。它也支持现代计算机通信接口和模拟/数字人机接口状态指示器。各种优选的本发明实施例被设计为主要用于精确并且具有时效的IBP心脏收缩和心脏舒张的测量是非常重要的外科手术和危急患者护理情形。本发明明确地支持可合并到例如导管和鞘的其他医疗设备中的一次性光纤传感器。

光纤压力换能器

现代光纤压力换能器直径高于500微米，并使用微机械加工制造技术来构造。这些微小的硅玻璃换能器被附加到标准光纤电缆的远端，并且用外科方法放置到人体或动物体内用于IBP感测。所述传感器电缆(其可以是任意长)的近端通过光纤连接器附加到电光信号调节器单元，所述电光信号调节器单元将来自所述换能器的压力调制光信号控制、处理和转换为用于随后解释的电信号。虽然光纤换能器系统已被作为实验仪器用于测量血压，它们具有不允许将其附加到传统患者监护仪(PCM)的不兼容的电输出连接。这种限制阻止了这些设备的广泛使用。在一些优选的实施例中，本发明产生了所述传感器到监测器的兼容性，以及提供了增强的应用程序扩展功能，例如IBP波形的实时分析和数据收集和显示的动态控制。

PCM接口

本发明可实现为自包含单元，所述自包含单元具有作为输入源的光纤换能器连接并且与患者监护仪(PCM)进行通信，其输出正如整体在图3(0300)中所描述的。所述接口实质上起到直接仿真传统流体压力换能器(即与传统的患者监护仪(PCMs)兼容)的电气接口特性的作用，同时提供许多从光纤传感器获得的更精确的血压数据。电子仿真常规流体传感器仅允许将与多种多样现有的生理患者监护仪(PCMs)一起使用的光纤压力传感器，而不修改这些监测器。

BPM示例性的应用

光纤压力传感器是非常精确的，当其放置在动脉血管中时，为临床医生提供了显著更好的实时血压信息。具体来说，例如心脏病专家，血管外科医生、麻醉医师、神经外科医生、介入放射科医师、外伤医生，急救医务人员等的医务人员在重症监护的情况下，都需要患者的动脉血压的精确实时指示。光纤传感器也不受电磁辐射的影响，并可以在强烈辐射的成像环境下使用而不会降低，从而提供了在许多临床环境下出众的实时测量能力。

操作的基本原理

传统的流体IBP传感器使用惠斯登电桥电路(或其变体)，其中正如整体在图1(0100)中所描述的，所述桥式电路的桥臂结合了电阻式或应变计元件。激励电压由传统的IBP监测器施加到所述电桥的输入，以提供为所述输出信号提供通电电压和参考。当压力被施加到所述传感器时，所述电桥变得不平衡并产生与在所述传感器阻抗中的所述压力激活的变化成正比的小模拟信号。这些传感器的最常见灵敏度值是5-微伏/伏/毫米汞柱。尽管所述灵敏度值在产业中是合理标准的，但是各种患者监护仪(PCMs)的生产商使用多种激励电压。

本发明具有正如整体在图3(0300)中所描述的感测从所述患者监护仪(PCM)到其连接的瞬间激励电压的自适应惠斯登电桥仿真功能。然后，它自动地为所述独立的光纤压力传感器信号施加校正，以将其缩放到所述特定的患者监护仪(PCM)所需要的适当值。

本发明结合了可选的提供了信息和控制功能的人用户接口。这些功能包括：

能够显示心脏收缩血压、心脏舒张的血压、平均血压和/或心脏速率值和系统状态、显示系统情况和报警的光指示器、音频报警器和用于将所述单元打开和关闭、音频静音等的手动开关控制的电子显示器；以及

在所述设备插入到患者的体腔内之前，当所述传感器被连接到所述信号调节器时，自动调零到大气压的功能。

这些显示和控制功能也可以通过用于软件应用控制的计算机通信端口而可用。

本发明可以通过电池或标准的AC公用插座来选择性地供电。所述电池可以是原电池或可充电电池。

系统概述(0300)

本发明的系统可在正如整体在图3(0300)中所示的概述环境中看到的，其中所示系统被应用于在医疗保健应用环境下与患者相关的数据的采集。在这种环境下，通过模拟传感器(0302)来监测所述患者(0301)，所述模拟传感器与描述了从由所述传感器(0302)产生的所述模拟值到归一化集合的标准化值的转换的校正系数(0303)相关联。例如，光纤压力传感器可能结合了将测量的光学传输延迟(或与所述光学传感器相关联的其它测得的物理数据)转换为绝对压力值的校正系数。

通过A/D转换器(0304)将所述模拟传感器(0302)的模拟输出转换为数字，以及将具有所述校正系数(0303)的信息提交到用于集成的微控制器(MCU)(0305)(或其他计算设备)。在此步骤中，通过所述校正系数(0303)来补偿所述原始模拟传感器(0302)的信息，以产生传感器数据，所述传感器数据如果必要时可被内插来产生比宽动态范围的传感器输入精确的传感器信息。

在本一般系统环境下的许多优选配置中，患者监护仪(PCM)(0306)产生用作惠斯登电桥仿真器的缩放参考的模拟激励信号(0307)。将所述模拟传感器的A/D转换器数据和所述校正系数数据结合以产生惠斯登电桥感测输出，所述惠斯登电桥感测输出通过D/A转换器(0309)来转换，所述D/A转换器(0309)与所述激励信号数据相结合并且作为模拟电桥感测信号(0310)随后显示到所述PCM(0306)。所述模拟电桥感测信号(0310)表示所述模拟传感器(0302)输出的完全补偿和校正转换，所述模拟传感器(0302)的输出以适当的用于处理和显示的形式通过所述PCM(0306)来缩放。

方法概述(0400)

本发明的方法可在正如整体在图4(0400)中的流程图所示的概述环境中看到的，以及可以整体地描述为包括下列方法步骤的换能器接口方法：

(1)使用A/D转换器采样模拟传感器输出信号，以产生数字传感器输出值(0401)；

(1)将校正系数应用到所述数字传感器输出值以产生数字传感器补偿值(0402)；

(3)感测惠斯登电桥激励电压信号，以形成电桥激励参考电压(0403)；

(4)使用A/D转换器将所述数字传感器补偿值从数字转换到模拟，以产生模拟传感器补偿值(0404)；以及

(4)通过所述电桥激励值缩放所述模拟传感器的补偿值，以产生转换的惠斯登电桥感测信号(0405)。

本领域的技术人员将认识到这些方法步骤可被增加或重排列，而不限于本发明的教导。

系统框图说明(0500，0600)

图5(0500)示出了血压监测系统的基本部件，在本发明中其与传统的PCM兼容。

图5(0500)图示了光纤压力传感器组件的基本部件(0501)。它主要由三部分组成。第一部分是安装在换能器自身空腔的远端的法布里-珀罗(F-P)压敏膜片。这种膜片的压力感应变形调制照在其上的光，并且将所述光沿着所述光纤电缆向下反射，这是第二部分。第三部分是连接到信号调节器(0502)并且包含容纳传感器特定应变系数的非易失性存储器的光纤连接器。

在图5(0500)中详细描述的所述光纤信号调节器(0502)表示电光信号调节设备的一个实例的图解框图，所述电光信号调节设备激励光纤法布里-珀罗压力传感器并且在所述传感器上将所述反射光处理为与所述生理压力成比例的电信号。所述光学干涉仪将所述激发光和所述反射信号光结合以产生指示所述F-P传感器空腔的压力反应变形的光学调制的信号。使用光检测器(或可替代地通过CCD成像阵列检测的)检测本光学调制的信号，并且所述光学调制的信号被转换为存储在用于后续处理的数字存储器的电信号。所述微处理器对所述数字压力数据进行处理，并将其转换为与串行数字输出兼容的格式和/或将所述数据供给到产生模拟信号输出的数字-模拟转换器。电力电子子系统(未示出)将单个输入电源转换为所述信号调节器中各种部件所需要的多个电压。

图5(0500)的底部示出了传统的IBP患者监护仪(PCM)(0503)和惠斯登电桥电阻式压力传感器(0504)的主要部分。所述电桥由所示的来自所述患者监护仪(PCM)的电压来激励。所述传感器元件改变在其上基于所述张力(压力)的电阻。电阻值的这些变化使得所述电桥失衡，并且产生与所述激励电压和所述压力成比例的电压。所述光纤信号调节器(0502)用所述光纤传感器(0501)代替由所述PCM(0503)使用的所述传统的张力传感器(0504)。

图6(0600)描述了本发明包括先前在图5(0500)中所示的所述信号调节器(0502)和前面在图5(0500)中所示的所述传统的患者监护仪(PCM)的主要部件的图解框图。然而现在以到所述光纤接口的连接来代替所述惠斯登电桥。

在大的中央块中，图示出了本发明的主要功能和内部结构。所述光纤信号调节器的一个或多个输出被电连接到所述接口。命令和压力数据通过所述数字连接传播，其中仅所述压力信息存在于模拟连接上。如果需要，所述模拟信号通过模拟-数字转换器(ADC)转换成数字信号，并通过用于后续处理的所述微处理器存储在随机存取存储器(RAM)中。所述数字通信接口块通过使用适当的通信协议来转换所述数据，并且所述数据被存储在RAM存储器中。

所述微处理器是在所述系统中的中央处理元件，并且提供不仅仅是处理血压数据还支持许多其他功能的能力。所述微处理器执行存储在固件EEPROM中的指令，其管理和处理例如诊断、误差处理、正常运行和报警等的功能。所述输入通信接口将控制命令发送到由所述微处理器控制的所述光纤信号调节器。所述微处理器的另一个主要任务是控制仿真传统的非光纤压力传感器的功能。这是通过连续地读取在所述患者监护仪(PCM)呈现的特别的IBP激励电压并且正如所述监测器所期望的将所述压力数据调节为与它成正比来实现的。所述微处理器处理所述数据流，并将其发送到数字-模拟转换器(DAC)，之后其被缩放到用于直接输出到所述患者监护仪(PCM)的适当值。在此转换期间，所述微处理器将先前选择的适当的灵敏度系数(通常是5微伏/伏/毫米汞柱或40-微伏/伏/毫米汞柱)施加到所述患者监护仪(PCM)，所述患者监护仪被连接到所述接口监测器的输出。此仿真能力提供了与传统的患者监护仪(PCM)的兼容性。

所述固件EEPROM是通过第二数字通信接口由用于更新所述固件的其它计算机应用来进行外部访问的。第二数字通信接口支持多个通信协议。所述微处理器还管理人机接口设备的本地接口。这些设备可包括开关、视频和/或音频指示器和/或字母数字血压显示器。

正如在随后的图中详细描述的，此压力测量接口可以由电池或由将公用AC电力转换为用于所述接口的DC电压的电源适配器供电。转换的内部电源将所述主DC电源分解为多个在所述接口中各种部件所使用的DC电源电压。

智能患者监测器接口(0700，0800)

在图7(0700)中描述了应用于通用压力感测应用的本发明的优选实施例，其中光纤信号调节器(0710)与光纤压力传感器连接以产生基于所测量的压力，响应于从智能患者监测器接口(IPMI)(0720)接收到的命令和/或数据的输出信令。所述IPMI用作所述光纤压力传感器接口(0710)和配置为接受惠斯登电桥的兼容压力传感器的第三方患者监护仪(PCM)之间的“电桥”。在环境中，通过所述IPMI(0720)来使用由所述PCM(0730)产生的激励电压，以缩放/参考用于驱动所述PCM(0730)的惠斯登电桥输入的所述传感器电压输出。

环境中更详细的IPMI可在图8中看到，其中所述IPMI(0720)内部一般包括微处理器、RAM、数字通信接口、可选的A/D转换器、显示器、固件程序存储器、人机接口报警、激励感测和传感器输出电压生成电路以及功率转换电路和用于与其他处理器数字通信的条款。

示例性惠斯登电桥接口(0900，1000)

虽然本发明可以以许多形式来具体化，若干优选的示例性实施例可以利用一般如在图9(0900)和图10(1000)中所示的具有电桥激励输入和模拟电桥感测输出的惠斯登电桥接口。本领域技术人员将认识到在图9(0900)和图10(1000)中描述的所述功能可以多种多样的方式来具体化，包括其中在集成的微控制器单元(MCU)和/或专用集成电路(ASIC)中具体化此电路的一些配置。

本发明结构的优点

虽然存在光纤IBP测量系统，但是多数都是针对试验研究或是用于测量在例如脑脊液的其他体液中的压力的系统。本发明独特地使能将直接在所述设备上或在未更改的传统患者监护仪(PCM)上解释和显示的现代光纤压力换能器测量的使用。这产生了“即插即用”能力，其中光纤传感器设备显然可以代替标准的惠斯登电桥流体传感器，而不需要到所述患者监护仪(PCM)的调整或修改。可替代地，它可以在独立的模式中使用，其中无需连接到其他器械来实时地测量心脏收缩的和心脏舒张的血压值。

