KR20100027093A - 액체 충진식 커프를 구비한 동맥 혈압 모니터 - Google Patents

액체 충진식 커프를 구비한 동맥 혈압 모니터 Download PDF

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KR20100027093A
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카즈 인코포레이티드
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Abstract

본 발명에 따르면, 비침습성 동맥 혈압 모니터는 비압축성 액체 또는 겔로 충진되는 제1 블래더를 합체하는 팽창식 커프를 사용한다. 블래더는 그의 외부면에 중첩되어 있는 가압 장치의 작동에 의해 가압될 수 있다. 바람직한 실시예에서, 가압 장치는 공기 펌프 및 블리드 펌프에 연결되는 공기 충진식 제2 블래더이다. 제1 블래더는 환자 신체와 제2 블래더 사이에 위치된다. 작동 중에, 제2 블래더는 제1 블래더를 압축하고, 이어서 환자의 동맥을 지지 뼈에 대해 압축한다. 환자의 혈액 충진된 동맥과 이중 블래더 커프의 액체 충진된 블래더 사이의 기계적 결합은 넓은 주파수 범위에서 압력 진동을 검출하도록 개선된다. 또한, 제1 블래더에 결합되는 압력 센서는 폐색된 팔 또는 수지의 임의의 부분으로부터의 기계적 진동을 픽업하기 위한 하이드로폰으로서 기능한다. 이는 동맥압의 계산을 개선한다.
동맥 혈압 모니터, 가압 커프, 가압 장치, 블래더, 압력 변환기, 전자 모듈

Description

액체 충진식 커프를 구비한 동맥 혈압 모니터 {ARTERIAL BLOOD PRESSURE MONITOR WITH A LIQUID FILLED CUFF}
본 발명은 일반적으로 동맥 혈압을 비침습적으로 모니터링하기 위한 방법 및 의료 장치에 관한 것이고, 구체적으로는, 팽창식 커프를 사용하는 장치 및 방법에 관한 것이다.
혈압 모니터링은 빠르게 받아들여졌고, 많은 경우 인간 및 동물 치료의 본질적인 관점에서 받아들여졌다. 이러한 모니터는 가정뿐만 아니라 응급실의 환자 환경, 집중 및 중환자 치료 병동, 및 수술실의 일반적인 부품이 되었다.
4가지의 공지된 기술, 즉 청진법(auscultation), 진동법(oscillometric), 안압 측정법(tonometry) 및 유속 측정법(flowmetry)이 대상의 동맥 혈압 파형을 비침습적으로 모니터하기 위해 사용되었다. 청진법, 진동법 및 유속 측정법은 동맥, 예를 들어 대상의 상완 동맥(brachial artery)을 폐색시키는 표준 팽창식 커프를 사용한다. 청진법은 커프가 천천히 수축되거나 팽창함에 따라 발생하는 소정의 코로트코프음(Korotkoff sounds)을 모니터링함으로써 대상의 수축기압 및 확장기압(systolic and diastolic pressure)을 결정한다. 한편, 진동법은 커프가 수축하거나 팽창함에 따라 커프에서 발생하는 작은 압력 진동을 측정함으로써, 이들 압력 뿐만 아니라 대상의 평균 압력을 결정한다. 유속 측정법은 커프로부터 하류의 혈류의 변화를 검출하는 것에 기반한다.
진동 혈압 측정법은 상업적으로 이용 가능한 자동화 시스템에서 가장 인기있는 방법이다. 이 방법은 제어식으로 이완되고 팽창되는 팽창식 커프에 의해 부과되는 것과 같이 동맥 역(counter) 혈압의 변화를 측정하는 것에 기반한다. 몇몇 경우에는 커프 압력 변화가 연속적이고, 다른 경우에는 점증적(incremental)이다. 실질적으로, 모든 진동 시스템에서, 변환기(압력 센서)는 동맥 역압 진동을 모니터하고, 처리 전자 장치는 이들 진동의 선택 파라미터를 혈압 데이터로 변환한다.
진동법에서, 평균 혈압값은 압력 진동의 포락선(envelope)의 피크에 대한 시간에 대응하는 평균 커프 압력이다. 수축기 혈압은 일반적으로 포락선의 진폭이 피크 진폭의 단편(fraction)과 동일하게 될 때에 대응하는 압력 진동 포락선의 피크 전의 강하 압력 구배의 압력으로써 일반적으로 평가된다. 일반적으로, 수축기 혈압은 포락선의 진폭이 피크 진폭의 0.57 내지 0.45가 되는 포락선의 피크 전의 커프의 강하 압력의 압력이다. 유사하게, 확장기 혈압은 포락선 진폭이 피크 진폭의 다른 단편과 동일하게 될 때에 대응하는 포락선의 피크 이후의 커프의 강하 압력의 압력이다. 종종, 확장기 혈압은 일반적으로 포락선의 진폭이 피크 진폭의 0.82 내지 0.74가 되는 피크 이후의 커프의 강하 압력의 압력으로써 통상적으로 평가된다. 다른 알고리즘이 해당 기술 분야에 공지되었다.
청진법은 또한 환자의 관련(cooperating) 동맥 둘레에 위치된 커프의 팽창을 포함한다. 수축기압은 심장에 의해 동맥벽에 가해지는 최고 압력 이상으로 커프가 팽창함에 따라 코로트코프음이 사라질 때 표시된다. 확장기압은 대기압 이상으로 커프 압력이 상승하여 코로트코프음이 먼저 나타날 때 표시된다. 청진법은 수축기압 및 확장기압을 결정하는 데에만 사용할 수 있고, 평균 혈압을 결정하지 못한다.
종종, 진동법과 청진법은 모두 수축기압 값 및 확장기압 값을 결정하는데 정확성과 일관성이 결여되어 있다. 진동법은 수축기압 값 및 확장기압 값을 측정하기 위해 임의의 비율을 적용한다. 그 결과, 진동법은 종종 보다 직접적이고 일반적으로 동맥 혈관(arterial-line) 방법(예를 들어, 카테터 삽입)으로부터 얻어지는 보다 정확한 혈압 값과 일치하는 혈압 값을 생성하지 못한다. 또한, 커프로부터 검출된 진동 신호 진폭이 커프의 평균 압력에 비해 매우 낮기 때문에, 소량의 잡음만으로도 부정확하게 측정된 혈압 값을 야기할 수 있다. 유사하게, 청진법은 코로트코프음이 시작될 때와 정지될 때에 대해 이루어지는 판단을 필요로 한다. 이러한 검출은 코로트코프음이 가장 낮게 있을 때 이루어진다. 이는 특히 생체 조직, 공기, 팽창 가능한 블래더(bladder), 커프 섬유, 마이크로폰 컴포넌트 등과 같은 다양한 밀도의 매체를 통한 음파의 진행으로 인해 특히 명확하다. 그 결과, 진동법 및 청진법은 낮은 신호 대 잡음비에 의해 부정확하게 된다.
동맥 혈압을 측정하기 위해 사용되는 세 번째 방법은 안압 측정법이다. 안압 측정법은 통상적으로 천동맥(superficial artery)위에 위치되는 감압성 소자의 어레이를 포함하는 변환기를 갖는다. 동맥을 폐색하지 않으면서 하부 동맥의 벽을 편평하게 하기 위해 변환기에 하향력(hold down force)이 인가된다. 혈압은 하부 동맥에 직각인 방향으로의 혈압 펄스에 의해 가해지는 힘을 측정함으로써 감지된 다.
동맥 혈압을 결정하기 위해 사용되는 네 번째 방법은 유속 측정법이다. 이러한 방법은 커프로부터 하류의 혈류의 변화를 검출하고 커프 압력에 대해 이러한 변화를 연관시키는 것에 기인한다.
