CN1323178A - 减小人为运动影响的非侵入式血压传感器 - Google Patents

Abstract

一种非侵入式血压传感器(22)包括具有隔膜(168)的第一流体填充检测腔(A)。第一变换器(26a)以流体耦合到第一检测腔(A),以检测第一腔体内的压力。与柔软身体相适应的壁面(164)围绕该检测腔(A)。所述壁面(164)把作用力施加到动脉上,并避免通常与动脉平行方向上的压力施加到检测腔(A)。所述与柔软身体相适应的壁面(164)包括第二流体填充腔(F)。第二变换器(26b)以流体耦合到第二检测腔(F),以检测第二腔体(F)内的压力。当把可变压力施加到该动脉上时,由第一变换器(26a)检测压力波形。利用第一和第二变换器(26a,26b)的输出信号,分析测得的压力波形数据,推导出波形参数,从中推导出血压值。通过使用来自第一和第二变换器(26a,26b)的信号而减小人为运动的影响。

Description

减小人为运动影响的非侵入式血压传感器

本发明涉及一种用于测量动脉血压的系统和装置，具体地说，涉及一种以非侵入方式测量动脉血压并减小人为运动影响的改进方法和装置。

现在需要一种以非侵入方式测量血压的装置，并具有可与侵入式方法相比的精度。作为本发明受让人的Medwave(医疗波谱)公司开发出一种非侵入式血压测量装置，下面的美国专利中对它有所描述：美国专利US5,649,542，题为“连续非侵入式血压监视系统”；美国专利US5,450,852，题为“连续非侵入式血压监视系统”；美国专利US5,640,964，题为“腕式血压传感器”；美国专利US5,720,292，题为“心跳开始检测器”；美国专利US5,738,103，题为“分段估计分法”；美国专利US5,722,414，题为“连续非侵入式血压监视系统”；美国专利US5,642,733，题为“血压传感定位器”；以及美国专利US5,797,850，题为“用于计算动脉血压的方法和装置”。可在1997年8月15日申请的美国专利第08/912,139号，题为“手持非侵入式血压测量装置”中找到这些装置的进一步描述。

如这些专利和未决专利申请中所述，Medwave的非侵入式血压测量装置和方法，通过检测来自动脉的压力波形数据而确定血压。压力传感装置包括具有位于动脉上方之隔膜的传感腔。与传感腔连接的变换器检测腔内的压力。可与柔软身体适应的壁面与传感腔相邻(并且最好围绕着该传感腔)。该壁面与传感腔相隔离，并且给动脉加以压力，同时避免使与动脉相平行方向上的压力加给传感腔。当变化的压力由传感腔施加到动脉上时，压力波形被变换器所检测，产生所检测压力波形数据。可按预定模式自动地施加变化的压力，或者可以用随机的方式手动施加所述压力。分析测到的压力波形数据，以确定与所检测压力波形的形状相关的波形参数。根据该波形参数推导一个或多个血压数值。Medwave血压测量装置包括用于连续监视血压(例如在医院中)的自动装置和可由医生或病人所使用的手持装置。这些装置在非侵入式血压测量领域具有重要的改进。当然还需要更进一步的改进。

发明概述

本发明是对非侵入式血压测量装置和方法的改进，所述装置具有充满液体的传感腔和一个柔软的与身体适应的壁面，该壁面与传感腔相邻并相隔离，它对动脉施加压力。本发明是使得人为运动对血压测量的影响最小化的改进。

在本发明中，柔软的与身体适应的壁面包括与传感腔相分离的腔体。第一变换器检测传感腔内的压力，第二变换器检测作为所述柔软的与身体的适应壁面的一部分的传感腔内的压力。

使来自第一和第二变换器的信号受到处理，用于推导出压力波形数据，从该数据推导出血压数值。利用第一和第二变换器的信号消除了由于人为运动所造成的来自第一变换器的信号中的波动。

附图简述

图1为置于病人手腕上的血压测量装置的透视图；

图1A-1D示出在一个血压测量周期中液晶显示器显示的细节；

图2为图1的血压测量装置的电子方框图；

图3A为传感器接口部件的顶示图。

图3B为沿图3A的截面3B-3B所取传感器接口部件的截面图；

图4为表示血压波形的曲线图；

图5为表示由图4的波形取出的点的曲线拟合的曲线图；

图6为表示由图4的波形取出的纠正和标度的波形的曲线图。

详细描述

图1表示用于测量和显示病人手腕12内的下方动脉中的血压的手持血压测量装置。利用装置10，以手动方式将一个较小的作用力加给在茎突骨投影的桡动脉上。在以手动方式施加这一作用力时，记录血压波形，并且记录被手动施加的相应向下压力。用血压的压力波形，产生波形参数。利用这些参数与通用系数一起计算可被显示的压力数值。

血压测量装置10包括主壳体14、显示面板16、开/关(电源)和显示选择开关20、传感器接口组件22、以及连接插头20。

壳体14容纳测量装置10的所有电子部件。壳体14的直径和长度使它能够易于被用户(医护人员或病人)在测量过程中握住。通过沿轴向方向向手腕12施加作用力而施加所述向下压力，所述作用力从壳体14传到传感器接口组件22。

