CN1261772A - 手持非侵入式血压测量设备 - Google Patents

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蒂莫西·G·柯伦
奥尔兰·丹尼尔森
马里厄斯·O·波利亚克
罗杰·C·锡德
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Abstract

一种手持非侵入式血压测量设备(10)允许向动脉施加可变压力,并且检测压力波形以产生压力波形数据。从所检测的压力波形数据推导波形参数。然后,利用所推导的参数确定血压。通过可听或可视反馈指导或促进用户施加可变压力。

Description

手持非侵入式血压测量设备
本发明涉及一种用于测量动脉血压的系统。特别，本发明涉及一种用于以非侵入方式测量动脉血压的方法和装置。
血压一般通过如下四种基本方法中的一种来测量：侵入式、示波器式、听诊式和音调测量式。该侵入式方法，另外称为动脉线(A-线)式，涉及把一根针插入到动脉中。与流体柱相连接的转换器被用于测量确切的动脉压力。通过适当的装置，可以测量收缩压、平均血压、和舒张压。该方法难以作准备，并且费用高并涉及医疗风险。侵入式或A-线方法存在问题。通常产生回声并且造成严重的误差。因此，如果血块形成在导管的端部，或者导管的端部抵住动脉壁，则可能造成大的误差。为了消除或减小这些误差，必须频繁地调节该装备。需要熟练的医疗专业人员来把针插入到动脉中。这增加了该方法的费用。也可能发生象感染和神经损伤这样的医疗并发症。
测量血压的另一种方法是非侵入式的方法。示波器方法测量在膨胀套中的压力振荡的幅度。该套压在病人的配合动脉上并且加压或充气到预定的量。然后缓慢地对该套放气，在该套中的压力呈现出压力对时间的波形。该波形可以被分为两个成份，衰弱成份和振荡成份。衰弱成份表示套压力的平均值，而振荡成份表示心动周期。当该套被充气到超过病人的收缩压的程度时，该振荡成份以包络的形式从零开始，并且在该套的平均压力等于病人的平均血压时，该振荡成份增加到一峰值。一旦该包络增加到峰值，然后该包络随着套压力的连续减小而衰减。
收缩压、平均血压和舒张压的数值可以从通过在该套缓慢放气时监视该套中的压力而获得的数据中获得。该平均血压数值是对应于该包络峰值的时刻在该套压力的衰减装置中的压力。收缩压通常被估计为在该包络的峰值之前对应于该包络的幅度等于该峰值幅度的一个比例的时刻处的该套的衰减装置中的压力。通常，收缩压是在该包络的峰值之前该包络的幅度等于峰值幅度的0.57至0.45时的该套的衰减装置中的压力。类似地舒张压是在该包络的峰值之后对应于该包络的幅度等于该峰值幅度的一个比例的时刻处的该套的衰减装置中的压力。通常，收缩压被估计为在该包络的峰值之后该包络的幅度等于峰值幅度的0.82至0.74时的该套的衰减装置中的压力。
听诊方法还涉及对置于病人的配合动脉周围的套进行充气。在对该套充气后，对该套放气。当该套被放气时开始出现科罗特科夫(Korotkoff)声时表示收缩压。当该科罗特科夫声开始消声或消失时表示舒张压。该听诊方法仅仅被用于确定收缩压和舒张压。
由于示波器方法和听诊方法都需要对套子进行充气，因此难以执行频繁地测量。该测量的频率受到舒适地对该套进行充气所需的时间和进行测量时对该套放气所需的时间的限制。由于该套被环绕在动脉周围的较大区域上进行充气，因此该套的充气和放气对病人来说是不舒服的。从而，示波器方法和听诊方法不适于长期地重复使用。
示波器方法和听诊方法都缺少用于确定收缩压和舒张压数值的准确性和连续性。该示波器方法采用任意比例来确定收缩压和舒张压数值。从而，该示波器方法不能够产生与从A-线方法获得的更加直接和通常更准确的血压值相一致的血压值。另外，由于来自该套的信号与该套的平均压力相比非常低，因此小量的噪声可能造成结果中的较大变化，并且导致不准确的测量血压值。类似地，听诊方法需要对科罗特科夫声开始和结束的时间进行调节。该检测是在科罗特科夫声非常小的时候进行的。从而，听诊方法由于较低的信噪比而变得不精确。
用于确定动脉血压的第四种方法是音调测量法。该音调测量法一般涉及一种包括置于表面动脉上的压感元件的阵列的转换器。对该转换器施加压紧压力，以使下方的动脉压扁，而不封闭该动脉。在该阵列中的压感元件一般具有至少一个小于被测量血压的下方动脉的管腔的尺度。该转换器被定位使得至少一个独立的压感元件被置于下方动脉的至少一部分上。选择来自一个压感元件的输出用于监视血压。由该压感元件所检测的压力取决于把转换器压向病人的皮肤所用的压紧压力。这些音调测量系统测量直接来自手腕的参考压力并把其与动脉压相关。但是，由于称为增益的动脉外部的压力与动脉内部压力之间的比率必须已知并且恒定，因此音调测量系统是不可靠的。另外，如果病人移动，则因为该系统可能发生增益的改变，因此要重新校正该音调测量系统。因为这些音调测量系统的准确性取决于在下方动脉之上的独立压感元件的准确定位，因此该转换器的定位是关键的。从而，这些音调测量系统所带的转换器的定位是耗时间的并且容易出现误差。
示波器方法、听诊方法和音调测量方法通过在下方动脉被压缩或压扁时感应由于血压脉冲所造成的压力或偏移而测量和检测血压。通过测量由血压脉冲在垂直于下方动脉的方向上施加的压力而测量该血压。但是，通过这些方法，当血压脉冲经过压向病人的下方动脉上的皮肤的传感器的边缘时，该血压脉冲还施加与下方动脉平行的作用力。具体来说，通过示波器方法和听诊方法，平行作用力施加在该套的边缘或侧边上。通过音调测量方法，平行作用力施加在转换器的边缘上。这些由血压脉冲施加在传感器上的平行作用力产生横过该压感元件的压力梯度。该不均匀的压力梯度至少产生两个不同的压力，在压感元件边缘的一个压力，直接在该压感元件下方的第二压力。从而，该示波器方法、听诊方法和音调测量方法产生不准确和不连续的血压测量。
本发明是一种用于确定具有脉搏的动脉的血压的改进方法和设备。当变化的压力人为地施加到动脉上，可以测量压力波形以产生所检测的压力波形数据。然后，该所检测压力波形数据被分析以取得波形参数。一个或多个血压数值被根据波形参数而推导得出。根据所检测的压力波形数据指导或促进变化压力的手动施加。
图1是置于病人的手腕上的血压设备的透视图。
图2是图1的血压测量设备的电路方框图。
图3A是传感器接口组件的顶视图。
图3B是沿着图3A的3B-3B截面的传感器接口组件的截面视图。
图4为示出血压波形的曲线图。
图5为示出从图4的波形取得的点的曲线拟合的曲线图。
图6为示出从图4的波形取得的校正和标度波形的曲线图。