상완 동맥(상완(upper arm)) 내의 동맥 압력을 측정하기 위한 대체안으로서, 전완(팔꿈치 아래)과 손목 모니터는 또한 실행 가능하고 실용적인 측정 지점이다. 이는 주로 요골(radial) 동맥 및 척골(ulnar) 동맥의 폐색에 기초한다. 이들 동맥 내의 혈류가 상완 동맥보다 작기 때문에, 신호 대 잡음비는 더 감소된다. 손목 커프가 갖는 다른 문제점은 요골 및 척골(radius and ulnar bone)이 동맥의 압축을 지지하기 위한 신뢰성 있는 지지부로서 기능하기에 작기 때문에, 요골 및 척골에 대해 요골 동맥 및 척골 동맥을 폐색하는데 어렵다는 점이다. 또한, 손목 동맥 부근에 다양한 힘줄은 커프와 동맥 사이의 열악한 기계적인 결합을 야기하여 폐색이 방해될 수 있다.
코로트코프음이 수축기압 및 확장기압을 결정하기 위해 사용되면, 모니터되는 동맥 바로 위에 마이크로폰을 위치시키는 것은 필수적이고, 그렇지 않으면, 신호 대 잡음비가 더 많이 감소되고, 정확성이 크게 손상될 수 있다. 전술한 요인으로부터 발생되는 오류 문제를 해결하기 위해, 다양한 커프 설계가 제안되었다. 이들 중에서 카프(Kapp) 등에 허여된 미국 특허 제4,256,094호에서 개시된 바와 같이 동맥에 직접적으로 액체 충진식 침습성 커프를 사용하는 것이 있는데, 이는 본원에 참조로 포함된다. 본원에 참조로 포함되고 렘(Lem)에게 허여된 미국 특허 제 3,527,204호는 공기 충진식 챔버의 상부에 액체 충진식 챔버가 위치되고 환자의 팔(limb)에 가해지는 압력이 공기 및 액체 모두에 압력을 인가함으로써 전개되는 이중 커프를 교시한다. 나란한 블래더를 갖는 이중 커프 설계는 본원에 참조로 포함되는 슈말쯔바흐(Schmalzbach)에게 허여된 미국 특허 제3,752,148호에 개시되었다. 층으로 위치되는 두 개의 챔버를 갖는 이중 공기 챔버 설계는 본원에 참조로 포함되는 미국 특허 제7,250,030호에 개시되었다. 커프의 외측면 상의 반강성 외부층은 본원에 참조로 포함되고 클레몬즈(Clemmons)에게 허여된 미국 특허 제6,224,558호에 개시되었다. 사노(Sano) 등에게 허여된 미국 특허 제7,250,030호는 2개의 챔버가 동일한 타입의 유체로 충진되는 이중 챔버 백을 개시한다. 이들 및 다른 설계는 정확성의 많은 문제를 해결하지 못하였고, 앞으로도 더욱 커프 시스템의 개선이 필요하다.
본 발명은 외부면에 중첩되어 있는 가압 장치에 의해 환자 팔에 대해 압축될 수 있는 제1 챔버(블래더)를 합체하는 팽창식 커프에 관한 것이다. 일 실시예에서, 가압 장치는 기체 또는 공기로 충진되는 제2 챔버를 포함하고, AFC(공기 충진식 챔버)로 지칭된다. 제1 챔버는 환자의 팔, 전완, 손목 또는 수지와 AFC 사이에 위치된다. 제1 챔버는 액체 또는 겔과 같은 비압축성 물질로 충진되고, 압력 센서에 결합될 수도 있고, 몇몇 실시예에서는 코로트코프음을 픽업하는 마이크로폰에 결합될 수도 있다. 제1 챔버는 LFC(액체 충진식 챔버)로 지칭된다. 액체 또는 겔의 밀도는 혈액 밀도와 비교적 가깝다. 작동 중에, AFC는 LFC를 압축하고, 이어서 동맥을 지지 뼈에 대해 압축한다. 혈액 충진된 동맥과 이중 챔버 커프의 LFC 사이의 기계적 결합이 개선된다. LFC가 팔 또는 손목을 크게 둘러싸기 때문에, 커프의 위치 설정은 덜 중요하게 된다.
본 발명의 예시 실시예의 추가 상세 및 태양이 도면을 참조하여 더욱 상세히 설명된다.
도 1은 동맥압 모니터가 상완 위에 위치되는 인간 팔의 도면이다.
도 2는 공기 펌프 및 압력 변환기가 공기 충진식 챔버(AFC)에 결합되는 이중 챔버 커프의 다이어그램이다.
도 3은 액체 펌프 및 압력 변환기가 액체 충진식 챔버(LFC)에 결합되는 이중 챔버 커프의 도면이다.
도 4는 펌프가 AFC에 연결되고 압력 변환기 및 마이크로폰이 LFC에 결합되는 이중 챔버 커프의 다이어그램이다.
도 5는 커프 압력과 코로트코프음 사이의 관계의 그래프이다.
도 6은 개별의 마이크로폰을 구비한 모니터의 다이어그램이다.
도 7은 수축기압 레벨을 찾는데 사용되는 커프 압력 증가의 그래프이다.
도 8은 수지 혈류측정 센서(finger plethysmographic sensor)를 구비한 팔 커프의 도면이다.
도 9는 수지 광혈류측정 센서(finger photo-plethysmographic sensor)의 다이어그램이다.
도 10은 수지 광혈류측정 센서의 출력 신호와 커프 압력 진동 사이의 관계의 그래프이다.
도 11은 진동과 코로트코프음 사이의 관계의 그래프이다.
도 12는 공기 충진식 챔버와 가변 벽 두께를 갖는 액체 충진식 챔버의 조합의 단면도이다.
도 13은 공통 벽을 갖는 2개의 커프 챔버들의 단면도이다.
도 14는 두꺼운 외부 벽을 갖는 액체 충진식 챔버의 단면도이다.
도 15는 주연 스플리트를 갖는 공기 충진식 챔버를 구비한 이중 챔버 커프의 단면도이다.
도 16은 기울기 센서(inclination sensor)의 전기 접속의 블록도이다.
도 17은 경사진 위치에 있는 기울기 센서의 도면이다.
도 18은 공기 보유 탱크를 구비한 혈압 모니터의 다이어그램이다.
도 19는 플레이트 형태의 탄성 블래더의 사시도이다.
도 20은 예비 성형된 형상의 탄성 블래더의 사시도이다.
도 21은 외형부의 두꺼운 주연 벽들을 구비한 액체 충진식 백의 단면도이다.
도 22는 커프와 디스플레이 사이의 무선 커플링의 블록도이다.
본 발명은 예컨대 진동법, 청진법, 유속 측정법을 포함할 수도 있는 동맥 혈압 비침습적 측정 방법에 관한 것이다. 이들 방법 모두는 가압 커프를 사용한다. 진동법은 커프 압력의 진동을 분석하는 것에 기반하는 반면, 청진법은 압축된 동맥 내측에 생성되는 음파(acoustic wave)(코로트코프음)를 분석하는 것에 기초한다. 2개의 시스템의 조합은 잠재적으로 정확성을 향상시키는데 사용될 수 있다.
도 1은 팽창식 커프(6)가 환자의 상완(1) 주위에 권취되어 있는 동맥 혈압 모니터(4)를 도시한다. 모니터(4)는 디스플레이(7)를 갖는 전자 모듈(5)을 포함한다. 커프(6)는 팽창될 수도 있고, 이에 따라 지지 상완골(humerus bone)(2)에 대해 상완 동맥(3)을 압축하여서, 동맥 내측의 혈류를 제한하게 한다. 커프(6)는 기체 또는 액체인 유체로 충진될 수도 있는 적어도 1개의 챔버(블래더(bladder))를 포함한다. 종래 기술의 장치에 있어서, 공기는 일반적으로 블래더 충진 유체로 사용되었다.