显示面板16最好为液晶显示器(LCD)。在一个优选实施例中，根据血压测量显示面板16显示如下数值：收缩压、舒张压、脉率和平均血压。显示面板16最好还提供视觉提示信息，用于手动施加变化的向下压力。

启动电源开关20，以接通壳体14内的电路的电源。在经过一段预定的不动作时间之后，在壳体14中的定时电路自动断开电源。在该装置被开启之后，开关20的启动使显示器表明血压和脉率的以前读数。在一个实施例中，有10个用于可显示读数的存储位置。

传感器接口组件22旋转地安装到壳体14上。当通过向着动脉移动壳体14而手动施加压力时，该作用力从壳体14传到传感器接口组件22。

操作时，传感器接口组件22位于动脉上方，例如桡动脉(如图1所示)。另外，装置10可以用于多个其它位置，例如颞动脉或者足背动脉。然后，用户开始通过从壳体14向传感器接口组件22施加轴向作用力而向该动脉施加作用力。加到动脉上的作用力以增大的方式变动，由于所加的不同大小的作用力，从一系列脉搏获得压力波形数据。为了获得所需的可变压力的模式，最好由装置10提供用户反馈。

在一个优选实施例中，反馈以可听声和/或如图1A-1D所示在显示器16上的可动条的形式出现。上条块16A是微处理器控制的步调条块。下条块16B响应用户通过传感器接口组件施加到手腕上的向下压力而移动。当施加压力时，调块16A以固定的速率移动。用户通过施加稳定增加的作用力，使得下条块16B以基本上与上条块16A相同的速率移动。

图1A-1D示出测量周期的顺序。首先，用户按下电源开关20，接通装置10。为了取一个读数，将传感器接口组件22轻轻地压在脉搏位置处(如图1所示)，使下条块16B保持在上条块16A之下。

上条块16A将开始运动，横过显示屏16，用户须通过装置10向手腕施加增大的压力，使下条块16B跟随着上条块16A的运动。

图1B示出当上条块16A开始从左到右运动并且下条块16B还没有开始跟随上条块16A的运动时的显示器16。图1C示出随着该过程继续进行时的条块16A和16B。两个条块连续从左到右运动穿过显示器16的底部。随着上条块16A从左到右移过显示器16，使下条块16B保持在上条块16A之下所需的作用力将会增大。

在“哔”一声之后，用户可以从手腕上移开传感器接口组件22。这时，上条块16A返回最左位置，屏幕上不出现条块16B。图1D示出这种情况。然后用户可以记录血压读数。在图1D中所示的一个优选实施例中，显示器16提供收缩压、舒张压和平均血压以及脉率的数字读数。还(通过数字)显示存储位置的指示。

当完成读取时，装置10准备取另一次读数。不需要清除显示器16。装置10存储预定数量的先前读数(例如最后10次读数)。为了查看以前的读数，按下电源开关20。这使存储器的不同读数被显示在显示器16上。

如果声音方法被用为反馈，用户施加作用力，并使每个声音被调制，并随着心脏波形的增大而具有更高声调的声音。通过听声音，用户知道如何向动脉施加压力，在动脉与传感器接口组件22之间的最大能量转换点，心脏压力波形到达峰值幅度，因此产生最高频率的声调。当用户继续向动脉施加更大的压力时，心脏压力波形的幅度下降，因此声调的频率降低。通过听声音，用户可以用可变的压力来使用装置10测量压力。

也可以用其它方式提供给用户的反馈。例如，可以用频率调制和幅度调制的组合来产生可听的声音。换句话说，随着压力波形幅值的增大，该声音的声调(频率)以及幅度(音量或响度)将会改变。

图2是装置10的电路方框图。通过连接器30和连接器24，使传感器接口组件22中的压力变换器26A、26B和非易失存储器28与壳体14内的电路连接。电源电路31包括开关20、“或”电路32、延迟电路33、电池34、反向电池保护35、集成电源开关36、模拟调节器37以及分压器38A和38D。模拟调节器37是用于驱动模拟电路的电源，其中包括放大器40A和40B以及模数(A/D)转换器42。集成电源开关36把电能提供给所有数字电路，其中包括微处理器44、扩音器46、显示面板16和相关的显示驱动和存储电路48。微处理器44包括数字信号处理电路50、只读存储器(ROM)以及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、以及输入/输出端口58。A/D转换器42可以与微处理器44相集成，而一些存储电路可以在微处理器44外部。

开关20是一个监控按键开关。按下开关20使得“或”电路32接通集成的电源开关36。集成的电源开关36向微处理器44提供电能，其反过来锁定“或”电路32。该电路的断开是由微处理器44停止给予“或”电路32的信号而控制的。这种情况发生在一段固定的不动作时间之后。

