CN1244779A - 非侵入地确定血球比率的方法和设备 - Google Patents

非侵入地确定血球比率的方法和设备 Download PDF

Info

Publication number
CN1244779A
CN1244779A CN 96194348 CN96194348A CN1244779A CN 1244779 A CN1244779 A CN 1244779A CN 96194348 CN96194348 CN 96194348 CN 96194348 A CN96194348 A CN 96194348A CN 1244779 A CN1244779 A CN 1244779A
Authority
CN
China
Prior art keywords
signal
blood
pulsation
voltage
current
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Pending
Application number
CN 96194348
Other languages
English (en)
Inventor
P·W·鲁宾
A·L·卡明斯基
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Microcor Inc
Original Assignee
Microcor Inc
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Priority claimed from US08/425,404 external-priority patent/US5526808A/en
Priority claimed from US08/602,700 external-priority patent/US5642734A/en
Application filed by Microcor Inc filed Critical Microcor Inc
Publication of CN1244779A publication Critical patent/CN1244779A/zh
Pending legal-status Critical Current

Links

Images

Classifications

    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N33/00—Investigating or analysing materials by specific methods not covered by groups G01N1/00 - G01N31/00
    • G01N33/48—Biological material, e.g. blood, urine; Haemocytometers
    • G01N33/483—Physical analysis of biological material
    • G01N33/487—Physical analysis of biological material of liquid biological material
    • G01N33/49—Blood
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/145—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue
    • A61B5/14535—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue for measuring haematocrit
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/48—Other medical applications
    • A61B5/4869—Determining body composition
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/72—Signal processing specially adapted for physiological signals or for diagnostic purposes
    • A61B5/7235—Details of waveform analysis
    • A61B5/7264—Classification of physiological signals or data, e.g. using neural networks, statistical classifiers, expert systems or fuzzy systems

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Hematology (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Chemical & Material Sciences (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • Urology & Nephrology (AREA)
  • Ecology (AREA)
  • Optics & Photonics (AREA)
  • Food Science & Technology (AREA)
  • Medicinal Chemistry (AREA)
  • Analytical Chemistry (AREA)
  • Biochemistry (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • Immunology (AREA)
  • Measurement And Recording Of Electrical Phenomena And Electrical Characteristics Of The Living Body (AREA)
  • Measuring Pulse, Heart Rate, Blood Pressure Or Blood Flow (AREA)
  • Investigating Or Analyzing Materials By The Use Of Electric Means (AREA)

Abstract

本发明的方法和设备是,通过以某频率范围的电流源来刺激包含血管部分的病人人体部分,利用与频率相关的阻抗特性来非侵入地确定血球比率。血球比率测量系统包括信号发生器和把所加的信号发送到电极箱(36)的解调器[SGD](34),所述电极箱把个电流加到病人的肢体。电极箱(36)接收测得的电压信号并把它们提供给SGD。SGD向个人计算机[PC](42)提供表示通过病人肢体的电流和获得的电压信号。可对于各个频率,例如大约10kHz到大约10MHz的频率范围测量电流和电压。通过确定在不同血液容量处测量值的差,从血液、组织、骨骼等肢体总阻抗中分离血液本身的阻抗。由PC根据SGD所提供的同相和正交数据来确定血球比率。在从血液阻抗图形来确定血球比率时可使用一神经网络。