图1示出用于测量和显示在病人的手腕12内的下方动脉中的血压的一种手持血压测量设备。通过设备10，在茎突骨突起处对该桡动脉手动地施加小量压力。当手动施加该压力时心脏压力波形被记录，并且手动施加的相应的压紧压力也被记录。利用该心脏压力的压力波形，可以产生波形参数。这些参数与通用系数一同被用于计算可被随后显示的压力值。
血压测量设备10包括主壳体14、显示面板16、开/闭开关18、显示选择开关20、传感器接口组件22、连接电缆24、连接塞26、以及安装杆28。
壳体14包括所有测量设备10的电子元件。在图1所示的实施例中，壳体14通常是圆柱形。其直径和长度使得壳体14可以容易地在测量过程中由使用者(医务人员或病人)所握住。通过在轴向上向手腕12施加作用力而施加该压紧压力，该作用力从壳体14通过杆28传送到传感器接口组件22。
显示面板16最好是液晶显示器(LCD)。在一个优选实施例中，显示面板16根据血压测量同时显示一对数值。其中一对数值表示收缩压和舒张压。另一对数值表示脉搏率和平均血压。选择开关20允许使用者选择要在显示面板16上显示的任何一对数值。
电源开关18被启动以接通壳体14内的电路的电源。在壳体14中的定时电路自动在预定的静止时间之后切断电源，或者开关18也可以手动切换到关闭状态。
传感器接口组件22被旋转地安装到杆28的末端。当通过把壳体14向着动脉的方向移动而手动地施加压力时，该压力从壳体14通过杆28传送到传感器接口组件22。传感器接口组件22通常在结构上类似于在1995年2月16日申请的序号为08/388,751的名为“用于计算动脉的血压的方法和装置”的共同未决专利申请中所述的传感器接口组件相类似，该专利申请被转让给本专利申请的受让人Medwave(医疗波谱)公司。
电缆24和连接塞26把传感器接口组件22连接到壳体14中的信号处理器电路。
在操作中，传感器接口组件22被置于一动脉上，如桡动脉上(如图1中所示)。另外，设备10可以被用于几个其它位置，例如颞动脉或足背动脉。然后，用户开始通过从壳体14经过杆28向传感器接口组件22施加轴向力而向该动脉施加作用力。施加到动脉上的力被以增加的方式变动，使得随着施加不同大小的力，可以获得来自一系列脉冲的压力波形数据。为了获得所需的可变作用力的模式，该设备10最好具有用户反馈。在一个优选实施例中，反馈是以可听声的形式提供的。当施加压力时，设备10对每次心输出量波形发出一个声调。每个声调被调制，并且当心波形的幅度增加时产生较高声调的声音。通过听该声调，用户可以知道以什么样的速率来向动脉施加压力。在动脉与传感器接口组件22之间的最大能量转换点处，心压波形达到峰值幅度，因此产生最高频率的声调。当用户继续向动脉施加更高的压力时。该心压波形的幅度下降，从而声调的频率降低。通过听该声调，使用者可以用该设备10进行可变的压力变动来测量血压。
对使用者的反馈可以也用其它方式来提供。例如，可以用调频和调幅的结合来产生可听声。换句话说，当压力波形的幅度增加时，该声音的音调(频率)和幅度(音量或响度)将改变。
在另一个实施例中，视觉反馈被显示给用户，使得能够施加正确的压力区域。该视觉反馈可以通过显示面板16，或通过置于壳体14上的发光二极管提供，例如该发光二极管在包含开关18和20的壳体14的一端上。
图2是设备10的电路方框图。在传感器接口组件22中的压力转换器30被电缆24和连接器26连接到壳体12中的电路。电源电路32包括电池34、调节器36、和开关18。调节器36的输出是用于给其它电路通电的电功率，这些电路包括放大器40、模数(A/D)转换器42、微处理器44、扩音器46、显示面板16和选择开关20。微处理器44包括数字信号处理电路50、只读存储器(ROM)和电可擦除可编程只读存储器(EEPROM)52、随机存取存储器(RAM)54、定时电路56、和输入/输出端口58。
转换器30测量传到传感器接口组件22中的转换器30的流体压力，并且通过电缆24和连接塞26提供电信号。在一个优选实施例中，转换器30是压阻压力转换器。
转换器30的输出是表示所检测压力的模拟电信号。该信号由放大器40所放大并被提供给模数转换器42的输入端。到模数转换器42的模拟信号被转换为数字数据并且提供给微处理器44的数字信号处理电路50。
根据所接收的压力数据，微处理器44执行计算以确定血压值。这些计算将参照图4-6更加具体地描述。当每个脉搏产生一个心波形时，微处理器44驱动扩音器46产生作为所检测波形的一个函数而变化的可听声。该可听声音的频率或幅度(或者这两者)的变化指导用户向动脉施加可变的压力。
当完成一个测量周期时，微处理器44执行计算以确定收缩压、舒张压、平均血压和脉搏率。根据选择开关20的设置，微处理器44向显示器16提供显示控制信号。对于选择开关20的一个位置，显示收缩压和舒张压。对于选择开关20的另一个位置，显示脉搏率和平均血压。当按下选择开关20时可以显示其它数据。
图3A和3B详细示出传感器接口组件22(和杆28的末端)。传感器接口组件22包括顶板150、上杯152、上夹持件154、隔膜夹持件156、内部安装环158、外部安装环160、侧壁隔膜162、缓冲环164、内隔膜166和外隔膜168。
环158和160以及侧壁隔膜162的上部外端都安装在肩204中。
转换器30置于顶板150中的入口272内。出口274与流体通道208相连接。孔276还与流体通道208和流体填充腔210相连通。制动器278使得杆28啮合定位，并且根据需要移去该杆。多导线电缆24把转换器30连接到连接器26。
流体通道208与传感器接口腔210流体连通。流体耦合介质填充连接到转换器30的腔体210和通道208。球体28旋转地安装在插座152a中。由于插座152a与传感器接口腔210相邻，因此传感器接口组件22被在一低支点附近旋转地耦合到杆28。这使得传感器接口组件22可以稳定地定位在下方动脉之上。另外，该低支点使得用户可以在隔膜168上施加更加直接均匀的作用力。因此，由用户(通过壳体14和杆28)手动施加的压紧压力更加均匀地施加到下方动脉之上。
上夹持件154的外表面或周边向外突出以形成支梁230。支梁230部分地支持侧壁隔膜162，其被部分地夹持在环158与支梁230之间。在该优选实施例中，用粘合剂来把该表面结合在一起。可以使用象超声焊接或压入配合这样的其它方法。扩展腔240使得内隔膜166最初改变形状，而仅仅在体积上受到小的变化。