다르게는, 커프(6)는 각각 요골(10) 또는 척골(9)에 대해 요골 동맥(12) 및/또는 척골 동맥(11)을 압축하도록 전완(forearm) 또는 손목 위에 위치될 수도 있다. 본 발명의 태양은 커프의 일부인 챔버 내측에 비압축성 액체를 사용하는 것이다. 압력은 액체 충진식 챔버로 인가되고 이어서 환자의 팔에 대해 인가된다. 이는 챔버 내측의 액체 상에 압력을 가한 후 환자의 팔 또는 수지에서의 동맥에 압력을 가하는 가압 장치의 사용을 요구한다. 가압 장치는 AFC, 공기 펌프, 호스 등과 같은 다양한 부품들을 포함할 수도 있다. 이들 부품은 특정 기능과 목적에 따라서, LFC에 직접 부착될 수도 있거나, LFC의 외부에 위치될 수 있다. 이하에서 설명되는 바와 같이, 가압 장치를 설계하는 다수의 방법이 있다.
도 2는 AFC(98)(가압 장치의 일부)와 환자 팔(1) 또는 수지 사이에 위치되는 제2 챔버(블래더)(LFC(99))를 포함하는 본 발명에 따른 혈압 모니터의 제1 실시예 를 도시한다. 챔버들 양자 모두는 얇은 유연한 직물 또는 플라스틱 재료로 제조될 수도 있는 커프(6)에 의해 지지된다. LFC는 AFC와 동일한 치수일 필요가 없다. 몇몇 경우에, 특히 하이드로폰(hydrophone)(후술 참조)과 사용될 때, 이는 더 작을 수도 있지만 클 수는 없다. 커프는 팔 또는 수지 주위에 권취되고, 통상적인 체결구(120), 예컨대 벨크로(VELCRO)에 의해 제 위치에 고정될 수도 있다. 블리드 밸브(bleed valve)(압력 변경 장치)(39)는 제어기(22)에 의해 결정되는 바와 같이 AFC(98)를 대기로 공기식으로 연결할 수도 있다. 초기에, 제어기(22)로부터 명령을 받으면, 블리드 밸브(39)가 폐쇄되고 공기 펌프(20)가 공기를 내부로 펌핑함으로써 AFC(98)를 팽창시킨다. 펌프는 가압 장치의 일부로 기능을 한다. 공기압은 호스(13) 및 링크(18)에 의해 AFC(98)에 결합되는 압력 센서(19)에 의해 측정된다. AFC(98)가 팽창될 때, AFC 내측의 공기압은 하부 LFC(99)를 팔(1)에 대해 압축시키고, 이어서 동맥(3)을 지지 뼈(2)에 대해 압축시킨다. LFC(99)는 밀도가 공기 밀도보다 혈액 밀도와 더 비슷하고 예컨대 물 또는 미네랄 오일인 액체와 같은 비압축성 물질 또는 필러로 충진된다. 양호하게는, LFC 물질의 밀도는 단지 50%만큼 혈액 밀도와 상이하여야 한다. 혈액 밀도는 약 1060 kg/m3이다. 물 밀도는 1000 kg/m3이고, 미네랄 오일은 866 kg/m3이다. 따라서, 물과 미네랄 오일 양자 모두가 사용될 수도 있다. 다르게는, LFC는 비압축성 수성 또는 유기 겔(gel)과 같은 다른 물질로 충진될 수도 있다. 이들 재료는 혈액 밀도와 비교적 비슷한 밀도를 갖는다. 필러 재료(물질)의 점성은 특정 커프 설계 및 제조 방법에 대해 조절되어야 하고, 통상적으로 2000 cP(centipoise) 이하이어야 한다. 예컨대, 하이드로폰에 연결되고 비교적 긴 튜브(예컨대 50 mm이상)를 갖는 LFC는, 물의 점성과 비슷한 낮은 점성 물질을 필요로 한다. 비교적 짧은 튜브(예컨대, 10 mm보다 작음)는 높은 점성, 예컨대 2000 cP와 비슷한 점성을 갖는 재료를 사용한다.
LFC(99)는 밀봉되어, 그의 액체 또는 겔을 추가적으로 충진할 수도 없고 그의 액체 또는 겔을 빼낼(bleed out) 수도 없다. LFC(99)는 외형부에 주름을 형성하지 않으면서 환자의 형상과 일치시킬 수 있는, 라텍스 또는 폴리에틸렌과 같은 유연하고 가요성인 재료로 제조된다. LFC의 주연 측에 필러 재료를 압착하는 결과일 수 있는 "버블링(bubbling)" 효과를 방지하도록 주의하여야 한다. 이는 LFC 블래더(99)의 외부 외형부(177)의 주연부(175, 176)(도 21 참조)를 두껍게 함으로써 달성될 수 있다.
다르게는, LFC는 내부면(170)이 환자를 향해 위치되는, 유연하고 가요성인 편평 플레이트(도 19)로서 비교적 높은 점성 수지(10,000 cP 이상)로 성형되거나 제조될 수도 있다. 이 플레이트는 AFC 아래에 위치될 때 만곡될 것이다. 또 다른 실시예에서, LFC는 내부면(171)이 환자를 향해 위치되는 팔 또는 손목 형상(도 20)과 일치하도록 예비 형상화될 수도 있다. 도 19 및 도 20의 실시예에 있어서의 재료는 밀도가 혈액 밀도와 실질적으로 비슷해야 하는 라텍스 또는 실리콘 고무와 같은 임의의 적절한 유연하고 가요성인 재료일 수 있다.
LFC(99) 내측의 액체(또는 도 19 및 도 20에서의 LFC를 형성하는 재료)의 압력이 전체 체적에 걸쳐 균일하게 분배된다. 이는 지지 뼈(2)에 대해 생체 조직의 등각(conformal)이고 균일한 압축을 야기시킨다. LFC(99) 내측의 액체 밀도가 동맥(3)에서의 혈액 밀도와 비슷하기 때문에, 동맥의 진동은 LFC(99)에 잘 결합되고 그 후에 이들 사이의 큰 커플링 표면(190) 위에서 AFC(98)에 결합된다. 본 실시예에서, LFC가 AFC와 동맥 사이의 수동적인 중간 매체(이에 부착되는 센서 없음)라는 것을 주의한다. AFC로부터의 동맥 진동은 공기압 센서(19) 및/또는 마이크로폰(도 2에 도시안됨)에 의해 변환되고 디스플레이 및 신호 프로세싱을 위한 제어기(22) 내로 공급된다.
도 3의 제2 실시예는 LFC(15)가 동맥과 압력 센서 사이의 중간 매체가 아니라는 점을 제외하고 도 2와 유사하다. 여기서, AFC는 전혀 사용되지 않는다. LFC(15)는 각각 액압 센서(19) 및 하이드로폰(25)으로의 연장부(18, 24) 및 튜브(17)에 의해 부착된다. 저장기(122)는 액체 펌프(200)에 연결되고 이어서 튜브(17)에 연결되어서, 이에 따라 폐쇄 회로를 형성한다. 액체(16)는 제어기(22)에 의해 유도되는 바와 같이 저장기(122)로부터 LFC(15)로 펌핑될 수 있고 반대로 LFC(15)로부터 저장기(122)로 펌핑될 수 있다. 액체(16)가 LFC(15) 내로 펌핑될 때, LFC(15)는 지지 뼈(2)에 대해 동맥(3)을 압축한다. 이 구성은 하이드로폰(25)과 동맥(3) 사이에 어떠한 중간의 공기 충진식 블래더도 없기 때문에 더 우수한 신호 대 잡음비를 생성한다. LFC(15) 내의 액체는 전기 모터에 의해 구동될 수도 있는 연동식 또는 피스톤형의 임의의 공지된 액체 펌프에 의해 가압될 수도 있다. 다르게는, 전기로 활성화된 폴리머(electrically-activated polymer, EAP)가 가압 장치로서 기능할 수도 있다.