本发明的另一个独特方面是固有的灵活性，以适应不同的应用需求。特定地通过软件更新来设计本发明，以适应新的功能性，而不需要显著的硬件修改。本发明的另一个区别特征是结合来自多个传感器的数据并且分别将所述数据分配到单独的任意下游仪器和/或分析计算机，或可替代地将所选择的多传感器数据流分配到多个输出之中的部分或整个聚合数据流中的能力。

通过使用与现代数字电子设备耦合的电光信号调节器来最佳地实施本发明，以支持控制、数据采集和其他在此描述的功能。所述设计基于嵌入式可编程微处理器，所述嵌入式可编程微处理器执行源于板上非易失EEPROM存储器的固件指令，如整体在图6(0600)中所示。此存储器由用于下载固件，调试，维护，控制和诊断功能的计算机来外部访问。在正常操作期间，不需要外部计算机连接，所述处理器执行仅执行所述临床应用所需的功能的嵌入式固件指令。单独的RAM存储器用于各种系统功能以及数据处理。

多个通信端口可用于将数字命令和数据发送到本发明以及从本发明发送数字命令和数据。通信端口支持一个或多个串行通信标准，如RS-232或USB或CAN总线连接。模拟患者监护仪(PCM)数据输出端口仿真了流体IBP换能器并且将模拟数据供给到与流体血压传感器难以区分的患者监护仪(PCM)。通过所述板上患者监护仪(PCM)接口、运行在外部的计算机上的软件应用程序或通过手动装置，基于所述应用程序选择性地访问通信端口。这些连接也支持本发明与其他电子临床仪器的集成。

本发明还结合了通过仅下载新的固件和/或配置跳线来访问，修改和产生新的功能，而很少或无需硬件修改的能力。这种增强能力的示例值包括：

方便维护和更新(包括诊断和事件记录，版本跟踪和性能监测)；

实时数据分析(包括生理数据分析，阈值监视，报警和数据质量保证)；

可配置的自适应设备(包括用户特定的配置，例如过程特定或医师特定的阈值，并改变所述传感器仿真灵敏度)。

本发明可自动地读取、识别和配置自身以适应每个光纤换能器的独特特性，以及提供所述传感器备用状态的完整性的通过/不通过的指示。它可以结合内部系统的健康状况诊断并且当所述设备不宜使用时，将激活指示器。与诊断的任何故障相关的参数被内部记录用于立即显示或维护访问。

当今临床血压的测量通常从以下任一获得：

外部血压袖带；

连接到留置访问端口的流体血压换能器；或

安装在静脉输液架的外部压力传感器换能器，其连接到插入到动脉、称为动脉线，或者通常称为“ART”线的导尿管。

这些测量方法的准确性，易用性以及读数时效性显著地变化。这些变化主要是由于基于次等的气动或液压传感器系统，以及通过所述相同的进入点，在所述压力换能器载流子和引入到所述患者中的其他临床设备之间的机械干扰。

使用可减少具有标准的患者监护仪(PCMs)的传统测量技术的许多缺点的具有高采样率和低漂移的高精度光纤换能器的能力是很有吸引力的。本发明使得能够使用光纤IBP监测及其所有如前所述的微分器、优点和益处，而不需要医院和其他保健提供场在完全新的显示科技中进行投资。

除了克服如前所述的问题，如下是本发明的附加优点：

自包含的，小，轻，便于携带的。

出众的漂移，保真和精度特性。

自动归零功能。

支持对EMI免疫的光纤血压传感器。

适合数字计算机接口以及各种传统的患者监护仪(PCMs)。

自诊断模式。

为特定的人和/或临床情况进行定制。

低功耗需求。

自动校正到特定的光纤传感器的特性。

与支持不同的灵敏度系数的患者监护仪(PCMs)相适应。

现有技术的压力检测系统不使用光纤电缆作为主要的压力感测元件。

本发明中使用的光纤压力传感器允许BPM系统，所述BPM系统使用将在不可能是有线的BPM系统的MRI环境中使用的此技术。

本发明中使用的光纤压力传感器允许BPM系统相比于大约50每秒的现有技术，采取1000次每秒的测量。

本发明允许将为给定的患者收集高精度的原始BPM数据，然后进行离线分析。

本发明不具有导电介入性患者的线，因此对可能接近所述患者环境的电磁场和干扰(尤其是电力线50/60赫兹干扰)免疫。

本发明允许将被测量的近乎统一比率的心脏收缩/心脏舒张的比率，其是不可能使用现有技术的特性。这个特性在低心率时，不能很好地由现有技术的BPM系统处理的情况下尤其重要。应注意与低心率联合的近乎统一的压力比在诊断婴儿和早产儿中经常遇到。

使用本发明，但是不提供使用现有技术的BPM技术，获取空间相异的血压读数以提供差异分析(尤其是当测量到的差异是小的)的能力是可能的。

测量颅内压力和静脉压力的能力。

将压力传感器和相关的结构(导管等)集成到嵌入式BPM系统，也就是将从此装置无线发生的数据提取嵌入到患者内的能力。

在各种病人应用条件下，将给定的压力传感器校正到当前的环境大气压力的能力。在本发明中可用的微分器是确定是否PSS之前已经归零，并采取相应的行动的BPM的能力。这在当PSS无意地与BPM中断和重连，没有实现重新归零的能力的情况下是重要的。无法重新归零是当PSS仍然插入活患者内时，所述PSS没有暴露到环境大气压力中的情况。所述BPM的警告操作者当发生这种情况时，因为在断开到环境压力足够长以从原始的零压力改变的极端情况下，应该通知所述操作者。此外，因为其检测预零，所以没有通知确保了新连接的PSS将利用当前的环境压力归零的操作。此功能结合在逻辑框图中，但是没有描述任何其他地方。

然而此列表不是本发明范围的限制，但它提供了深入本发明的许多潜在的实施例和其可能的应用的见解。

示例性的应用环境

本发明可以具有优选的环境的许多应用，包括以下的：

当今IBP的测量大多数在需要全身麻醉的过程中隔离使用。否则无论其相关的固有特性和患者状况相关的不精确性，通常使用气动血压袖带。本发明允许使用在更多种多样的重症监护情形中进行监测的精度高、实时，基于光纤的传感器。

在光纤生理血压传感器和传统的IBP检测器输入之间没有已知的信号连接能力。本发明的此功能克服了重新设计数万的现有患者监护仪(PCM)的IBP输入以使用基于光纤的IBP传感器的需要。此外，这也是许多包括下面描述的其他问题的解决方案的必要条件。与一次性光纤血压传感器相一致，这使得具有已需求几十年的显著的临床和运行效益。

没有可以连接到各种患者监护仪(PCM)中的光纤IBP传感器。本发明通过自动地匹配于每个不同的患者监护仪(PCM)的输入特性，克服了这个问题。

不具有临床采用的IBP监测器/传感器组合，其当今表现出可由光纤传感器使用的实时精度。重症监护的专业人员需要更及时和准确的血压监测方法。实时血压数据和精度对于诊断、治疗和后续的重症监护是非常重要的。通过本发明使光纤传感器完成此功能。

没有已知的能够指示和确保光纤传感器到监测器连接的完整性的IBP监测器。适当操作所述设备的信心对于其在临床医学上的使用是必不可少的。

没有已知的在所述领域中具有将升级和诊断能力的基于光纤的IBP监测器。这有助于降低维护成本。

没有已知的具有独立进行实时信号数据处理和患者心脏收缩的和心脏舒张的血压显示的能力的基于光纤的IBP监测器。临床专业人员非常需要不依赖于其他临床仪器的自包含式光纤血压监测器。

本发明使得能够使用光纤IBP监测及其所有如前所述的差别，优点和益处，而不需要医院和其他保健提供场在完全新的显示科技中进行投资。此功能保留了传统的IBP监测器的设备清单的有效性，因此显著减少了改善护理的成本。

毫无疑问，本领域的技术人员将能够将本发明的教导应用到多种多样的上面没有具体描述的应用环境中。

附加的分析能力

应注意在一些优选的应用环境中，使用本发明中正如应用于光纤血压监测器(BPM)的系统导致了相对于正确的心脏收缩/心脏舒张的压力的检测，显著提高的精度，尤其是在低心率时。传统的PCM当所述心脏收缩/心脏舒张压力比接近一致时，在分析心脏收缩/心脏舒张的压力读数方面具有明显的困难。此外，随着心率从每分钟(BPM)的额定70次减少到例如10-30BPM，传统的PCM在追踪正确的心脏收缩/心脏舒张的压力方面具有困难，并且通常记录指示没有可分辨的血压的“没有压力”或类似的错误消息。当与光纤压力传感器集成时，本发明将允许记录更广泛动态范围的压力读数，因此可以精确地检测到非常低的血压读数和心脏收缩/心脏舒张压力比，甚至在心率低于10BPM时。

这种能力在患者在死亡的边缘或严重受损的许多情况下是非常重要的。这可能是新生儿护理患者或遭受了严重的伤害或心脏刺激事件的外伤患者的情况。在这些情况下，所述医疗护理的专业人员辨别心脏收缩/心脏舒张压力的微小变化并且能够在非常低的心率时也能做到的能力，对于所述医疗护理专业人员为所述患者提供适当的治疗以恢复完全心脏和血压功能的能力是非常重要的。本发明通过提供这种新的BPM能力，大幅度地扩展了传统的PCM的功能，以解决重症患者监测的需求。

优选实施例系统的摘要

本发明优选的示例性系统的实施例预期在基本主题的构造中多种多样的变化，但是其可概括为换能器接口系统，包括：

(a)计算设备；

(b)模拟传感器A/D转换器；

(c)电桥激励转换器；以及

(d)电桥感测D/A转换器；

其中

模拟传感器的A/D转换器从模拟传感器采样模拟信号，并将所述模拟信号转换为数字传感器值；

所述模拟传感器与包括用于规范化来自所述模拟传感器的模拟信号的数据的校正系数相关联；

所述计算设备将校正系数应用到所述数字传感器值，以产生数字补偿的传感器值；

所述电桥激励转换器接收模拟惠斯登电桥激励信号，并转换所述模拟惠斯登电桥激励信号以产生电桥激励值；

所述电桥感测D/A转换器接收所述数字补偿的传感器值，并且生成模拟补偿的传感器值；以及

所述模拟补偿的传感器值由电桥激励值缩放并且被规范化为标准的压力水平，以产生经过转换的模拟惠斯登电桥的感测信号。

这种一般系统摘要可以通过在此所描述的各种元件来扩充，以产生多种多样的与整体设计说明一致的发明实施例。

优选实施例方法的摘要

本发明优选的示例性方法的实施例预期在基本主题的实施中多种多样的变化，但是其可概括为换能器接口方法，包括：

(1)使用A/D转换器采样来自模拟传感器的输出信号，以产生数字传感器输出值；

(2)使用所述计算设备将校正系数应用到所述数字传感器值，以产生数字补偿的传感器值；

(3)感测惠斯登电桥激励信号，以形成电桥激励值；

(4)使用D/A转换器将所述数字传感器补偿值从数字转换为模拟，以产生模拟传感器补偿值；以及

(5)通过所述电桥激励值缩放所述模拟传感器的补偿值，以产生转换的惠斯登电桥感测信号。

本领域的技术人员将认识到这些方法步骤可被扩充或重排列，而不限制本发明的教导。

系统/方法的变化

本发明预期在基本主体的构造中多种多样的变化。前面介绍的示例并不代表可能应用的整个范围。这意味着引用几个几乎没有限制的可能。

此基本的系统和方法可以使用各种辅助的实施例来扩充，包括但不限于：

一个实施例，其中所述模拟传感器包括光纤压力传感器。

一个实施例，其中所述模拟传感器包括法布里-珀罗压力传感器。

一个实施例，其中所述模拟传感器包括定位在医疗设备中的法布里-珀罗压力传感器。

一个实施例，其中所述模拟传感器包括安置在医疗设备远端的法布里-珀罗压力传感器，所述医疗设备从导管、结合有安装气囊的导管、血管鞘、脑室切开术导管、脑室分流导管、脊椎引流和颅内压监测器仪结构组成的组中选择。

一个实施例，其中所述模拟传感器包括安置在接近医疗设备远端的法布里-珀罗压力传感器，所述医疗设备从导管、结合有安装气囊的导管、血管鞘、脑室切开术导管、脑室分流导管、脊椎引流和颅内压监测器仪结构组成的组中选择。