隔膜夹持件156被延长，圈环包括孔276和下凸缘252。孔276延伸通过隔膜夹持件156并确定流体通道208的一部分。凸缘252从隔膜夹持件156的下端向外凸出。隔膜夹持件156配合在上夹持件154和孔232中，直到隔膜夹持件156的内边缘夹持在下凸缘252与上夹持件154的下端之间。隔膜夹持件156最好粘接到上夹持件154上。另外，隔膜夹持件156可以被压入配合在上夹持件154中。
侧壁隔膜162和环158和160确定耦合到环164的环状可变形腔260。侧壁隔膜162最好由象聚氨基甲酸乙酯这样的可弯曲材料的普通圆形薄片形成，并且被部分地填充有流体。隔膜162具有配合上夹持件154的上部分234的周围的一圆孔。隔膜162包括外边缘部分162a和内边缘部分162b。外边缘部分162a被夹持在外环160和顶板150之间。内边缘部分162b被截留并支持在环158与上夹持件154的支梁230之间。隔膜162由可弯曲材料制成，并且当腔体260部分地填充有流体时向外凸出。腔体260可在垂直方向上压缩和膨胀，以能够符合下方动脉周围的病人人体组织。从而，顶板150与病人人体组织之间的距离可以根据病人人体组织的轮廓在侧壁隔膜162外围附近变化。另外，由于允许流体流过腔体260并在其各个部位，因此病人人体组织周围的压力均等。
缓冲环164通常由环状的可压缩环所构成，并且最好由泡沫橡胶或者其它象开口泡沫塑料或闭口泡沫塑料这样的脉冲缓冲材料所构成。环164位于侧壁隔膜162与隔膜166和168之间。缓冲环164与腔体201内的流体耦合介质相隔离。因为环164由可压缩材料所形成，因此环164吸收并缓冲在与下方动脉相平行方向上的作用力，该作用力是当血压脉冲跨过传感器接口组件22时由该血压脉冲对传感器接口组件22所施加的。因为底部环164与流体耦合介质相隔离，因此由环164所吸收和接收的作用力不能被传送到该流体耦合介质。而是，这样作用力对通过环164和侧壁隔膜162传送到顶板150。因为这些通道与流体耦合介质相区别并分离，因此腔体210和流体耦合介质与这些作用力相隔离。另外，环164还压住动脉周围的组织，以中和或补偿由该组织所施加的作用力。
上隔膜166是具有内部部分166a、中间部分166b、外部部分166c和适于环绕隔膜夹持件156的内径的可弯曲材料的环状薄片。内部部分166a嵌在或夹在隔膜夹持件156的唇缘252与上夹持件154的底部边缘之间。内部部分166a最好附着地固定在唇缘252与上夹持件154之间。
中间部分166b位于内部部分166a与外部部分166c之间。而中间部分166b与扩展腔240相邻，并与环164和腔体260相隔离。由于中间部分166b被置于扩展腔240附近，因此中间部分166b被允许最初向上移到扩展腔240中，使得腔体260、环164和外隔膜168符合向上动脉周围的病人人体组织，和腔体260仅仅受到小的体积变换。当环164压向动脉周围的病人人体组织以中和或补偿由组织所施加的作用力时，隔膜168也被压缩。但是，因为中间部分166b被允许滚进扩展腔240，因此腔体210不会受到对应于压力的大的体积下降和大的体积增加。因此，传感器接口组件22允许较大的作用力通过环164施加到病人人体组织上，以中和动脉周围的组织，而当侧壁的高度改变时，不会造成腔体210中压力的相应较大改变。从而，传感器接口组件22获得更加连续和准确的血压测量。
外隔膜168通常是能够把作用力从外表面传送到腔体210内的流体中的可弯曲材料的环形薄片。外隔膜168耦合到内隔膜166并且被构成为置于下方动脉之上的病人人体组织上。外隔膜薄片168包括非活动部分或裙边168a和活动部分168b。裙边168a构成隔膜168区域，其中内隔膜166，即外部分166c，被热封或结合到外隔膜168上。裙边168a和外部部分166c通常是两个可弯曲材料的热封或结合薄片，与下方动脉平行的作用力传送通过裙边168a和外部分166c、并且由环164的可压缩部分所缓冲。
活动部分168b构成外隔膜薄片168的一部分，它不结合到内隔膜166上。活动部分168b被置于下方并在环164的内径中。活动部分168b是传感器接口组件22的活动区域，其接收脉冲压力并把该脉冲压力传送到转换器30。隔膜168的活动部分168b、隔膜166的中间部分166b和隔膜夹持件156确定传感器接口腔210。
在腔体210内的耦合介质可以由能够把压力从隔膜168传送到转换器30的任何流体(气体或液体)所构成。流体耦合介质连接的隔膜168的活动部分168b与转换器30之间，以把血压脉冲传送到转换器30。因为流体耦合介质包含在传感器接口腔210内，其与传感器接口组件22的侧壁相隔离，因此流体耦合介质不把与下方动脉相平行的血压脉冲、来自下方动脉周围的组织的作用力和其它由侧壁所吸收的作用力传送到转换器30。结果，传感器接口组件22更加精确地测量和检测动脉血压。
传感器接口组件22提供在下方动脉中的血压的外部测量。因为传感器接口组件22非侵入式地检测血压，因此能够以较低成本测量血压，并且没有医疗风险。因为传感器接口组件22与示波器方法和听诊方法中所用的较大的套相比相对较小，因此传感器接口组件22仅仅向病人的下方动脉上的相对较小区域施加压紧压力。从而，血压测量对病人造成不适的程度较小。因为传感器接口组件22不需要充气和放气，因此可以更快、更频繁地进行测量。
另外，传感器接口组件22更加符合病人人体组织，使得病人更加舒适，从而获得更加连续和准确的血压测量。因为腔体260可变形并且部分填充有流体，因此腔体260更加符合病人人体组织，并且使施加到病人人体组织上的压力更加均衡。因为环164可压缩，并且因为隔膜168可弯曲并可以向内弯拱或变形，因此环164和隔膜168更好地符合病人人体组织。但是，同时传感器接口组件22在环164和隔膜168压向病人人体组织时不会发生传感器接口腔210内压力较大的突然上升。腔体260和环164向病人人体组织施加作用力，以中和由下方动脉周围的组织所施加的作用力。因为腔体260和环164都可压缩，因此当侧壁压向病人时，该侧壁的高度减小。隔膜166和168也相一致。但是，因为内隔膜166的中间部分166b可以向上的移到扩展腔240中，传感器接口腔210不会受到较大的体积减小和相应较大的压力增加。因此，侧壁能够向病人人体组织施加较大作用力，而不造成相应较大误差，由于侧壁高度的改变和外隔膜168形状的改变使得传感器接口腔210中压力增加而产生误差。
同时，传感器接口组件22允许准确和连续的血压测量。因为血压脉冲可以通过大的检测面积传送到转换器30，因此传感器接口组件22不取决于下方动脉上的活动部分168b的精确定位。因此，传感器接口组件22更加能够在测量时容许病人移动。