도 4는 커프(6)가 실질적으로 상이한 밀도의 유체로 충진되는 2개의 챔버를 포함하는 또 다른 양호한 실시예를 도시한다. 제1 챔버는 환자 팔(1)을 전체적으로 둘러쌀 수도 있거나 둘러싸지 않을 수도 있는 공기 충진식 챔버(98)(AFC)이다. 그의 목적은 제2 액체 충진식 챔버(99)(LFC)를 동맥(3)에 대해 압축하기 위한 것이다. AFC(98)는 블리드 밸브(39)를 통해 대기로 개방될 수도 있고, 밸브가 폐쇄될 때 공기 펌프(20)에 의해 대기로부터 택일적으로 팽창될 수 있다. 펌프는 가압 장치의 일부이고 밸브는 압력 변경 장치이다. 예컨대 전류가 공급될 때 압력을 가하고 팽창될 수 있는 재료인 전기로 활성화된 폴리머(EAP)는 가압 장치로 기능할 수도 있다. 본 실시예에서, 압력, 그의 진동 및/또는 음(sound)은 AFC 또는 다른 적절한 구조체에 의해 가압이 수행되는 동안에 LFC로부터 측정된다.
AFC(98)가 팽창할 때, AFC(98)는 LFC(99)를 팔(1)에 대해 압축시킨다. LFC(99)는 덕트(97)를 경유하여 하이드로폰(95) 및 액압 센서(96)에 결합되는데, 하이드로폰(95) 및 액압 센서(96) 양자 모두는 제어기(22)에 전기 접속된다. 다르게는, 압력 센서(96)는 AFC(98)에 결합될 수도 있다. 다른 실시예에서, LFC(99) 내의 액체는 물, 오일 또는 다른 비압축성 액체 또는 겔일 수도 있다. 반강성 지지부(180)가 커프의 외부 표면에 겹쳐져서, 외향으로의 AFC(98)의 신장을 방지하고 환자 쪽으로의 직접적인 압력을 유지한다.
개별 부품으로서의 하이드로폰(95)은 압력 센서(96)가 빠른 속도 응답을 갖는 경우에는 요구되지 않을 수도 있다. 약 1ms의 응답 속도를 갖는 압력 센서를 사용하는 것이 일반적이다. 또한, LFC에서 압력을 측정하는 것 이외에, 이러한 빠 른 센서는 압력의 낮은 주파수 및 높은 주파수 범위를 픽업하기 위해 하이드로폰으로서 작용할 수도 있다. 압력 센서 스펙트럼은 액체 압력, 압력 진동, 코로트코프음과 관련된 부품들을 내장할 것이다. 이들 부품은 하드웨어 또는 소프트웨어 밴드-패스(band-pass) 필터에 의해 분리될 수도 있다. 신호 필터는 추가 프로세싱 전에 이들 부품들을 분리시킨다. 통상적으로, 대략 0 내지 1 Hz의 밴드폭을 갖는 로우-패스(low-pass) 필터는 LFC의 압력 신호를 통과시킨다. 대략 0.5 내지 20 Hz의 패스 밴드를 갖는 밴드-패스 필터는 압력 진동을 분할(carve out)한다. 제3 밴드-패스 필터는 코로트코프음 신호의 높은 주파수를 통과시키기 위한 것이고, 대략 10 내지 200 Hz의 밴드폭을 가져야 한다. 가장 느리게 변하는 압력 신호의 요소는 커프 압력 레벨에 대응하고, 가장 빠르게 변하는 압력의 요소는 동맥 진동에 대응하는 한편, 가장 빠르게 변하는 요소는 코로트코프음에 대응한다. 보다 빠른 요소 및 가장 빠른 요소를 가장 느린 요소와 관련짓는 것은, 동맥 혈압(수축기, 확장기 및 평균)의 지시기(indicator)로서 사용될 수 있다.
본원에 기재된 임의의 실시예에서, 동맥압은 설계 및 사용된 알고리즘에 따라 커프 압력이 증가하거나 강하하는 동안에 측정될 수 있다. 따라서, 블리드 밸브(39)(존재하는 경우) 및 펌프(20, 200)는 미리 프로그래밍된 시퀀스에 따라 작동한다. 전자 모듈(5) 내의 모든 전기 장치는 제어기(22)에 전기 접속되는데, 이는 파워 서플라이(21)로부터 그의 작동 파워를 끌어낸다. 제어기(22)는 동맥 혈압을 계산하여 측정 결과를 디스플레이(23)에 출력한다. 몇몇 실시예에서, 전자 모듈은 커프로부터 물리적으로 결합 해제될 수도 있고 케이블 또는 무선 장치(도 22)에 의 해 커프에 링크될 수도 있다. 이 경우, 커프 및 다른 압력 관련 부품(펌프(20), 밸브(39) 등)은 송신기 유닛(300) 내에 위치되는 한편, 디스플레이(323)는 수신기(304), 수신 안테나(305), 프로세서(322), 파워 서플라이(321)를 또한 내장하는 수신기 유닛(301) 내에 있다. 송신 안테나(303)는 송신기(302)에 결합된다. 파워 서플라이, 스위치 등의 송신기 유닛(300)의 통상적인 부품들은 도 22에 도시되지 않는다.
코로트코프음은 수직 축이 압력을 나타내는 도 5에 도시된 바와 같이 가변 블래더 압력(26)과 관련이 있다. 느리게 강하되는 압력 구배(27)는 코로트코프음(도 5의 하부)과 압력 구배(27)의 진동(28) 모두의 형상을 나타낸다. 임계치(33)를 선택함으로써, 2개의 코로트코프음 패킷(packet)(31, 32)은 각각 수축기압(29)과 확장기압(30)에 대응하여 검출될 수 있다. 임계치(33)는 수축기압 및 확장기압 검출을 위해 반드시 동일할 필요는 없다는 것에 주의한다.
LFC의 실제 설계에 따라, LFC로부터의 코로트코프음 진폭은 신호 처리를 위해 충분히 강하지 않을 수도 있다. 따라서, 개별 마이크로폰(250)(도 6)이 사용되지 않을 수도 있다. 마이크로폰은 LFC(99)의 외측이지만 AFC(98) 아래에 위치된다. 측정 중에, 마이크로폰(250)은 관련 동맥(3) 위로 위치설정되어야 한다. 압력 센서(96)는 잡음 레벨을 최소화하기 위해 LFC에 더 가깝게 위치될 수도 있다.
환자의 편안함을 위해, 동맥에 가해진 최대 압력은 수축기압보다 훨씬 높아서는 안된다. 최대 압력은 도 7에 도시된 바와 같이 코로트코프음 또는 커프 압력 진동의 피크 진폭으로부터 결정될 수 있다. 펌프(20)는 작은 단계들(라인(26))로 커프를 팽창시킨다. 펌프가 임의의 압력 레벨(50)에서 멈출 때, 코로트코프음 크기(36)가 검출된다. 그 후, 후속 압력 레벨(30)에 도달하도록 예컨대 단계당 20 mmHg인 비교적 작은 단계만큼씩 압축이 계속되고, 코로트코프음 크기가 다시 측정된다. 이는 코로트코프음 크기가 급격하게 강하하는 경우에, 커프 압력(53)이 도달될 때까지 단계적으로 계속된다. 이는 커프 압력이 수축기 혈압과 확장기 혈압 모두보다 위에 있는 것을 나타낸다. 압력(53)이 도달된 후에, 예컨대 30 mmHg인 추가 압력이 부가되고 이 후에 준-선형(quasi-linear) 수축(deflation)이 시작된다. 모든 심장 박동은 높은 측정 분별(resolution)을 보장하기 위해 코로트코프음 패킷의 형상에 대응하기 때문에, 커프 수축율은 심장 박동당 2 내지 5 mmHg이어야 한다. 수축기(57) 및 확장기(58) 임계치는 코로트코프음 패킷(31, 32)을 검출하기 위해 고정되거나 부유하는 레벨로 정해질 수 있어서, 제어기(22)가 이들을 수축기(55) 및 확장치(56) 압력과 관련시킬 수 있다.