一个实施例，其中所述模拟传感器包括许多定位在医疗设备内的法布里-珀罗压力传感器，所述医疗设备从导管、结合有安装气囊的导管、血管鞘、脑室切开术导管、脑室分流导管、脊椎引流和颅内压监测器仪结构组成的组中选择。

一个实施例，其中所述模拟传感器是介入性动脉血压(IBP)传感器。

一个实施例，其中所述模拟惠斯登电桥激励信号通过患者监护仪(PCM)生成。

一个实施例，其中所述转换的模拟惠斯登电桥感测信号使用患者监护仪(PCM)来显示。

一个实施例，其中所述校正系数被内插在所述数字传感器值的应用之前。

一个实施例，其中所述模拟传感器进一步包括在其中存储所述校正系数的非易失存储器。

一个实施例，其中所述模拟传感器进一步包括在其中存储所述校正系数的射频识别标签(RFID TAG)存储器。

一个实施例，其中所述模拟传感器是归零校正到大气压力的。

一个实施例，其中所述数字电桥感测值被发送到显示设备，所述显示设备指示心脏收缩的血压、心脏舒张的血、平均血压和/或心脏速率值。

一个实施例，其中所述系统进一步包括可视化状态指示器，所述可视化状态指示器显示在采样周期内从许多的数字补偿传感器值中选择的压力值。

一个实施例，其中所述系统进一步包括可视化状态指示器，所述可视化状态指示器显示在采样周期内从许多的数字补偿传感器值的分析中计算的压力值。

一个实施例，其中所述系统进一步包括可视化状态指示器，所述可视化状态指示器显示在采样周期内从许多的数字补偿传感器值的周期性分析中计算的压力值。

一个实施例，其中所述系统进一步包括可视化状态指示器，所述可视化状态指示器显示在采样周期内从许多的数字补偿传感器值的分析中计算的峰值压力值。

一个实施例，其中所述系统进一步包括可视化状态指示器，所述可视化状态指示器显示在采样周期内从许多的数字补偿传感器值的分析中计算的平均压力值。

一个实施例，其中所述系统进一步包括可视化状态指示器，所述可视化状态指示器显示从许多的数字补偿传感器值的分析中计算的心脏收缩的血压、心脏舒张的血、平均血压和/或心率。

一个实施例，其中所述数字补偿传感器值通过硬连线的串行接口流动到用于分析从所述模拟传感器中获得的所述数字传感器值的远程计算机系统中。

一个实施例，其中所述数字补偿传感器值通过无线的串行接口流动到用于分析从所述模拟传感器中获得的所述数字传感器值的远程计算机系统中。

一个实施例，其中：复制所述模拟传感器的A/D转换器以允许来自许多模拟传感器的多通道输入数据的采集；以及所述计算设备包括多个数字输入以使能从所述复制的模拟传感器A/D转换器中接收到的数据的输入处理。

一个实施例，其中：复制所述模拟传感器的A/D转换器以允许来自许多模拟传感器的多通道输入数据的收集；复制和/或多路复用所述电桥激励转换器和所述电桥感测D/A转换器以允许多通道的数据采集；所述计算设备包括多个数字输入，以使能从所述复制的模拟传感器A/D转换器中接收到的数据的输入处理；所述计算设备包括多个数字输入，以使能从所述复制的电桥激励转换器中接收到的数据的输入处理；以及所述计算设备包括多个数字输入，以使能到达所述复制的电桥感测D/A转换器的数据的输出处理。

本领域技术人员将认识到基于上述本发明的描述中教导的元件的组合的其它实施例也是可能的。

示例性实施例的逻辑流程

虽然本发明可以结合多种多样的实施，一些实施例的配置结合了优选的程序逻辑。在此环境下，以下讨论详细说明了示例性的BPM实施的一个优选的逻辑流程。

术语

下面提供了有关将在下面更详细讨论的示例性BPM逻辑框图的重要信息。

所述示例性逻辑框图旨在描述可以并入到所述BPM的一般操作概念(不一定是准确的设计或实施)。它也旨在提供通俗的、但更明确的基础BPM功能性的讨论，正如随后在此文本中详细描述的BPM PRD。所述示意图期望可根据需要修改以反映随着改变的所述当前方法。所述示意图明确地不包括任何无限循环条件下的超时或其他定时相关的功能。

术语定义

所述如下的定义在讨论中执行：

BP：血压

COUNT：EEPROM写入零值计数器

EEPROM：电子存储设备，它是PSS的一部分

Enable：允许功能，但是不激活所述功能

Disable：禁用被激活的功能

LED：指示已经感测到平均血压低于预设的阈值的视频正面面板报警光

PAT：在所述BPM的当前环境大气压力

MAP：平均动脉压

DMAP：从当前帧计算的显示出的MAP值

DMAP_N：存储在BPM中的当前帧显示MAP值

DMAP_N-1：来自先前显示帧的存储DMAP值

AMAP：从两个显示帧值中计算出的报警MAP值

P_D：存储在所述BPM中的当前心脏舒张的血压值

P_L：低血压报警阈值

P_MAX：最大可能满量程压力值(所有1的)

N_MAX：最大可能满量程零值(所有1的)

Ps：存储在所述BPM中的当前心脏收缩的血压值

P_SS：PAT补偿的PSS压力值

Pv：完全补偿的血压值

PSS：压力感测鞘

Set：激活功能

Reset：去激活功能

设想

如下是关于在下面讨论的所述逻辑流程框图作出的设想：

PSS EEPROM存储：校正系数及其校验和，以及归零系数。

在工厂校正和设定PSS EEPROM校验和和校正系数。

工厂在出货前，将EEPROM归零系数设定所有传感器的NMAX(所有1的)。

在归零之后，通过所述BPM将归零系数存储在所述PSS EEPROM中。

初始化后，报警由每4秒帧的结果来触发或复位。

血压监测器的主要处理方法(1100)-(2400)

本发明可以在多种多样的方法变型中被具体化。然而，实现血压监测器的优选的方法实施例整体在图11(1100)-图24(2400)中示出，其中与所述BPM方法论相关的一般用户接口流程图在图25(2500)-图32(3200)中示出。

示例性实施例的用户接口(2500-3200)

虽然本发明可以结合多种多样的用户接口，优选一些实施例的配置。在此环境中，以下详细讨论了一个优选的用户接口。

一般报警逻辑(2500)

为了帮助理解本发明的一些可能构造，图25(2500)示出了与本发明的优选实施例相关联的示例性用户报警状态。正如从所述流程图可见，报警值可以具有相关的音频的强度和持续时间模型以及由操作者规定的静音的所述报警状态的视频标记。

用户接口逻辑初始化(2600)

图26(2600)一般示出了与所述用户接口以及上电自检功能相关联的初始化序列。

主要的用户接口处理循环(2700)

图27(2700)一般示出了与所述用户接口相关的主要的处理循环。在此结构中的命令处理通常是由下面详述的有限状态机完成。

用户接口有限状态机的状态(2800)

图28(2800)一般示出了与可操作所述用户接口的有限状态机的多种状态。使用在下面详述的有限状态机来完成这些状态的实际处理。

有限状态机的方法(2900)

图29(2900)一般示出了可以与用户接口的状态改变联合操作的有限状态机的方法。一旦所述BPM上电并且预热，正如下面详述的，开始传感器处理。

传感器处理方法(3000)

图30(3000)一般示出了可以与影响所述用户接口的有效状态机联合操作的传感器处理方法。在此传感器处理器中是在下面描述的附加的归零处理方法，其使得零基准线压力能够被精确地确定。

归零检测方法(3100)

图31(3100)一般示出了可以与在所述用户接口的环境中，适当地校正所述BPM传感器的有效状态机联合操作的归零检测方法。一旦获得归零校正，正如下面详述的，使能正常运行处理。

运行方法(3200)

图32(3200)一般示出了可以与在所述用户接口的环境中读取所述BPM传感器并且显示所测量的血压值的有效状态机联合操作的运行方法。此处理循环一般持续到所述BPM传感器检测为不可用于测量捕获。

示例性实施例的功能规范

虽然本发明可以以许多形式来具体化，优选一些实施例配置。为了帮助理解本发明的一些可能的构造，下面的产品需求定义(PRD)规范提供了与一些优选的发明实施例的附加细节。

应注意，术语“应该”、“将”、“必须”以及类似限制性术语的使用不是旨在限制所要求的发明的范围，而是简单地呈现被认为具有目前最佳的商业价值的一个优选的示例性实施例规范。本领域技术人员将认识到在所述规范中的许多变化是可能的，其中这样的产品要求文档不脱离本发明所公开的精神。

命名表

在本示例性实施例的功能规范中将利用如下命名：

AC：交流电

AMAP：报警平均动脉血压

ASTM：美国材料与试验协会

BP：血压

C：摄氏度

CAD：计算机辅助设计

CAM：计算机辅助制造

CCD：电荷耦合器件

CE mark:Conformité Européenne(法语)，符合欧洲要求

DAC：数模转换器

DC：直流电

Diastolic：心脏舒张压力是在动脉中的最小压力

DMAP：显示平均动脉血压

EMC：电磁兼容性

EMI：电磁干扰

BPM：血压监测器

ESD：静电放电

EU：欧盟

F：华氏

FCC：美国联邦通讯委员会

FOMA：光纤测量组件

FOMS：光纤测量系统

Hg：化学符号，汞

Hz：赫兹

IEC：国际电工委员会

ISTA：国际安全运输协会

LED：发光二极管

MB：兆字节

mm：毫米

ms：毫秒

MRI：磁共振成像

MAP：平均动脉血压

OEM：原始器械制造商

PRD：产品需求文档

PMI：患者监测器接口

PMIO：患者监测器接口输出

PSS：压力感测鞘

RFID：射频识别

RMS：均方根

RoHS：危害物质限用指令

SC：光纤信号调节器

SCPI：可编程仪器的标准命令

Systolic：心脏收缩的压力是在动脉中的峰值压力

UL：保险商实验室

USB：通用串行总线

uA：微安

uV：微伏

V：伏特

VAC：伏特交流电

VDC：伏特直流电

范围

目的

此产品需求文档(PRD)提供了所述血压监测器(BPM)产品的功能特性的定义。所述PRD旨在记录这些供内部使用的特征，以及在研发项目成本和进度估计，以及随后的产品规范中为工程组织提供将使用的功能描述。

识别(3300)

下面的描述特别适用于所述BPM，所述BPM即所述压力感测鞘(PSS)系统的子系统。它将来自光纤血压传感器的光学数据转换为显示在所述BPM的正面上的血压值，和/或转换为适于输入到标准介入性血压临床的患者监测器的信号。在图33(3300)中提供了此应用环境的一般概述。

系统概述

所述BPM将光学血压换能器数据转换成对于临床专业人员有用的血压值。所述BPM是指首先将用于微创血管手术和动脉血压测量的精度和时效是非常重要的重症患者护理情况下。它明确地支持可合并到例如导管和鞘的其他医疗设备中的一次性光纤换能器。

所述BPM是一种在生理光纤血压传感器(换能器)和到标准生理患者监测器的传统介入性动脉血压输入之间提供兼容性的电子设备。所述设备将所述光学换能器数据转换为电信号，所述电信号可以通过传统的患者监测器来解释和/或直接在所述BPM上显示。所述BPM准确地仿真了流体动脉血压换能器，并为其输出提供电信号，其中无法区分所述输出和传统流体血压换能器。

所述BPM实现为自包含单元，所述自包含单元具有作为输入源的光纤换能器连接并且与作为其输出的患者监护仪(PCM)进行通信。所述BPM起到直接仿真传统流体血压换能器(即与患者监测器兼容)的电气接口特性的作用，同时提供许多从安置在动脉内的光纤换能器获得的更精确的血压数据。电仿真传统流体换能器仅允许将与多种多样现有的生理患者监测器一起使用的光纤压力传感器，而不修改这些监测器。每四秒，心脏收缩的、心脏舒张的、平均血压值也直接在所述BPM上显示。

背景技术和概述(3400)

光纤压力换能器是非常精确的，当其放置在动脉中时，为临床医生提供了高保真度、实时的血压信息。具体来说，例如心脏病专家，血管外科医生、麻醉医师、神经外科医生、介入放射科医师、外伤医生，急救医务人员等的医务人员在重症监护的情况下，都需要患者的动脉血压的精确实时指示。

所述BPM使能能够利用现代光纤压力换能器的测量来解释和显示。所述BPM还可以在独立的模式中使用，其中无需连接到其他器械来实时测量并显示血压值。

图34(3400)一般图示了光纤压力监测系统的基本部件。所述附图图示了光纤压力换能器组件的基本部件。它主要由三部分组成。第一部分是安装在换能器自身的法布里-珀罗(F-P)空腔的远端的压敏膜片。这种膜片的压力感应变形调制照在其上的光，并且将所述光沿着所述光纤电缆向下反射，这是第二部分。第三部分是连接到信号调节器并且包含容纳换能器特定应变系数、大气校正离子系数和/或其它相关信息的非易失性存储器的光纤连接器。