变换器26A和26B检测在传感器接口组件22中的压力，并且向连接器30提供电信号。在一个优选实施例中，变换器26A和26B是压阻压力变换器。非易失存储器28存储变换器26A和26B的偏移量，以及其它信息，例如传感器序列号。在一个优选实施例中，非易失存储器28是一个EEPROM。

变换器26A和26B的输出是表示所检测压力的模拟电信号。这些信号被放大器40A和40B所放大，并且提供到A/D转换器42的输入端。到达A/D转换器42的模拟信号被转换为数字数据，并且提供到微处理器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进行计算，以确定血压值。下文将具体描述这些计算。当每次脉搏产生一个心脏波形时，微处理器44确定该波形的峰值幅度。微处理器44控制显示驱动器48，产生图1A-1D中的条块16A和16B，或者驱动扩音器46产生可听的声音，该声音作为向下压力的函数而变化。

当一个测量周期结束时，微处理器44按相应的向下压力的升序对心脏波形重新排序，并进行计算，以确定收缩压、舒张压、平均血压以及脉率。这些数值如图1D中所显示者。如果开关20被按下时，这时接通微处理器44，一个信号通过延迟电路33提供到微处理器44使它产生一个新的压力读数。该压力读数的存储位置也被显示，如图1D中所示。

图3A和3B示出详细的传感器接口组件22。传感器接口组件22包括顶板150、上杯罩152、上固定件154、隔膜固定件156、内安装环158、外安装环160、侧壁隔膜162、衰减环164、内隔膜166和外隔膜168。

如图3B中所示，变换器26A测量为流体所填充的传感器腔A中的流体压力。通道B、C、D和E提供变换器26A与传感器腔A之间的流体连通。变换器26B测量流体填充环腔F中的流体压力。通道G和H提供变换器26A和环腔B之间的流体压力连通。连接器30与变换器26A和26B以及非易失存储器28相连通。

图3B还示出传感器接口阻件22如何通过球体146和窝槽144装置活动地连接到壳体14上。球体146旋转安装在窝槽144中。球体146被旋转安装在窝槽144中。由于传感器接口组件22绕着低枢轴点活动连接到杆148。这使得传感器接口组件22稳定地位于下方动脉之上。另外，低枢轴点使得用户可以在外隔膜168上施加更为直接的均匀作用力。因此，由用户(通过壳体14和杆148)手动施加的向下压力更为均匀地施加到下方动脉上的人体组织。

侧壁隔膜162和环158和160限定耦合到环164的环状可形变环腔F。侧壁隔膜162最好由诸如聚亚胺酯类柔性材料的普通环形片形成，并且填充有流体。隔膜162具有一个大小配合在上固定件154的上部周围的孔。隔膜162的外边缘部分被夹持在外环160和顶板150之间。隔膜162的内边缘部分被夹持在环158和上固定件154之间。隔膜162由柔性材料所制成，并在环腔F被填充有流体时向外凸出。环腔F可在垂直方向上压缩和扩张，以便于符合围绕下方动脉的病人身体组织。因而，可以根据病人身体组织的外形而在侧壁隔膜162外围改变顶板150与病人身体组织之间的距离。另外，由于流体被允许流过并环绕腔体F，压力被均匀地施加在病人身体组织上。

衰减环164通常由环形的可压缩环所构成，并且最好由泡沫橡胶或其它衰减脉冲的材料所形成，例如开孔泡沫或闭孔泡沫。环164位于侧壁隔膜162与隔膜166和168之间的中部。衰减环164与传感器腔A内的流体耦合介质相隔离。由于环164由可压缩材料所形成，因此环164吸收并衰减在与下方动脉平行方向上的作用力，该作用力是当血压脉冲经过传感器接口组件22时由传感器接口组件22上的血压脉冲所产生的。由于底环164与传感器腔A中的流体耦合介质相隔离，因此由环164所吸收或接收的作用力不能够传送到流体耦合介质。另外，这些作用力被传送经过环164和侧壁隔膜162到达顶板150。由于该路径与流体耦合介质相分离，因此传感器腔A和流体耦合介质与这些作用力相隔离。另外，环164还压在动脉周围的组织上，以抑制或补偿由该组织所施加的作用力。

上隔膜166是一个柔软材料的环状薄片，它的内径尺寸与隔膜固定件156的周围配合。上隔膜166的内部被夹持(并且最好粘合)在隔膜固定件156的唇缘与上固定件154的底部边缘之间。

上隔膜166的中部与膨胀腔I相邻，并且与环164和环腔F相隔离。当环腔F、环164和外隔膜168与下方动脉周围的病人组织相符时，上隔膜166最初被允许向上运动到膨胀腔I。当环164被压在动脉周围的病人组织上以抑制或补偿由组织所施加的作用力时，外隔膜168还被压在该组织和动脉上。但是，由于上隔膜166被允许进入膨胀腔I，因此传感器腔A不会出现较大的体积减小以及相应的较大压力的增加。因此，传感器接口组件22允许较大的作用力通过环164施加到病人组织上，以抑制动脉周围的组织，而当侧壁的高度改变时，不造成传感器腔A中压力的相应较大变化。结果，传感器接口组件22获得更加一致和准确的血压测量。