임계치 비교가 수행되기 전에, 코로트코프음에 진동 측정식 압력 변동 크기를 곱하는(multiply) 것이 유용할 수도 있다. 이 곱셈은 코로트코프음 및 압력 진동이 실험적으로 결정된 크기 조정(scaling) 기능을 포함할 수도 있는 크기 조정 예비 처리(scaling pre-processing)된 후에 수행될 필요가 있을 수도 있다. 이 곱셈은 신호 대 잡음비를 증가시키고 임계치 비교를 개선할 것이다. 즉, 임계치 오검출이 있을 수 있는 경우에 2개의 신호 각각에 대한 임계치 비교를 개별적으로 수행하는 대신에, 우선 2개의 신호는 얻어진 신호의 신호 레벨이 얻어진 신호의 잡음 레벨보다 훨씬 높도록 함께 곱해진다. 이 후, 곱하여 얻어진 곱의 값은 크기 조정 인자에 곱해지고, 고정되거나 가변적인 미리 선택된 임계치와 비교될 필요가 있을 수도 있다. 비교 결과는 압력 센서에 의해 측정되는 커프 내의 압력에 대응한다. 잡음 면제(immunity)를 개선하는 또 다른 방법은 커프 압력 진동이 우선 임계치와 비교되고, 이 후 비교기의 출력 펄스가 그 자신의 임계치 비교 전에 코로트코프음을 게이팅(gate)하도록 스트로브(strobe)로서 사용될 때의 방식에 의한 것이다. 사실상, 수학적으로, 게이팅(gating)은 (논리 AND 기능으로서, O 또는 1을 곱하는) 곱셈의 형태이다. 이는 압력 진동(90)이 임계치(93)와 비교되어 펄스(92)를 생성하는 도 11에 도시된다. 이들 펄스는 코로트코프음파(91)를 선택하고 AND 논리 기능에 응하는 음파(110)만을 통과시킨다. 따라서, 청각 신호 및 진동 신호 양자 모두의 조합은 정확성과 잡음 면제를 개선할 수 있다.
수축기압 및 확장기압은 커프 압력의 상승 구배 또는 강하 구배에서 검출될 수 있다. 그러나, 상승 구배(팽창) 중에 종종 존재하는 펌프 잡음으로 인해, 이는 모든 설계 면에서 실용적이지 않다. 도 4의 회로가 사용된다면, LFC(99)에서의 잡음 레벨은 선단 구배에서 검출이 행해질 수 있을 정도로 충분히 낮을 수도 있다. 그러나, 잡음 레벨은 수용 가능한 정확성 레벨을 위해 너무 클 수도 있다. 가압 장치의 성능을 개선하기 위한 하나의 해결책은 정숙한 펌프를 사용하는 것이다. 또 다른 해결책(도 18)은 커프 팽창이 시작되기 전에 공기 펌프(20)(또는 외부 펌프)에 의해 가압되는 공기 탱크(160)를 사용하는 것이다. 즉, 탱크(160)는 동맥압 측정들 전에 또는 동맥압 측정들 사이에 충분히 높은 압력까지 펌핑될 수 있다. 탱크는 가압된 공기를 보유하고 이를 팽창 밸브(161)를 통해 커프(98) 내로 방출한 다. 가압된 기체 카트리지는 보유 탱크로서 기능할 수도 있다. 커프 팽창 속도는 팽창 밸브(161) 내측의 가변 프로파일 오리피스(도시 안됨)와 같은 압력 가변 장치에 의해 제어될 수 있다. 오리피스 치수는 제어기(22)에 의해 제어된다. 펌프(20)가 커프(98) 팽창 중에 꺼지기 때문에, 탱크(160) 내에 저장된 공기로부터의 커프 팽창은 훨씬 더 조용하다. 예비 가압된 카트리지가 사용된다면, 어떤 공기 펌프도 요구되지 않는다는 것에 주의한다.
LFC 내의 압력은 환자와 접촉하고 있는 전체 영역에 걸쳐 균일하게 분포되어야 한다. 도 4의 지지부(180)는 환자 쪽으로 압력을 유도하도록 돕는다. 그러나, LFC의 측부는 LFC 외형부의 자연적인 탄성(resilience) 또는 제조 공정으로 인한 감소된 탄력(elasticity)을 가질 수도 있다. 이러한 영향을 최소화하기 위해 여러 기술들이 사용될 수도 있다. 주연 측부(132, 133)에 비해 증가된 두께를 갖는 LFC(99)의 후방 벽(131)을 도시하는 도 12에 하나의 기술이 도시되어 있다. 또 다른 해결책은 도 14에 도시되는데, LFC(99)의 후방 측(140)이 환자에 (커프 직물을 통해) 결합되는 내부 측(130)보다 더 크다. 또 다른 해결책은 AFC의 주연 측이 다층 형식으로 제조되는 도 15에 도시된다. 이들 측에서, AFC(98)는 사이에 공간(136)을 갖는 적어도 2개의 두꺼운 연장부(134, 135)로 분리된다. 2개의 챔버(블래더)는 단일 부품으로 제조될 수도 있고 도 13에서와 같이 공통 벽(175)을 공유한다.
본 발명의 추가 실시예는 유속 측정법, 즉 말초동맥(peripheral artery)에서의 혈류의 검출에 기초한다. 압력이 동맥에 인가될 때, 이는 동맥 혈류를 손상시 킨다. 혈액은 외부로 가해진 압력이 확장기압보다 작을 때에만 동맥을 통해 자유롭게 이동할 수 있다. 확장기압보다 크고 수축기압보다 작은 압력은 혈류를 감소시키지만, 이를 정지시키지 않는다. 동맥에 가해진 외부 압력이 수축기압을 초과하는 경우, 동맥은 쇠약해지고(collapse), 혈류는 멈춘다. 이러한 사항은 수축기압 및 확장기압을 평가하기 위해 동맥 혈을 검출하는 공지된 방법을 사용하는 것을 허용한다. 혈류 모니터링의 공지된 방법은: 도플러 울트라사운드(Doppler ultrasound) 및 레이저 모니터, 전자기 및 열 확산 모니터, 레오그래픽(reographic) 및 광혈류측정 방법 및 그 밖의 여러 방법이 있다. 도 8은 말초 혈류 센서(peripheral blood flow sensor)(검출기)(60)가 커프로부터의 하류부에서 수지(digit)에 위치되는, 전술된 유형의 팽창식 커프를 갖는 혈압 모니터의 일례를 도시한다. 센서(60)는 케이블(61)에 의해 모니터(5)로 연결된다.
광혈류측정 유형의 혈류 센서(60)는 도 9에 도시되고, 신호(74)를 사용하여 케이블(61)을 통해 전자 모듈(5)과 통신하는 회로(73)에 의해 제어되는 광 검출기(photo detector)(71) 및 광 이미터(photo emitter)(70)를 포함한다. 환자의 수지(65)(예컨대, 집게 손가락)이 이동 가능한 피봇(67)에 의해 결합되는 2개의 스프링 장전식 조오(68, 69)를 포함할 수도 있는 클램프(66) 내로 삽입된다. 조오는 광 이미터(70) 및 광 검출기(71)에 대해 수지(65)를 약간 압축한다. 이미터(70)에 의해 방출된 광 빔은 피부, 지방 조직, 모세혈관을 통과하고 뼈(75)에 부딪혀 돌아온다. 이는 이를 전기 신호로 변환시키는 광 검출기(71)로 복귀된다. 모세혈관을 맥동 혈액으로 충혈시키는(engorging) 것은 수지 내측에서 광 투과를 변조시킨다. 커프 내의 압력(80)이 0으로부터 확장기압(83)으로 느리게 증가할 때(도 10), 광 검출기(71) 내의 광 신호(81)파는 감지할 수 있을 정도로 변하지 않는다. 확장기압(83)을 지나간 후에, 광파(82)는 이들이 수축기압(88)에 대응하는 레벨(84)에서 완전히 사라질 때까지 쇠퇴하기 시작한다. 그 후, 광 검출기(71)는 베이스라인 신호(baseline signal)(85)(파동 없음)를 출력할 것이다. 커프가 수축되고 압력(86)이 강하될 때, 광 진동(87)이 다시 나타난다.