RJC光纤测量系统(FOMS)(3500)

RJC光纤测量系统(FOMS)(可用于RJC企业，LLC，11711North Creek Pkwy S，STE D-103，波塞尔，WA 98011)为BPM的基础。图35(3500)一般示出了电光信号调节设备的一个实例的图解框图，所述电光信号调节设备激励光纤F-P压力换能器并且在所述换能器上将所述反射光处理为与所述生理压力成比例的电信号。所述FOMS光学模块对反射光进行处理，以产生代表所述F-P换能器空腔的压力感应变形的信号。然后将已处理的光学信号转换为存储在用于后续处理的数字存储器中的电信号。所述FOMS微处理器对所述数字压力数据进行处理，并将其转换为与串行数字输出兼容的格式和/或将所述数据供给到产生模拟患者监测器信号输出的数字-模拟转换器。所述电力电子块将单个主要的输入功率转换为所述BPM中各种部件所需要的多个电压。

所述BPM自动地读取、识别和配置自身以适应每个光纤换能器的独特特性，以及提供所述换能器备用状态的完整性的指示。它感测内部系统状态并激活跟踪其状态的指示器。

所述BPM结合了提供信息和控制功能的人机接口。这些功能是：

电子显示器，能够显示最大心脏收缩的，最小心脏舒张的和平均动脉血压读数以及系统状态的；和

在所述设备插入到患者的体腔内之前，当所述换能器被连接到所述BPM时，自动调零到大气压的功能。

示例性的射频识别标签存储器

同时许多不同形式的非易失存储器可联合所述BPM换能器、EEPROM存储器和射频识别标签存储器来使用，目前被认为是最理想的。本领域技术人员将认识到多种多样的EEPROM存储器设备可适用于本申请中。与迈来芯MLX90121 RFID收发器联合使用的数据逻辑/EMS的LRP108I射频识别标签被认为是为此应用选择的目前最理想的射频识别标签。此射频识别标签配置可用在PCB和封装型式中，并采用了内部INFINEON芯片组。

传统的流体动脉BPM换能器(3600)

传统的流体动脉血压换能器使用惠斯登电桥电路，其中正如在图36(3600)中所示，所述桥式电路的桥臂结合了电阻式或应变计元件。激励电压由传统的介入性动脉血压患者监测器施加到所述电桥的输入，以为所述输出信号提供通电电压和参考。当压力被施加到所述换能器时，所述电桥变得不平衡并产生与在所述换能器阻抗中的所述压力激活的变化成正比的小模拟信号。这些换能器的最常见灵敏度值是5微伏/伏/毫米汞柱。尽管所述灵敏度值在产业中是合理标准的，但是各种患者监测器的生产商使用多种激励电压。所述BPM支持从与其连接的所述患者监测器中感测所述瞬时的激励电压的自适应惠斯登电桥的仿真功能。然后，它自动地为所述光纤压力换能器信号施加校正，以将其缩放到所述特定的患者监测器所需要的适当值。

示例性的BPM实施(3700)

图37(3700)一般地示出了包括在前描述的所述信号调节器和所述传统的患者监测器的一个示例BPM实施的主要部件的示意图。然而，现在以到所述光纤接口的连接来代替所述惠斯登电桥换能器。

功能性需求

高级平台需求

功能摘要

以下是在本文档后面更详细地描述的功能的高级摘要。

所述BPM将电子地和机械地与连接到多种多样的商用患者监测器的标准介入性动脉血压进行连接。

所述BPM将从标准患者监测器中接受激励电压，并通过外部连接器将相应获得的光学感测的血压信号传送到所述患者监测器。所述接口将仿真常用的流体动脉血压传感器的电气特性。

所述BPM将支持单个(1)信道的光纤血压数据。

所述BPM在连续地重复四(4)秒的时间间隔时，将连续计算感测到的所述最大心脏收缩的，最小心脏舒张的和平均血压。所述结果将以“xxx/yyy”的显示格式使用每个值相同的4-秒采样周期来显示，其中x表示心脏收缩的读数，以及y表示心脏舒张的读数。计算出的平均动脉压“ZZZ”将在所述心脏收缩的和心脏舒张的值的下方立即显示。

所述BPM将具有自动压力校正能力以在补偿局部环境空气压力之后，给出零压力读数。

所述BPM将从附加到标准通用的壁装电源插座的外部主电源中获得电源。

所述BPM将具有音频和视频报警指示，当所述报警平均动脉压力值(AMAP)低于60毫米汞柱的固定阈值(低血压报警阈值)时，激活所述音频和视频报警指示。

所述BPM将具有故障或没有压力传感器的自动报警指示。

所述BPM将自动补偿任何温度相关的数据依赖关系。这种补偿将在BPM的整个工作温度范围内有效。

所述BPM将从安装在所述压力传感器连接器上的工厂可编程电子存储设备(EEPROM)中自动地读取并调整压力传感器的特定数据(应变系数和存储的归零系数)。所述EEPROM将存储确定所述PSS和与其连接的当前BPM是否之前被一起归零的手段。

所述BPM将允许将从外部计算机下载和验证的出厂软件更新。

性能摘要

以下是在本文档后面更详细地描述的BPM性能参数的一般摘要。

所述BPM将初始化，并准备在5分钟接通电源内获得零值。

所述BPM将足够稳定以在5分钟接通电源内在环境温度为23℃(73.4°F)时获得所有要求的BPM规范。

所述BPM将支持1000样本每秒的光纤压力换能器采样频率。

所述BPM将提供在0到300毫米汞柱之间的精确的输出压力数据。

所述BPM将具有至少0.5毫米汞柱的内部分辨率。

所述BPM将提供较大读数的±4毫米汞柱或±4％的精度。

所述BPM将支持需要实时数据处理来获取压力传感器数据的测量，将压力值转换为米汞柱，并在连续地超过4-秒间隔产生最大心脏收缩的，最小心脏舒张的和平均动脉血压值。

部件和子组件

光纤测量组件(FOMA)(3800)

所述BPM将使用所述RJC FOMA信号调节器产品作为所述BPM设计的基础。所述BPM的主要功能是将所述光学压力传感器数据流转换为用于显示和心脏收缩的、心脏舒张的和平均血压值的接口的适当的电子信号。将对所述FOMA标准产品的设计进行修改，以达到本文件中的要求。通常FOMA标准产品设计的一般机械图整体在图38(3800)中示出。

所述信号调节器具有在其输出用于获得所要求规范的压力数据信号质量的责任。在所述必需数学算法允许时，所述BPM功能的剩余部分将不降低质量。

信号调节器规格(未修改)：

通道数：1

采样率：1-4096赫兹

通信接口：模拟(-0.5到3.0VDC，lOmV/毫米汞柱)&数字(RS232&USB)，输入电压范围：+8到+16VDC，十12VDC土5％(额定)

最大输入电流(启动)：在12VDC时2070毫安

最大输入电流(额定)：在12VDC时290毫安

内部电压调节：从主电源自我调节

输入功率(启动)：25W；输入功率(额定)：3.5W

尺寸：<160mm×<130mm×<30mm(近似)；重量：<400gm

存储温度：-40℃至70℃；工作温度：15℃至40℃；湿度：0-95％，无冷凝

环境压力感测范围：500-800毫米汞柱

集成的热控制：是

传感器光学连接：EC连接器

传感器参数：从RFID标签或资料组中读取

接口需求

数据和信号接口

连接到所述BPM的数据和信号接口将是用户友好的，并对临床环境宽容。所述BPM将具有下面所述的如下信号接口.

环境空气压力传感器

所述BPM将结合嵌入式环境空气压力传感器(压力计)。所述内部压力计将用于校正所述PSS传感器压力值在环境大气压力中的变化。

光纤压力传感器接口

引入到人体动脉中，光纤传感器将被结合到一次性血压感测鞘(PSS)中。所述光纤换能器被嵌入到所述鞘中，并离开所示鞘作为单根光纤电缆。此电缆以EC型光纤连接器结尾。然而，改良所述EC连接器以包括保存传感器组件独有的特定信息(应变系数，无效等)的无源RFID标签。此设备将被外部安装在所述传感器连接器上，以与所述BPM通信。相应的BPM EC插座必须紧密地与所述传感器的光学和RFID接口相配合。在进行这种连接之后，通过所述BPM确定控制和信号处理。此连接器设计的选择将与压力感测鞘的设计紧密合作来完成。此连接器的清洁非常重要，因此当没有使用时，将使用保护所述连接器的手段。用于完成这些的建议性方法是使用压力配合的挠性硅橡胶栓帽。

患者监测器接口(3900)

所述BPM将接受来自多种多样的商用患者监测器的标准模拟介入性动脉血压流体应变计连接。所述BPM将从所述患者监测器中接受激励电压，并通过外部连接器将相应获得的光学感测的血压信号传送到所述患者监测器。所述接口将自动地检测患者监测器的存在，并基于感测到的施加的激励电压调整其输出。所述接口将仿真常用的流体介入性动脉血压换能器的接口。

在所述BPM已经成功完成初始化之后，所述接口将一直持续激活。在周期期间，当不是从光纤传感器获取血压传感器数据时，所述信号输出将为零(0)mmHg。

将通过所述BPM来接收或获得如下的患者监测器接口特征：

激励输入电压范围：0到+8Vrms

激励电压频率范围：DC到5000赫兹

激励负载阻抗：>200欧姆(350欧姆，±5％，额定)

输出正弦相移：<5度

输出灵敏度：5uV/V/mmHg

输出阻抗：<3000欧姆(350欧姆，±5％，额定)

通过此BPM模拟接口传送到所述患者检测器的光纤传感器的压力信号应具有以下特征。虽然这些参数中的一些参数依赖于所述传感器的特性，当被连接到相符合的传感器时，所述BPM必须保持这些规格。

压力范围：0到300mmHg

分辨率：0.5毫米汞柱

精度：较大读数的±4毫米汞柱或±4％。

热漂移：在5分钟预热之后的1小时之内，±2毫米汞柱

正如整体在图39(3900)中所示，所述BPM外壳将具有单个患者监测器接口(PMI)连接器，所述患者监测器接口(PMI)连接器将与可重复使用的接口电缆物理和电气配合，所述可重复使用的接口电缆连接到在传统患者监测器上的所述流体介入性压力换能器连接。这将使用适配器电缆来完成，所述适配器电缆将安装的所述BPM外壳连接器转换为供应商特定的，介入性流体换能器患者监测器接口连接器。本发明预期在连接到各种患者监测器中，BPM适配器电缆的使用。这些电缆被认为是独立的PSS系统元件。这些电缆最初将支持由通用电气医疗系统和菲利普斯医疗系统公司制造的患者监测器。

USB l.x/2.0通信

所述BPM将提供一个(1)外部USB1.x/2.0通信端口。将支持1.x和2.0USB通信。根据行业标准，将通过用于外部使用的此接口提供5伏特(+5VDC，500mA)电源。将在用于此接口的所述PMI外壳的外侧，提供USB标准的B插座。

外部数据采集和控制

所述PMI将通过所述USB通信接口支持与外部计算机的实时通信。所述BPM将自动地感测连接到所述USB通信端口的外部计算机的存在，并响应于连接到所述USB通信端口的外部计算机。所述端口将具有与装备有标准USB 1.x/2.0通信端口的外部计算机通信的能力。此通信端口将由用户正常地访问。

在BPM初始化之后，所述外部USB端口将连续地以传感器采样率(1000样本每秒)将全分辨率的实时数字压力数据流动到存在或不存在PSS的附加计算机。所述数据流将反映在计算所述显示值中使用的相同的大气所致的校正的血压值。如果所述BPM检测到无效的血压值，所述值将被包含在所述数据流中。捕获和过滤所述数据流将是所述数据采集计算器的责任，正如它经过所述BPM变成可用的。

在成功上电初始化之后，但在建立健康的PSS的连接之前，所述BPM将输出一连串伪零(0.0毫米汞柱)的压力值，除非由较高优先级的内部处理动作中断。在健康的PSS和开始采集大气所致的补偿压力数据(使用当前零或预零)连接之后，所述BPM将发出感测到的PSS压力数据值流。如果从所述BPM断开健康的PSS，同时获取压力数据，则所述输出流将恢复到零压力值(0.0毫米汞柱)，直到连接并且归零健康的PSS。