外隔膜168是普通柔软材料的环形片，其能把作用力从外表面传送到传感器腔A内部的流体。外隔膜168耦合到内隔膜166，并置于下方动脉上的病人组织上。外隔膜片168包括非活动部分或周缘，以及一个活动的中央部分。周缘构成隔膜168上内隔膜166被加热密封或接合到外隔膜168的区域。

外隔膜168的活动部分不接合到内隔膜166上，并且位于环164的内隔膜的下方和内部。外隔膜168的活动部分是传感器接口组件22上接收脉冲压力，并传送到变换器26A的活动区域。

传感器腔内和通道B-E的耦合介质可为任何能够把压力从隔膜168传送到变换器26A的流体(气体或液体)。流体耦合介质在外隔膜168的活动部分与变换器26A之间，以把血压脉冲传送到变换器26A。由于流体耦合介质被包含传感器腔A和通道B-E中，它与传感器接口组件22的侧壁相隔离，所以这种流体耦合介质不把与下方动脉平行的血压脉冲、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传送到变换器26A。与下方动脉平行的作用力被环164的可压缩材料所衰减。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2提供对下方动脉中血压的外部测量。由于传感器接口组件22非侵入地测量血压，因此可以较低的费用测量血压，而没有医疗风险。由于传感器接口组件22与动脉搏动描记器和听诊方法中所用的较大箍袖带相比是较小的，因此传感器接口组件22仅在病人下方动脉上较小的面积上施加向下压力。从而，可以对病人造成更少痛苦地进行测量血压。由于传感器接口组件22不需要充气和放气，因此可以更快地频繁进行测量。

另外，传感器接口组件22更好地配合病人的组织，从而对病人来说更加舒适，并获得更加一致和准确的血压测量。由于环腔F是可变形的并充有流体，因此环腔F更好地与病人的组织相符，并且均衡施加到病人组织上的压力。由于环164是可压缩的，并且由于外隔膜168是柔软的，而且能够弯曲或向内形变，因此环164和外隔膜168更好地与病人的组织相符。但与此同时，当环164和外隔膜168压在病人组织上时，传感器接口组件22不会受到传感器腔A中压力的较大突然增加。环腔F和环164向病人组织施加作用力，以抑制由下方动脉周围的组织所施加的作用力。由于环腔F和环164的高度都是可压缩的，因此当侧壁压在病人身上时，侧壁的高度减小。隔膜166和168也是合适的。但由于内隔膜166的中部被允许向上运动到膨胀腔I，因此传感器腔不会受到较大的体积减小以及相应的较大压力的增加。因此，侧壁能够向病人的组织施加较大作用力，而不会由于侧壁高度的改变和外隔膜168形状的改变而造成在传感器腔A中相应产生错误的压力增加。

同时，传感器接口组件22能够精确地、一致地进行血压计算。由于把血压脉冲传送到变换器26A的检测面积较大，因此传感器接口组件22不需要精确地把外隔膜168的活动部分定位在下方动脉上。因此，传感器接口组件22更加能够容许病人在测量时运动。

另外，传感器接口组件22在跨过传感器的活动面上获得的压力梯度为零，获得的变换器与下方动脉之间的压力梯度也为零，从而衰减或缓冲与传感器的检测表面相平行的压力脉冲，并且抑制下方动脉周围组织的作用力。传感器接口组件22在外隔膜168的周缘和活动部分与病人组织接触并施加作用力。但是，在传感器腔A中的压力基本上与在外隔膜168的活动部位施加的压力相等。由传感器接口组件22在周缘施加的抑制或者补偿由下方动脉周围的组织所施加的剩余作用力被通过侧壁(环164和环腔F)传送到顶板150。因此，传感器接口组件22的几何形状和结构在外隔膜168的周缘与活动部位之间提供适当的压力比，以抑制下方动脉周围的组织，并且精确测量动脉的血压。另外，由于传感器腔A中的流体耦合介质与侧壁相隔离，因此与下方动脉平行的压力脉冲、来自下方动脉周围组织的作用力以及由侧壁吸收的其它作用力不会通过流体耦合介质传送到变换器26A。从而，传感器接口组件22还获得变换器26A与下方动脉之间的压力梯度为零。

血压测量装置10从传感器接口组件22测得的波形压力幅值以及利用一组存储的系数由压力幅值推导的其它参数确定血压值。在每个采样点确定压力幅值。

装置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=F_m(P₁ ^m,...,P_n ^m,C₁ ^m,...,C_n ^m)

S=F_s(P₁ ^s,...,P_n ^s,C₁ ^s,...,C_n ^s)

D=F_d(P₁ ^d,...,P_n ^d,C₁ ^d,...,C_n ^d)

其中F_m,F_s,F_d是线性或非线性函数，P₁ ^m,P₁ ^s,P₁ ^d,...,P_n ^m,P_n ^s,P_n ^d是从波形压力幅值推导的参数，并且C₁ ^m,C₁ ^s,C₁ ^d,...,C_n ^m,C_n ^s,C_n ^d是根据临床数据在训练过程中获得的系数。