另外，传感器接口组件22实现跨过传感器的活动面或部分168b的零压力梯度，实现转换器与下方动脉之间的零压力梯度，衰减或缓冲平行于传感器的检测表面的压力脉冲，并且中和下方动脉周围组织的作用力。传感器接口组件22与病人相接触，并且通过裙边168和活动部分168b向病人人体组织施加作用力。但是，在接口腔210中的压力基本上等于通过活动部分168施加的压力。通过裙边168a由传感器接口组件22施加的剩余作用力被通过侧壁(环164和腔260)传送到顶板150，该剩余作用力中和或补偿由下方动脉周围的组织所施加的作用力。结果，传感器接口组件22的几何形状和结构提供裙边168a和活动部分168b之间的压力的适当比例，以中和下方动脉周围的组织，并且精确地测量动脉的血压。另外，因为在传感器接口腔210中的流体耦合介质与侧壁相隔离，因此与下方动脉相平行的压力脉冲、来自下方动脉周围组织的作用力、以及由侧壁所吸收的其它作用力不被通过流体耦合介质传送到转换器30。从而，传感器接口组件22还实现转换器30与下方动脉之间的零压力梯度。
血压测量设备10从由传感器接口组件22所检测的所检测波形压力幅度和利用所存储的系数组从该压力幅度推导的其它参数确定血压值。压力幅度被在每个采样点确定。
设备10根据如下公式计算收缩血压值(S)、平均血压值(M)和舒张血压值(D)：
M＝Fm(P1 m，…，Pn m，C1 m，…，Cn m)
S＝Fs(P1 s，…，Pn s，C1 s，…，Cn s)
D＝Fd(P1 d…，Pn d，C1 d，…，Cn d)
其中Fm、Fs、Fb是线性或非线性函数，P1 m、P1 s、P1 d、…、Pn m、Pn s、Pn d是从波形压力幅度推导来的参数，并且C1 m、C1 s、C1 d、…、Cn m、Cn s、Cn d是根据临床资料在调训过程中获得的系数。
特别地，设备10根据如下公式计算收缩血压值(S)、平均血压值(M)、舒张血压值(D)：
M＝C1 mP1 m+C2 mP2 m+…+Cn mPn m
S＝C1 sP1 s+C2 sP2 s+…+Cn sPn s
D＝C1 dP1 d+C2 dP2 d+…+Cn dPn d
其中P1 m、P1 s、P1 d、…、Pn m、Pn s、Pn d是从波形压力幅度推导来的参数。这些参数可以从波形的形状特性计算或者根据几个波形的特定点之间的关系从曲线函数计算。该参数还可以根据压紧压力值和波形上的特定点之间的时间段计算。数值C1 m、C1 s、C1 d、…、Cn m、Cn s、Cn d是根据临床资料在调训过程中获得的系数。
另外，脉率(PR)还可以用如下公式确定： PR = PR 1 + PR 2 + PR 3 + PR 4 4
为了确定脉率，检测四个独立波形或心跳，并且对其进行时间平均以确定脉率。最好，用于确定脉率的波形包括具有最大压力幅度的波形、在具有最大压力的波形之前的两个波形以及在该具有最大压力的波形之后的波形。一旦确定四个波形后，每个波形的脉率被确定。然后，四个波形的脉率的和被4除，以确定脉率PR。对于每个波形的脉率(PR)被根据如下公式确定：
Figure A9880693300241
图4、5和6示出可以用于计算血压值代表参数。图4示出当随着时间施加变化压力时由下方动脉所表现出来的一系列示例波形。垂直刻度以mmHg(毫米汞柱)表示压力，而水平刻度表示在时间上测量的由脉冲所施加的血压值的各个采样点。在优选实施例中，转换器38产生连续的电信号，表示以128次每秒的速度采样的波形压力。
在优选实施例中，由传感器接口组件22施加的压紧压力(在图1和3中示出)被变动经过增加的压紧压力的预选范围。最好，压紧压力的变动范围一般从约20mmHg开始。然后，该压紧压力(在可听或视觉反馈的提示或指导下)稳定增加。最好每个变动范围在约20mmHg的初始压紧压力与在以前变动过程中具有最大压力幅度的波形的约150％的平均压紧压力的最后压紧压力之间。
根据压紧压力的每次变动过程中所检测和所采用的压力波形信号或者由转换器30所产生的数据，微处理器44从所推导的参数和存储的系数组推导用于计算血压值的预选参数。如图4中所示，参数可以直接从绝对波形压力中推导而得，该绝对波形压力与压紧压力一样随时间而变化。该参数可以从波形的形状推导而得，波形的形状包括特定波形的斜率、在所选采样点的绝对压力、到波形上的所选采样点的上升时间以及对应于波形上的特定采样点的压紧压力。可以看出，各种参数可以从图4中所示的绝对波形压力推导而得。参数还可以基于特定的点或采样点的函数。
图5示出图4中所示的多个波形500的数值或参数如何用于推导其它参数。图5示出几个数据点510。每个数据点510表示从图4中所示的变动得到的所选波形。曲线520是通过把点510拟合到预选函数或关系所推导而得的。然后从曲线520推导出象峰值530这样的参数。可以看出，象斜率这样的各种其它参数可以从曲线520推导出来。从曲线520推导出来的参数最终基于图4中所示的压力波形500，该压力波形是从来自转换器30的所检测压力波形数据或信号产生的。但是，由于曲线520是用多个波形500推导的，因此从曲线520推导的参数表示多个波形之间的全部关系。换句话说，从曲线520推导的参数表示多个波形500(图4中所示)相互之间的关系。数据点510表示校正的相对波形压力。可以看出，象曲线这样的函数还可以利用图4中所示的绝对波形压力数值推导而得。
波形被通过从波形的绝对压力减去压紧压力而“校正”，以产生相对波形压力(或者称为幅度)。校正波形消除了在每个波形或心动周期过程中由连续施加到动脉上的增加的压紧压力导致的波形特征。
在设备10的应用中，用户可能不施加线性增加的压力。设备10记录该幅度和压紧压力。即使这些心跳不按照次序记录，即，具有相应较高的压紧压力的心跳被在具有较低压紧压力之前记录，微处理器44仍然可以产生所需的参数并计算压力。