当值(零或所获取的压力)从USB端口流出，并且出现连续数据的中断，将为任何新的数据流预先计划负的99x值(-99x)的单个实例，来指示所述新序列已经出现先前中断。值“x”是用于出厂诊断目的可选的数字字符0-9。如果没有其他的可选值被使用，缺省值为九(9)。

厂家维护通信

所述BPM将具有特权的维护能力，所述特权的维护能力将响应于执行各种维护动作的外部计算机控制指令。这些功能的详细信息稍后呈现在维护部分的PRD中。

内部时钟

所述BPM将采用具有能够产生4秒的显示更新周期的分辨率的内部时钟。

人机接口

连接到所述BPM的人机接口将是用户友好的，并对临床环境宽容。这些指示器和警报的更详细的操作可在名为BPM高级功能逻辑图的附件中找到。

视频指示器

所述BPM将提供如下视频指示器。每个完整的显示屏幕将具有至少0.5秒的持续时间。

初始化状态

在上电之后，所述BPM将立即在所述显示器上指示“POWER UP”。在成功完成所述基本初始化序列之后，所述BPM将显示消息“WARMING UP”，直到所述BPM已经达到满足其所有的性能特征的热稳定状态。

传感器报警

当没有连接PSS时，所述BPM将在所述字母数字显示器上指示“NO SENSOR”。当检测到故障PSS时，所述BPM将显示“SENSOR ERROR”。

低血压报警

当由小于60毫米汞柱的低血压报警阈值的报警平均动脉压力值(AMAP)触发所述低血压报警时，在所述正面面板上的红色LED将点亮。当所述AMAP值已经返回到等于或大于所述报警阈值设定值时，低血压LED报警将熄灭。如果“传感器”报警和低血压报警同时发生时，所述“传感器”报警将优先在显示屏上显示。

零状态

在PSS连接上，或者利用已经连接的PSS完成所述BPM的初始化之后，所述BPM将检查PSS的健康，显示“ZEROING”并且确定在通过询问所述PSS RFID标签之前，所述PSS是否使用当前连接的BPM已经归零。如果所述检查指示所述PSS在所述BPM上尚未归零，然后所述处理将继续进行到在5-秒内检查稳定的PSS压力测量。这个检查的目的是自动地确定所述PSS传感器是否暴露于环境大气压力中或替代放置在活患者中。

如果所述PSS压力是稳定的，所述BPM将自动地计算出适当的大气补偿归零值。在这种环境下，稳定(或静态)的压力是通过在互相偏离不超过0.5毫米汞柱的相邻的5秒周期期间，以0.1秒的时间间隔获得的50个连续的压力样本来定义的。在获得零之后，所述BPM将继续进行到在所述PSS RFID标签和BPM存储器中存储所述零值，在所述特别的BPM上指示所述PSS已经归零的BPM存储器中存储值，显示“ZEROED”，然后每隔4秒开始显示血压值。

如果所述PSS压力波动，所述BPM读取存储的PSS RFID标签值，所述存储的PSS RFID标签值指示利用所述PSS从未获得有效的零，所述BPM将显示“PRESSURE VARIES”并且通过等待连续的5-秒周期的静态PSS压力直到成功，重复尝试产生当前零值。在获得零之后，所述BPM将继续进行到在所述PSS RFID标签和BPM存储器中存储零值，并每隔4秒开始显示血压值。

可替代地，如果所述PSS压力波动，所述BPM读取存储的PSS RFID标签值，所述存储的PSS RFID标签值指示在一些其他时刻由于此PSS先前已经出现有效的零，所述BPM将显示“PRE-ZERO USED”消息，警告图标以及发出指示在较早的时刻所述BPM是利用零值获得的音频的报警。当显示所述接着发生的第一个4-秒的血压值时，所述“PRE-ZERO USED”消息将从所述显示器和所述静音的音频报警中删除。然而，所述警告图标将保持在所述显示器上，直到当前附加的传感器被去除或者在任一情况将其熄灭之后，所述BPM执行后续成功的归零操作。

如果读取到无效的零值，所述BPM将显示“SENSOR ERROR”。

显示器

所述BPM将结合在正面面板上的字母数字显示器。所述显示器将具有如下特征：

工艺：低功率、半穿透式、128×64像素、玻璃上芯片(COG)LCD。

整体显示尺寸：大到必须容纳所述字符矩阵。

显示颜色：白色背景上的黑色字符。

显示字符：至少8个字母数字字符中的两条(2)线路或可接受的等效功能。所述字符还能够显示正斜杠(“/”)分隔符和报警静音图标或可接受的等效量。

字符大小：大写字符将不低于0.96厘米高。

背光：背光照明是必需的。当所述BPM被接通时，将始终激活背光。

定向和布局：所述显示器将显示心脏收缩的、心脏舒张的和平均血压的连续和同时的视频指示。

所述压力读数将每个连续地显示全部以mmHg为单位的每个读数的所述三个(3)最重要的整数数字，除非下面另外指出。要求没有分数数位。

如果所显示的压力值是非零，将抑制并且不显示任何在前的零[比左边的大部分非零字符更重要]。

如果所显示的压力值是零，将显示单个零(0)。

所述心脏收缩的读数将在所述心脏舒张的读数的左边显示。这些值将由正斜杠字符(“/”)分隔，并紧邻所述斜线字符。

所显示的平均动脉压力(DMAP)读数将显示在中间，紧邻所述心脏收缩的和心脏舒张的读数的下方。

报警功能：所述显示器将支持指示当激活了报警静音功能时的图标。

水平视频角度：离轴40°内。

每3位数字血压显示值的位置将利用其在正面面板上的各自描述来标注。

所述显示器将理想地放置在容易使所述操作者容易进行观察的所述外壳的正面。其将被放置在优化的人体工程学位置，以尽量最小化控制的手动操作的干扰。

开关&控制

上电-断电开关

所述BPM将具有单个按钮的推入/按出电源开关。所述开关将符合人体工程学地安置在所述正面面板上。所述开关将一般为薄膜类型。

上电激活将从断电状态启动硬件和软件初始化序列。软件初始化要求不超过十(10)秒内完成。硬件初始化将要求不超过5-分钟到达全部操作状态。断电激活将停止当前所有活动，启动断电序列以正常关闭所述BPM和熄灭任何指示器和显示器。

所述开关将利用一般公认的国际上电和断电符号以及在其下的所述面板上的“电源”标注来清楚地标注。

音频报警静音

所述BPM将在所述正面面板上提供单个薄膜型的推入/按出开关，以将报警声音静音，同时继续允许任何视频报警。最初推下这个开关将使任何音频的报警声音静音(无效)。再次推下这个开关将重新使能能够听到任何音频的报警的能力。这个开关随后将在使能和使无效音频的报警声音之间切换。将使能上电时的初始条件。

音频的报警

所述BPM将包括四(4)种不同的音频的报警，来指示：

低血压－当所述4-秒AMAP血压值低于所述60mmHg的报警阈值时(低血压报警)；

传感器-指示没有或故障的PSS；

需要归零的不稳定压力；或

需要使用的来自较早的成功的归零计算的预零值。

所述报警声音在固定的音量级将由两个(2)明显不同的声音组成。每个声音在声学上将明显地不同于另一个。所述低血压报警将专有地不同于其他报警。所述第二个不同的报警声音与另一个的条件是共同的。

当相关参数已经恢复到高于阈值报警值或者所述报警已经由所述操作者静音，所有音频的报警将停止。当所述4-秒AMAP血压大于等于60毫米汞柱时，所述低血压报警将停止。当已经连接健康的PSS时，所述传感器报警将停止。当开始尝试将传感器归零之后，所述不稳定的压力报警将停止。当显示所述第一个4-秒的压力值时，所述预零报警将停止。如果多个报警同时发生时，所述传感器和低血压报警将具有如此顺序的优先级。所述不稳定的压力和预零报警是相互排斥的。

电源需求

主电源(4000)

正如整体在图40(4000)中所示，所述系统将使用公用的AC电源进行工作。所述BPM将使用外部电源适配器，所述外部电源适配器将公用AC壁装电源转换为BPM操作所需要的单个+12VDC的初级电压。所述AC电源适配器和所述BPM将通过电缆来连接，所述电缆永久地附加在所述电源模块并且在所述BPM连接上是可分离的。所述BPM AC电源输入连接器将使用管理机构认可的标准电源连接器。优选的是获得正如具有多个源的预先具有资格的OEM产品的AC电源适配器。

AC主电源

基于公用的AC主电源将由外部电源适配器组成，所述外部电源适配器连接到公用的AC电源，并且将其转换为所述BPM的额定+12VDC主电源输入。所述公用电源模块通常具有以下最低限度的特征：

额定AC输入电压：100VAC至250VAC

AC输入电流：<1.8A

AC输入频率：50赫兹-60赫兹

DC输出电压：单电压+12VDC

DC连续输出电流：大于等于3.5A

DC输出调节：土5％

AC输入连接器：USA标准公、3-片AC插头，或国外特定的插头

AC输入电缆长度：大于等于5英尺(1.5米)

电源适配器到BPM电缆的长度：大于等于5英尺(1.5米)

核准与FDA 2类医疗器械使用的OEM电源适配器

尺寸：不超过65毫米(W)×125毫米(L)×50毫米(D)

MTBF：大于等于50000小时

环境：将等于或大于那些BPM

BPM内部电源转换子系统

所述内部BPM电源子系统负责产生和调节所述内部部件所需的分隔的电压轨。BPM电源子系统的输入电源将装备有来自主电源的电力，具有以下特征：

初级输入电压：+12VDC

最大输入电流：3.5A

最大连续输入功率：35W

初级输入调节：±5％或更好

感测：所述电源子系统将具有内部保护能力来：

当所述主电源的输入电压不符合规格时，防止损坏BPM

当内部故障引起过电流的情况(如熔断)时，防止损坏所述主电源

当发生BPM内部故障时，防止操作者的安全担忧。

初始化和维护

初始化

冷启动初始化

一旦从扩展的断电状态上电后，所述BPM将自动地初始化，并且准备正常操作的单元任何正常操作任务开始前，这个初始化将被执行。在正常情况下，所述初始化在不到5-分钟的时间内从冷启动状态下完成。当连接健康的PSS时，在初始化期间，将完成如下动作：

将硬件激励并且复位到已知的状态。

自动验证系统固件的完整性。

使能所有报警，并初始化所有操作参数。

在继续执行正常操作功能之前，感测和验证在所述目标稳定的温度的光学模块。

开始监测连接的PSS的检测。

如果没有连接健康的PSS，显示“INSERT SENSOR”。

检测健康的PSS的连接。

从在所述BPM中的所述PSS读取并存储所述传感器参数。

PSS初始化

如下的自动动作在上电初始化和PSS连接之后。在所述PSS被暴露在稳定的环境大气压力之后，在特定温度获得热光学稳定性和PSS的连接将要求不超过十(10)秒的时间内完成。

显示“ZEROING”指示已经启用归零功能。

确定所述PSS在此BPM上是否之前已经归零。

检测静态环境压力至少5秒钟。

计算和存储在所述PSS的RFID标签和BPM存储器中的零值。

一旦成功，显示“ZEROED”指示完成所述归零功能。

开始获取、处理和显示压力样本。

所述初始化序列的更详细的操作可在附图中结合所述流程图找到。

维护

清洁

所述BPM的清洁将仅使用水，乙醇和/或根据需要与湿布或等同物应用的温和的液体表面清洁洗涤剂来完成。所述BPM并非旨在浸没或遭受过多的水分。

USB维护接口

所述BPM将具有维护能力，所述维护能力将响应于外部计算机控制指令，所述外部计算机控制指令执行出厂维护动作以监测、验证或提高所述BPM的操作能力。外部的计算机将具有在其与所述BPM USB通信端口之间发送命令和数据的能力。将支持以下功能，至少包括：

所述BPM将响应于外部计算机控制指令，所述外部计算机控制指令执行维护动作以识别、监测、验证、下载和/或上传包含在所述BPM中的软件。外部的计算机将具有在其与所述BPMUSB通信端口之间发送命令和数据的能力，以执行出厂制造和维护任务。

通过将这些命令和任何相关数据传送到所述BPM外部的USB通信端口接口和从所述BPM外部的USB通信端口接口传送这些命令和任何相关数据，所述BPM将响应于RJC FOMA特定的命令。此功能将支持所述RJC FOMA支持的命令，具体包括所有“报告”和“监测模式”命令。此功能将允许维护访问以控制和监测厂家维护人员所需的激活的和静态的内部信息。