Description

非侵入地确定血球比率的方法和设备
技术领域
本发明涉及测定全部血液的填密细胞容量或红细胞(红血球)的相对容量百分比，即众所周知的血球比率，本发明尤其涉及通过有关技术非侵入地来作此确定的方法和设备。
背景技术
通常，通过经由注射器从病人的静脉或利用毛细管从其手指或刺孔中获取病人血样来获得血球比率。然后对装入细长试管中的血液进行离心分离，试管中固态血液柱的高度百分比就表示血球比率。
近来，已利用精细而昂贵的细胞计数实验室仪器来获得血球比率，这种仪器也可用于区分白血球细胞、血小板等。然而，同离心分离方法相同，此方法也必须以侵入方法取出病人的血液作分析。
在日常的医疗过程中，诸如在医院中每天所进行的血液分析工作，必须从病人体内获得血液，然后对抽出的血液进行离心分离或分析，这不会带来很大的不便，因为血样的容量较大(有昂贵的自动设备)，所以一般从实验室得到结果所需的时间延误是可以接受的。然而，在急救室和休克创伤部门中碰到的灾难性情况下，以及在可能失血的手术过程中，已有技术的血球比率确定设备和方法存在明显的缺陷。
在上述环境下，可能没有时间来抽血，实际上也不可能辨认出要抽血的静脉。在手术过程中断续抽血不是做不到，但非常不容易，而且定期分析血样也费时费力。此外，血球比率可能因未观察到的失血而以加速度变化并下降，到急救或手术人员后来通过实验室人员而知道问题所在时，病人可能已经处于危急之中或甚至死亡。
在IEEE Transactions of Biomedical Engineering，Vol.BME-27，No.3，March1980 pp.156-161中的“用导纳体积描记术非侵入地测量血球比率”中已提出非侵入地测量血球比率。然而，上述文章中所述的方法涉及把肢体诸如手指浸入电解液(NaCl溶液)中并改变电解液浓度，通过使电解液的电阻率与肢体中血液的电阻率相匹配，来补偿脉动的导纳变化；然后在电阻率单元中确定电解液的电阻率，并通过非线性最小二乘方递归定标曲线把此电阻率转换成血球比率值，而该曲线是通过使不同红血球浓度的离心分离的血球比率与先前从同样样品的血液电阻率测量值中直接取得的电阻率数据相匹配而产生的。根据发明人的知识，在引用的文章中所述的技术除了不适用于急救或手术室的环境以外，没有进一步的研究验证或实际应用。
从概念上来说，名为“阻抗体积描记术”的测量技术，即使用阻抗技术来获取波形的测量技术来源于古代生物医学。医学著作中大量地描述了对血管的研究、对呼吸的研究以及通过阻抗技术确定心血排出量(从心脏流出的血液的实际容量)的尝试。虽然根据这个概念在商用仪器上进行了许多尝试，但没有证据表明这些技术工作得特别好。然而，阻抗体积描记术的变型建立了细胞内以及细胞外组织成分的电学模型，并把响应于在两个频率下所加电流的组织阻抗的测量值相比较，以对细胞内和细胞外的组织成分进行量化。虽然电学组织模型与本发明所要解决的问题没有直接关系，但这个模型有助于理解本发明。
近几年，众所周知，已使用一种脉冲血氧定量技术，在实行全身麻醉时测量血氧。虽然脉冲血氧定量法没有提供血球比率指示，但这有助于理解本发明的方法和设备。脉冲血氧定量法有赖于这样一个事实，即在血氧定量计中所使用的两个光(一般为红光和近红外光)的波长处，充氧血色素的吸光率与减氧血色素的吸光率是不同的，而且两个频率下的吸光率都具有脉动分量，此分量对位于光源和血氧定量计的检测器之间的病人体内动脉血液容积的波动有贡献。对每个波长确定对动脉血液的脉动有贡献的脉冲或AC吸收率响应分量，把它作为表示组织层吸光率的基线或DC分量，包括静脉血液、毛细管血液和非脉动动脉血液。然后由其各自的DC分量分割AC分量，以获得与入射光强无关的吸光率，并用分割结果产生凭经验可能与SaO2有关的比值，即病人血液的含氧饱和度。在Anesthesiology，Vol.70，No.1(1989)pp.98-108中K.K.Tremper等人的“脉冲血氧定量法”中可以发现对脉冲血氧定量法所进行的有益的讨论。
发明内容
本发明提供一种非侵入地确定血球比率的方法和设备。在实行本发明时，把刺激和传感电极加到包含动脉、毛细管和静脉等血管的人体部分，来测量血液的阻抗。为了方便，通常把电极加到手指上。在一定频率范围内用交变电压驱动刺激电极。
在本发明的一个较佳实施例中，读出的电压信号被高输入阻抗电压检测器放大，被模拟-数字转换器转换到数字域，然后被混频器解调成两个复合波形，一个波形表示刺激电流，另一个波形表示选择频率处的读出电压。由微型计算机处理这两个波形，以确定组织阻抗扫描指数。然后，改变血液容量并进行另一次组织阻抗扫描。在一较佳实施例中，使用压力袖带(cuff)来改变血液容量。使用分别在一个血液容量和另一个血液容量所进行的两个组织扫描来确定血液的阻抗扫描。通过一相似模型从总阻抗中分离出全部血液的阻抗。通过辨认血液阻抗扫描的图形，使全部血液阻抗指数与血球比率相关。本发明的一部分也打算通过以神经网络分析相移图形，从而使用本发明的较佳实施例确定血球比率。
在已提交或以后增加或修改的权利要求书中定义了寻求保护的本发明。如果在权利要求中不包括说明书或附图中所述或所示的限制，则应认为该权利要求不包括此限制。
附图概述
通过以下结合附图对较佳实施例详细描述的回顾，可使本领域内的初级技术人员更全面地理解本发明，其中：
图1A包括一大血管中全部血液的第一级电学模型的电路示意图；
图1B包括在相应于图1A电学模型的大血管中液体和膜细胞的示意图；
图2A包括一小血管中全部血液的第一级电学模型的电路示意图；
图2B包括在相应于图2A电学模型的小血管中液体和膜细胞的示意图；
图3A示出肢体在低血液容量时的总阻抗；
图3B示出肢体在高血液容量时的总阻抗；
图4包括本发明系统的一个较佳实施例的方框示意图；
图5A包括加上电极的肢体的仰视平面图；
图5B包括图5A肢体的侧视图；
图6包括图4系统的电极箱的更详细方框示意图；
图7包括图4信号发生器、解调器和电极箱的无线形式的示意图；
图8包括图4信号发生器和解调器的更详细的方框示意图；
图9包括图4气泵、螺线管和压力袖带的更详细的方框示意图；
图10包括图4频率发生器的更详细的示意图；
图11包括本发明的两频率实施例的组合图和示意图，其中电极加到病人的肢体；
图12包括图11的实施例所使用的恒流源实施例的示意图；
图13包括图11的实施例所使用的AM检测器实施例的示意图；
图14包括图11的实施例所使用的A/D转换器实施例的示意图；
图15包括在实行本发明时测得的模拟电压信号的无比例图，示出超过信号基线的信号中的脉动分量相当小；以及
图16包括脉动血管部分中全部血液的阻抗及其周围组织中阻抗的一阶电气近似的电路示意图。
本发明的较佳实施方式
A.多频率实施例
1.基本的电学模型
图1A是表示大血管中全部血液承受交变电流I时的近似特性的电路模型。电路路径12中的电阻器10表示细胞外或血浆成分的电阻RBE。并联电路路径14中的电容器16和电阻器18表示红细胞或红血球细胞膜的电容CBC和细胞内液体的电阻RBI。在低频下(诸如50kHz)，全部血液的阻抗(例如，路径12和14的阻抗)主要归因于细胞外血液成分电路路径12，而在较高频率下(例如，1MHz)，红血球细胞膜的电容性质导致阻抗主要归因于电路路径14，从而减少了全部血液阻抗的大小。
图1B示出在血浆24中包含许多红血球细胞22的大血管20。可看出，即使在低频下，也有通过血浆24的电流路径。
图2A是表示小血管全部血液承受交变电流I时的近似特性的电路模型。图2B示出一个小血管26，其中细胞22基本上与血管26一样宽，以免在细胞22和血管26的壁之间形成血浆路径。在此情况下，电流I的路径通过与电阻RBI和RBE串联的电容CBC。相应地，流过血管26的阻抗和电流量随电流I的频率的增高而变化。虽然不知道小血管对大血管的比值，但可以相信，小血管在整个肢体阻抗中的效果是明显的。(有一些比小血管稍大从而在细胞周围允许小路径的血管。)
可以理解，在图1A和2A中，在电流I的频率为f＝1/(RsCBC2π)时产生最大阻抗相移，这里Rs是大血管情况下的RBI，Rs是小血管情况下的RBI+RBE。已发现在大血管中，在大约1.6MHz处产生血液的最大相移。如下所述，使用最大相移来确定血球比率。在血液阻抗测量中，大血管模型占最大地位。然而，我们相信也不应忽略小血管的贡献，将在低于1.6MHz处产生小血管的主导相移。我们也相信可在整个频谱的值中反映出小血管的效果。
然而，当电流如下所述经过肢体时，电流不只经过血液，也经过组织、骨骼等。可通过如下所述的过程，从肢体的总阻抗中分离出血液的阻抗。简单地说，在图3A中，阻抗ZU表示在通过肢体的血液流未经限制时肢体的总阻抗。在图3B中，通过肢体的血液流受到限制，ZB表示限制的结果而累积的附加血液的阻抗。在限制状态期间肢体的总阻抗为ZR。可以计算ZU和ZR，ZB＝(Zu×ZR)/(ZU-ZR)。因此，除了血液以外，不必确定肢体部分的贡献。
2.系统概述
参考图4，血球比率测量系统30包括一信号发生器和解调器(SGD)34，它通过导体38向电极箱36发出一信号，并通过导体40接收从电极箱36测得的信号。SGD 34通过导体32和RS-232端口向个人计算机(PC)42提供信号，这些信号表示通过病人肢体的电流以及获得的电压。可在各种频率，诸如10kHz到10MHz的频率范围内测量电压和电流。
通过测量不同血液容量的肢体的阻抗，把血液本身的阻抗与血液、肌肉、骨骼等肢体总阻抗分离。如下所述，可使用气泵、螺线管和压力袖带28使肢体中的血液容量发生变化。
PC 42确定血球比率。可单独根据SGD 34发出的信号确定血球比率，或结合特定病人有关的各种其它数据，诸如年龄、性别、体重、体温、疾病等或与普通病人有关的各种其它数据来确定血球比率。因此，如下所述，也可使用神经网络。可以在PC 42或虚线所示的独立计算机52中实现神经网络。
3.电极箱和电极
参考图4、5A和5B，电极箱36通过电极48A和48B向病人肢体44(诸如具有指甲46的手指)提供交变电流信号。(图5A示出邻近左手大拇指的两个手指的下侧。)通过电极50A和50B测量肢体44两端的电压降。电极48A和48B之间的电压可能是大约3伏。电极48A、48B、50A和50B可以是标准的市售电极。
电极48A、48B、50A和50B可通过覆盖电极和一部分肢体44的胶带54方便地固定就位。然而，胶带54最好不限制血液流动。胶带54可以在肢体44的周围延伸1/2到3/4。除了使电极固定就位以外，胶带54粘住肢体44，从而更容易控制测量过程。也可使用夹板或聚酯薄膜。
参考图6，电极箱36包括50欧姆的终端(termination)缓冲器60，它在导体38上接收来自SGD 34频率为ω的正弦信号。传感电阻器64串联在缓冲器64和连接了电极48A的导体66A之间。
电极48A、48B、50A和50B通过导体66A、66B、70A和70B连到电极箱36，这些导体最好尽可能短。也可使用图7所示的无线通信，包括发射机76A、76B和76C以及接收机78A、78B和78C。无线通信在手术室环境下特别有用。
再参考图6，测量放大器68向导体72提供信号A1sin(ωt+θ1)，该信号表示跨电阻器64两端的电压降，这里“A1”是幅度，θ1是相对于原始信号sinωt的相位差。测量放大器68提供高输入阻抗，并在对电阻器64两端的电压降进行放大时阻挡导体66A处共模电压。测量放大器68可包括三个具有公知结构的运算放大器。
测量放大器74向导体78提供信号A2sin(ωt+θ2)，该信号表示电极50A和50B之间的电压，这里“A2”是幅度，θ2是相对于原始信号sinωt的相位。电极48A和50B之间肢体44中的电容以及测量放大器68和74的速度和相位响应差引起θ1和θ2之间的相位差。
因此，应如此选择和构成测量放大器68和74，以把其相位响应差减到最小。使用虚拟负载，脱离设备校正放大器68和74中的速度和相位响应差。其后，PC42存储校正信息并减去任何差值。
测量放大器74阻挡导体66B和70B之间的共模电压，并对导体70A和70B之间的差分电压进行放大。测量放大器74可包括三个具有公知结构的运算放大器。
RF开关80在导体84上信号的控制下，把导体72上的信号或导体78上的信号传递到导体40。RF开关80可以每秒110次(＝2×55)的速率进行切换。
4.信号发生器和解调器(SGD)
参考图8，SGD 34在导体38上产生信号，并在导体40上对信号进行解调和滤波。SGD34可包括微处理器94，它内置有诸如HC6805之类的EPROM。如以下结合图9所述，微处理器94通过导体84向SGD 34到RF开关80的各种元件以及通过导体88A、88B和88C向气泵、螺线管和压力袖带28提供控制信号。微处理器94也通过导体32与PC 42进行通信。
频率发生器100对导体96产生公式(1)所示的数字正弦信号FGSIN：
FGSIN＝sinωt                 (1)，这里假设幅度是单一的。信号sinωt从导体96提供给混频器和滤波器104以及DAC 110。通过缓冲器112把来自DAC 110的模拟正弦信号提供给导体38。由PC 42提供给频率发生器100的频率控制字来控制FGSIN的频率。
频率发生器100也对导体98产生公式(2)所示的数字余弦信号FGCOS：