图6还示出其他参数，其可以从图4中所示的波形压力数值推导出来。图6示出从波形500选择的波形600。波形600最好是具有最大放置或最大压力幅度的波形。另外，波形600可以是任何波形500(在图4中示出)，例如紧接着在具有最大压力的波形之前或之后的波形。如图6中所示，波形600被校正使得起始点602和结束点604具有相同的绝对波形压力值。如进一步由图6所示，波形600被水平和垂直地按比例标度以消除从波形600推导的参数的增益。最好，波形600被在水平(b)轴上从0到21标度，从起始点602开始到结束点604结束。最好，波形600被从0到1垂直标度，从其底部开始到其峰值结束。因为波形600被水平和垂直地标度，因此参数可以被从波形600推导用于计算血压值，而没有影响所计算血压值的特定病人的增益。增益是由于在动脉中的实际压力与在手腕或人体组织表面所检测的压力之间的差别所造成，该差别是由于中间组织的变化特性所造成的。标度波形600消除了由各个病人所表现的任何增益。通过利用标度值来在表现600上定位相应点或波形压力幅度，在波形600上的点一律地对应于由其他病人所表现的波形上的相同点。
如图6所示，各种参数可以从标度的校正波形600推导而得。如图6所示，这种参数包括在所选择点沿着垂直y轴的波形600的宽度、在所选择点沿着水平b轴的各个波形压力幅度的比率、从在点602的波形600开始处到所选择点的沿着垂直y轴的上升时间或经过时间。另外，几个其他参数还可以从波形600推导出来，这些参数例如斜率和其他形状特征。
一旦要被用于计算血压值的参数被选择时，必须确定对应于每个参数的系数。系数表示特定参数组与要从特定参数组确定的结果血压值之间的关系。系数最初从对具有已知血压的病人的临床试验确定。一般，该已知血压值是用A-线或其他方法确定的，尽管这些方法难以准备、昂贵并具有医疗风险，但是通常较准确。当用A-线或其他方法确定血压时，传感器接口组件22被置于病人的下方动脉之上。变化的压力被施加到具有已知血压的病人的动脉上。如上文所述，转换器30产生表示动脉压力波形的所检测压力波形信号或数据。微处理器44接收所产生的检测压力波形数据并从所所检测的压力波形数据推导出预选参数。然后，用所选参数的推导值和已知血压值确定系数。对应于每个所选参数的每个系数是已知血压值和所推导参数的一个函数。最好，对几个病人进行临床试验以确定该系数。一旦获得，该系数被存储用于非侵入地计算其他病人的血压值，而必使用更加耗时、昂贵和危险的A-线方法并且不使用通常更加不准确的常规血压测量方法。每个特定的系数最好被确定以用于从所有病人的推导病人参数计算血压值。另外，各个独立系数可以被用于落在特定年龄组或其他从特殊化的组之内特定病人的波形参数推导而得的血压值。
除了示出可以从波形压力数据推导参数的各种方法之外，图4、5和6还示出用于在各个压紧压力变动过程中计算特定病人的收缩血压、平均血压和舒张血压值。根据本发明的优选方法，一个变动、连续变化的压紧压力被施加到下方动脉上。最好，在每次变动过程中施加的压紧压力从约20mmHg开始并随时间上升，直到在识别出具有最大的极大压力的波形之后的至少两个波形由传换器30所检测为止。根据表示图4中代表性地示出的波形的所产生的检测压力波形数据，微处理器44利用所存储的系数组计算收缩血压、平均血压和舒张血压。收缩血压(S)利用如下公式来计算：
S＝C1 sP1 s+C2 sP2 s+C3 sP3 s+C4 sP4 s+C5 sP5 s+C6 sP6 s+C7 sP7 s+C8 sP8 s+C9 s
系数C1 s-C9 s是所存储的根据本发明的较先描述的方法而确定的系数。C9 s是补偿值。参数P1 s和P2 s是从相对波形压力幅度推导而得的，该相对波形压力幅度对应于从图6中波形600所表示的标度和校正心跳取出的标度数值。最好，参数P1 s是由波形600上对应于沿着水平轴的标度值b1的波形压力幅度除以波形600的最大波形压力幅度或峰值(点606)所定义的比率。参数P2 s最好是由波形600上对应于沿着水平b轴的标度值b3的点608的波形压力幅度除以波形600的最大波形压力幅度或峰值(点606)所定义的比率。
参数P3 s是从波形的开始处到沿着波形600对应于特定垂直标度值的特定点之间的上升时间或持续时间。最好，参数P3 s是从波形的开始处到波形600上的点610的上升时间或持续时间，点610是具有约为波形600的最大压力幅度或峰值(点606)的高度的0.18倍的垂直高度。上升时间和持续时间如图6中的612表示。
参数P4 s是具有最高峰值或最大压力的未校正波形500a(图4中示出)的平均压力。参数P4 s由点700在图4上表示。参数P5 s是紧接着在具有最大的极大压力的未校正压力波形之后的未校正压力波形的收缩点。参数P5 s由图4上的点710所表示。
参数P6 s是从象由多个波形500(图4中所示)的数值推导的曲线这样的函数取出的参数。最好，参数P6 s是图5中所示的曲线520的峰值压力。该峰值由点530所表示。曲线520最好是通过把波形500(图4中示出)的相对波形压力幅度拟合到如下函数或数学表达式而产生，该函数为：
幅度＝exp(ax2+bx+c)
其中x＝每个压力波形的平均压力幅度。
参数P7 s是表示波表600的宽度(由点616和618之间的片段614所表示)的时间值，其对应于波形600的最大压力或峰值(点606)的所选百分比。点616和618之间的持续时间通过计数在波形600上的点616和618之间的由监视器26所取得样本数而确定。最好，参数P7 s是在约为0.9A的高度处波形600的宽度，其中A是波形600的最大波形压力幅度(点606)。
参数P8 s是是紧接着在具有最大的极大压力或峰值的波形500a之后的未校正波形500c的最大斜率。
平均血压值(M)是用如下公式计算的：
M＝C1 mP1 m+C2 mP2 m+C3 mP3 m+C4 mP4 m+C5 m
系数C1 m-C5 m是所存储的根据本发明的较先描述的方法而确定的系数。C5 m是补偿值。参数P1 m和P2 m是从相对波形压力幅度推导而得的，该相对波形压力幅度对应于从图6中波形600所表示的标度和校正心跳取出的标度数值。最好，参数P1 m是由波形600上对应于沿着水平轴的标度值b9的波形压力(点620)除以波形600的最大波形压力幅度或峰值(点606)所定义的比率。类似地，参数P2 m是由波形600上对应于沿着水平轴的标度值b13的波形压力(点622)除以波形600的最大波形压力幅度或峰值(点606)所定义的比率。
参数P3 m与用于计算收缩血压的参数P4 s相同。参数P4 m与用于计算收缩血压的参数P6 s相同。
舒张血压值(D)用如下公式计算：
D＝C1 dP1 d+C2 dP2 d+C3 dP3 d+C4 dP4 d+C5 dP5 d+C6 dP6 d+C7 dP7 d+C8 d
系数C1 d-C8 d是所存储的根据本发明的较先描述的方法而确定的系数。系数C8 d是补偿值。参数P1 d是从相对波形压力幅度推导而得的，该相对波形压力幅度对应于从图6中波形600所表示的标度和校正心跳取出的标度数值。最好，参数P1 d是由波形600上对应于沿着水平轴的标度值b12的波形压力幅度(点624)除以波形600的最大波形压力幅度或峰值(点606)所定义的比率。