特别地，装置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=C₁ ^mP₁ ^m+C₂ ^mP₂ ^m+...+C_n ^mP_n ^m

S=C₁ ^sP₁ ^s+C₂ ^sP₂ ^s+...+C_n ^sP_n ^s

D=C₁ ^dP₁ ^d+C₂ ^dP₂ ^d+...+C_n ^dP_n ^d

其中P₁ ^m,P₁ ^s,P₁ ^d,...,P_n ^m,P_n ^s,P_n ^d是从波形压力幅值推导的参数。可从波形的形状特性计算这些参数，或者根据几个曲线的特定点之间的关系从比如曲线这样的函数计算这些参数。还可以将这些参数建立在向下压力数值和波形上特定点之间的时间周期的基础上。数值C₁ ^m,C₁ ^s,C₁ ^d,...,C_n ^m,C_n ^s,C_n ^d是根据临床数据在训练过程中获得的系数。

另外，可以用如下公式确定脉率(PR)： $\mathrm{PR}=\frac{P{R}_1+{\mathrm{PR}}_2+{\mathrm{PR}}_4}{4}$

为了确定脉率，检测4个独立波形或心跳，并被时间平均，以确定脉率。确定脉率的波形最好包括具有最大极大压力幅值的波形、在具有最大极大压力幅值之前的两个波形以及在具有最大极大压力幅值之后的波形。一旦4个波形被确定，每个波形的脉率也被确定。4个波形的脉率和被4除，以计算脉率PR。对于每个波形的脉率(PR)是建立在下式基础上的：

图4、5和6示出表示可计算血压值的参数。图4示出当随时间变化施加可变压力时，由下方动脉所表现的一系列波形采样。纵轴表示以毫米汞柱为单位的压力，而横轴表示各个采样点，在这些采样点测量全部时间范围内脉搏所产生的血压值。在该优选实施例中，变换器26A和26B产生连续的电子信号，表示每秒采样128次的波形压力。

在该优选实施例中，施加到传感器接口组件22的向下压力在增加的向下压力的预选范围上变化。向下压力的变化范围通常从大约20毫米汞柱开始。然后，向下压力稳定地增加(在来自声音或视觉反馈的提示或引导下)，直到在具有最大压力幅值所检测波形之后的两个独立波形受到检测为止。最后，每个变化范围在大约20毫米汞柱的初始向下压力与大约具有以前测量中的最大极大压力幅值波形的平均向下压力近150％的最后向下压力之间。

图4示出当传感器接口组件22压在动脉上的情况下分别来自变换器26A和26B的信号400和410。信号400表示在传感器腔A中的压力。信号410表示当由变换器26B所检测时在环腔F中的压力。信号420表示在采用适当的增益之后在环腔F中的压力，并且补偿信号410被校正以匹配信号400。可以在压力测量的初始阶段进行所述增益和补偿校正。正也可以连续进行或在压力变化的任何其它阶段进行该增益和补偿校。可用最小二乘拟合找到曲线400和420的最佳拟合，以便获得最佳增益和补偿校正。

在变换过程中的多个位置，信号400和420被病人的运动所影响或者(在手持血压装置的情况下)在进行测量时由操作员的运动所影响。这些影响或人为运动MA表现出噪声，要从该系统中除去它，以测量血压。信号430具有从信号400中取出的大部分噪声。信号430包含当传感器接口组件22压在动脉壁上时由动脉壁的运动所产生的压力脉冲波形500。

可以通过从信号400减去信号420得出信号430。信号430表示血压脉冲，它可用于获得形状和幅度信息，以计算血压。信号400可以用于获得附加信息，比如向下压力，这个向下压力也是用于计算压力的。在上述Medwave的专利和专利申请中描述了使用波形、幅度和向下压力计算压力的过程，这里将该专利引用为参考文献，并在下文予以叙述。

如图4中所示，在不均衡的运动情况下，噪声使信号400摆动时，可能需要按照向下压力的增大对心跳重新排序，以计算血压。

根据所检测和采样的压力波形信号或者由变换器26A和26B在向下压力的每次变换过程中所产生的数据，微处理器44推导出预选参数，用于从所推导的参数和一组所存储的系数计算血压值。如图4中所示，可以直接从绝对波形压力推导这种参数，该波形在向下压力随时间变化而变化。这种参数可以从波形的形状推导，包括特定波形的斜率、在所选的采样点的绝对压力、到波形上的一个所选择采样点的上升时间以及对应于波形上的特定采样点的向下压力。应当知道，可以图4中所示的绝对波形压力推导任何参数。所述参数还可以建立在特定点或者采样点的特定函数的基础上。