FGCOS＝cosωt                                                (2)，这里假设幅度是单一的。当然，cosωt的相位与sinωt的相位相差90度。信号cosωt从导体98提供给混频器和滤波器106。
低通滤波器116通过缓冲器118接收到来自导体40上电极箱36的信号。低通滤波器116除去谐波频率分量或进行混频。选中22MHz的值，以允许在20MHz高的频率以sinωt测量组织的阻抗。然而，模拟电路难于把所需的相位容限保持在大约10MHz以上。对于10MHz的上限，低通滤波器116可具有较低的截止频率。通过ADC 120把来自低通滤波器116的滤波信号转换成数字信号，并传递到混频器和滤波器104和106。
DAC 110、ADC 120和频率发生器100可以60MHz定时。然而，如果频率发生器100所产生的sinωt的最大频率为100MHz，则DAC 110、ADC 120和频率发生器100可以诸如30MHz定时。
ADC 120把测得的电流指示信号MC提供给导体90。信号MC来自图6中的导体72，并经过RF开关80、缓冲器118、低通滤波器116和ADC 120的处理。信号MC如以下的公式(3)所示：
MC＝G A1sin(ωt+θ1+φ)                                   (3)，这里A1和θ1分别是导体72处信号的幅度和相位，G和φ分别是缓冲器118、低通滤波器116和ADC 120所产生的增益和相移。
ADC 120也把测得的电压指示信号MV提供给导体90。信号MV来自图6中的导体78，并经过RF开关80、缓冲器118、低通滤波器116和ADC 120的处理。信号MV如以下的公式(4)所示：
MV＝G A2sin(ωt+θ2+φ)                                   (4)，这里A2和θ2分别是导体78处信号的幅度和相位，G和φ分别是缓冲器118、低通滤波器116和ADC 120所产生的增益和相移。当然，信号MC和MV只是电流指示信号和电压指示信号的例子，除了示出的电路以外，也可使用其它电路来产生合适的电流和电压指示信号。
在混频器和滤波器104中，乘法器124把导体96上的sinωt乘以ADC 120的输出。当RF开关80在导体72上传递信号时，乘法器124的输出为以下公式(5)所示的积PCI(电流同相)：
PCI＝G A1sin(ωt+θ1+φ)×sinωt
   ＝((G A1/2)cos(θ1+φ))-((G A1/2)sin(2ωt+θ1+φ))       (5)，这里G、A1、θ1和φ同公式(3)中的定义。混频器和滤波器104表示混频器和滤波器106。
60Hz的数字低通滤波器128滤除((G A1/2)sin(2ωt+θ1+φ))分量以及各种噪声，只留下DC分量，即((G A1/2)cos(θ1+φ))。信号((G A1/2)cos(θ1+φ))被加到导体134，并叫做CI，这里“C”表示电极48A和48B之间的电流，“I”代表“同相”。可以公知方式进行卷积的乘法器和加法器构成数字低通滤波器128。
当RF开关80在导体78上传递信号时，乘法器124的输出为以下公式(6)所示的积PVI(电压同相)：
PVI＝G A2sin(ωt+θ2+φ)×sinωt
   ＝((G A2/2)cos(θ2+φ))-((G A2/2)sin(2ωt+θ2+φ))         (6)，这里G、A2、θ2和φ同公式(4)中的定义。
60Hz的数字低通滤波器128滤除((G A2/2)sin(2ωt+θ2+φ))分量以及各种噪声，只留下DC分量，即((G A2/2)cos(θ2+φ))。信号((G A2/2)cos(θ2+φ))被加到导体134，并叫做VI，这里“V”表示电极50A和50B之间的电流，“I”代表“同相”。
把原始信号与变化的信号相混合来获得幅度和相位信息的技术叫做“相关”技术。
在混频器和滤波器106中，乘法器(未示出)把导体98上的cosωt乘以ADC 120的输出。当RF开关80在导体72上传递信号时，乘法器124的输出为以下公式(7)所示的积PCQ(电流正交)：
PCQ＝G A1sin(ωt+θ1+φ)×cosωt
   ＝((G A1/2)sin(θ1+φ))+((G A1/2)sin(2ωt+θ1+φ))       (7)，这里G、A1、θ1和φ同公式(3)中的定义。注意，从与正弦信号相差90度的余弦信号中得出正交项。
60Hz的数字低通滤波器128滤除((G A1/2)sin(2ωt+θ1+φ))分量以及各种噪声，只留下DC分量，即((G A1/2)sin(θ1+φ))。信号((G A1/2)sin(θ1+φ))被加到导体136，并叫做CQ，这里“C”表示电极48A和48B之间的电流，“Q”代表“正交”。
当RF开关80在导体78上传递信号时，乘法器124的输出为以下公式(8)所示的积PVQ(电压正交)：
PVQ＝G A2sin(ωt+θ2+φ)×cosωt
   ＝((G A2/2)cos(θ2+φ))-((G A2/2)sin(2ωt+θ2+φ))     (8)，这里G、A2、θ2和φ同公式(4)中的定义。
60Hz的数字低通滤波器128滤除((G A2/2)sin(2ωt+θ2+φ))分量以及各种噪声，只留下DC分量，即((G A2/2)sin(θ2+φ))。信号((G A2/2)sin(θ2+φ))被加到导体136，并叫做VQ，这里“V”表示电极50A和50B之间的电压，“Q”代表“正交”。
信号CI和CQ提供与电极48A和48B之间电流的幅度和相位有关的信息。信号VI和VQ提供与电压电极50A和50B之间的幅度和相位有关的信息。信号V和C是复数(即，它们具有同相分量VI和CI以及正交分量VQ和CQ)。
同相和正交阻抗波形VI、VQ、CI和CQ被传送到计算机诸如PC 42，在其中可以55样品/秒的速率计算复数阻抗。
5.PC中的计算
可如下对信号VI、VQ、CI和CQ进行分析。
通过以下的公式(9)来确定电流分量的大小CMAG：
CMAG＝(CI 2+CQ 2)1/2             (9)，这里CI和CQ是导体134和136上来自混频器和滤波器104和106的信号。
通过以下的公式(10)来确定电流分量的相位Cφ：
Cφ＝tan-1(CQ/CI)                                            (10)。
通过以下的公式(11)来确定电压分量的大小VMAG：
VMAG＝(VI 2+VQ 2)1/2                                           (11)，这里VI和VQ是导体134和136上来自混频器和滤波器104和106。
通过以下的公式(12)来确定电压分量的相位Vφ：
Vφ＝tan-1(VQ/VI)                                            (12)。
阻抗Z是复数V和C的比值。
通过以下的公式(13)来确定阻抗分量的大小ZMAG：
ZMAG＝VMAG/CMAG＝GA2/GA1＝A2/A1                              (13)，这里依据公式(11)和(9)确定VMAG和CMAG。
通过以下的公式(14)来确定阻抗分量的相位Zφ：
Zφ＝Vφ-Cφ＝(θ2+φ)-(θ1+φ)＝(θ2-θ2)                   (14)，这里依据公式(12)和(10)来确定Vφ和Cφ。
把来自血液本身的阻抗与来自血液、组织、骨骼等的总阻抗相分离。可如下进行此分离。在扫描的每个频率处，在通过肢体44的血液流未经限制，因而肢体具有正常或未经限制的血液容量时，通过计算VI、VQ、CI和CQ来确定肢体阻抗。然后，在对通过肢体44的血液流进行限制，因而肢体具有限制的血液容量(它可高于或低于未经限制的血液容量)时，在相同的频率上进行另一次扫描。限制方法如下所述。
图3A和3B示出限制引起血液容量增加的情况。如图3A所示，在肢体未经限制时，较低血液容量下肢体的总阻抗为ZU。如图3A所示，在肢体未经限制时，较高血液容量下肢体的总阻抗为ZR。阻抗ZB相当于ZU与阻抗ZB并联，这里ZB是在较高容量下存在的血液，它在较低容量下不存在。(此模型假设外部血液具有与通过肢体的其它全部血液相同的血球比率。)通过以下公式(15)计算阻抗ZR：
ZR＝(ZB×ZU)/(ZB+ZU)                                                 (15)。ZR和ZU都可测得，可从它们计算出ZB。对公式(15)中的阻抗ZB求解就得到以下的公式(16)：
ZB＝(ZU×ZR)/(ZU-ZR)                                                 (16)，这适用于限制引起血液容量增加的情况。
在限制引起血液容量减小的情况下，ZU相当于ZR与ZB并联，这里ZB是在较高容量下存在的血液，它在较低容量下不存在。然后，通过以下公式(17)计算阻抗ZR：
ZU＝(ZB×ZR)/(ZB+ZR)                                       (17)。ZR和ZU都可测得，可从它们计算出ZB。对公式(17)中的阻抗ZB求解就得到以下的公式(18)：
ZB＝(ZU×ZR)/(ZR-ZU)                                       (18)，这适用于限制引起血液容量减小的情况。
虽然血液阻抗ZB包括大小和相位，但相位好象更明显地表现了血球比率。然而，可在神经网络的图形分析中使用ZB的相位和大小。
在大约10kHz到大约10MHz范围内对各种频率重复确定ZB的过程。可使用各种步骤。在本实施例中，可使用每倍频程3个步骤到每倍频程10个步骤，这里倍频程是10kHz、20kHz、40kHz、80kHz、160kHz等。
使用少量或较多步骤各有优缺点。大量步骤可用于平均动脉脉动噪声，但需要更多的时间，因此，其危险在于血液容量将在较长的测量时间中发生不想有的变化。
发明人已发现，相位变化从大约10kHz到1.6MHz的范围内增大(作为负数)，然后开始减小(虽然在比1.6MHz低得多的地方可能有一个转折点)。(de Vries，P.M.J.M.等人在Med.Biol.Eng.& Comput，31，445-448(1993)中的“血球比率连续在线测量的人体血液介电性能的推论”中提及了1.6MHz的最大相位。)然而，期望最大相位变化依据各种因素而改变。因此，提出一个神经网络的方案。
6.较佳步骤
可使用以下的步骤。“扫描”指把频率上下限之间各种频率的信号逐步加到电极48A的处理。如上所述，这在电极48A和48B之间产生一电流，并在电极50A和50B之间产生一电压。在每个频率处收集VI、VQ 、CI和CQ信号将花费55分之一秒。数字滤波器128需要大约9毫秒来实现所需的60Hz带宽。相应地，数字滤波器128在一个频率下花费9毫秒对PCI进行处理，然后花费9毫秒对PVI进行处理。然后，在另一个频率下，花费9毫秒对PCI再次进行处理，然后花费9毫秒对PVI再次进行处理。混频器和滤波器106中的相应数字滤波器对PCQ和PVQ进行同样的处理。
在一个较佳实施例中，通过编写软件，从而频率的下限和上限为10kHz和10MHz，下限和上限之间步骤的数目在11和101个频率之间。如果选用101个频率，则完成扫描要花费1.8秒(＝101/55)。
“重复”指在改变血液容量以前快速而连续地进行的“扫描”次数。在一个较佳实施例中，通过编写软件，从而可以有1和10范围内的重复。进行多次重复的原因如下。动脉脉动使血液容量发生小的交变波动。脉动可影响相位。如果进行多次重复，则可平均动脉脉动所引起的相位变化，并可减少这个影响。
“测量”指在特定的血液容量下完成设定次数的重复扫描。在一个较佳实施例中，编写软件，从而可取25之内的任何测量次数。例如，在未经限制的血液容量下进行第一次测量。在限制的血液容量下进行第二次测量。可以在未经限制的血液容量或某些其它血液容量下进行第三次测量，等等。依据限制压力(诸如来自袖带)和血管循环，在限制压力变化后，肢体44的血液容量要达到一个新的平衡需花费大约10秒到45秒。
为了减少测试时间，不要进行更多不必要的测量。每次测量有较多次数的扫描可平衡脉动变化。已发现，即使在同一时间附近进行测量，这些测量也可能产生不同的结果。因此，应进行足够的测量，以保证准确的结果。可能需要多个循环，以产生令人满意的结果。如果首先进行的几次测量给出具有小标准偏差的结果，则不必做完所有的测量。
在值的选择方面有各种折衷。例如，相对于动脉脉动，血液容量中有大的变化，可产生高的信噪比。然而，大的血液容量变化要花费更长的时间，并使毛细管层张开而容纳附加的血液容量。
当然，通过改变软件，可改变用于频率、步骤、扫描、重复和循环的各种值和限制。
7.神经网络方案
神经网络可分析非常复杂的噪声数据，并找出可用于确定基本参数的图形(或数据组合)。通常这些图形对于观察者不是很明显的。在统计意义上，神经网络能进行非线性非参数回归。