유사한 센서(60)는 통상적인 펄스 산소 농도계 센서로서 사용될 수도 있지만, 커프 압력이 수축기압 아래에 있을 때에만 사용될 수 있다는 것에 주의한다. 혈액 산소화(oxygenation)를 검출하기 위해, 제2 광원(이미터)(72)이 추가된다. 이미터(70, 72)의 파장은 상이할 수도 있는데, 하나는 레드(red)이고 다른 하나는 근적외선(near-infrared)이다.
정확성의 또 다른 문제점은 동맥 내의 혈액의 정수압(hydrostatic pressure)과 관련이 있다. 의료 진단을 위해서, 동맥압은 대동맥의 레벨에서 위치되는 동맥으로부터 측정되어야 한다. 대동맥 레벨 아래에서 측정되는 압력은 더 높게 나타나는 반면, 대동맥 위에서 측정되는 압력은 더 낮게 나타난다. 그 이유는 혈액에 작용하는 중력 때문이다. 통상적으로, 그 위치가 대동맥에 가까운 레벨에 자연적으로 있기 때문에 커프가 상완에 위치될 때는 심각한 문제가 아니다. 그러나, 커프가 다른 위치, 예컨대 손목에 위치될 때, 환자의 손목은 환자가 손바닥을 위로 향한 위치로 놓지 않는다면 대동맥 레벨 아래에 잘 위치된다. 정수압은 대동맥 레벨 아래에서 매 센티미터마다 대략 0.7 mmHg를 추가한다. 그 결과, 테이블에 앉아 있는 환자에 있어서 테이블 상면에 놓인 손목에 커프가 위치될 때, 평균 성인에 있어서, 커프는 대동맥보다 대략 15 cm 낮게 위치된다. 이는 수축기압 및 확장기압이 약 10 mmHg 높게 측정되게 할 것이다. 이 오류는 수축기압 및 확장기압의 측정된 값을 보정함으로써 수학적으로, 또는 대동맥 레벨로 손목을 들어올림으로써, 약간의 정도로 보정될 수 있다. 수학적인 보정은 수축기압 및 확장기압에 대한 오프셋의 덧셈이다. 대동맥 레벨과 관련하여 커프의 레벨에 의해 제어되는 오프셋 값은 일정하거나 변할 수 있다.
커프의 위치를 검출하기 위해, 다양한 유형의 위치 센서가 사용될 수도 있다. 센서의 일례는 커프에 물리적으로 부착될 수도 있는 경사(기울기) 센서이다. 경사 센서(검출기)는 중력에 대해 커프 기울기 정도를 측정할 것이다. 이는 대략적으로 대동맥 레벨로 팔을 올리는 것에 대응한다. 많은 유형의 기울기 검출기는 당해 기술분야에 주지되어 있고, 이를 위해 사용될 수 있다. 도 16은 ABS 수지와 같은 전기 절연 재료로 제조되는 완전히 둘러싸인 본체(151)를 포함하는 가장 간단한 버전의 경사 검출기(150)를 도시한다. 3개의 전기 전도성 접촉부(152, 153, 154)는 본체(151) 내에 매립된다. 중앙 접촉부(154)에는 만입부(156)가 있다. 본체(151) 내부에는 니켈 도금된 강과 같은 전기 전도성으로 제조되는 볼(ball)(155)이 있다. 볼(155)은 경사 검출기가 도 16에 도시된 바와 같이 수평일 때 만입부(156) 내에 놓인다. 와이어(158)는 접촉부(152, 153, 154)를 제어기(22)에 연결한다. 커프가 수평으로 위치될 때(예컨대, 환자의 손목이 데스크 상면에 놓일 때), 볼(155)은 접촉부(152, 153)와 접촉하지 않는다. 이는 모든 접촉부가 서로 절 연되고 와이어(158) 내의 전기 신호가 커프의 수평 위치를 제어기(22)에 표시되게 한다. 제어기(22)는 손목의 재위치 설정이 요구되는(손목을 심장 레벨로 들어올리는) 것을 디스프레이(23)에 보여주거나, 또는 다르게는, 측정된 수축기압 및 확장기압에 오프셋을 더함으로써 수학적 보정을 하게 한다. 오프셋 값은 실험적으로 알아낼 수도 있고 일반적으로는 -6 내지 -12 mmHg이다(음의 오프셋이 일반적이다).
커프 및 부착된 경사 검출기(150)가 방향(157)으로 회전한다면(도 17), 이는 환자의 손목이 들어 올려진다는 표시이다. 충분한 각도의 회전은 볼(155)이 중앙 위치로부터 짧은 접촉부(152, 154)로 굴려지게 한다. 이는 손목이 올바른(상승된 위치)에 있고 측정된 동맥압의 보정이 요구되지 않는다는 것을 제어기(22)에 표시한다. 자연적으로, 도 16 및 도 17에 도시되는 가장 간단한 경사 검출기(150)가 단 2가지 상태: 손목의 올바른 위치 및 올바르지 않은 위치를 갖는다. 실제 기울기 정도를 측정하는 더욱 복잡한 경사 검출기는 오프셋의 크기를 변경함으로써 측정된 동맥압의 더욱 정확한 보정을 제공할 수도 있다. 그 후, 제어기는 측정된 동맥압(수축기압 및 확장기압 양자 모두)으로부터의 오프셋을 더하거나 뺌으로써 일 세트의 숫자들을 생성할 수 있다. 이들 보정된 혈압 숫자는 디스플레이(23) 상에 표시될 수 있다. 그러나, 많은 실제 경우에 있어서, 도 16에 도시된 가장 간단한 버전이 일반적으로 충분하다.
본 발명의 특정 실시예가 도시되고 설명되지만, 보다 넓은 관점 내에서 본 발명으로부터 벗어나지 않으면서 변경 및 변형이 이루어질 수 있다는 것은 당해 기술분야의 숙련자에게 자명할 것이고, 이에 따라 특허청구범위에서의 목적은 본 발 명의 진정한 기술사상 및 범위 내에 있는 이러한 변경 및 변형을 포함하는 것이다.

Claims (58)

  1. 인간 또는 동물 환자의 신체 표면으로부터 동맥 혈압을 비침습적으로 측정하기 위한 모니터링 시스템이며,
    외부면 및 내부면을 갖는 가압 커프로서, 유연 재료로 제조되고 상기 커프의 내부면에서 환자의 신체 표면과 인접하여 배치되도록 구성되는 제1 챔버를 포함하고, 상기 제1 챔버는 혈액 밀도에 실질적으로 필적하는 밀도를 갖는 제1 물질을 포함하는, 가압 커프와,
    상기 제1 물질을 압축하는 가압 장치와,
    상기 제1 물질의 압력을 나타내는 신호를 생성하기 위한 압력 변환기와,
    상기 압력 변환기로부터 수신되는 신호를 분석하고 동맥 혈압을 결정하도록 작동 가능한 전자 모듈과,
    동맥 혈압에 대응하는 정보를 제공하기 위한 디스플레이를 포함하는
    모니터링 시스템.
  2. 제1항에 있어서,
    상기 가압 장치는 환자의 신체 표면 위에서 층으로 배치되도록 제1 챔버와 인접하고 있는 유연 재료로 제조된 제2 챔버이고,
    상기 제2 챔버는 상기 내부면에 위치되고 제1 물질의 밀도보다 더 낮은 밀도를 갖는 제2 물질을 보유하는
    모니터링 시스템.