厂家维护能力将被保留并且保护其免于用户级访问。所述BPM将支持维护密码，以获得在本节所述的特权的维护命令和信息的使用权。

软件功能性需求

识别和验证

此PRD使用术语“软件”和“固件”交替地来描述支持无论是否时嵌入式的BP功能的将用于执行的任何易失或非易失的内部指令。所述BPM软件将使用外部计算机手段来当通过所述维护端口访问时，识别常驻在或下载到所述BPM的软件的特定版本。，每个软件负载也将采用校验和来在当其已被下载到所述BPM之后，指示并验证代码的完整性。

支持的应用

自定义嵌入式的应用将处理所述BPM的操作。这些功能的细节可在上述的和在附图中详细描述的流程图中找到。此应用将支持以下主要功能：

在上电时初始化所述系统。

监测重要的BPM系统参数。

对压力传感器的连接状态和完整性进行评估。

获取和处理压力传感器数据。

计算并显示心脏收缩的，心脏舒张的和MAP血压。

响应于人机接口的输入和内部信号以执行控制功能。

生成所需的报警。

支持允许通过维护通信端口监测和维护BPM及其固件的远程下载能力。

支持执行特定的诊断和报告所述结果的能力。

当操作者断电时，有序地关闭所述系统。

读取和写入所述RFID PSS TAG。

算法和定义

采集帧的时间

将以每秒1000个样本的速率来获取血压数据，其中每1ms连续地获取一个样本。这1ms的时间周期表示采集帧的时间。没有预定义开始或结束的数据流，因为它是实时连续流的过程。

显示帧的时间

在成功上电初始化之后的所述BPM操作期间，血压数据将连续地被获取和处理。数据采集将利用四(4)秒/帧的周期被划分成显示帧的时间。在开始采集之后，将由所述可用的第一压力数据样本开始所述最初的显示帧。每个后续的显示帧将与较早的和后续的显示帧相邻。在整个数据采集中将连续地重复此显示帧周期。每4秒显示帧的时间将由4000个，每个1毫秒的采集帧组成。

心脏收缩的血压

显示的所述心脏收缩的血压值通过将每个有效连续的血压值(校正至环境大气压力，并四舍五入到最接近的整毫米汞柱)与所述先前最高的当前显示的帧值进行比较来计算。将在此计算之前，完成极限检查，以确定所述当前的血压值在0毫米汞柱和300毫米汞柱之间，以保证数据的质量。如果所述血压值在此范围之外，则所述值仍可以用在此计算中。所述比较的结果将保留这两个值的较高值作为新的当前值。连续地迭代此过程，直到在显示所述保留结果并且所述初始值被复位到零(0)毫米汞柱的时刻，新的显示帧的开始发生。此计算在每个显示帧4000个样本的数据速率时发生，并且与所述心脏舒张的动脉压力的数据处理和显示同步。无论如何都不显示小于0毫米汞柱或大于300毫米汞柱的计算出的心脏收缩的血压值，即使所述计算的结果在此范围之外。如果所计算的结果小于0毫米汞柱，则所显示的压力应为0毫米汞柱。如果所计算的结果大于300毫米汞柱，则所显示的压力应为300毫米汞柱。

心脏舒张的血压

显示的所述心脏舒张的血压值通过将每个有效连续的血压值(校正至环境大气压力，并四舍五入到最接近的整毫米汞柱)与所述先前最低的当前显示的帧值进行比较来计算。将在此计算之前，完成极限检查，以确认所述当前的血压值在0毫米汞柱和300毫米汞柱之间，以保证数据的质量。如果所述血压值在此范围之外，则所述值仍可以在此计算中使用。所述比较的结果将保留这两个值的较低值作为新的当前值。连续地迭代此过程，直到在显示所述保留结果并且所述初始值被复位到三百(300)毫米汞柱的时刻，新的显示帧的开始发生。此处理在每个显示帧4000个样本的数据速率时发生，并且与所述心脏收缩的动脉压力的数据处理和显示同步。无论如何都不显示小于0毫米汞柱或大于300毫米汞柱的计算出的心脏收缩的血压值，即使所述计算的结果在此范围之外。如果所计算的结果小于0毫米汞柱，则所显示的压力应为0毫米汞柱。如果所计算的结果大于300毫米汞柱，则所显示的压力应为300毫米汞柱。

平均动脉压

显示的平均动脉压

所显示的平均动脉压(DMAP)将是在每个显示帧的正面面板上显示在所述心脏收缩的和心脏舒张的压力值的下面的值。它通过添加由所述当前显示帧获取的每个连续的血压样本值(校正至环境大气压力，并四舍五入到最接近的整毫米汞柱)并且用在所述帧中的有效的压力数据样本的总数除以所述总和来计算的。所述显示值为所得出的商的四舍五入到最接近的整数的三个(3)最重要的整数数字。在初始平均值被复位到零(0)之后，连续地迭代此过程直到每个显示帧的末端。此计算和显示方法与所述心脏舒张的和心脏舒张的数据处理和显示是并行处理和同步的(即所述当前心脏收缩的、心脏舒张的和平均压力在每个显示帧之后同时出现)。无论如何都不显示小于0毫米汞柱或大于300毫米汞柱的计算出的心脏收缩的血压值，即使所述计算的结果在此范围之外。如果所计算的结果小于0毫米汞柱，则所显示的压力应为0毫米汞柱。如果所计算的结果大于300毫米汞柱，则所显示的压力应为300毫米汞柱。

报警的平均动脉压

所述报警平均动脉压(DMAP)应该是与在每个显示帧的末端的所述低血压报警阈值进行比较的值，然而不显示AMAP。它通过添加由所述两(2)个最近的显示帧获取的每个有效连续的血压样本值(校正至环境大气压力，并四舍五入到最接近的整毫米汞柱)并且用所述总和除以在这些帧中的压力数据样本的总数来计算的。所述计算值应该为所得出的商的四舍五入到最接近的整数的三个(3)个最重要的整数数字。在初始平均值被复位到零(0)mmHg之后，在每个显示帧的末端连续地迭代此过程。此计算和阈值比较方法与所述心脏舒张的、心脏舒张的和所显示的平均动脉压力数据处理和显示是并行处理的(即所述当前心脏收缩的、心脏舒张的和平均压力与报警阈值比较的显示在每个显示帧之后同时出现)。

自动的大气压力补偿

在BPM初始化之后，一旦压力感测鞘连接，所述BPM应执行自动“零”或“无效”的功能，所述功能将测量环境大气压力，并随后为所述已连接的输入传感器压力数据施加任何必需的补偿，以获得所需的BPM精度。当所述PSS传感器暴露于与所述BPM(在引入到患者中之前)相同的静态环境大气条件，应该执行此功能。所得出的压力补偿参数应被保留在当前附加的PSS的所述射频识别标签存储器和所述BPM记忆力中，因此在临床过程期间，如果所述传感器意外地与所述BPM断开连接，重新连接相同的传感器应该不需要将所述传感器重新暴露于用于重新校正的稳定的环境大气条件。此功能与所述额定初始化序列分开，并要求不超过十(10)秒内完成。此功能没有包含在整体上电激活时间要求内，因为在上电时，可以不将压力传感鞘连接到BPM。

报警压力阈值

所述BPM低血压报警阈值在出厂时应固定在60毫米汞柱。此参数不是用户可调节的。它是与所述报警平均动脉压力值进行比较，以确定所述低血压报警是否将被触发的值。

FOMA命令

通过将这些命令和任何相关数据传送到所述BPM维护端口的接口和从所述BPM维护端口的接口传送这些命令和任何相关数据，所述BP将响应于所选择的RJC FOMA特定的命令。

物理需求

安装

所述BPM将设计为安装在垂直的，抛光金属圆柱杆，例如输液架上。此需求可以通过使用外部安装设备来实现。

正面面板

在设计过程与现场测试密切合作来优化临床效果期间，将确定指示器、控制和显示的优选布置。

外壳

将在所述外壳内设计用于将外部安装硬件附加到BPM以适应特定的安装要求的适合安装点。适合于将所述BPM附加到所述输液杆的安装硬件将被包括在所述设计中，优选地使用容易获取的OEM设备。可以采用与UTS合作的可替代的安装方法，以优化临床效力。所述外壳的颜色是白色的或其他选定的人体工学颜色。

人机接口设备的物理布局

在设计过程与现场测试反馈密切合作期间，将确定指示器、控制和连接器的优选布置。将通过所述正面面板显示器的位置和方向来定义所述外壳的正面。外部元件的一般位置如下，除非另有约定：

LCD显示屏：正面

手动控制：正面

光纤电缆EC连接器：左下侧。当不需要连接时，使用时将为此连接器提供栓盖。

主电源输入连接器：右下侧。

患者监测器连接器：中间靠右侧。

外部的USB连接器：右上侧。当不需要连接时，使用时将为此连接器提供栓盖。

尺寸

所述BPM外壳将不超过200毫米(L)×120mm(W)×70毫米(D)外观尺寸，包括任何保护罩或护靴，但不包括安装设备。将在所述外壳的背面保留合理的区域来标注。

重量

目标是最小化所述BPM的重量。所述BPM的总重量应小于700克，但也没有必要添加额外的产品成本来实现这一目标，除非重量超过1千克(不含主电源)。

标注

足够的标注将满足监管和认证机构的要求。除了这些要求，最小化的标准将包括：

公司名称

型号

序号

原产地

专利特许

认证标志

接口的辅助功能

功能上将从从所述接口的外部访问的人机和电气接口：

开关和控制

光纤PSS传感器连接器

字母数字显示器

外部电源连接器

外部USB连接器

外部患者监测器连接器

将主要利用容易使用的如优先权来设计这些术语的辅助功能。没有用户可用的部件在所述BPM内部，因此不需要内部访问，除了用于出厂等级维护。

可访问性和维护

没有用户可用的部件在所述BP内部，因此不需要内部访问，除了用于出厂等级维护。

连接器

到所述BPM的所有外部连接将利用符合医疗应用和监管要求的连接器。

环境要求

存储温度

当随后在特定的操作温度范围内操作时，所述BPM的非操作存储温度承受从-40℃(-40°F)到65℃(149°F)的温度，不会导致降低或故障。

操作温度

所述BPM将连续地在从15℃(59°F)到35℃(95°F)的环境空气温度中操作，而不会降低或故障。将控制所述BPM的内部温度，以将所述信号调节器光学器件保持在其操作温度规格内。

湿气

所述BPM将在5％-95％的相对湿度(RH)，非冷凝的湿气范围中进行操作，而不会降低或故障。

高度和大气压

所述BPM将在从海平面到10,000英尺的高度范围内进行操作，而不会降低或故障。没有要求在高压室中操作。

外壳保护和完整性

所述BPM不具有密封性的要求。必要时，所述BPM可以采用分隔的保护罩来获得满足机械冲击和振动的规格要求的特性。

清洁和消毒

没有消毒要求。所述BPM必须能够使用常见的表面消毒剂来进行表面清洁，而不遭受化妆品或功能性损害。所述BPM将利用异丙醇最低限度地承受表面清洁。

机械冲击

所述BPM将承受从36-英寸降落到瓷砖或水泥地面上，在任何轴、边缘或边角，没有破碎或否则变成严重的人员危害。

振动

所述BPM必须承受将在正常航行期间遇到的振动。

磁场

所述BPM不需要在高磁场环境(例如MRI室)中进行操作。因此，不需要特别的磁屏蔽。

电磁兼容

所述BPM将遵守由所述联邦通讯管理委员会或其它所述BPM系统该设备类别的官方机构施加的适当EMC辐射，传导和敏感性要求。

离子辐射

不需要辐射屏蔽。

耐化学性

需要对最常见的温和的液体清洁和消毒化学品和材料免疫的简短(小于5分钟)的接触。所述BPM将利用异丙醇最低限度地承受表面清洁。

运输要求

在保护容器中，将运输所述BPM。在正常运输条件下，将不会经历损害。

压力选择/分析/采样和显示

传统的血压显示器(4100)

正如整体在图41(4100)中所示，本发明预期一个实施例，其中所述智能患者监测器接口(4110)允许所述校正的传感器数据(由数字信号处理器(4111)计算的数字电桥感测值)(4112)作为心脏收缩的血压、心脏舒张的血压、平均血压和/或心率值来显示(4113)。

选择的压力显示器(4200)

正如整体在图42(4200)中所示，本发明预期一个实施例，其中所述智能患者监测器接口(4110)允许许多校正的传感器数据(由数字信号处理器(4211)计算的数字电桥感测值)(4212)被存储在存储器设备(4213)中，并且通过所选择的过程(4214)(通常在数字信号处理器(4211)的控制下)进行处理，然后呈现在可视化的的显示设备上(4215)。所选择的过程(4214)可选地结合了人机接口，以允许所选择的标准(4216)的定义。

本领域技术人员将认识到可在所选择的过程(4214)中实现多种多样的选择的方法论，包括但不限于平均，峰值，加权平均和其他方法论。

分析的压力显示器(4300)