找出解决复杂数据分析问题的神经网络方法可涉及许多科学领域。有许多不同的神经网络范例，每个范例都使用特定数目的重要参数。这些选择需要一定的经验、反复实验等。寻找系统神经网络设计方案在人工智能领域中是非常活跃的研究领域。
相信本发明有关的特定范例是那些产生连续有价值的输出并经过指导练习的范例。这是一种对神经网络进行构形的技术，其中网络反复地显示出数据和正确的答案。这允许网络在内部构成其本身的结构，从而从数据中提取我们认为对本发明很重要的特征。
可从对每个病人或对象所进行的一些实验中获得临床数据采集。可在某些变化的条件下(诸如被测试肢体有不同高度，给肢体加热等)进行这些实验。从而，对于同一血球比率，可以不同数据图形造成一些不同情况。此外，也可进行抽血，以使用对含有对象全部血液的毛细管进行离心分离的“黄金标准”技术来准确地确定实际的血球比率。
通过收集有关每个对象的各种数据，并拥有足够数量的对象，将使神经网络训练成可确定血球比率的基本参数。
神经网络52可位于PC 42或邻近的PC或其它计算机中。相应地，在图4中，神经网络52如虚线所示。
神经网络可能考虑以下参数。相对于阻抗波形，神经网络可考虑的参数包括频率、幅度、相位及其偏差。相对于病人或对象，神经网络可考虑的参数包括病人的年龄、体重、性别、体温、疾病、加到肢体的热量、血压以及手臂高度和位置。当然，神经网络不必考虑其中的每一个参数。
当然，神经网络也会考虑通过对相应于获得其它因素的病人的毛细管进行离心分离来测量血球比率。
可以两种方式使用神经网络。第一种，用于从与病人和波形有关的大量参数中获得一组图形和/或其它数据。第二种，一旦获得了图形和/或其它数据，则用数据网络通过把特定病人的病人和波形数据与先前获得的图形和/或其它数据相比较，来确定特定病人(例如，可能是手术台上的病人)的血球比率。
目前，相信数据网络能够处理出小血管效应，并从包含在大血管中的血液产生血球比率值。
如上所述，单词“病人”包括从中获得原始数据以产生这组图形或数据的人，以及然后从这组图形或数据中确定其血球比率的人。
虽然用许多图形(诸如公式)来制作实际用于大多数目的的查询表可能太复杂，但也可使用查询表。
8.气泵、螺线管和压力袖带28
改变血液容量有各种方法。例如，如果肢体44是手指，则可通过在病人的上臂周围进行静脉限制或在病人的手腕处进行动脉阻塞来改变血液容量。
在静脉限制的情况下，袖带最好产生小于心脏舒张压的压力，从而动脉可泵入血液，但在袖带压力下血液不会流出，直到肢体44中的压力等于袖带压力。在动脉阻塞的情况下，阻止动脉血液进入肢体44，通过静脉从肢体44中抽出血液，以产生较低的血液容量。已发现，在静脉限制期间检测到的相位变化与动脉阻塞期间检测到的相位变化可能是不同的。
与动脉阻塞相比，相信用压力袖带进行静脉限制更容易实行。为了通过阻塞获得限制，应阻塞尺骨和径向动脉，这可能很困难。此外，大约10％的人具有也应被阻塞的中间动脉。然而，可以相信，动脉阻塞使大血管抽空，但在很大程度上对毛细管没有影响，而静脉限制更倾向于形成新的毛细管屈张和/或改变血管空间的几何形状。
参考图9，气泵、螺线管和压力袖带28可如下工作。气泵152给管子154提供增大的气压。当需要压力袖带156来增压时，微处理器94启动螺线管160，螺线管160使管子154中的增压流入管子162。通过压力换能器164把管子162中的压力告诉微处理器94。当需要袖带156减压时，微处理器94启动螺线管168，通过它把管子162连到排气装置。可用独立的开关或在微处理器94的控制下接通气泵152。
通过调节病人手臂的倾斜度和高度可使容量变化为最大。
相信肢体的移动可明显地改变阻抗。
9.附加信息
可依据图10所示的公知惯例来构成频率发生器100。参考图10，加法器180在导体112上接收到16位的频率字FW，加法器180响应于FW产生相位字PW。所需的正弦频率＝FW×时钟频率/216。依据最大的所需正弦频率，时钟频率可以是例如30MHz或60MHz。正弦/余弦查询表PROM 182接收到相位字PW，然后产生正弦和余弦信号。正弦信号可以是127.5×sin(PW×2π)/2048，余弦信号可以是127.5×cos(PW×2π)/2048。当然，以上只是一个例子，也可使用各种其它的公知技术。
最好把电流注入电极48A和48B之间的肢体44，并测量电极50A和50B之间的电压。也可在电极50A和50B之间注入电流，并测量电极48A和48B之间的电压，但这不太理想。在不太理想的另一布局情况下，最好测量电极50A注入的电流以及电极50B接收到的电流，以计入可能传到人体另一部分的任何电流。此外，在不太理想的另一布局情况下，最好使电极50B和48B更靠近电极48A和50A，从而使电极更窄。
可通过磁场而不是电极产生电流。
导体98上来自信号发生器100的异相信号最好是余弦信号，它们的相位与导体96上的正弦信号(有时也叫做正交信号)的相位相差90度(或270度)。此外，除了相位与导体96上的各个正弦信号的相位相差90度以外，异相信号同它们还可以有其它关系。在此情况下，必须和/或最好有三个或更多的信号，而不只是两个信号。
在图4和8所示的实施例中，与微处理器相反，以硬件(包括例如具有加法器、乘法器和门阵列的编程专用硬件)执行频率发生器100、低通滤波器116和128以及混频器和滤波器104和106的功能。此外，在PC 42、另一个微处理器系统或在软件中执行某些或全部功能。
当然，PC 42不一定是“个人计算机”，也可以是任意的其它各种计算机，诸如MacIntosh、Sun微系统等。
为了消除RF开关80，可使用四个混频器和滤波器，而不是两个。
这里所使用的“导体”实际上可包括多导电线，诸如在并行数字传输的情况下。换句话说，可以并行或串行方式传输数字数据。可以有地线。导体38和40都可以是50欧姆的同轴电缆。
权利要求书中所使用的单词“连接”、“可连接”或“连到”不限于直接连接。
B.双频率的实施例
虽然上述多频率实施例是较佳的，但也要描述以下确定血球比率用的双频率技术。
1.背景
再参考图1，它示出当全部血液在承受交变电流时的大致性能，电流路径12中的电阻10表示细胞外或血浆组分的响应，而代表红细胞或红血球组分的并联电路路径14包括电容16和电阻18。在低频处(诸如50kHz)，全部血液阻抗主要归因于细胞外血液组分电路路径12，而在较高频率处(例如，1Mhz)，红血球细胞膜的电容本质导致主要由电路路径14形成的阻抗，从而减少全部血液阻抗的大小。于是，简单地说，低频阻抗与高频阻抗的比值代表红血球的相对容量百分比或血球比率。没有红细胞的电容现象变得很明显的准确频率或窄频带，但是有电容分量相对快速增加的频率过渡区。以下将更详细地说明，因血液的频率响应特性低于或高于上述过渡区而引起的阻抗大小之差使得运用本发明的从业者可利用病入的电学刺激来非侵入性地确定血球比率。然而，为了利用全部血液中基于频率的阻抗之差来确定血球比率，必须除去阻抗测量的人体部分的主要人体组织阻抗分量。
图15包括依据本发明，在附着于病人的电刺激端的传感器进行测量的时期内，解调电压信号包络线的代表区域，测得的电压正比于并因而代表了全部血液加周围组织的总阻抗。如图所示，信号包络线包括主导的DC或基线分量和小的AC或脉动分量。由病人的组织、非脉动动脉血液、受激人体部分的静脉和毛细管血液产生DC分量。AC分量只由脉动血液产生，因此它实际代表给定频率的全部血液的阻抗。不同频率下的AC分量将具有基本上相同的电压包络线形状，而只因上述全部血液阻抗晌应的频率相关特性，在大小方面有所不同。通过只隔离和应用信号的AC或脉动分量，消除了病人血管外组织的阻抗效应，并可使用低频脉动阻抗与高频脉动阻抗的比值来确定血球比率。
2双频率系统和方法
图11是本发明的双频率实施例，示出包含动脉(也叫做脉动血管部分)的病人人体部分220，在动脉的外部放有外部刺激电极222和内部传感器电极224，这些电极最好是环形电极，从而包围人体部分220。四电极方法是标准的工程学技术，它有助于消除接触电阻造成的误差，它除了用于本发明以外，不构成本发明的一部分。
以电流源226和228所提供的两个频率A和B所构成的恒定电流合成载波波形来驱动功率或刺激电极222。所加恒定电流的峰-峰幅值最好是2mA或更小。频率A和B应非常不同，以对病人血液的电容分量所引起的每个频率提供明显不同的血液阻抗响应，从而使阻抗差有利于实施本发明。已发现50kHz的低频A和1MHz的高频B提供了可使用的差分响应，因为它们分别远远低于和高于响应的电容分量变得很明显的频率过渡区。应注意，为了病人的安全，使用比50kHz低得多的频率是不可取的，因为更低的频率可引起心率不齐。
每个频率以恒定的电流刺激人体部分220的组织，由内部传感器电极224测量每个频率获得的电压信号。由于电流刺激恒定，所以每个频率测得电压的包络线正比于该频率的组织阻抗。分别用于频率A和频率B的AM检测器230和232测量电压信号的包络线，并把获得的信号传输到A/D转换器234，转换器234把这些信号转换成数字域，以隔离信号的脉动分量并由编程处理单元响应于来自键盘238的命令进行进一步的处理，编程处理单元最好是通用型微型计算机236。微型计算机236重复地选取每个频率处与时间匹配且经转换的脉动信号分量区段，相对于各个载波波形的电压基线对它们进行归一化，然后产生归一化脉动信号分量的一系列区段比。取这些比值的平均值，最好使用加权平均法来求平均值，此方法对较明显的比值进行较重的加权，较明显比值包括表现出电压幅值随时间有最大变化的脉动分量区段。这些比值的加权平均值代表血球比率，后者是由微型计算机36在相应比值和血球比率值的内部查询表中选取的，并由显示器240显示给从业者，该显示器240可包括图解屏幕显示器、数字显示器或两者兼而有之。
图12中所示图11中电流源226和228的一个实施例使用晶体管300作为近似的电流源，该晶体管是通过所需频率处的自动增益控制(AGC)乘法器322由振荡器302来驱动的，获得的输出信号驱动电力变换器304，继而该信号输出到病人的刺激电极222。为了病人的安全，对使用通过电力变压器304和传感变换器306耦合的变换器的每个电流源进行隔离。应注意，在本领域内众所周知，变换器304和306应如此缠绕，以使其响应在有关频率处最大，而对人为干扰敏感度最小。从变换器306的输出线圈中拾取检测或调整信号，并通过缓冲器308把信号传输到相位锁定回路同步AM检测器317，该检测器包括检测器倍增器310、相位锁定回路312、正交放大器134和低通滤波器316。相位锁定回路在本领域中众所周知，安装了这些回路的AM同步检测器也是如此，因此这里将不再对其结构和功能进行进一步的描述。然而，在2222 Qume Drive，San Jose，California95131的EXAR公司出版的1987 EXAR Databook，pp.6-62到65以及11-68到71中，尤其是在适用于本发明的AM同步检测器的制造中对相位锁定回路、其操作、变化和应用性进行了简要而精采的描述。检测器317把检测到的电流驱动信号的包络输出到差分放大器318，以与来自基准320的输入信号进行比较，差分放大器318的输出信号控制AGC乘法器322，由振荡器302把所需的频率(A或B)加到AGC乘法器的输出上。于是，建立了一个伺服控制回路，以使电流源有基本上恒定的输出。除了振荡器302所授予的频率不同以外，电流源226和228基本上相同。
图13所示，用于本发明图11实施例的AM检测器230和232是置于相位锁定回路周围的AM同步检测器。从传感器或病人测量电极224测得的极小电压信号被测量放大器400放大，并传送到每个AM检测器230和232的检测器倍增器402和相位锁定回路404，相位锁定回路的输出被低通滤波器408滤波。于是检测器230和232的输出分别为低频和高频下测得的电压波形的包络线，它们固有地代表这些频率处的阻抗。如上所述，在本领域中，相位锁定回路和同步AM检测器及其结构和功能是众所周知的，对于更详细的描述，读者可再次参考1987EXAR Databook中的上述页。
如图14的较佳实施例所示，由A/D转换器234接收来自AM检测器230和232的解调电压信号包络线，A/D转换器234包括一对电平移动器500，由经由数字-模拟转换器502来自微型计算机236的电平设定命令驱动每个电平移动器，以扩展高分辨率模拟-数字(A/D)转换器单元504的范围，从而满足测得阻抗的可变(脉动)分量一般只构成测得总阻抗的大约百分之一(1％)这样一个事实。模拟多路复用器506响应于来自微型计算机236的信道选择命令从AM检测器230或232中选择适当的信号，并把选中的信号馈送到模拟-数字转换器单元504以转换成数字域。
用于获得在实施本发明中有关脉动波形分量的一个较佳方法是利用高分辨率比如具有20-22位分辨能力的A/D转换器单元504，并对整个波形数字化，该波形包括小的AC(脉动)分量和大得多的DC(基线)分量。这提供了足够大的动态范围，从而可隔离每个频率处波形的脉动或AC分量，以提供有意义的数据。然而，此方法需要相当昂贵的A/D转换器单元，另一种方法是把电压钳位电平设定在DC分量的幅值上，从波形中减去该电平并放大余下的信号。电压钳位方法不太昂贵，因为它在A/D转换器单元中需要较少位数的分辨能力。