  3. 제2항에 있어서,
    제1 물질은 비압축성 유체를 포함하고, 제2 물질은 기체를 포함하는
    모니터링 시스템.
  4. 제1항에 있어서,
    상기 제1 물질 또는 제2 물질 내에서 압력을 변경시키기 위한 압력 변경 장치를 더 포함하는
    모니터링 시스템.
  5. 제1항에 있어서,
    상기 가압 장치에 연결되는 보유 탱크를 더 포함하는
    모니터링 시스템.
  6. 제1항에 있어서,
    상기 제1 물질은 액체 또는 겔을 포함하는
    모니터링 시스템.
  7. 제1항에 있어서,
    제1 챔버 및 상기 전자 모듈에 결합되는 하이드로폰을 더 포함하는
    모니터링 시스템.
  8. 제1항에 있어서,
    상기 전자 모듈은 2개 이상의 신호 필터를 포함하고,
    제1 필터는 1 Hz보다 낮은 주파수를 통과시키는 로우 패스 필터이고, 제2 필터는 0.5 Hz보다 높은 주파수 범위의 신호를 통과시키는 밴드 패스 필터인
    모니터링 시스템.
  9. 제1항에 있어서,
    상기 제1 챔버에 인접하여 위치되는 마이크로폰을 더 포함하는
    모니터링 시스템.
  10. 제1항에 있어서,
    상기 제1 챔버는 가변 두께를 갖는 유연 재료로 제조되는
    모니터링 시스템.
  11. 제1항에 있어서,
    상기 팽창식 커프의 외부면 위에 위치되는 반강성 지지부를 더 포함하는
    모니터링 시스템.
  12. 제1항에 있어서,
    상기 전자 모듈에 연결되는 혈류 검출기를 더 포함하는
    모니터링 시스템.
  13. 제11항에 있어서,
    상기 혈류 검출기는 제1 발광 소스 및 제1 광 센서를 포함하는
    모니터링 시스템.
  14. 제12항에 있어서,
    상기 제1 발광 소스와 상이한 스펙트럼 범위의 광을 생성하는 제2 발광 소스를 더 포함하는
    모니터링 시스템.
  15. 팽창식 커프를 사용하여 환자 신체의 심장에 의해 발생되는 동맥 혈압을 결정하는 방법이며,
    상기 팽창식 커프 내측의 압력을 변경시키는 단계와,
    상기 팽창식 커프 내측의 압력을 측정하는 단계와,
    수축기압 및 확장기압에 대응하는 커프 내의 측정된 혈압의 값을 생성하는 단계와,
    환자 신체에 대한 커프의 위치와 관련이 있는 각각의 오프셋을, 상기 값 각각에 적용함으로써 동맥 혈압을 나타내는 보정된 정보를 생성하는 단계와,
    상기 보정된 정보를 출력하는 단계를 포함하는
    동맥 혈압 결정 방법.
  16. 제15항에 있어서,
    심장의 위치에 대한 커프의 위치를 측정하는 단계와,
    측정된 위치에 기초하여 상기 오프셋을 결정하는 단계를 더 포함하는
    동맥 혈압 결정 방법.
  17. 제16항에 있어서,
    커프의 위치를 측정하는 단계는, 중력에 대한 커프의 기울기를 결정하는 단계를 포함하는
    동맥 혈압 결정 방법.
  18. 가압 커프를 사용하여 환자 신체의 동맥 혈압을 측정하는 방법이며,
    환자 신체의 일부 주위에 커프를 감싸는 단계와,
    커프 내의 압력을 변경시키는 단계와,
    커프 내의 제1 값의 압력을 측정하는 단계와,
    측정된 커프 압력에서의 진동을 검출하고, 커프 압력 진동에 대응하는 제1 신호를 생성하는 단계와,
    커프 내의 코로트코프음을 검출하고, 코로트코프음 크기에 대응하는 제2 신호를 생성하는 단계와,
    제1 신호와 제2 신호를 곱하여 곱의 값을 생성하는 단계와,
    곱의 값을 커프 내의 측정된 압력에 관련시켜 수축기압 값 및 확장기압 값을 결정하는 단계와,
    수축기압 값 또는 확장기압 값을 출력 장치에 제공하는 단계를 포함하는
    동맥 혈압 측정 방법.
  19. 제18항에 있어서,
    곱의 값을 1개 이상의 임계치 레벨과 비교하는 단계를 더 포함하는
    동맥 혈압 측정 방법.
  20. 제19항에 있어서,
    상기 임계치 레벨은 상기 제1 신호 또는 제2 신호와 관련이 있는
    동맥 혈압 측정 방법.
  21. 제18항에 있어서,
    상기 곱의 값에 실험적으로 선택된 크기 조정 인자를 곱하는 단계를 더 포함하는
    동맥 혈압 측정 방법.
  22. 다양한 밀도를 갖는 유체로 충진되는 2개의 유연한 블래더를 포함하는 가압 커프를 사용하여 환자 신체의 외부 표면으로부터 동맥 혈압을 결정하는 방법이며,
    높은 밀도의 유체를 포함하는 제1 블래더 위에, 낮은 밀도의 유체를 포함하는 제2 블래더를 배치하는 단계와,
    환자 신체의 표면에 인접하도록 제1 블래더를 위치시키는 단계와,
    높은 밀도 또는 낮은 밀도의 유체의 압력을 변경시키는 단계와,
    높은 밀도 또는 낮은 밀도의 유체의 압력을 측정하는 단계와,
    느리게 변하는 측정된 압력의 요소를, 빠르게 변하는 측정된 압력의 요소와 관련시키는 단계와,
    환자의 동맥압을 계산하는 단계와,
    환자의 동맥압을 출력하는 단계를 포함하는
    동맥 혈압 결정 방법.
  23. 제22항에 있어서,
    상기 커프로부터 데이터의 무선 송신을 사용하는 단계를 더 포함하는
    동맥 혈압 결정 방법.
  24. 압력을 신체에 인가하여 신체로부터의 신호를 검출하기 위한 가압 커프이며,
    실질적으로 비압축성인 재료를 포함하고, 신체와 인접하여 위치되는 제1 측부 및 대향하는 제2 측부를 갖는 제1 챔버와,
    상기 제1 챔버가 신체와 가압 장치 사이에 위치되도록, 제1 챔버의 제2 측부에 인접하여 위치되는 가압 장치를 포함하고,
    상기 가압 장치는 압력이 가압 장치에 의해 제1 챔버로 선택적으로 인가되고 이어서 신체에 인가되도록, 선택적으로 가압되거나 감압되는
    가압 커프.
  25. 제24항에 있어서,
    가압 장치는 기체를 포함하는 제2 챔버를 포함하는
    가압 커프.
  26. 제24항에 있어서,
    신체는 인간의 신체이고, 신체로의 압력의 인가는 신체 내의 동맥을 압축시키도록 작용하는
    가압 커프.
  27. 제24항에 있어서,
    신체로의 압력의 인가는 신체로부터 제1 챔버로 신호를 기계적으로 결합시키는 것을 제공하는
    가압 커프.
  28. 제24항에 있어서,
    가압 장치를 선택적으로 가압하도록 작동 가능한 제어기와,
    제1 챔버 또는 가압 장치 내의 압력을 지시하도록 작동 가능하고, 제1 챔버 또는 가압 장치 내의 재료의 압력과 관련된 정보를 제어기로 제공하도록 제어기와 통신하는 압력 센서를 더 포함하는
    가압 커프.
  29. 제24항에 있어서,
    신체에 의해 발생되는 음향 신호를 검출하기 위해, 제1 챔버에 인접하여 위치되고 가압 장치와 신체 사이에 위치되는 마이크로폰을 더 포함하는
    가압 커프.