正如整体在图43(4300)中所示，本发明预期一个实施例，其中所述智能患者监测器接口(4310)允许许多校正的传感器数据(由数字信号处理器(4311)计算的数字电桥感测值)(4312)被存储在存储器设备(4313)中，并且通过分析过程(4314)(通常在数字信号处理器(4311)的控制下)进行处理，然后呈现在可视化的显示设备上(4315)。所述分析过程(4314)可选地结合了人机接口，以允许将被应用到所述压力数据(4312)的所述分析算法(4316)的选择。

本领域技术人员将认识到可在分析过程(4314)中实现多种多样的信号分析方法论，包括但不限于求平均、曲线拟合、内插、外插、峰拟合、峰值选择、平均和其他已知的分析技术。具体地预期所述高保真度性质的数字数据(4312)将允许记录在所述存储器设备(4313)的压力波形的实时分析。

采样压力显示器(4400)

正如整体在图44(4400)中所示，本发明预期一个实施例，其中所述智能患者监测器接口(4110)允许许多校正的传感器数据(由数字信号处理器(4411)计算的数字电桥感测值)(4412)被存储在存储器设备(4413)中，并且通过采样过程(4414)(通常在数字信号处理器(4411)的控制下)进行处理，然后呈现在可视化的显示设备上(4415)。所述采样过程(4414)可选地结合了人机接口，以允许将被应用到所述压力数据(4412)的所述采样标准(4416)的选择。注意在本实施例变型中，定时器和/或时间标记数据(4417)可与所述存储器数据(4413)联合使用，以在给定的采样周期内选择或采样一部分采集到的数据样本。本领域的技术人员将认识到此定时功能也可以在数字信号处理器(4411)内的集成。

本领域技术人员将认识到可在采样过程(4414)中实现多种多样的信号采样方法论，包括但不限于求平均、抽取、值限制、噪声滤波和其他已知的采样技术。

混合显示结构

将结合在图41(4100)-图44(4400)中示出的所述数据简化，选择，分析，和采样技术以形成以多种多样方式集成这些技术的混合显示结构。本领域的技术人员将意识到这些附图和剩余发明公开的教导，其中剩余发明公开为表现出非常多种多样的可能的患者监测能力的组合。

显示技术

虽然可以在本发明的环境中利用多种多样的显示器，图形触摸屏的使用在许多优选的实施例中可能是最理想的。另外，本发明的范围之内，还预期了到智能手机，平板电脑和其他计算设备的无线链路的使用。

双向数据通信/控制(4500，4600)

通信接口

正如整体在图45(4500)中所示，本发明预期，所述数字信号处理器(4511)可以与外部数据分析计算机(4520)双向通信，所述外部数据分析计算机(4520)在从计算机可读介质(4521)中读取的软件的控制下运行，为了通过所述分析计算机(4520)的实时/离线数据/状态采集和通过所述分析计算机(4520)的智能患者监测接口(4510)的配置/控制的目标。

在环境中预期无线接口(4512)可被结合到所述智能患者监测接口(4510)中，以允许使用远程无线计算设备(4522)(包括但不限于膝上型计算机，智能电话，平板电脑等)来起到在数据分析能力的功能。本发明具体地预期，所述无线接口可以被用在一些优选的实施例中，其中所述智能患者监视接口(4510)是嵌入在患者内的医疗设备的一部分，使得连续地进行压力测量(或以特定的间隔)然后将所述压力测量无线发送到便携式显示设备中，所述便携式显示设备用于存储，分析和/或传输到医生，用作进一步检查和诊断。

分析软件

在环境中，设想多种多样的应用数据采集/分析软件(4521)支持将通过包含在所述智能的患者监测接口(4510)中的所述分析计算设备(4520，4522)和/或所述数字信号处理器(4511)来执行的患者监测和/或诊断功能。本发明还预期了在所述数字信号处理器(4511)内的板上实时和后处理能力。这可以使用高性能的处理器或多个处理器来实现。其中这种能力的潜在价值的功能包括以下计算：FFT、排序算法、搜索算法、振幅、功率和相位谱、滤波器、相关、窗、触发、阈值、波形分析、小波处理、加密、解密、格式化、定时器、统计分析等。本领域技术人员将认识到所述列表是非穷尽并且仅仅是示例性的。

显示技术

此分析功能可以与多种多样的显示技术结合，如通过本发明所预期的。这可包括高分辨率的图形显示，可选地包括用于某些应用的触摸屏技术。此显示将能够支持多种类型的图形读出(和输入)。这些可能被显示的信息是：频谱信息、振幅波形、滤波器特性、诊断、波形分析等。此能力可直接支持上面详述的复杂数据分析的显示。本领域技术人员将认识到所述列表是非穷尽的且仅仅是示例性的。使用自定义功能键，此能力可实现更复杂的用户交互和更简单的用户接口开发和软件更新。

登陆

上面详细的分析功能可以结合复杂的内部登陆功能。与先前详述的传统血压处理应用一致，此登陆功能追踪和存储例如：传感器性能，环境暴露、功能性监测(例如电源周期、光学环境、LED的寿命等)、软件许可、维护期、兼容性参数、数据质量控制、错误、死机、基于状态的维护监测、PSS插入和跟踪等的信息。

本领域技术人员将认识到此列表是非穷尽并且仅仅是示例性的。

工厂/现场维护

正如整体在图45(4500)中所示，本发明预期，串行接口(USB等)可以用于所述智能患者监测器接口(4510)和用作工厂维护连接的外部计算机系统之间的通信。此维护功能还可以是基于现场的，其中如在图46(4600)中所述，实现了基于状态的自我评估或通过因特网(4622)使用有线或无线连接的远程仪器诊断和维护。这种预期到的能力允许基于本地状态以及将在现场远程执行的工厂级的诊断和维护功能(4620)，从而降低了成本和停机时间。当出现某些状态(出站设备启动的通信)，这种能力加上上面详述的分析和登陆能力，允许BPM“呼叫主页”，以及其可以通过远程的人或应用(远程启动的入站)进行访问以在现场中采集信息，诊断问题，设计解决方案，下载软件(4621)和纠正问题。

示例性实施例的系统性能(4700-5600)

虽然本发明可以以多种多样的配置来具体化，实现为血压监测器(BPM)的典型的应用可以表现出如在所述测量屏幕截图所述的示例性性能和如在图48(4800)-图56(5600)描述的试验条件。现在将详细地讨论这些测试条件和在PCM和BPM性能之间的比较。

静态压力的精度比较

相比于基于GE型号Dash 3000的传统的PCM的血压监测器系统，在763.435毫米汞柱的额定大气压，执行作为应用于血压监测器(BPM)系统的比较优选的示例性发明实施例的静态压力测试。比较的结果详述于下表中：

所述列代表下列数据：

绝对压力；

来自大气绝对压力的压力差；

通过BPM优选的发明实施例测量的并且显示在BPM附加的显示器上的血压(来自补偿的光学压力测量的数据直接显示)；

通过惠斯登电桥仿真接口，由BPM测量并发送到用于显示的PCM的血压；以及

使用传统的应变计血压传感器通过PCM测量的血压。

此表表明至少在静态压力下测量时，本发明优选的BPM实施例符合由传统PCM血压传感器和系统证明的压力精度。

PCM和BPM系统间的比较测试

对血压测试装置进行一系列的比较测试，以证明在一些极端的压力下本发明的血压监测器(BPM)系统的示例性实施例继续记录心脏收缩的和心脏舒张的压力，同时所述标准的传统患者监护仪(PCM)不能显示心脏收缩的和心脏舒张的压力之间的间隔。对于此测试，使用烧杯中的水作为人工的循环系统，搏动泵作为心脏。利用外部压力换能器(惠斯登电桥)和光纤输出(压力感测鞘或PSS)的各自读数对单个输出端口进行测试。在描述的所有图像中，采用的PCM设备是GE Dash3000型PCM。

在这此环境中，显示在所述PCM上顶部的数字集合是来自所述外部换能器惠斯登电桥的读出。显示在所述PCM上底部的数字集合是来自所述BPM的模拟输出(惠斯登电桥仿真器)中的读出。在各图中所描述的已测量的BPM数据是直接来自所述信号调节器的所述数字输出。然而在本测试中使用的所述BPM没有显示脉搏率，还可以看出在心脏收缩的和心脏舒张的显示相对于在所述PCM(即有时被显示的压力，但脉搏率仍显示为“0”)上的脉搏率的显示之间存在时间上的断开。这种现象的示例也在附图中示出。

总体而言，这些现象表明存在许多因素导致PCM的错误。这些可以包括由所述导管抑制延伸到所述惠斯登电桥的信号，其安装在患者体外的IV杆上。这些错误可能还包括由于其传递到所述PCM的信号筛选，甚至如何计算心脏收缩的和/或心脏舒张的压力的算法错误。但是，这个测试表明当所述PCM在正常情况下运行工作良好时，其可给出在极端情况下的错误结果，这是在无错误的结果是最重要的情况。与此相反，在本发明BPM实施的动态范围允许精确的测量操作，即使在这些极端的测量条件下。

测试平台配置(4700)

用于将传统的PCM血压监测技术和正如由本发明所教导的所述光学压力感测技术进行比较的测试配置整体在图47(4700)中示出。此处压力发生器(4701)被用来产生在各种心搏率，脉搏(心)率，心脏收缩压力和/或心脏舒张压力的情形下的仿真血压波形。

所述PCM测量基准线包括具有两个独立的显示通道(4711，4712)的传统PCM系统(GE型号Dash3000)(4710)，显示通道(4711)对应于传统的压力传感器(4713)，显示通道(4712)对应于来自本发明的优选BPM实施例(4720)的仿真惠斯登电桥输入(4722)。所描述的本发明的实施例(4720)包括呈现心脏收缩的/心脏舒张的/平均的测量血压的外部显示器(4721)和光学压力感测元件(4723)。

注意这个测试平台允许基于传统PCM的血压测量的直接比较(作为显示在PCM显示器(4711)上)，基于传统PCM的血压测量将与正如显示在所述外部的BPM显示器(4721)上的来自所述BPM实施例(4720)中获得的所述直接压力数据和所述PCM如何解释如在其惠斯登电桥的外部输入显示器(4712)中描述的原始数据进行比较。对于下面讨论的测试结果来说，很显然PCM(4710)不仅仅在一些情况下，精确地感测来自所述传感器元件(4713)的血压方面有困难，这种困难还包括与任何其他基于模拟的输入相关联的外部输入显示器(4712)。

额定的PCM性能-低心脏舒张/高心脏收缩压力(4800)

图48(4800)示出了测试条件，其中呈现了低心脏舒张压力(16)但是维持足够高的心脏收缩压力以显示在所述BPM和PCM上的压力。在大多数额定的生理条件下，在所述BPM和PCM之间看见这种一致性。

降低的心搏量(4900)

图49(4900)示出了一种测试条件，其中所述脉搏率保持在30，但是心搏量已经降低。现在心脏收缩为48，但是心脏舒张保持为17，在所述BPM上和从所述BPM输出的PCM上显示压力，但是不会从所述惠斯登电桥中检测到压力。

较低的心搏量(5000)

图50(5000)示出了一种测试条件，其中所述心搏量更低。BPM的压力检测为在外部显示器上的29/18，但是从所述PCM的外部变换器中未检测到，即使脉搏率指示35。

最低的心搏量(5100)

图51(5100)示出了一种使用在注射泵上可完成的最低的心搏量的测试条件。在外接显示器上，BPM还是记录22/19。在PCM外部换能器上没有BP检测。仅仅在BPM上，平均通过PCM监测器来显示。在心脏收缩的和心脏舒张的之间的仅3毫米汞柱的差别仍然记录在所述BPM上。

最低的心搏量+心率40(5200)

图52(5200)示出了使用心率提高到40，同时仍然使用尽可能最低的心搏量的测试条件。在BPM的外部显示器上记录76/72在所有设备上记录此测试的设置，即使在PCM上心率显示为“0”。

心率12(5300)

图53(5300)示出了一种使用低脉搏率12的测试条件。在BPM的外部显示器上记录87/70。在PCM上存在零(0)脉搏以及没有心脏收缩的/心脏舒张间隔。此测试设置揭示了在非常低的心率时其无法准确地测量血压的传统PCM BP系统的显著问题。

非常低的心搏量+心率12(5400)

图54(5400)示出了一种使用低脉搏率12和非常低的心搏量的测试条件。在外部的BPM显示器上记录76/72。只有平均BP在所述PCM上用“0”脉搏率来登记。

心率12+尽可能最低的心搏量(5500)