参数P2 d与用于计算收缩血压的参数P3 s相同。最好，参数P3 d是点628和630之间的片段626的宽度。最好，点626和628是沿着波形600位于0.875A高度处的点，其中A是波形600的最大压力幅度(点606)。参数P3 d的时间或宽度是通过计数由转换器38所产生的位于波形600上的点626和628上方的各个波形压力幅度信号或者样本而确定。如果点626和628落在各个波形压力幅度信号或样本之间，则采用插值来确定参数P3 d的时间宽度。
参数P4 d与用于计算收缩血压的参数P4 s与相同。参数P5 d和P6 d是从图4中所示的绝对波形压力计算的。最好，参数P5 d是具有最大的极大压力值的未校正波形的舒张压数值。该舒张压数值由点720所表示。参数P6 d是紧接着在具有最大的极大压力幅度或峰值的波形(波形500a)之后的未校正波形(500c)的舒张压数值。参数P6 d由图4上的点730所表示。
参数P7 d从图4中所示的绝对波形压力推导而得。为了推导参数P7 d，沿着各个波形500的部分的斜率被确定。参数P7 d是施加到下方动脉的压紧压力，它对应于在具有最大斜率校正幅度的特定波形上的点。波形的斜率校正幅度是通过把其幅度与整个波形500上的的最大斜率相乘，并且把该结果除以对应于各个波形的斜率而获得。可以看出，各种改变参数还可以用于在本发明的方法下计算血压数值。
在本发明的优选实施例中，还采用在1996年7月31日申请的序列号为08/690,617的名为“分段估计方法”和在1996年7月31日申请的序列号为08/690,627的名为“心跳开始检测器”中所述的波形分析。
总而言之，手持非侵式血压测量设备10提供现有的非侵入式血压测量技术的多个重要优点。首先，设备10较小并且易于用在许多不同环境中。例如，经常需要在运动的环境中测量血压，例如当医生和护士忙于事故现场周围时，或者当要运送病人时。需要使用套子的现有技术不适用于这些环境。
第二，设备10允许在非常短的时间内读取压力。现有技术方法可能需要花一分钟或更多的时间来得到一个读数，而设备10一般在几秒中之内提供压力的读数。
第三，设备10易于使用。利用可听或视觉反馈，用户非常快地学会如何施加作用力，以获得血压读数。
第四，尺寸小、读取快、和易于使用的特点使得设备10在用户测量其自身的血压方面的应用特别吸引人。
尽管，本发明已经参照优选实施例进行了描述，但是在本领域内的专业技术人员将认识到可以在形式和细节上作为改变而不脱离本发明的精神和范围。例如，尽管已经利用线性方程和所存储的系数描述了根据波形参数的血压数值确定方法，但是根据本发明还可以使用采用非线性方程、查找表、模糊逻辑和神经网络的其他方法。在其他实施例中，以受控速率释放作用力的机械设备(例如，气筒)可以被使用，以有助于控制由设备10所施加的压力变动。在这些实施例中，该释放设备可以参照该设备所用在的手部或身体部位。释放速率而提供在所施加压力中的变动，而不需要用户控制施加的作用力。该释放速率可以由用户所调节，以补偿脉率。
在其它实施例中，可以使用补偿非线性压紧压力变动的算法。这是通过记录压紧压力和脉冲形状而实现的使得该操作不执行线性变动。只要有在变动的范围上记录的几个脉冲形状，则可以构成线性变动，而与它们被记录的次序无关。

Claims (84)

1.一种用于确定具有脉搏的动脉的血压的方法，该方法包括：
手动向动脉加压；
测量由动脉产生的压力；
根据所检测的压力数据，指导压力的手动施加；
从所检测的压力数据推导出多个参数；
根据该参数确定血压值。
2.根据权利要求1所述的方法，其特征在于，指导手动施加包括产生一个作为所检测的压力数据的函数而改变的反馈信号。
3.根据权利要求2所述的方法，其特征在于，该反馈信号是一个可听信号。
4.根据权利要求3所述的方法，其特征在于，该可听信号的频率发生改变，作为从所检测压力数据推导的压力波形幅度的函数。
5.根据权利要求3所述的方法，其特征在于，该可听信号的音量发生改变，作为从所检测压力数据推导的压力波形幅度的函数。
6.一种用于确定动脉的血压的方法，该方法包括：
向动脉手动施加压力，使得该动脉表现出多个压力波形；
产生所检测压力波形数据，其表示多个压力波形的每一个；
根据所检测压力波形数据指导压力的手动施加；
从所检测压力波形数据推导出多个参数；以及
根据该参数确定血压值。
7.根据权利要求6所述的方法，其特征在于，指导手动施加包括产生一个作为所检测的压力数据的函数而改变的反馈信号。
8.根据权利要求7所述的方法，其特征在于，该反馈信号是一个可听信号。
9.根据权利要求8所述的方法，其特征在于，该可听信号的频率发生改变，作为从所检测压力数据推导的压力波形幅度的函数。
10.根据权利要求8所述的方法，其特征在于，该可听信号的音量发生改变，作为从所检测压力数据推导的压力波形幅度的函数。
11.一种非侵入式血压测量设备，该测量设备包括：
手动加压装置，用于向动脉手动加压，使得该动脉表现出压力数据；
用于测量该压力数据的检测装置；
连接到该检测装置的信号产生装置，用于产生对应于所检测压力数据的输出信号；
用于根据该输出信号指导用户手动加压的装置；
处理装置，用于从该信号产生装置接收输出信号，用于利用所检测压力推导多个参数，以及用于利用该推导的参数确定一血压。
12.根据权利要求11所述的测量设备，其特征在于，该用于指导的装置产生一个作为所检测的压力数据的函数而改变的反馈信号。
13.根据权利要求12所述的测量设备，其特征在于，该反馈信号是一个可听信号。
14.根据权利要求13所述的测量设备，其特征在于，该可听信号的频率发生改变，作为从所检测压力数据推导的压力波形幅度的函数。
15.根据权利要求13所述的测量设备，其特征在于，该可听信号的音量发生改变，作为从所检测压力数据推导的压力波形幅度的函数。
16.根据权利要求11所述的测量设备，其特征在于，该手动加压装置包括：
成形为由用户所把握以向动脉施加作用力的壳体。
17.根据权利要求16所述的测量设备，其特征在于，该检测装置包括：
具有检测表面的转换器；
置于下方动脉上的可弯曲隔膜；以及
在该可弯曲隔膜与转换器的检测表面之间的接口装置，用于把压力脉冲从该隔膜传到转换器。
18.根据权利要求17所述的测量设备，其特征在于，该可弯曲隔膜安装在旋转地连接到该壳体上的传感器接口组件上。