图5示出怎样利用图4所示的多个波形500的数值或参数推导附加参数的地址。图5示出几个数据点510。每个数据点510表示从信号430和在图4中示出的波形400的相应向下压力所取的被选择波形500。曲线520是通过把点510拟合到一个预选函数或关系而推导的。然后从曲线520推导出参数，例如峰值530。应当知道，也可以从曲线520推导各种其它参数，如斜率。从曲线520推导的参数最终基于图4中所示的从所检测压力波形数据所产生的压力波形500和400，或者基于来自变换器26A和26B信号。但是，由于曲线520是使用多个波形推导的，因此从曲线520推导的参数表示在多个波形之间的整体关系。换句话说，从曲线520推导的参数表示多个波形(图4中所示)互为相关的方式。数据点510表示纠正的相关波形压力。应当知道，也可以使用图4中所示的绝对波形压力值推导譬如曲线这样的函数。

波形是通过从向下压力400中减去曲线420而“纠正”的，曲线420是由一个增益和补偿所纠正的环压力410。纠正一个波形，消除了在每个波形心动周期过程中施加到动脉上的连续增加的向下压力而导致的波形特性。

在装置10的应用中，用户可能不会施加线性增加的压力。装置10记录幅度和向下压力。即使这些心跳被不按大小次序地记录，即具有相应较高向下压力的心跳被在具有较低向下压力之前记录，只要具有几个在压力范围上记录的心跳，则微处理器44仍然可以产生一条曲线(图5中的曲线520)。利用所记录的信息，微处理器44可以产生所需参数和并计算压力。

图6进一步示出可以从图4中所示的波形压力数值推导的其它参数。图6示出从波形500选择出来的波形600。波形600最好是具有最大峰值或极大压力幅值的波形。另外，波形600可以是任何波形500(图4中所示)，如紧接着在具有最大极大压力幅值的波形之前或之后的波形。如图6所示，波形600被纠正，使得开始点602和结束点604具有相同的绝对波形压力值。如图6中所示，波形600被水平和垂直标度，以便从由波形600推导的参数中消除增益。最后，波行600被标度到从0到21，以在水平b轴上的波形600的开始点602为开始，以结束点604为结束。最好，波形600被标度到从0到1，以其底部为开始并以其峰值为结束。由于波形600被垂直和水平标度，因此可以从波形600推导参数，用于计算血压值，而没有特定病人的增益影响所计算血压的血压值。增益是由中间组织的变化特性所造成的动脉内产生的实际压力与手腕或组织表面检测的压力之间的差别造成的。标度波形600消除了由各个病人所表现出的任何增益。通过使用被标度值以把相应点或波形压力幅度定位在波形600上，在波形600上的点统一对应于由其它病人所表现的在波形上的相同点。

如图6中所示，各种波形可以从标度纠正的波形600推导。如图6中所示，这种参数包括在沿着垂直y轴的所选择点处波形600的宽度，在沿着水平b轴的所选择点上的各个波形压力幅值与波形幅值的比率、上升时间、或者从在点602处的波形600开始点到沿着垂直y轴的一个所选择点之间的时间。另外，可以从波形600推导几个其它参数，例如斜率和形状特性。

一旦选择该参数用于计算血压值，对应于每个参数的系数可以被用于计算血压值。所述系数表示特定参数组与从特定参数组确定的结果血压值之间的关系。根据具有已知血压值的病人从临床测试中确定所述系数。一般地，使用通常准确的A-线方法来确定已知血压值，但是这种方法难以操作、费用昂贵并且具有医疗风险。当使用A-线方法或其它方法确定血压值时，传感器接口组件22位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值的病人动脉上。如上文所述，变换器26A产生所检测的压力波形信号或者表示动脉压力波形的数据。微处理器44接收所产生的检测压力波形数据，并且从所检测压力波形数据推导出预选参数。然后，使用所选择参数的推导数值和已知血压值确定系数。每个对应于每个所选择参数的系数是已知血压值和所推导参数的一个函数。最好，临床测试几个病人，已确定该系数。一旦获得该系数，则被存储用于其它病人的非侵入式计算血压值，而不需要使用更加费时、昂贵和危险的A-线方法，并且不需要使用通常不准确的常规血压测量方法。最好确定每个特定系数，以便用于从所有病人被推导的波形参数计算血压值。另外，个人化系数可以被用于从落在特定年龄组或其它特定组范围内的特定病人的所推导波形参数计算血压值。

除了示出从波形压力数据推导参数的各种方法之外，图4、5和6示出用于在独立的向下压力变化过程中计算特定病人的收缩压、平均和舒张血压值的特定参数。根据本发明的优选方法，连续变化的向下压力被施加到下方动脉上。最好，在每次变化过程中施加的向下压力从约20毫米汞柱开始，并且在识别具有最大极大压力的波形之后，随时间的经过而上升，直到至少两个波形被变换器26A所检测。根据表示如图4中所示的波形的所产生的检测波形数据。微处理器44使用所存储的系数组计算收缩压、平均血压和舒张血压。收缩血压(S)使用如下公式计算：