  30. 제24항에 있어서,
    제1 챔버에 결합되는 신호를 검출하기 위해 제1 챔버에 결합되는 하이드로폰을 더 포함하는
    가압 커프.
  31. 제25항에 있어서,
    제2 챔버 내의 기체 압력을 나타내는 신호들이 기체 압력 센서에 의해 변환되어, 신호로서 제어기로 제공되는
    가압 커프.
  32. 제28항에 있어서,
    제1 챔버 내의 압력을 나타내는 신호들이 압력 센서에 의해 변환되어, 신호로서 제어기로 제공되는
    가압 커프.
  33. 제32항에 있어서,
    압력 센서는 신체 내의 압력 신호 및 제1 챔버로부터의 압력 진동 신호를 검출할 수 있도록 충분히 신속한 응답 속도를 갖는
    가압 커프.
  34. 제28항에 있어서,
    액체 압력 신호, 압력 진동 신호 및 코로트코프음을 분리시키기 위한 복수의 필터를 더 포함하는
    가압 커프.
  35. 제28항에 있어서,
    상기 커프와 외부 전자 장치 사이의 전기 인터페이스를 더 포함하고, 상기 인터페이스는 유선 및 무선 중 하나인
    가압 커프.
  36. 제25항에 있어서,
    제1 챔버 및 제2 챔버는 제1 챔버와 제2 챔버를 분리시키는 공통벽을 갖는 단일 구조체로서 형성되는
    가압 커프.
  37. 제24항에 있어서,
    커프와 신체의 일부 사이에 상대적인 위치 설정을 지시하기 위한 경사 센서를 더 포함하는
    가압 커프.
  38. 제24항에 있어서,
    제2 챔버의 외부 측에 위치되는 지지 구조체를 더 포함하는
    가압 커프.
  39. 제24항에 있어서,
    제1 챔버는, 유연하고 가요성인 재료를 포함하는 재료로 형성되는
    가압 커프.
  40. 제24항에 있어서,
    제1 챔버는 라텍스 또는 폴리에틸렌으로 형성되는
    가압 커프.
  41. 제24항에 있어서,
    제1 챔버는 제1 챔버의 중앙부의 두께보다 큰 두께를 갖는 주연부를 포함하는
    가압 커프.
  42. 제24항에 있어서,
    제1 챔버는 제1 챔버의 주연부의 두께보다 큰 두께를 갖는 후방 벽을 포함하는
    가압 커프.
  43. 제24항에 있어서,
    제1 챔버는 제1 챔버의 전방 벽의 두께보다 큰 두께를 갖는 후방 벽을 포함하는
    가압 커프.
  44. 제24항에 있어서,
    제1 챔버는, 유연하거나 가요성인 편평한 플레이트로 성형되는
    가압 커프.
  45. 제24항에 있어서,
    제1 챔버는 신체의 형상에 일치하도록 예비 형상화되는
    가압 커프.
  46. 제25항에 있어서,
    제2 챔버의 기체를 선택적으로 가압하는데 사용하기 위한 가압 장치를 더 포함하는
    가압 커프.
  47. 제24항에 있어서,
    가압 장치는 전기로 활성화되는 폴리머, 공기 탱크 또는 압축 기체 카트리지를 포함하는
    가압 커프.
  48. 제24항에 있어서,
    비압축성 재료는 인간 혈액의 밀도의 50% 내에 실질적으로 있는 밀도를 갖는 재료를 포함하는
    가압 커프.
  49. 제24항에 있어서,
    비압축성 재료는 물, 미네랄 오일, 수성 겔 및 유기 겔로 구성되는 군으로부터 선택되는 재료를 포함하는
    가압 커프.
  50. 압력을 인간의 신체의 일부에 인가하고 신체로부터의 동맥압을 나타내는 신호를 검출하기 위한 가압 커프이며,
    실질적으로 비압축성인 재료를 포함하고, 인간의 신체와 인접하여 위치되는 제1 측부 및 대향하는 제2 측부를 갖는 제1 챔버와,
    기체를 포함하고, 상기 제1 챔버가 인간의 신체와 제2 챔버의 사이에 위치되도록 제1 챔버의 제2 측부에 인접하여 위치되는 제2 챔버와,
    압력이 제2 챔버에 의해 제1 챔버로 선택적으로 인가되고 이어서 인간의 신체 내의 동맥으로 인가되도록 제2 챔버의 기체를 선택적으로 가압하고 감압하기 위한 가압 장치와,
    제2 챔버의 기체를 가압하기 위해 가압 장치를 선택적으로 제어하도록 작동 가능한 제어기와,
    제1 챔버 내의 재료의 압력을 지시하도록 작동 가능하고, 제1 챔버 내의 재료의 압력과 관련된 정보를 제어기로 제공하도록 제어기와 통신하는 압력 센서와,
    제1 챔버 내의 재료의 압력과 관련된 정보를 사용하여 이에 의해 인간의 신체의 수축기압 및 확장기압을 지시하기 위한 전자 분석 모듈을 포함하는
    가압 커프.
  51. 제50항에 있어서,
    압력 센서는 신체 내의 압력 신호 및 제1 챔버로부터의 압력 진동 신호를 검출할 수 있도록 충분히 신속한 응답 속도를 갖는
    가압 커프.
  52. 제50항에 있어서,
    제1 챔버 및 제2 챔버는 제1 챔버와 제2 챔버를 분리시키는 공통벽을 갖는 단일 구조체로서 형성되는
    가압 커프.
  53. 제50항에 있어서,
    커프와 신체의 일부 사이의 상대적인 위치 설정을 지시하기 위한 위치 센서를 더 포함하는
    가압 커프.
  54. 제50항에 있어서,
    제2 챔버의 외부 측에 위치되는 지지 구조체를 더 포함하는
    가압 커프.
  55. 제50항에 있어서,
    제1 챔버는, 유연하고 가요성인 재료를 포함하는 재료로 형성되는
    가압 커프.
  56. 제50항에 있어서,
    제1 챔버는 제1 챔버의 중앙부의 두께보다 큰 두께를 갖는 주연부를 포함하는
    가압 커프.
  57. 제50항에 있어서,
    비압축성 재료는 인간 혈액의 밀도의 50% 내에 실질적으로 있는 밀도를 갖는 재료를 포함하는
    가압 커프.
  58. 가압 커프를 사용하여 인간의 신체의 혈압을 검출하는 방법이며,
    가압 커프를 인간의 신체의 일부에 인접하여 위치시키고, 신체로부터의 동맥압을 나타내는 신호를 검출하는 단계로서, 상기 가압 커프는,
    실질적으로 비압축성인 재료를 포함하고, 인간의 신체에 인접하여 위치되는 제1 측부 및 대향하는 제2 측부를 갖는 제1 챔버와,
    기체를 포함하고, 상기 제1 챔버가 인간의 신체와 제2 챔버의 사이에 위치되도록 제1 챔버의 제2 측부에 인접하여 위치되는 제2 챔버를 포함하는, 단계와,
    압력이 제2 챔버에 의해 제1 챔버로 선택적으로 인가되고 이어서 인간의 신체 내의 동맥으로 인가되도록 기체를 선택적으로 가압하고 감압하기 위해 가압 장치로서 제2 챔버를 사용하는 단계와,
    제2 챔버의 기체를 가압하도록 가압 장치를 선택적으로 제어하기 위해 제어기를 사용하는 단계와,
    제1 챔버 내의 재료의 압력을 지시하기 위해, 제1 챔버 내의 재료의 압력과 관련된 정보를 제어기로 제공하도록 제어기와 통신하는 압력 센서를 사용하는 단계와,
    제1 챔버 내의 재료의 압력에 관한 정보를 분석하여 인간의 신체의 수축기압 및 확장기압을 지시하기 위해 전자 분석 모듈을 사용하는 단계를 포함하는
    혈압 검출 방법.
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