然后，微型计算机236在相同的时段内反复从检测器230和232中拾取经转换的模拟值的区段，经相关进一步减少噪声的影响，然后在计算频率A和B处与时间匹配的数字化脉动分量信号区段的一系列比值前，把它们除以其各自载波波形的电压基线来进行归一化。在一较佳实施例中，使用本领域内众所周知的加权平均技术取这些比值的平均值，该技术在拾取数字化信号的时段内根据电压幅值对时间的变化进行相对加权。换句话说，对于一对与时间匹配的分量区段，每个Δt的ΔV越大，则获得的比值越大，在平均处理中对该比值进行更重的加权。由微型计算机236通过事先从临床研究构成的相应比值和血球比率值的查询表把加权的平均比值(代表血球比率)与血球比率值相关，并在显示器240上以数字和/或图表的形式显示给从业者。当然，反复且基本上连续地进行从测量病人人体部分220两端的电压到最终在显示器240上输出病人血球比率的上述处理，从而可明显看出血球比率的变化趋势。使用查询表的经验数据是因为全部血液模型所使用的电学近似为一次近似，模型响应严密的偏差是不准确的。此外，任何这样的偏差将产生随选中的两个频率以及设备不同级的增益系数而变化的校正结果。
对本领域内熟练的从业者很明显的是，由于有关信号的信号幅值极低，所以用于实施本发明的设备的所有元件都应选择低噪声输出的元件。
3.分析和比较
a.血液的阻抗
已由实验校正建立了图1所示代表血液一次电学模型。有趣的是，注意到在生物医学工程学中确认了该模型。见Med.Biol.Eng.& Comput，31，445-448(1993)中Vries，P.M.J.M.等的“用于连续在线测量的人类血液介电性能的含义”。
然而，以前相信最相关的频率范围位于50kHz和1MHz之间，现在证明稍有不同，在高频端有所扩展。事实上，后来建立的频率范围基本上位于100kHz和10MHz到20MHz之间。
发明人根据特殊准备的测试管的大量情况，已经确认在后一个频率范围(100kHz和10MHz到20MHz)内依据图1模型的血液的电学特性。通过把圆柱形玻璃管的直径取作1cm来形成测试管。测试管的一端用包含掩埋电极的绝缘体来封闭。然后把血液样品与非常少量的肝磷脂一起注入测试管，以防止样品在测试管中凝固。然后把绝缘材料制成的可移去的塞子插入测试管的开口端；在适当定位塞子时，塞子也可具有浸入血液的掩埋电极。然后在有关的范围内进行频率扫描并测量响应，从而以简单的方式(在此结构中，测试管以一种双端电子器件操作)测量血液的阻抗特性。
由于停滞的血液具有沉淀效应，即悬浮的红细胞将由于重力而慢慢地沉淀，所以为了保证复验性，在进行长时间的测试时搅动测试管是内含物是很重要的。
b.用于非侵入地确定血球比率的电学模型
为了使本领域的一般技术人员能更完整而全面地理解本发明，应再次重申以下的电学模型是一并行模型。事实上，虽然本申请背景技术部分中所使用的脉冲血氧定量术的模拟可适用于现在的所谓“小信号”或体积描记方法，如果极端地实行，该模拟可能不太适用。尤其是，使电学推导直接等价于脉冲血氧定量术的光学问题将导致一串行电学模型。然而，如图11所示被测试人体部分220的适当电学模型将是图1的一次近似，它代表与类似电路平行的脉动血管部分中的血液，其值将代表大部分背景组织细胞内外空间和细胞膜的电容。此模型如图16所示，通过并行方式由血液附加容量的阻抗ZB来桥接背景组织阻抗ZT。一种自然的方法是在心脏循环期间把血液附加容量加入肢体部分，其中心脏的泵(pumping)作用引起血液增量容量周期性地增加和减少。如图16所示，
ZB＝血液阻抗
RBE＝血液的细胞外电阻
RBI＝血液的细胞内电阻
CBM＝细胞膜电容
ZT＝组织阻抗
RTE＝组织的细胞外电阻
RTI＝组织的细胞内电阻
CTM＝组织的细胞膜电容
此模型的解法很简单，本领域内一般技能的电气工程师都能把此模型解出来。成功的解法是使用模型的并行本质，通过从测得的总阻抗中除去ZT的效果而找到ZB。一旦确定了ZB，可发现血球比率是RBI/(RBI+RBE)的某个函数。不能知道此函数的精确特性；然而，通过进行大量的校准型测量并把结果插入上述查询表中，可在仪器设计中根据经验确定血球比率。然后，在用于实际环境中的病人的本发明设备中利用此查询表。
使用以下在足够低(小于100kHz(＜100kHz))的频率下即电容基本上为开路以及在足够高(大于20MHz(＞20MHz))的频率下即电容基本上为短路或闭路时的测量概念可获得解决些问题的简化公式。
c.双频率技术
作为上述原始的发明概念，以阻抗幅值的观点来解决此问题(血球比率确定)。由于用于模拟相关生理学的等效电路包含电抗性元件(电容器)，所以频谱两端的阻抗为复数；即，幅值和相位都是相关的(或，同样，为实部和虚部)。然而，如上所述，通过使用足够低和足够高的测量频率，可使电容性元件分别断开或闭合。于是，预期测量频率处的相位可达到零或接近零。
实际上，为了解决非侵入地确定血球比率的问题，难于制造在20MHz处性能良好的电气装置。然而，可使用双频率技术，其中在进行附加的假设时，两个频率中较高的一个频率低于20Mhz。例如，血液阻抗Z的倒S形曲线在100kHz处是水平的，然后在超过100kHz时向下倾斜，直到在20MHz处再次变为水平，在大约10MHz处开始拉平。因此，利用查询表和对应于在10MHz而不是在20MHz时测得的血球比率之高频经验值，可获得相当高的精度。此外，通过使用两个以上的频率例如三个或更多的频率可解开电路所表示的方程式，如果这些频率如此选择，从而在这些频率处测得的阻抗之间有足够的差别。使用至少一个附加频率还可避免使用20MHz的高频。该技术涉及更多的数学知识，至少有另一个附加的未知量，但它却是一种更精巧的方法，通过曲线拟合可在一定程度上获得比双频率方法更接收的血球比率。
然而，图3-10中系统和方法方案没有忽略相位。已确定检测到的波形相对于输入信号的相位角(相位偏移)与存在的细胞膜的数量相关，继而与血球比率相关。此外，如果如上所述在测试管中直接测量血液，并重新获得幅值和相位，发明人已发现相位在1.6MHz附近达到最大响应(也已被上述Vries等人所确认)。这是大致相应于倒S形阻抗/频率曲线转折点的频率范围。于是，如果制造适当的硬件，则可由利用检测到的信号相位并结合阻抗幅值的双频率测量法来解决非侵入地确定血球比率的问题，其高频明显地低于20MHz。
d.修正的小信号方案
如以上相对于本发明的双频率实施例所述，在以电学方式测量包含脉动血管空间的肢体时，脉动分量(众所周知的体积描记术信号)在基线DC信号中占非常小的百分比。一般，此体积描记术信号是基线幅值的0.05％-0.1％。由于所需的动态范围，这需要上述经过精密设计的仪器。
然而，相对于本发明的双频率实施例，在小信号方案中已发现另一个问题。该问题是由于体内血液流动(发明人已确定为非均质)的本质所引起的。因此，这意味着血液中所有的成分即血浆和悬浮的细胞粒子不是相互步调一致地流动的；响应于不规则路径、扰动等，血浆中的红细胞浓度可表现出较高浓度的范围，继之以较低浓度的范围。于是，在心脏循环的进程中，血管空间中任意给定点处的“瞬时血球比率”都会有小小的变化。于是，如果能在动脉中的某个给定点处放置微小的“理想观测器”，则此观测器可检测到人体中瞬时血球比率从39变到41，而通常在人体中测得的血球比率为40。
虽然就绝对值而言，血球比率中的变化看上去很小，但它们将对使用本发明的非侵入技术而获得的血球比率产生相当大的影响。这个现象来自于以下的假设，即观测到的体积描记变化主要是由观测到的全部血液容量的变化而引起的，而且它代表全部血液。事实上，测得的变化是真实血液容量变化与血浆中红细胞局部密度变化的结合。可以想象，密度变化的相对百分比实际上大于基线体积描记的百分比。即使建立了理想的设备，这种情况也可导致明显错误的结果。
在使用小信号方案时，因瞬时血球比率的变化而产生上述问题，其解决方法是恢复以下血液流动中血球比率假设的正确性。通过对被测量肢体应用机械“帮助”来实行此修正的小信号方案。为了理解此“帮助”的基本原理，考虑在把压力袖带加到肢体并采用充气-放气循环时出现的情况。当最初把袖带充气到比心脏收缩压高一定数量的压力时，该压力导致动脉空间完全消失；结果，任何血液都不能流过袖带在心脏循环任意点处所产生的障碍，体积描记信号完全受到抑制。当打开袖带放气阀并使袖带缓慢放气时，在心脏循环的高压部分期间，袖带近端处的血液柱可稍稍侵入袖带下的肢体区域。就在袖带被放气到心脏收缩压时，少量血液可在短暂的瞬间完全穿过阻塞区。随着袖带压力继续下降，虽然对于压力低于阻塞袖带压力的心脏循环部分来说，动脉仍旧被完全阻塞，但绝大部分血液可穿过阻塞区。最后，随着袖带被放气到心脏舒张压，血液可在整个心脏循环中穿过阻塞区。
现在，再次考虑袖带压力正处于心脏收缩值的情况。能完全穿过阻塞区的少量血液几乎完全是血浆，因为与全部血液相比，血浆的粘性较小，接近完全阻塞的动脉的电阻非常高。当袖带压力继续下降时，血液所表现出的电阻也下降，有更多的细胞成分可以流动。想要获取的效果是在至少在心脏循环的一小部分中保持动脉阻塞，穿过阻塞区的血液至少在时间上表示全部血液。
于是，通过在一部分心脏循环期间用压力袖带来阻塞动脉，保证体积描记信号表示动脉中血液的总容量，而不是因心脏舒张而产生的小部分附加容量。此外，如果穿过阻塞区的血液在时间上表示全部血液，则可对体积描记波形进行积分来解决此问题。
已发现，在袖带压力处于平均动脉压力范围内时，可产生引起上述所需结果的适当条件。此压力区不是决定性的，它相应于信号中体积描记分量的幅值变为最大值时的压力范围。
为了实行依据此体积描记术的本发明，把袖带加到上述靠近刺激和传感器电极的人体部分(肢体)。把袖带置于电极附近、远离电极或电极上都是可行的，目前还未确认袖带相对于电极的较佳位置。可通过已有技术中公知的气泵、放气阀和传感器(压力换能器)来控制袖带中的压力及其充气和放气，这些装置最好由血球比率确定设备的微型计算机来控制。
也应该看到，由于使采样与袖带充气/放气循环定时之间保持相当精确的同步非常重要，所以修正的小信号方案应与两个选中的频率下对上述人体部分进行同步刺激一起使用。
e.大信号方案
结合图3-10所述的多频率方案叫做大信号方案。相反，双频率方案叫做小信号方案。已发现和证实以下的阻抗效应允许使用电气测量方法来确定血球比率。通过观察血液与背景组织并注意血液所引起的分量；即减去背景组织起作用的部分，可把这个概念扩展到非侵入性的领域。通过测量体积描记信号，来使用因心脏循环中固有的动作而引起的血液容量的自然变化。在所述小信号方案中，利用压力袖带来避免血液流动非均质性的不利影响。
由结合图3-10所述的系统和方法来实行血液中大的漂移。此方法的本质是消除了人为的血液流动。使用从解平行模型而获得的公式，运用减去背景组织阻抗的同一原理。
此过程需要以静止检查的肢体(预先加上了压力袖带)进行初步的背景测量。然后对袖带进行充气，使气压稍低于心脏舒张压。此气压水平允许血液在整个心脏循环中流过动脉；然而，袖带压力足以使静脉阻塞。为了方便起见，也可把静脉视作非脉动血管部分。于是，出现了在把全部血液加到肢体时阻止血液向外流动的情况。这能暂时隔断肢体的血管空间中整个血液的附加容量。现在，如果进行附加的测量，则可简单地使用上述背景测量并结合附加测量以应用这些解平行模型(图16)的公式来得到血球比率。已确定作为此方案结果的差分信号幅值在2％-5％的数量级，与基线相比，较之体积描记术信号的幅值有了明显提高。应注意，大信号方案是一静态技术，其中在测量期间隔断的血液增量不流动。结果，消除了因非均质血液流动而引起的人为因素。此外，由于大信号方案是一静态技术，所以通过在所需的频率处进行扫描或快速采样，可在不同的频率下对病人的身体部分进行连续刺激，而不是进行同步刺激。
与小信号方案相同，最好由血球比率确定设备的微型计算机来控制实行大信号方案的压力袖带操作。
C.血压的测量
由于修正的小信号和大信号方案所使用的测量设备包括应用压力袖带的以及阻抗测量所需的电极，所以此设备也可用于使用不同技术(而不是在目前非侵入自动血压监测器中常用的技术)来测量血压。
当前自动血压监测所使用的技术一般利用示波测量法。它包括对压力袖带下面动脉中的脉动所引起的压力袖带本身的压力变化进行分析。已确认此方案可导致相当正确的心脏收缩压和平均血压，但通常可导致不正确的心脏舒张压。然而，从用户的观点来看，可以发现由于示波测量技术的简便性(可把袖带用作压力设备的媒体以及测量装置)，所以该技术被广泛接受。这导致心脏舒张压的不准确测量与便于使用之间作出妥协。
虽然本发明的血压确定技术包括把附加的接口连到病人，但已这样来非侵入地获得血球比率。因此，与示波测量技术相比，本发明的设备事实上可获得更准确的血压读数，这是很吸引人的。
已发现使用压力袖带和阻抗确定电极及电路的有关测量点如下：开始时对袖带充气，以抑制体积描记信号；当袖带放气时，心脏舒张压就是再次出现体积描记波形的点；当袖带继续放气时，平均动脉压力是体积描记信号的最大强度点；当袖带进一步放气时，心脏收缩压处于体积描记波形的形态停止随袖带继续放气而发生进一步变化。
D.结论
虽然借助于某些示例的较佳实施例描述了本发明，但本领域内的一般技术人员应理解本发明不限于此，从而可以在以下所要求的本发明范围内对较佳实施例进行增删和修改。