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 ^sP₉ ^s

系数C₁ ^s-C₉ ^s是所存储的按本发明方法确定的系数。C₉ ^s是补偿数值。参数P₁ ^s和P₂ ^s被根据从图6中的波形600所示被标度和纠正心跳所取得的标度值从相关波形压力幅值推导。最好，参数P₁ ^s是由波形600上波形压力幅值所确定的比例，它对应于沿着横轴被波形600的最大波形压力幅值或峰值(点606)所除的标度值b₁。参数P₂ ^s最好是由波形600上的点608的波形压力幅值所确定的比例，其对应于沿着水平b轴被波形600的最大波形压力幅值或者峰值(点606)所除的标度值b₃。

参数P₃ ^s最好是从波形的开始点到对应于特定垂直标度值的沿着波形600上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600的开始点到波形600上具有大约波形600的最大压力幅值或者峰值(点606)的0.18的垂直高度的点610的持续时间。图6中的标号612表示上升时间或持续时间。

参数P₄ ^s是具有最大峰值或极大压力的未纠正波形500(图4中示出)的平均压力。参数P₅ ^s是紧接着在具有最大的极大压力的未纠正压力波形之后的未纠正压力波形的收缩血压点。

参数6_s是从一个函数取得的参数，例如从特定波形500(图4中所示)的数值推导出来的曲线。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最好通过把波形500(图4中所示)的相关波形压力幅度拟合到如下函数或算术表达式而产生：

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是表示波形600宽度的时间值(由点616和618之间的段614所表示)，其对应于波形600的最大压力幅度或峰值(点606)的所选择百分比。通过计数在波形600上的点616和618上方的采样数确定点616和618之间的持续时间。最好，参数P₇ ^s是在大约0.9A的高度处的波形600的宽度，其中A是波形600的极大波形压力幅值(点606)。

参数P₈ ^s是紧接着在具有最大的极大压力或峰值的波形500之后的未纠正波形500的极大斜率。

平均血压值(M)是使用如下公式计算的：

M=C₁ ^mP₁ ^m+C₂ ^mP₂ ^m+C₃ ^mP₃ ^m+C₄ ^mP₄ ^m+C₅ ^m

系数C₁ ^m-C₅ ^m是依本发明方法确定而被存储的系数。系数C₅ ^m是一个补偿量。参数P₁ ^m和P₂ ^m被根据由图6中的波形600所表示的标度和纠正的心跳所取得标度值的相关波形压力推导。最好，参数P₁ ^m是由波形600上对应于沿着横轴的标度值b₉的波形压力(点620)由波形600的极大波形压力幅度或峰值(点606)所除而确定的比例。类似地，参数P₂ ^m是由波形600上对应于沿着横轴的标度值b₁₃的波形压力(点622)由波形600的极大波形压力幅度或峰值(点606)所除而确定的比例。

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)是使用如下公式计算的：

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是依本发明方法确定而被存储的系数。系数C₈ ^d是一个补偿量。参数P₁ ^d根据由图6中的波形600所表示的标度和纠正的心跳所取得标度值的相关波形压力推导。最好，参数P₁ ^d是由波形600上对应于沿横轴的标度值b₁₂的波形压力(点624)由波形600的极大波形压力幅值或峰值(点606)所除而确定的比例。

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之间的片断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的极大压力幅值(点606)。参数P₃ ^d的宽度或时间是通过计数由变换器26A所产生的各个波形压力幅度信号或采用的数目而确定的，其位于波形600上的点626和628上方。如果点626和628落在各个波形压力幅度信号或采样之间，插值方法被使用确定参数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相同。参数P₅ ^d和P₆ ^d从图4中所示的绝对波形压力计算。最好，参数P₅ ^d是具有最大的极大压力值的未纠正波形的舒张压力值。参数P₆ ^d是紧接着在具有最大的极大压力幅值或峰值的波形(波形500)之后的未纠正波形(波形500)的舒张血压值。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。为了推导参数P₇ ^d，沿着每个波形的各部分的斜率被确定。参数P₇ ^d是施加到下方动脉上的向下压力，其对应于具有极大斜率纠正幅度的特定波形上的点。波形的斜率纠正幅度是通过把其幅度与整个波形上的极大斜率相乘，并除以对应于各个波形的斜率的结果而获得的。应当知道，各个其它参数也可以用于在本发明的方法中计算血压值。

在本发明的优选实施例中，还可以使用在名为“分段估计方法”的美国专利US5,738,103，以及名为“心跳启动检测器”的美国专利US5,720,292中所述的波形分析方法。

尽管已经参照优选实施例描述了本发明，但是本领域内的专业人员应当认识到可以在形式和细节上作出各种改变而不脱离本发明的精神和范围。例如，尽管根据波形参数确定压力值已经采用线性方程和所存储系数进行了描述，但是根据本发明，也可以使用非线性方程、查找表、模糊逻辑电路和神经网络的其它方法。

在其它实施例中，可以使用用于补偿非线性向下压力变化的算法。这是通过记录向下压力和脉冲形状而实现的，使得不需要实行线性变化操作。只要由几个脉冲形状被在变化范围内记录，则可以构成一个线性变化过程，而与它们被记录的次序无关。