19.一种非侵入式血压测量系统包括：
用于向动脉手动加压的装置；
用于在向动脉加压以产生压力数据时检测来自动脉的压力随时间的变化的装置；
用于指导用户加压的装置；以及
用于根据压力数据的波形分析推导压力的装置。
20.根据权利要求19所述的测量设备，其特征在于，该用于指导的装置产生一个作为所检测的压力数据的函数而改变的反馈信号。
21.根据权利要求19所述的测量设备，其特征在于，该反馈信号是一个可听信号。
22.根据权利要求19所述的测量设备，其特征在于，该可听信号的频率发生改变，作为从所检测压力数据推导的压力波形幅度的函数。
23.根据权利要求19所述的测量设备，其特征在于，该可听信号的音量发生改变，作为从所检测压力数据推导的压力波形幅度的函数。
24.根据权利要求19所述的测量设备，其特征在于，该手动加压装置包括：
成形为由用户所把握以向动脉施加作用力的壳体。
25.根据权利要求24所述的测量设备，其特征在于，该检测装置包括：
具有检测表面的转换器；
置于下方动脉上的可弯曲隔膜；以及
在该可弯曲隔膜与转换器的检测表面之间的接口装置，用于把压力脉冲从该隔膜传到转换器。
26.根据权利要求25所述的测量设备，其特征在于，该可弯曲隔膜安装在旋转地连接到该壳体上的传感器接口组件上。
27.一种确定血压的方法，该方法包括：
向动脉加压；
在向动脉施加增加的压力时，检测压力随时间的变化，以便于为表示多次心跳的压力波形产生压力波形数据；
根据该压力波形数据指导压力的施加；
从该波形数据检测心跳的开始；
利用所检测的一次心跳的开始提取波形参数；以及
根据该波形参数确定血压值。
28.根据权利要求27所述的方法，其特征在于，指导压力施加包括产生一个作为所检测的压力数据的函数而改变的反馈信号。
29.一种用于确定具有脉搏的动脉的血压的方法，该方法包括：
向动脉加压；
检测由该动脉产生的压力数据；
根据所检测的压力数据指导压力的施加；
从所检测的压力数据推导多个不同参数；以及
确定作为多个不同参数的函数的血压值。
30.根据权利要求29所述的方法，其特征在于，指导压力的施加包括产生一个作为所检测的压力数据的函数而改变的反馈信号。
31.一种用于确定具有脉搏的动脉的血压的方法，该方法包括：
在向动脉手动加压时，检测由动脉产生的压力数据；
根据所检测的压力数据指导手动施加增加的压力；
从所检测压力数据推导参数；以及
根据该参数确定血压值。
32.根据权利要求31所述的方法，其特征在于，指导压力的施加包括产生一个作为所检测的压力数据的函数而改变的反馈信号。
33.根据权利要求32所述的方法，其特征在于，该反馈信号是一个可听信号。
34.根据权利要求32所述的方法，其特征在于，该反馈信号是一个视觉信号。
35.一种用于确定具有脉搏的动脉的血压的方法，该方法包括：
向动脉手动加压；
检测由该动脉产生的压力数据；
根据所检测的压力数据指导手动加压；
从所检测压力数据推导多个参数；以及
根据多个参数和存储的系数组确定血压值。
36.根据权利要求35所述的方法，其中包括：
从包括最大幅度心跳的多次心跳中选择一组数据，其中至少一个参数从所选择的数据组中导出。
37.根据权利要求35所述的方法，其特征在于，从时间段压力数据推导多个参数包括推导一个相关幅度值和至少一个波形参数。
38.根据权利要求35所述的方法，其特征在于，推导多个参数包括推导从所检测压力数据产生的曲线的参数。
39.根据权利要求35所述的方法，其特征在于，从所检测压力数据推导多个参数包括推导一个相对幅值和至少一个波形参数。
40.根据权利要求35所述的方法，其中包括：
标度压力波形以消除增益，其中该参数被从标度的压力波形中推导出来。
41.根据权利要求35所述的方法，其特征在于推导多个参数包括推导至少一个如下参数：
(a)波形的所选部分的上升时间，(b)波形一部分的斜率，(c)对应于
波形开始点的所施加压力，(d)对应于波形结束点的所施加压力，(e)
在所选时间的波形的压力，(f)对应于波形上的所选择点的压力，(g)
对应于波形所选部分的宽度的时间值，(h)波形的平均幅度，(i)对应
于波形所选择点的所施加压力，以及(j)从多个波形取得的数据产生
的曲线的平均值。
42.根据权利要求35所述的方法，其特征在于，推导多个参数包
括：
从所检测压力数据推导除了压力波形幅度之外的至少一个参数。
43.根据权利要求35所述的方法，其特征在于，向动脉施加变化压力的步骤包括：
向它们施加增加的压力。
44.根据权利要求35所述的方法，其中包括：
从所检测压力数据产生表示多个心跳的压力波形的波形数据；
从该波形数据检测心跳的开始；以及
利用一个心跳的开始推导至少一个参数。
45.一种非侵入式血压监测设备，该监测设备包括：
用于向动脉加压的手动加压装置，使得该动脉显示出压力数据；
用于根据该压力数据指导用户用该手动加压装置向动脉施加压力的装置；
用于检测该压力数据的检测装置；
连接到该检测装置用于产生对应于所检测压力数据的输出信号的信号产生装置；以及
处理装置，用于该信号产生装置接收输出信号，用于利用所检测的压力推导多个参数，以及用于利用所推导的参数和存储的系数组确定血压值。
46.根据权利要求45所述的测量设备，其特征在于，该用于指导的装置产生一个作为所检测的压力数据的函数而改变的反馈信号。
47.根据权利要求45所述的测量设备，其特征在于，该反馈信号是一个可听信号。
48.根据权利要求45所述的测量设备，其特征在于，该可听信号的频率发生改变，作为从所检测压力数据推导的压力波形幅度的函数。
49.根据权利要求45所述的测量设备，其特征在于，该可听信号的音量发生改变，作为从所检测压力数据推导的压力波形幅度的函数。
50.根据权利要求45所述的测量设备，其特征在于，该手动加压装置包括：
成形为由用户所把握以向动脉施加作用力的壳体。
51.根据权利要求50所述的测量设备，其特征在于，该检测装置包括：
具有检测表面的转换器；
置于下方动脉上的可弯曲隔膜；以及
在该可弯曲隔膜与转换器的检测表面之间的接口装置，用于把压力脉冲从该隔膜传到转换器。
52.根据权利要求51所述的测量设备，其特征在于，该可弯曲隔膜安装在旋转地连接到该壳体上的传感器接口组件上。
53.一种用于监测由动脉所产生的压力波形数据的方法，该方法包括：
手动向该动脉加压，从初始压力开始，并且以最后的终非封闭压力结束，使得该动脉表现出多个压力波形；以及
检测由动脉所产生表示多个压力波形中的每一个的压力波形数据，其中施加到该动脉的最后非封闭压力是根据在对动脉加压时所检测的压力波形而确定的。