Claims (86)

1.一种用于非侵入地确定病人人体部分中全部血液的血球比率的系统，其特征在于所述系统包括：
信号发生电路，产生各种频率的交变和正交信号；
处理、检测和应用电路，响应于交变信号提供通过人体部分的电流信号，检测所加的电流信号并响应于此产生电流指示信号，以及对一部分人体部分检测电压信号并响应于此产生电压指示信号；
处理和解调电路，接收并混合电流指示信号与交变和正交信号，以产生同相和正交电流指示信号，并接收和混合电压指示信号和交变和正交信号，以产生同相和正交电压指示信号；以及
评估电路，接收和处理同相和正交电流指示信号以及同相和正交电压指示信号，以确定血球比率。
2.如权利要求1所述的系统，其特征在于评估电路包括一神经网络，在其中把经处理的同相和正交电流指示信号以及同相和正交电压指示信号的参数与预先收集的数据相比较，以确定血球比率。
3.如权利要求2所述的系统，其特征在于比较中还包括与病人有关的参数。
4.如权利要求2所述的系统，其特征在于预先收集的数据包括与经处理的同相和正交电流指示信号以及同相和正交电压指示信号有关的参数，这些参数是各种人而不只是该病人的参数。
5.如权利要求1所述的系统，其特征在于所述系统利用大量病人来获得一组血球比率数据。
6.如权利要求1所述的系统，其特征在于还包括血液流动限制装置，用于限制血液在人体部分中的流动，从而允许人体部分中的血液容量至少在第一和第二容量之间变化；以及处理、检测和应用电路至少对第一和第二容量产生电流指示信号和电压指示信号。
7.如权利要求5所述的系统，其特征在于血液流动限制装置包括压力袖带。
8.如权利要求1所述的系统，其特征在于人体部分包括病人手指的一部分。
9.如权利要求1所述的系统，其特征在于各个频率范围从10kHz到10Mhz。
10.如权利要求1所述的系统，其特征在于处理和解调电路包含在微处理器系统中。
11.如权利要求1所述的系统，其特征在于信号发生电路包含在微处理器系统中。
12.如权利要求1所述的系统，其特征在于处理和解调电路以及信号发生电路包含在微处理器系统中。
13.如权利要求1所述的系统，其特征在于处理、检测和应用电路包括一开关，电压指示信号和电流指示信号交替通过此开关。
14.如权利要求1所述的系统，其特征在于处理和解调电路包括低通滤波器，在所述低通滤波器的输出端提供同相和正交电流指示信号以及同相和正交电压指示信号。
15.一种用于非侵入地确定病人人体部分中全部血液的血球比率的系统，其特征在于所述系统包括：
信号发生电路，产生各个频率的交变信号以及相对于所述交变信号的异相信号；
处理、检测和应用电路，响应于交变信号提供通过人体部分的电流信号，并检测所加的电流信号并响应于此产生电流指示信号，以及检测一部分人体部分的电压信号并响应于此产生电压指示信号；
处理和解调电路，接收并混合电流指示信号和电压指示信号以及交变和异相信号，以产生同相和异相电流表示信号以及同相和异相电压表示信号；以及
评估电路，接收和处理同相和异相电流表示信号以及同相和异相电压表示信号，以确定血球比率。
16.如权利要求15所述的系统，其特征在于评估电路包括一神经网络，在其中把经处理的同相和异相电流表示信号以及同相和异相电压表示信号的参数与预先收集的数据相比较，以确定血球比率。
17.如权利要求16所述的系统，其特征在于比较中也包括与病人有关的参数。
18.如权利要求16所述的系统，其特征在于预先收集的数据包括同其它人的经处理的同相和异相电流表示信号以及同相和异相电压表示信号有关的参数。
19.如权利要求15所述的系统，其特征在于还包括血液流动限制装置，用于限制血液在人体部分中的流动，从而允许人体部分中的血液容量至少在第一和第二容量之间变化；以及处理、检测和应用电路至少对第一和第二容量产生电流指示信号和电压指示信号。
20.如权利要求15所述的系统，其特征在于处理、检测和应用电路包括加到病人人体部分的两个外部电极和两个内部电极，通过两个外部电极加上电流信号并通过两个内部电极检测电压信号。
21.如权利要求15所述的系统，其特征在于处理、检测和应用电路包括加到病人人体部分的两个外部电极和两个内部电极，通过两个内部电极加上电流信号并通过两个外部电极检测电压信号。
22.如权利要求15所述的系统，其特征在于异相信号是相对于交变信号的正交信号。
23.一种用于非侵入地确定病人人体部分中全部血液的血球比率的系统，其特征在于所述系统包括：
信号发生装置，用于产生各个频率的交变和正交信号；
处理、检测和应用装置，响应于交变信号提供通过人体部分的电流信号，检测所加的电流信号并响应于此产生电流指示信号，检测一部分人体部分上的电压信号并响应于此产生电压指示信号；
处理和解调装置，用于接收并混合电流指示信号与交变和正交信号，以产生同相和正交电流指示信号，接收并混合电压指示信号与交变和正交信号，以产生同相和正交电压指示信号；以及
评估装置，用于接收和处理同相和正交电流指示信号以及同相和正交电压指示信号，以确定血球比率。
24.如权利要求23所述的系统，其特征在于评估装置包括一神经网络，在其中把经处理的同相和正交电流指示信号以及同相和正交电压指示信号的参数与预先收集的数据相比较，以确定血球比率。
25.如权利要求24所述的系统，其特征在于比较中还包括与病人有关的参数。
26.如权利要求24所述的系统，其特征在于预先收集的数据包括与其它人的经处理的同相和正交电流指示信号以及同相和正交电压指示信号有关的参数。
27.如权利要求23所述的系统，其特征在于还包括血液流动限制装置，用于限制血液在人体部分中的流动，从而允许人体部分中的血液容量至少在第一和第二容量之间变化；以及处理、检测和应用装置对至少第一和第二容量产生电流指示信号和电压指示信号。
28.一种非侵入地确定病人人体部分中全部血液的血球比率的方法，其特征在于所述方法包括：
把具有不同频率的交变电流信号注入处于不同血液容量的人体部分，注入的交变电流信号响应于所产生的具有不同频率的交变信号；
提供代表注入人体部分电流信号的电流指示信号；
测量流过电流信号的一部分人体部分两端的电压信号；
提供代表测得电压信号的信号的电压指示信号；
把电流指示信号与所产生的交变信号以及正交信号相混合，以产生同相和异相电流表示信号；
把电压指示信号与所产生的交变信号以及正交信号相混合，以产生同相和异相电压表示信号；以及
通过考虑同相和正交电流指示信号以及同相和正交电压指示信号的参数来确定血球比率。
29.如权利要求28所述的方法，其特征在于确定血球比率的步骤包括利用一神经网络，在其中把经处理的同相和正交电流指示信号以及同相和正交电压指示信号与预先收集的数据相比较，以确定血球比率。
30.一种用于形成一组数据的系统，用这些数据来确定特定病人全部血液的血球比率，其特征在于所述系统包括：
信号发生电路，产生各个频率的交变和正交信号；
处理、检测和应用电路，响应于交变信号提供通过大量病人人体部分的电流信号，检测所加的电流信号并响应于此产生电流指示信号，以及检测一部分人体部分上的电压信号并响应于此产生电压指示信号；
处理和解调电路，接收并混合电流指示信号以及交变和正交信号，以产生同相和正交电流指示信号，接收并混合电压指示信号以及交变和正交信号，以产生同相和正交电压指示信号；以及
评估电路，接收和处理同相和正交电流指示信号以及同相和正交电压指示信号，把同相和正交电流指示信号以及同相和正交电压指示信号与各个预先收集的数据相比较，以产生该组数据。
31.一种用于非侵入地确定具有阻抗的全部血液中红血球相对容量百分比的设备，所述容量百分比也叫血球比率，其特征在于所述设备包括：
一装置，用于产生第一低载波频率和至少一个第二高载波频率的恒定电流，所述第一低频低于其中所述红血球明显影响所述全部血液阻抗幅值的频率范围，所述至少一个第二高频在所述频率范围内；
一装置，用于以所述第一低频电流和所述至少一个第二高频电流来刺激包括至少一个脉动血管部分的病人人体部分，所述血管部分包含所述全部血液；
一装置，用于在所述经刺激的病人人体部分两端检测所述第一低载波频率和所述至少一个第二高载波频率中每个频率的电压信号；
一装置，用于对所述检测的电压信号进行放大；
一装置，用于对所述经放大和检测的电压信号进行解调，以产生至少两个复合波形，所述波形分别正比于所述第一低载波频率和所述至少一个第二高载波频率的所述全部血液阻抗的幅值；以及
一装置，用于对所述复合波形进行处理，以确定所述全部血液的所述血球比率。
32.如权利要求1所述的设备，其特征在于用于产生所述第一低载波频率和所述至少一个第二高载波频率的恒定电流的所述装置包括一信号发生器与一恒定电流放大器，所述处理装置确定所述第一低载波频率和所述至少一个第二高载波频率。
33.如权利要求32所述的设备，其特征在于所述信号发生器包括分别与第一和第二正弦/余弦查询表成对的第一和第二加法器，以产生所述第一低载波频率和所述至少一个第二高载波频率中的每个频率。
34.如权利要求33所述的设备，其特征在于每个所述第一和第二查询表产生一正弦输出，所述信号发生器还包括用于对所述输出求和的第三加法器以及模拟-数字转换器，所述转换器用于把所述求和正弦输出转换成被所述恒定电流放大器所接收的数字域。
35.如权利要求32所述的设备，其特征在于所述信号发生器产生一电压波形，以被所述恒定电流放大器转换成恒定电流源。
36.如权利要求31所述的设备，其特征在于所述放大装置包括一电压检测器。
37.如权利要求36所述的设备，其特征在于所述电压检测器包括一具有共模抑制特性的测量放大器。
38.如权利要求31所述的设备，其特征在于所述解调装置包括一信号发生器和一信号解调器。
39.如权利要求38所述的设备，其特征在于所述信号发生器包括分别与第一和第二正弦/余弦查询表成对的第一和第二加法器，以产生所述第一低载波频率和所述至少一个第二高载波频率中的每个频率。
40.如权利要求38所述的设备，其特征在于所述信号解调器包括成对的低通滤波器和用于接收所述放大的电压信号的模拟-数字转换器。
41.如权利要求40所述的设备，其特征在于所述信号解调器还包括分别与第一、第二、第三和第四数字低通滤波器成对的第一、第二、第三和第四混频器，每个所述混频器/滤波器对接收所述成对的低通滤波器和模拟-数字转换器的输出以及来自所述第一查询表的第一正弦输出或第一余弦输出或来自所述第二查询表的第二正弦输出或第二余弦输出中的一个输出，所述成对的混频器和数字低通滤波器输出所述两个复合波形。
42.如权利要求31所述的设备，其特征在于所述第一低载波频率位于大约100kHz，所述至少一个第二高载波频率位于从大约10MHz到大约20MHz的范围内。
43.如权利要求31所述的设备，其特征在于还包括用于选择性地阻塞所述脉动血管部分的装置。
44.如权利要求43所述的设备，其特征在于所述选择性阻塞包括局部阻塞。
45.如权利要求44所述的设备，其特征在于所述选择性阻塞包括基本上全部阻塞。
46.如权利要求43所述的设备，其特征在于所述选择性阻塞装置包括包围所述病人人体部分的可充气袖带。
47.如权利要求46所述的设备，其特征在于通过把所述袖带增压到处于所述脉动血管部分平均压力的范围来进进行所述选择性阻塞。
48.如权利要求43所述的设备，其特征在于所述选择性阻塞装置位于靠近所述刺激装置和所述检测装置的所述病人人体部分上。
49.如权利要求43所述的设备，其特征在于由所述处理装置来控制所述选择性阻塞装置。
50.如权利要求31所述的设备，其特征在于所述病人人体部分还包括至少一个非脉动血管部分，所述设备还包括一装置，用于选择性地阻塞所述至少一个非脉动血管部分，而所述至少一个脉动血管部分保持不阻塞。
51.如权利要求50所述的设备，其特征在于所述选择性阻塞装置包括包围所述病人人体部分的可充气袖带。
52.如权利要求50所述的设备，其特征在于由所述处理装置来控制所述选择性阻塞装置。
53.如权利要求31所述的设备，其特征在于还包括一装置，用于在确定所述全部血液的所述血球比率时补偿通过所述脉动血管部分的所述全部血液的非均质流动。
54.如权利要求31所述的设备，其特征在于还包括一装置，用于确定所述脉动血管部分中所述全部血液的血压。
55.如权利要求54所述的设备，其特征在于所述用于确定所述血压的装置包括用于选择性地阻塞所述脉动血管部分的装置。
56.如权利要求55所述的设备，其特征在于由所述处理装置控制所述用于选择性阻塞所述脉动血管部分的装置，以使之完全阻塞所述血管部分，接着把所述完全阻塞减少到足以引起在检测装置处出现体积描记波形信号的程度，把所述阻塞进一步减少到足以使所述体积描记波形信号的强度变为最大的程度，以及进一步减少所述阻塞，直到所述体积描记信号不再变化为止。
57.如权利要求56所述的设备，其特征在于出现的所述体积描记波形表示所述脉动血管部分的心脏舒张压，所述体积描记信号的所述最大信号强度表示所述脉动血管部分的平均压力，所述体积描记波形停止变化的所述点表示所述脉动血管部分的心脏收缩压。
58.如权利要求57所述的设备，其特征在于所述选择性阻塞装置包括一袖带，所述袖带置于所述病人人体部分的周围，并可充气到足以阻塞所述脉动血管部分的压力，通过与所述袖带相连的压力换能器装置把所述脉动血管部分的所述心脏舒张压、平均压力和心脏收缩压同所述血管部分的实际心脏舒张压、平均压力和心脏收缩压相关，其输出被所述处理装置转换成所述实际压力。
59.如权利要求31所述的设备，其特征在于所述用于产生恒定电流的装置包括一装置，用于以所述第二高载波频率中多个频率产生所述电流。
60.如权利要求31所述的设备，其特征在于用于处理所述复合波形的所述装置利用所述波形的幅值来确定所述全部血液的所述血球比率。
61.如权利要求31所述的设备，其特征在于用于处理所述复合波形的所述装置利用所述波形的幅值和相位来确定所述全部血液的血球比率。
62.如权利要求31所述的设备，其特征在于所述第一低载波频率位于大约100kHz，所述至少一个第二高载波频率位于大约100kHz到大约10MHz之间的范围内。
63.一种非侵入地确定具有一阻抗的全部血液红血球相对容量百分比的方法，所述百分比也叫做血球比率，其特征在于所述方法包括：
以第一低载波频率和至少一个第二高载波频率产生恒定电流，所述第一低频低于其中所述红血球明显影响所述全部血液阻抗幅值的频率范围，所述至少一个第二高频在所述频率范围内；
用所述第一低频电流和所述至少一个第二高频电流来刺激包括至少一个脉动血管部分的病人人体部分，所述血管部分包含所述全部血液；
在所述经刺激的病人人体部分两端以所述第一低载波频率和所述至少一个第二高载波频率中每个频率检测电压信号；
对所述检测的电压信号进行放大；
对所述经放大和检测的电压信号进行解调，以产生至少两个复合波形，所述波形分别正比于所述第一低载波频率和所述至少一个第二高载波频率处所述全部血液阻抗的幅值；以及
对所述复合波形进行处理，以确定所述全部血液的所述血球比率。
64.如权利要求63所述的方法，其特征在于还包括以所述第二高载波频率中多个频率产生所述电流。
65.如权利要求63所述的方法，其特征在于所述复合波形的处理利用所述波形的幅值来确定所述全部血液的所述血球比率。
66.如权利要求63所述的方法，其特征在于所述复合波形的处理利用所述波形的幅值和相位来确定所述全部血液的血球比率。
67.如权利要求63所述的方法，其特征在于所述第一低载波频率位于大约100kHz，所述至少一个第二高载波频率位于从大约10MHz到大约20MHz的范围内。
68.如权利要求63所述的方法，其特征在于所述第一低载波频率位于大约100kHz，所述至少一个第二高载波频率位于大约100kHz到大约10MHz之间的范围内。
69.如权利要求63所述的方法，其特征在于还包括选择性地阻塞所述脉动血管部分。
70.如权利要求69所述的方法，其特征在于所述选择性阻塞包括局部阻塞。
71.如权利要求69所述的方法，其特征在于所述选择性阻塞包括基本上完全阻塞。
72.如权利要求69所述的方法，其特征在于通过在所述脉动血管部分周围加上处于所述脉动血管部分平均压力范围内的压力来实现所述选择性阻塞。
73.如权利要求69所述的方法，其特征在于在其上进行所述刺激和所述检测的所述病人人体部分的近端位置来实现所述选择性阻塞。
74.如权利要求63所述的方法，其特征在于所述病人人体部分还包括至少一个非脉动血管部分，所述方法还包括选择性地阻塞所述至少一个非脉动血管部分，而所述至少一个脉动血管部分保持不阻塞。
75.如权利要求63所述的方法，其特征在于还包括在确定所述全部血液的所述血球比率时补偿通过所述脉动血管部分的所述全部血液的非均质流动。
76.如权利要求63所述的方法，其特征在于还包括确定所述脉动血管部分中所述全部血液的血压。
77.如权利要求76所述的方法，其特征在于所述血压的确定还包括选择性地阻塞所述脉动血管部分。
78.如权利要求77所述的方法，其特征在于为了确定血压而对所述脉动血管部分进行所述选择性阻塞包括完全阻塞所述血管部分，接着把所述完全阻塞减少到足以引起出现体积描记波形信号的程度，把所述阻塞进一步减少到足以使所述体积描记波形信号的强度变为最大的程度，以及进一步减少所述阻塞，直到所述体积描记信号不再变化为止。
79.如权利要求78所述的方法，其特征在于出现的所述体积描记波形表示所述脉动血管部分的心脏舒张压，所述体积描记信号的所述最大信号强度表示所述脉动血管部分的平均压力，所述体积描记波形停止变化的所述点表示所述脉动血管部分的心脏收缩压。
80.如权利要求79所述的方法，其特征在于还包括所述选择性的阻塞使用一袖带，所述袖带置于所述病人人体部分的周围，并可充气到足以阻塞所述脉动血管部分的压力，通过与所述袖带相连的压力换能器装置使所述脉动血管部分的所述心脏舒张压、平均压和心脏收缩压与所述血管部分的实际心脏舒张压、平均压和心脏收缩压相关，其输出被处理成所述实际压力。
81.一种用于非侵入地确定包含全部血液的病人人体部分的脉动血管部分中血压的设备，其特征在于所述设备包括：
一装置，用于产生一载波频率的恒定电流；
一装置，用于以所述恒定电流来刺激包括所述脉动血管部分的病人人体部分，所述血管部分包含所述全部血液；
一装置，用于在所述经刺激的病人人体部分两端检测所述载波频率的电压信号；
一装置，用于对所述检测的电压信号进行放大；
一装置，用于对所述经放大和检测的电压信号进行解调，以产生个体积描记波形信号；
一装置，用于检测所述体积描记信号的存在、幅值和形状。
一装置，用于选择性地阻塞所述脉动血管部分，以完全阻塞所述血管部分并抑制所述体积描记信号，接着把所述完全阻塞减少到足以引起出现体积描记波形信号的程度，把所述阻塞进一步减少到足以使所述体积描记波形信号的强度变为最大的程度，以及进一步减少所述阻塞，直到所述体积描记信号波形不再变化为止。
82.如权利要求81所述的设备，其特征在于出现的所述体积描记波形表示所述脉动血管部分的心脏舒张压，所述体积描记信号的所述最大信号强度表示所述脉动血管部分的平均压，所述体积描记波形停止变化的所述点表示所述脉动血管部分的心脏收缩压。
83.如权利要求82所述的设备，其特征在于所述选择性阻塞装置包括一袖带，所述袖带置于所述病人人体部分的周围，并可充气到足以阻塞所述脉动血管部分的压力，通过与所述袖带相连的压力换能器装置使所述脉动血管部分的所述心脏舒张压、平均压和心脏收缩压与所述血管部分的实际心脏舒张压、平均压和心脏收缩压相关。
84.一种用于补偿病人人体部分的脉动血管部分中非均质血液流动，以增强在所述病人人体部分处检测的血液相关参数准确性的方法，其特征在于所述方法包括：
在所述病人的至少一部分心脏循环期间阻塞所述脉动血管部分，同时检测所述血液相关参数。
85.如权利要求84所述的方法，其特征在于所述阻塞还包括对所述脉动血管部分加上处于其平均压范围内的压力。
86.一种用于补偿病人人体部分的脉动血管部分中非均质血液流动，以增强在所述病人人体部分处检测的血液相关参数准确性的方法，所述病人人体部分也包括非脉动血管部分，其特征在于所述方法包括：
对所述病人人体部分加上足以阻塞所述非脉动血管部分而允许血液流过所述脉动血管部分的压力，并检测所述血液相关参数。
CN 96194348 1995-04-20 1996-04-03 非侵入地确定血球比率的方法和设备 Pending CN1244779A (zh)