尽管本发明已经参照优选实施例进行描述，但是本领域内的专业人员应当认识到可从形式和细节上作出改变，而不脱离本发明的精神和范围。

Claims (15)

1．一种用于确定具有脉搏的动脉的血压的方法，该方法包括如下步骤：

把压力加于动脉上；

检测由该动脉所产生的压力数据；

检测噪声数据；

根据该噪声数据纠正压力数据，以得到纠正的压力数据；

从纠正的压力数据推导出多个参数；以及

根据该参数确定血压。

2．根据权利要求1所述的方法，其特征在于，所述检测噪声数据包括检测施加于动脉上的压力。

3．一种用于确定动脉血压的方法，该方法包括如下步骤：

把压力施加到动脉上，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，其表示该多个压力波形的每一个波形；

产生噪声数据，其表示在包含于该压力波形中的噪声；

根据该噪声数据纠正所检测的压力波形数据，以产生纠正的压力波形数据；

从纠正的压力波形数据推导出多个参数；以及

根据该参数确定血压。

4．一种非侵入式血压测量装置，该测量装置包括：

用于把压力施加到动脉上使得该动脉表现出压力数据的装置；

用于检测压力数据的第一检测装置；

用于检测噪声数据的第二检测装置；

连接到第一和第二检测装置的信号产生装置，用于参数对应于所检测压力数据的输出信号；以及

处理装置，用于从信号产生装置接收输出信号，用于使用被纠正出去噪声的所检测压力推导出多个参数，以及用于使用所推导的参数确定血压值。

5．根据权利要求4所述的测量装置，其特征在于，第一检测装置包括：

具有检测表面的第一变换器；

用于置于下方动脉上的第一柔软隔膜；以及

在第一柔软隔膜和变换器的检测表面之间的第一接口装置，用于把来自隔膜的压力脉冲发送到变换器。

6．根据权利要求5所述的测量装置，其特征在于，第二检测装置包括：

第二隔膜，其响应施加到该动脉上的压力；

第二变换器；以及

在第二隔膜与第二变换器之间的第二接口装置，用于把压力从该隔膜传送到第二变换器。

7．根据权利要求6所述的测量装置，其特征在于，第一和第二检测装置安装在活动连接到一个壳体的传感器接口组件上。

8．一种非侵入式血压测量系统，其中包括：

用于把压力施加到动脉上的装置；

用于在把压力施加到动脉上以产生压力数据时检测来自动脉的压力随时间变化的装置；

用于检测与施加压力相关的噪声的装置；以及

用于根据用噪声数据纠正压力数据的波形分析推导压力值的装置。

9．一种确定血压的方法，该方法包括如下步骤：

把压力施加到动脉上；

当压力施加到动脉上时，检测压力随时间的变化，以产生用于表示多次心跳的压力波形数据；

检测噪声随时间的变化；

纠正该波形数据，以除去所检测噪声；

由所述波形数据检测脉搏的起始；

使用所检测的一次心跳的启动提取波形参数；以及

根据该波形参数确定血压值。

10．一种用于确定具有脉搏的动脉的血压的方法，该方法包括如下步骤：

把压力施加到动脉上；

检测由该动脉所产生的压力数据；

通过除去与人为运动相关的噪声而纠正该压力数据；

从纠正的压力数据推导出多个参数；以及

根据多个参数和所存储的系数组确定血压值。

11．一种用于从外部测量由病人身体组织围绕的下方动脉中血压的装置，该装置包括：

第一检测装置，用于检测下方动脉中的血压脉冲；

第二检测装置，用于检测与人为运动相关的噪声；

把可变的压力施加到动脉上的装置；以及

根据在下方动脉中的所检测压力脉冲的波形，从所检测的除去噪声血压脉冲计算血压的装置。

12．根据权利要求11所述的装置，其特征在于，第一检测装置包括：

具有检测表面的第一变换器；

置于下方动脉上的第一柔软隔膜；以及

在第一柔软隔膜与第一变换器的检测表面之间的第一接口装置，用于把来自第一柔软隔膜的压力脉冲传送到第一变换器。

13．根据权利要求12所述的装置，其特征在于，第二检测装置包括：

具有检测表面的第二变换器；

第二柔软隔膜；以及

在第二柔软隔膜与变换器的检测表面之间的第二接口装置，用于把来自第二柔软隔膜的压力脉冲传送到第二变换器。

14．一种用于检测在病人的下方动脉中血压的装置，该装置包括：

具有隔膜的第一流体填充检测腔；

以流体耦合到第一流体填充检测腔的第一变换器，其中第一变换器检测在第一腔体内的流体压力；

与柔软身体相适应的壁面，它接近于检测腔并与该检测腔相隔离，用于把作用力施加到动脉上，并且避免通常与动脉相平行方向上的压力施加到检测腔，该壁面包括第二流体填充腔；以及

以流体耦合到第二流体填充腔的第二变换器，其中第二变换器检测在第二腔体内的流体压力。

15．根据权利要求14所述的装置，其中还包括：

根据来自所述第一和第二变换器的信号推导出血压的装置。

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