54.根据权利要求53所述的方法，其中还包括：
产生一个作为所检测的压力数据的函数而改变的反馈信号。
55.根据权利要求54所述的方法，其特征在于，该反馈信号是一个可听信号。
56.根据权利要求55所述的方法，其特征在于，该可听信号的频率发生改变，作为从所检测压力数据推导的压力波形幅度的函数。
57.根据权利要求55所述的方法，其特征在于，该可听信号的音量发生改变，作为从所检测压力数据推导的压力波形幅度的函数。
58.根据权利要求53所述的方法，其中还包括：
根据该压力波形数据指导手动施加增加的压力。
59.一种用于监测动脉的血压参数的方法，该方法包括：
检测由动脉产生的压力数据随时间的变化，表示多个动脉压力波形；
从所检测的压力数据对多个动脉压力波形中的每一个确定最大压力幅度；以及
手动向动脉加压，而该压力数据根据最大压力幅度检测。
60.根据权利要求59所述的方法，其特征在于，向动脉手动施加增加的压力的步骤包括：
向动脉手动施加增加的压力，直到至少一个波形具有小于前一波形的最大压力幅度为止。
61.根据权利要求59所述的方法，其中还包括：
根据所检测的压力数据促进手动施加增加的压力。
62.根据权利要求61所述的方法，其特征在于，促进手动施加包括产生一个作为所检测的压力数据的函数而改变的反馈信号。
63.根据权利要求62所述的方法，其特征在于，该反馈信号是一个可听信号。
64.根据权利要求63所述的方法，其特征在于，该可听信号的频率发生改变，作为从所检测压力数据推导的压力波形幅度的函数。
65.根据权利要求63所述的方法，其特征在于，该可听信号的音量发生改变，作为从所检测压力数据推导的压力波形幅度的函数。
66.一种用于监测由动脉所产生的血压数据的方法，该方法包括：
检测由动脉产生的压力数据随时间的变化，表示多个动脉压力波形；
从所检测的压力数据对多个动脉压力波形中的每一个确定最大压力幅度；以及
手动向动脉加压，直到至少一个波形具有小于前一波形的最大压力幅度为止。
67.根据权利要求66所述的方法，其中还包括：
根据所检测的压力波形指导手动施加增加的压力。
68.根据权利要求67所述的方法，其特征在于，指导手动施加包括产生一个作为所检测的压力数据的函数而改变的反馈信号。
69，根据权利要求68所述的方法，其特征在于，该反馈信号是一个可听信号。
70.根据权利要求69所述的方法，其特征在于，该可听信号的频率发生改变，作为从所检测压力数据推导的压力波形幅度的函数。
71.根据权利要求69所述的方法，其特征在于，该可听信号的音量发生改变，作为从所检测压力数据推导的压力波形幅度的函数。
72.一种用于确定动脉血压的方法，该方法包括：
把具有填充有固定体积的流体的检测腔的传感器置于动脉上方；
向该传感器手动施加压力以把该传感器压向动脉；
通过检测在填充有固定体积的流体的腔内的压力而检测由动脉所产生的压力数据，以便于产生压力波形数据；
根据该压力数据指导手动加力；
从该压力数据推导参数；以及
根据该参数确定血压值。
73.根据权利要求72所述的方法，其特征在于，向该传感器施加变化的作用力的步骤包括：
向该传感器手动施加增加的作用力。
74.根据权利要求73所述的方法，其特征在于，指导手动加压包括产生一个作为所检测的压力数据的函数而改变的反馈信号。
75.根据权利要求74所述的方法，其特征在于，该反馈信号是一个可听信号。
76.根据权利要求75所述的测量设备，其特征在于，该可听信号的频率发生改变，作为从所检测压力数据推导的压力波形幅度的函数。
77.一种非侵入式血压测量设备包括：
一传感器，其具有固定体积的流体填充的检测腔，构成为用于置于下方动脉之上；
手动加力装置，其用于向该传感器施加作用力以把该传感器压向下方动脉；
检测装置，其用于检测在该固定体积流体填充的检测腔中的压力，表示由下方动脉所产生的压力数据；
促进装置，其用于促进用户向该手动加力装置施加作用力；
信号产生装置，其连接到该检测装置，用于产生对应于在固定体积流体填充的检测腔中的所检测压力的输出信号；
存储装置，其用于存储一组系数；以及
处理装置，其用于从该信号产生装置接收输出信号，用于利用所检测的压力推导多个参数，以及用于利用所推导的参数和所存储的参数组确定一血压值。
78.一种非侵入式血压测量设备，其中包括：
一传感器，其具有固定体积的流体填充的检测腔，构成为用于置于下方动脉之上；
用于向该传感器施加作用力以把该传感器压向下方动脉的装置；
检测装置，其用于检测在该固定体积流体填充的检测腔中的压力；
用于根据所检测的压力促进用户向该传感器施加作用力的装置；
用于根据所检测压力的波形分析推导血压值的装置。
79.一种非侵入式血压测量的方法，该方法包括：
把一压力传感器置于下方动脉之上；
促进用户施加作用力，以把该传感器压向下方动脉；
根据所检测压力数据的波形分析推导一血压值。
80.根据权利要求79所述的方法，其特征在于，促进用户是所检测压力数据的一个功能。
81.一种用于检测病人的下方动脉中的血压的设备，该设备包括：
具有隔膜的流体填充腔；
流体耦合到流体填充的检测腔中的转换器，其中该转换器检测腔体内的流体压力；
可弯曲的与机体一致的壁，其邻近该检测腔并与该检测腔相隔离，用于向动脉施加作用力，并且避免压力从平行于动脉的方向施加到该检测腔上；以及
一壳体，其连接到该壁，用于施加作用力以向动脉加压。
82.一种用于在下方动脉受压缩时检测由组织所环绕的下方动脉中的血压脉冲的设备，该传感器包括：
一转换器；
用于放置在该下方动脉之上的可弯曲隔膜；
在转换器与可弯曲隔膜之间的流体耦合介质，其中该流体耦合介质把血压脉冲信号从下方动脉传送到该转换器；
一个可弯曲、可变高度、与机体一致的侧壁，其与该流体耦合介质相隔离，并被定位以便于接合该下方动脉附近的组织；以及
用于向该侧壁手动加压的装置。
83.一种用于从外部测量由病人的组织所环绕的下方动脉中的血压的设备，该系统包括：
用于检测在该下方动脉中的血压脉冲的检测装置；
用于向该检测装置手动施加可变的压力的装置；以及
用于根据最大能量传递的压力和所检测的在下方动脉中的压力脉冲计算血压的装置。
84.根据权利要求83所述的设备，其特征在于，该检测装置包括：
具有检测表面的转换器；
用于放置在下方动脉之上的可弯曲隔膜；以及
在该可弯曲隔膜与转换器的检测表面之间的接口装置，用于把压力脉冲从该隔膜传送到转换器。
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