Applications Claiming Priority (6)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US08/425,404 1995-04-20
US08/425,404 US5526808A (en) 1990-10-04 1995-04-20 Method and apparatus for noninvasively determining hematocrit
US48449095A 1995-06-07 1995-06-07
US08/484,490 1995-06-07
US08/602,700 1996-02-16
US08/602,700 US5642734A (en) 1990-10-04 1996-02-16 Method and apparatus for noninvasively determining hematocrit

Publications (1)

Publication Number Publication Date
CN1244779A true CN1244779A (zh) 2000-02-16

Family

ID=27411466

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
CN 96194348 Pending CN1244779A (zh) 1995-04-20 1996-04-03 非侵入地确定血球比率的方法和设备

Country Status (6)

Country Link
EP (1) EP0955871A4 (zh)
JP (1) JP3844779B2 (zh)
CN (1) CN1244779A (zh)
AU (1) AU5383796A (zh)
CA (1) CA2218281C (zh)
WO (1) WO1996032883A1 (zh)

Cited By (10)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN100432663C (zh) * 2003-12-04 2008-11-12 松下电器产业株式会社 血细胞比容(Hct)的测定方法及该方法中使用的传感器和测定装置
CN100472210C (zh) * 2003-12-04 2009-03-25 松下电器产业株式会社 血液成分的测定方法及该方法中使用的传感器和测定装置
CN101032398B (zh) * 2005-12-12 2010-05-26 索尼株式会社 检测设备和检测方法
CN102694509A (zh) * 2011-03-22 2012-09-26 北京汉朔科技有限公司 具有交流激励功能的集成电生理信号放大器
CN103648374A (zh) * 2011-02-17 2014-03-19 森思公司 用于确定哺乳动物心血管分量的方法和系统
CN103796576A (zh) * 2011-07-25 2014-05-14 奇塔医疗公司 用于监测血液动力学的方法和系统
WO2014146312A1 (zh) * 2013-03-18 2014-09-25 深圳市理邦精密仪器股份有限公司 提高测量红细胞压积准确度的检测系统及运行控制方法
CN105403691A (zh) * 2016-01-01 2016-03-16 黄友锋 一种血液试剂分析系统
CN110199358A (zh) * 2016-11-21 2019-09-03 森索姆公司 表征和识别生物结构
WO2020232706A1 (zh) * 2019-05-23 2020-11-26 麦层移动健康管理有限公司 测量体液及其变化以及测量血流量变化的方法和装置