图55(5500)示出了一种使用低脉搏率12和尽可能最低的心搏量的测试条件。所述BPM外部显示器显示73/72(1毫米汞柱的心脏收缩的/心脏舒张的/舒张压间隔)，但所述PCM仅用0脉搏显示平均血压。

心率80+尽可能最低的心搏量(5600)

图56(5600)示出了一种使用心率80和尽可能最低的心搏量的测试条件。在外部的BPM显示器上记录78/72。检测到的PCM单不是零(0)脉搏率显示在所述PCM上。此测试方案表明即使脉搏率是额定的，低心搏率和/或几乎统一的心脏收缩的/心脏舒张的压力比是其中传统PCM血压监测器未能准确地记录血压的情形。与此相反，适用于这种情况的本发明提供了始终如一的精确测量结果。

示例性实施例的数据捕获

示例性的血压波形(5700，5800，5900，6000)

具体化为血压监测器(BP)的系统/方法的本发明通常能够处理每秒500-1000的血压读数。这些血压读数可利用例如USB或其它串行和/或并行接口的数字通信的输入/输出端口来实时捕获。使用这种使用了BioTek压力波形模拟器的捕获技术的采集到的数据的示例整体在图57(5700)-图60(6000)中示出。

图57(5700)示出了使用USB端口流捕获到的典型的血压波形数据。图58(5800)提供了在此显示波形数据中的附加细节。图59(5900)示出了使用USB流数据捕获到的详细信息图像。最后，图60(6000)示出了更详细的波形捕获。应注意为了患者的诊断护理，这些波形可以在某些情况下进行后处理，以确定波形的异常。在一些情况下，可以实时处理这些波形，以获得上述相同的结果，允许医生诊断患者的情况，同时一个或多个BPM被附加到所述患者。

血压保真度测试(6100，6200，6300，6400)

随着血压测量(BPM)的系统能够使用最好通过观察机械产生的矩形波BP测量数据而示出的本发明的教导，保真度整体在图61(6100)-图64(6400)中示出。此处的波形从USB端口流入的数据获得，所述USB端口流入的数据从优选的应用于血压监测器(BPM)系统的示例性实施例中获得，其中输入到由机械压力泵驱动的系统的数据模拟方血压特性。

在此保真度测试的环境中，图61(6100)示出了所测量的血压特性的概述。图62(6200)详细示出了指示需要进一步调查的可能异常(6201)的所述血压特性的上升沿。图63(6300)一般示出了这种可能异常的更精细的细节，其中图64(6400)一般示出了在血压特性的下降沿上的类似异常。

在图61(6100)-图64(6400)中所示的异常的准确性质对一般的图解没有影响，但是需要注意，在给定的血压测量中的精细细节可以被实时确定和分析，以确定患者的疾病和其他医学条件。使用这种具有高采样率(500-1000样本/秒或更大)技术进行的测量的保真度产生了在患者内研究所述测量到的压力域中出现的更好特性的准确的流体动力学。由于这些设备的固有噪声特性和其对外部电磁干扰的敏感性，使用现有技术的惠斯登电桥传感器测量保真度是不可能的。

广义的计算机可用介质

在各种替代实施例中，本发明可以实现为用于与计算机化的计算系统一起使用的计算机程序产品。本领域中的技术人员将容易理解，定义了由本发明定义的功能的程序可以用任何适当的编程语言编写以及以多种形式传送到计算机中，包括但不限于：(a)永久存储在非可写存储介质的信息(例如，只读存储器设备，如ROM或CD-ROM盘)；(b)可变地存储在可写入存储介质的信息(例如，软盘和硬驱动)；和/或(c)通过例如局域网、电话网络或例如因特网的公用网络的通信介质被传送到计算机的信息。当携带实现本发明方法的计算机可读指令时，这样的计算机可读介质代表本发明的替代实施例。

如在此一般示出的，本发明的系统实施例可以结合各种计算机可读介质，所述计算机可读介质包含在其中具有计算机可读代码装置的计算机可用介质。本领域技术人员将认识到，与本文所述的在此描述的各种处理相关的软件可以在从所述软件被下载并激活的多种多样的计算机可访问介质中来具体体现。根据In re Beauregard，35USPQ2d 1383(美国专利5710578)中，本发明预期并且包括本发明的范围之内的这种类型的计算机可读介质。根据In reNuijten,500F.3d 1346(联邦巡回法院2007年)(美国专利申请S/N 09/211928)，本发明的范围限于计算机可读介质，其中所述介质既是有形的又是非暂时性的。

结论

已经公开了允许从模拟传感器输入到标准化的模拟输出接口转换的换能器接口系统/方法。在一些优选的实施例中，所述系统/方法允许使用标准化的惠斯登电桥模拟接口输入，将光纤压力传感器连接到标准的患者监护仪(PCM)系统。在此环境中，所述惠斯登电桥感测到的输出是由来自所述PCM的刺激和模拟压力传感器的调节输出的电桥元件值的调制来定义的。在此换能器接口中模拟-数字-模拟转换的使用允许利用高级患者监测传感器来改进具有模拟惠斯登电桥输入的PCM设备，而不需要对所述基准线PCM数据采集结构进行专门修改。在此公开的方法包括将任意类型/数目的模拟传感器连接到传统的PCM系统，而不需要修改PCM系统硬件/软件的技术的技术。

虽然本发明的优选实施例已经在附图中示出并在前述的详细描述中描述，将理解本发明并不局限于公开的实施例，而是能够进行许多重排，修改和替换，在不脱离如在下面的权利要求书中提出和定义的本发明的精神。

Claims (30)

1.一种换能器接口系统，包括：

(a)计算设备；

(b)模拟传感器A/D转换器；

(c)电桥激励转换器；以及

(d)电桥感测D/A转换器；

其中

所述模拟传感器A/D转换器从模拟传感器中采样模拟信号并且将所述模拟信号转换为数字传感器值；

所述模拟传感器与校正系数相关联，所述校正系数包括用于规范化来自所述模拟传感器的模拟信号的数据；

所述计算设备将所述校正系数应用到所述数字传感器值，以产生数字补偿的传感器值；

所述电桥激励转换器接收模拟惠斯登电桥激励信号，并转换所述模拟惠斯登电桥激励信号以产生电桥激励值；

所述电桥感测D/A转换器接收所述数字补偿的传感器值并产生模拟补偿的传感器值；以及

通过所述电桥激励值缩放所述模拟补偿的传感器值，以产生转换的惠斯登电桥感测信号。

2.如权利要求1所述的换能器接口系统，其中所述模拟传感器包括光纤压力传感器。

3.如权利要求1所述的换能器接口系统，其中所述模拟传感器包括法布里-珀罗压力传感器。

4.如权利要求1所述的换能器接口系统，其中所述模拟传感器包括定位在医疗设备中的法布里-珀罗压力传感器。

5.如权利要求1所述的换能器接口系统，其中所述模拟传感器包括安置在医疗设备远端的法布里-珀罗压力传感器，所述医疗设备从导管、结合有安装气囊的导管、血管鞘、脑室切开术导管、脑室分流导管、脊椎引流和颅内压力监测器结构组成的组中选择。

6.如权利要求1所述的换能器接口系统，其中所述模拟传感器包括安置在接近医疗设备远端的法布里-珀罗压力传感器，所述医疗设备从导管、结合有安装气囊的导管、血管鞘、脑室切开术导管、脑室分流导管、脊椎引流和颅内压力监测器结构组成的组中选择。

7.如权利要求1所述的换能器接口系统，其中所述模拟传感器包括许多定位在医疗设备内的法布里-珀罗压力传感器，所述医疗设备从导管、结合有安装气囊的导管、血管鞘、脑室切开术导管、脑室分流导管、脊椎引流和颅内压力监测器结构组成的组中选择。

8.如权利要求1所述的换能器接口系统，其中所述模拟传感器是介入性动脉血压(IBP)传感器。

9.如权利要求1所述的换能器接口系统，其中所述模拟惠斯登电桥激励信号由患者监护仪(PCM)产生。

10.如权利要求1所述的换能器接口系统，其中所述转换的模拟惠斯登电桥感测信号使用患者监护仪(PCM)显示。

11.如权利要求1所述的换能器接口系统，其中所述模拟传感器还包括其中存储有校正系数的非易失性存储器。

12.如权利要求1所述的换能器接口系统，其中所述模拟传感器还包括其中存储有校正系数的射频识别标签存储器。

13.如权利要求1所述的换能器接口系统，其中所述模拟传感器被零校正到大气压力。

14.如权利要求1所述的换能器接口系统，其中所述数字电桥感测值发送到显示设备，所述显示设备指示心脏收缩的血压、心脏舒张的血压、平均血压和/或心率值。

15.如权利要求1所述的换能器接口系统，其中所述系统进一步包括可视化状态指示器，所述可视化状态指示器显示在采样周期内从许多数字补偿传感器值中选择的压力值。

16.如权利要求1所述的换能器接口系统，其中所述系统进一步包括可视化状态指示器，所述可视化状态指示器显示在采样周期内从许多数字补偿传感器值的分析中计算的压力值。

17.如权利要求1所述的换能器接口系统，其中所述系统进一步包括可视化状态指示器，所述可视化状态指示器显示在采样周期内从许多数字补偿传感器值的周期性分析中计算的压力值。

18.如权利要求1所述的换能器接口系统，其中所述系统进一步包括可视化状态指示器，所述可视化状态指示器显示在采样周期内从许多数字补偿传感器值的分析中计算的峰值压力值。

19.如权利要求1所述的换能器接口系统，其中所述系统进一步包括可视化状态指示器，所述可视化状态指示器显示在采样周期内从许多数字补偿传感器值的分析中计算的平均压力值。

20.如权利要求1所述的换能器接口系统，其中所述系统进一步包括可视化状态指示器，所述可视化状态指示器显示从许多数字补偿传感器值的分析中计算的心脏收缩血压、心脏舒张血压、平均血压和/或心率值。

21.如权利要求1所述的换能器接口系统，其中所述数字补偿传感器值通过电路串行接口流动到用于分析从所述模拟传感器中获得的所述数字传感器值的远程计算机系统中。

22.如权利要求1所述的换能器接口系统，其中所述数字补偿传感器值通过无线串行接口流动到用于分析从所述模拟传感器中获得的所述数字传感器值的远程计算机系统中。

23.如权利要求1所述的换能器接口系统，其中

复制所述模拟传感器A/D转换器，以允许来自许多模拟传感器的多通道输入数据的采集；以及

所述计算设备包括多个数字输入以便能够对从所述复制的模拟传感器A/D转换器接收到的数据进行输入处理。

24.如权利要求1所述的换能器接口系统，其中

复制所述模拟传感器A/D转换器以允许来自许多模拟传感器的多通道输入数据的收集；

复制和/或多路复用所述电桥激励转换器和所述电桥感测D/A转换器以允许多通道的数据采集；

所述计算设备包括多个数字输入，以便能够对从所述复制的模拟传感器A/D转换器接收到的数据进行输入处理；

所述计算设备包括多个数字输入，以便能够对从所述复制的电桥激励转换器接收到的数据进行输入处理；以及

所述计算设备包括多个数字输入，以便能够对到达所述复制的电桥感测D/A转换器的数据进行输出处理。

25.如权利要求1所述的换能器接口系统，其中通过使用A/D转换器将所述电桥激励值从模拟转换为数字以产生数字电桥激励值来实现所述模拟补偿的传感器值的缩放，以及将所述数字电桥激励值与所述数字补偿的传感器值结合以产生所述转换的模拟惠斯登电桥感测信号。

26.一种换能器接口方法，包括：

(1)使用A/D转换器从模拟传感器中采样输出信号，以产生数字传感器输出值；

(2)使用计算设备将校正系数应用到所述数字传感器输出值以产生数字传感器补偿值；

(3)感测惠斯登电桥激励电压信号，以形成电桥激励值；

(4)使用D/A转换器将所述数字传感器补偿值从数字转换到模拟，以产生模拟传感器补偿值；以及

(5)通过所述电路激励值缩放所述模拟传感器补偿值，以产生转换的惠斯登电桥感测信号。

27.如权利要求26所述的换能器接口方法，其中所述模拟传感器包括光纤压力传感器。

28.如权利要求26所述的换能器接口方法，其中所述模拟传感器包括法布里-珀罗压力传感器。

29.如权利要求26所述的换能器接口方法，其中所述模拟传感器包括定位在医疗设备中的法布里-珀罗压力传感器。

30.如权利要求26所述的换能器接口方法，其中所述模拟传感器包括安置在医疗设备远端的法布里-珀罗压力传感器，所述医疗设备从导管、结合有安装气囊的导管、血管鞘、脑室切开术导管、脑室分流导管、脊椎引流和颅内压监测器结构组成的组中选择。