Families Citing this family (35)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US6766191B1 (en) 1990-10-04 2004-07-20 Microcor, Inc. System and method for in-vivo hematocrit measurement using impedance and pressure plethysmography
ES2143911B1 (es) * 1997-03-06 2000-12-01 Nte Sa Metodo y aparato para medir la concentracion y composicion de biomasa.
CA2318735A1 (en) * 1998-02-04 1999-08-12 Dermal Therapy (Barbados) Inc. Method and apparatus for non-invasive determination of glucose in body fluids
AU2001261847A1 (en) * 2000-05-16 2001-11-26 Microcor, Inc. System and method for in-vivo hematocrit measurement using impedance and pressure plethysmography
US6615077B1 (en) 2000-08-14 2003-09-02 Renal Research Institute, Llc Device and method for monitoring and controlling physiologic parameters of a dialysis patient using segmental bioimpedence
US7228170B2 (en) 2000-08-14 2007-06-05 Renal Research Institute, Llc Device and method for monitoring and controlling physiologic parameters of a dialysis patient using segmental bioimpedance
EP1613212B1 (en) 2003-03-25 2016-08-24 Fresenius Medical Care Holdings, Inc. Device and method for performing electrical impedance tomography
CN100571613C (zh) * 2003-05-12 2009-12-23 奇塔医疗有限公司 测量血流和血容量的系统、方法和装置
JP5153138B2 (ja) * 2003-06-03 2013-02-27 オルセンス リミテッド 血液パラメータの非侵襲的光学測定に使用する方法およびシステム
EP3115777B1 (en) 2004-04-19 2020-01-08 PHC Holdings Corporation Method for measuring blood components
US7356366B2 (en) * 2004-08-02 2008-04-08 Cardiac Pacemakers, Inc. Device for monitoring fluid status
DK1848326T3 (da) 2005-02-15 2017-02-13 Cheetah Medical Inc System, method and apparatus for measuring blood flow and blood volume
US9713447B2 (en) 2005-11-10 2017-07-25 Biovotion Ag Device for determining the glucose level in body tissue
JP5071767B2 (ja) * 2006-12-08 2012-11-14 学校法人日本大学 生体組織血流量測定装置
JP5071768B2 (ja) * 2006-12-08 2012-11-14 学校法人日本大学 血流速度測定装置
US8876725B2 (en) 2007-02-23 2014-11-04 Cheetah Medical, Inc. Method and system for estimating exercise capacity
US9095271B2 (en) 2007-08-13 2015-08-04 Cheetah Medical, Inc. Dynamically variable filter
WO2008107899A1 (en) 2007-03-07 2008-09-12 Cheetah Medical Ltd. Method and system for monitoring sleep
ATE548967T1 (de) 2007-04-19 2012-03-15 Cheetah Medical Inc Verfahren und gerät zur vorhersage von elektrochemischer dissoziation
US9514283B2 (en) 2008-07-09 2016-12-06 Baxter International Inc. Dialysis system having inventory management including online dextrose mixing
US8168063B2 (en) 2008-07-09 2012-05-01 Baxter International Inc. Dialysis system having filtering method for determining therapy prescriptions
US7981281B2 (en) 2008-07-09 2011-07-19 Baxter International, Inc. Dialysis system having regimen generation methodology
US8057679B2 (en) 2008-07-09 2011-11-15 Baxter International Inc. Dialysis system having trending and alert generation
US8062513B2 (en) 2008-07-09 2011-11-22 Baxter International Inc. Dialysis system and machine having therapy prescription recall
DK2346395T3 (en) * 2008-09-22 2018-06-06 Cheetah Medical Inc SYSTEM AND PROCEDURE FOR DETERMINING BLOOD FLOW
WO2010118538A1 (en) 2009-04-17 2010-10-21 Solianis Holding Ag Wide band field response measurement for glucose determination
US8282829B2 (en) 2009-05-20 2012-10-09 Baxter International Inc. System and method for automated data collection of twenty-four hour ultrafiltration and other patient parameters using wired or wireless technology
US8926551B2 (en) 2009-07-07 2015-01-06 Baxter Healthcare Inc. Peritoneal dialysis therapy with large dialysis solution volumes
JP2011078443A (ja) * 2009-10-02 2011-04-21 Tanita Corp 生体測定装置
JP5726662B2 (ja) * 2011-07-22 2015-06-03 学校法人上智学院 血液インピーダンス計測装置、人工透析装置及び血液のインピーダンスを計測する装置の作動方法
US8623660B2 (en) * 2011-09-30 2014-01-07 Lifescan Scotland Limited Hand-held test meter with phase-shift-based hematocrit measurement circuit
US20150196224A1 (en) * 2014-01-16 2015-07-16 Dermal Therapy (Barbados) Inc. Implantable Sensor and Method for Such Sensor
CN107003296B (zh) * 2014-05-23 2019-12-03 诺尔生物医药有限公司 溶血检测方法和系统
EP3651645B1 (en) * 2017-07-11 2024-02-28 Fresenius Medical Care Holdings, Inc. Apparatus and method for determining interstitial fluid volume using bioimpendance information
JP6895876B2 (ja) * 2017-12-13 2021-06-30 アークレイ株式会社 血液中のヘマトクリット値を測定する測定方法および測定装置

Family Cites Families (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US3994284A (en) * 1975-12-31 1976-11-30 Systron Donner Corporation Flow rate computer adjunct for use with an impedance plethysmograph and method
US4425920A (en) * 1980-10-24 1984-01-17 Purdue Research Foundation Apparatus and method for measurement and control of blood pressure
DE3202067C2 (de) * 1982-01-23 1984-06-20 Holger Dr. 5100 Aachen Kiesewetter Vorrichtung zur Bestimmung des Hämatokritwertes
SE455043B (sv) * 1982-04-22 1988-06-20 Karolinska Inst Anordning for overvakning av menniskokroppens vetskebalans genom metning av kroppens impedans
JP2665806B2 (ja) * 1989-09-13 1997-10-22 株式会社豊田中央研究所 ヘマトクリット測定装置
US5404879A (en) * 1993-01-19 1995-04-11 Hewlett-Packard Method and apparatus for automatic non-invasive monitoring of a patient's blood pressure
JP3345481B2 (ja) * 1993-09-22 2002-11-18 興和株式会社 脈波分光計

Cited By (21)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN100472210C (zh) * 2003-12-04 2009-03-25 松下电器产业株式会社 血液成分的测定方法及该方法中使用的传感器和测定装置
CN100432663C (zh) * 2003-12-04 2008-11-12 松下电器产业株式会社 血细胞比容(Hct)的测定方法及该方法中使用的传感器和测定装置
CN101032398B (zh) * 2005-12-12 2010-05-26 索尼株式会社 检测设备和检测方法
CN103648374B (zh) * 2011-02-17 2016-08-17 高通股份有限公司 用于确定哺乳动物心血管分量的方法和系统
CN103648374A (zh) * 2011-02-17 2014-03-19 森思公司 用于确定哺乳动物心血管分量的方法和系统
US9603533B2 (en) 2011-02-17 2017-03-28 Qualcomm Incorporated Method of and a system for determining a cardiovascular quantity of a mammal
CN102694509A (zh) * 2011-03-22 2012-09-26 北京汉朔科技有限公司 具有交流激励功能的集成电生理信号放大器
CN103796576A (zh) * 2011-07-25 2014-05-14 奇塔医疗公司 用于监测血液动力学的方法和系统
US10512405B2 (en) 2011-07-25 2019-12-24 Cheetah Medical, Inc. Method and system for monitoring hemodynamics
US9380947B2 (en) 2011-07-25 2016-07-05 Cheetah Medical, Inc. Method and system for monitoring hemodynamics
US11389070B2 (en) 2011-07-25 2022-07-19 Baxter International Inc. Method and system for monitoring hemodynamics
CN103796576B (zh) * 2011-07-25 2016-03-30 奇塔医疗公司 用于监测血液动力学的方法和系统
US10456047B2 (en) 2011-07-25 2019-10-29 Cheetah Medical, Inc. Method and system for monitoring hemodynamics
US10448841B2 (en) 2011-07-25 2019-10-22 Cheetah Medical, Inc. Method and system for monitoring hemodynamics
US10433735B2 (en) 2011-07-25 2019-10-08 Cheetah Medical, Inc. Method and system for monitoring hemodynamics
WO2014146312A1 (zh) * 2013-03-18 2014-09-25 深圳市理邦精密仪器股份有限公司 提高测量红细胞压积准确度的检测系统及运行控制方法
CN105403691B (zh) * 2016-01-01 2017-08-18 赛奥生物科技（青岛）有限公司 一种血液试剂分析系统
CN105403691A (zh) * 2016-01-01 2016-03-16 黄友锋 一种血液试剂分析系统
CN110199358A (zh) * 2016-11-21 2019-09-03 森索姆公司 表征和识别生物结构
CN110199358B (zh) * 2016-11-21 2023-10-24 森索姆公司 表征和识别生物结构
WO2020232706A1 (zh) * 2019-05-23 2020-11-26 麦层移动健康管理有限公司 测量体液及其变化以及测量血流量变化的方法和装置

Also Published As

Publication number Publication date
EP0955871A1 (en) 1999-11-17
CA2218281C (en) 2004-08-17
AU5383796A (en) 1996-11-07
WO1996032883A1 (en) 1996-10-24
JP3844779B2 (ja) 2006-11-15
CA2218281A1 (en) 1996-10-24
JP2001500392A (ja) 2001-01-16
EP0955871A4 (en) 2000-03-22

Similar Documents

Publication Publication Date Title
CN1244779A (zh) 非侵入地确定血球比率的方法和设备
US5526808A (en) Method and apparatus for noninvasively determining hematocrit
US5642734A (en) Method and apparatus for noninvasively determining hematocrit
CN1832703A (zh) 测量血流和血容量的系统、方法和装置
US10825569B2 (en) Universal non-invasive blood glucose estimation method based on time series analysis
US20060247543A1 (en) High resoution bio-impedance device
CN100344257C (zh) 心血管动力学参数的检测方法
Bera et al. A LabVIEW-based electrical bioimpedance spectroscopic data interpreter (LEBISDI) for biological tissue impedance analysis and equivalent circuit modelling
KR20010040703A (ko) 비침입식 혈액성분 측정방법과 장치
CN1627916A (zh) 利用参数以非侵入方式测量血液动力参数的方法及装置
CN107788983A (zh) 用于确定生物组织的生物阻抗的同步检测电路和方法
CN1543912A (zh) 一种生物组织多频率阻抗测量方法及其装置
CN105962949A (zh) 一种基于近红外光能量守恒法的无创血糖计算方法以及信号采集装置
TWI429417B (zh) Erectile function monitoring system and its monitoring method
US6128518A (en) System and method for in-vivo hematocrit measurement using impedance and pressure plethysmography
CN111493855A (zh) 个体化心输出量的无创测量系统与方法
CN106539562A (zh) 一种由脉搏波评估心功能的方法
CN105832296A (zh) 一种中医脉诊诊疗系统
CN107669249A (zh) 一种电子秤检测人体动脉硬化的方法及系统
CN1370503A (zh) 利用胸部生物阻抗和心电图的血液动力参数无损伤性监测
CN107995981B (zh) 一种用于血压测量装置的数据处理方法
CN104545942A (zh) 监测静脉血氧饱和度的方法及装置
CN102781315B (zh) 非侵入性分析骨组织的结构和化学成分并能消除周围组织的影响的方法和装置
CN2705789Y (zh) 一种生物组织多频率阻抗测量装置
KR102273117B1 (ko) 리액턴스 성분을 이용한 심박출량 측정 장치 및 방법

Legal Events

Date Code Title Description
C06 Publication
PB01 Publication
C10 Entry into substantive examination
SE01 Entry into force of request for substantive examination
C02 Deemed withdrawal of patent application after publication (patent law 2001)
WD01 Invention patent application deemed withdrawn after publication