专利名称：非侵入性连续血压测量设备及方法
技术领域：
本发明涉及非侵入性地连续测量血压的非侵入性连续血压测量设备及非侵入性测量连续血压的方法。
背景技术：
公知非侵入地连续测量血压的非侵入性连续血压测量设备。在5,590,649号美国专利中揭示了用于测量所引起的扰动来确定血压的设备和方法。在此已有技术的设备中，用于连续地确定病人的生理参数的监视器包括用于获得病人的生理参数的周期性校准测量值的装置。置于病人动脉上方的激励器在病人的动脉血中引起激励器波形。置于动脉上方的非侵入性传感器感测血液参数并提供代表该血液参数的非侵入性传感器信号输出。处理器接收此校准测量值和非侵入传感器信号输出。该处理器根据校准测量值来确定SC偏移并处理非侵入性传感器信号来连续地确定病人的生理参数。
发明内容
本发明的目的在于提供一种优良的非侵入性连续血液测量设备及一种优良的非侵入性测量连续血液的方法。
依据本发明，提供的第一非侵入性连续血液测量设备包括振荡器，用于产生具有所需频率和所需幅度的振荡信号；衬底；响应于振荡信号沿一方向放置在衬底(substrate)上的多个激励器，用于在活体的动脉和动脉血中引起激励器波形；与激励器隔开预定间隔沿一方向分别放置在衬底上的多个传感器，用于接收从活体通过动脉传输的所引起的激励器波形并输出检测信号；多路复用器，用于实行循环地切换并以时分方式输出传感器的输出；响应于多路复用器的确定和选择部分，用于依据预定的判断条件确定这些输出中的一个输出并选择和输出这些输出中的一个输出；校准血压计，用于检测活体的最大血压和最小血压的绝对值；计算部分，用于接收来自血压计的绝对值并从振荡信号和来自确定和选择部分的一个输出与绝对值之间的相位关系中相继计算和输出瞬时血压值；显示器，用于显示计算部分相继输出的瞬时血压中的连续血压变化。
在第一非侵入性连续血压测量设备中，衬底相应地放置有多个激励器和多个传感器，从而由每个激励器和每个传感器组成的每一对沿这个方向放置，而每一对中的激励器和传感器沿垂直于该方向的第二方向放置，该设备还包括用于把衬底固定到活体的固定单元。
在第一非侵入性连续血压测量设备中，衬底可相应地放置一个激励器和多个传感器，从而包括两个传感器和以预定距离设于两个传感器之间的一个激励器的每一对沿此方向放置，该设备还包括用于把衬底固定到活体的固定单元。
第一非侵入性连续血压测量设备还可包括多个a/d转换器，用于分别对检测信号进行a/d转换，并把经转换的信号作为传感器的输出提供给确定和选择部分。
依据本发明，提供的第二非侵入性连续血压测量设备包括振荡器，用于产生具有所需频率和所需幅度的振荡信号；响应于振荡信号放置的激励器，用于在活体的动脉和动脉血中引起激励器波形；与激励器隔开预定间隔放置的传感器，用于接收从活体通过动脉传输的所引起的激励器波形并输出检测信号；校准血压计，用于检测活体的最大血压和最小血压的绝对值；计算部分，用于接收来自校准血压计的绝对值并从振荡信号和检测信号与绝对值之间的相位关系中相继计算和输出瞬时血压值；显示器，用于显示计算部分相继输出的瞬时血压中的连续血压变化。
在第二非侵入性连续血压测量设备中，振荡器可包括时钟信号产生电路，用于产生时钟信号；响应于频率控制数据和时钟信号的处理器，用于依据频率控制数据相继产生表示时基的幅度的频率信号数据；d/a转换器，用于转换频率信号数据；滤波器，用于对d/a转换器的输出进行低通滤波并输出其频率依据频率数据控制的振荡信号。
在第二非侵入性连续血压测量设备中，振荡器可包括时钟信号产生电路，用于产生时钟信号；响应于频率控制数据和时钟信号的数控振荡器，用于依据频率控制数据相继产生表示时基的幅度的频率信号数据；d/a转换器，用于转换频率信号数据；滤波器，用于对d/a转换器的输出进行低通滤波并输出其频率依据频率数据控制的振荡信号。
在第二非侵入性连续血压测量设备中，振荡器可包括时钟信号产生电路，用于产生时钟信号；响应于频率控制数据的处理器，用于产生频率信号数据的至少一个循环并把频率信号数据的一个循环存储在查询表中；地址信号产生电路，用于响应于时钟信号而产生地址信号来操作查询表，以相继读取和输出表示振荡信号的幅度的频率数据的一个循环；d/a转换器，用于转换频率信号的一个循环；滤波器，用于对d/a转换器的输出进行低通滤波并输出其频率依据频率数据控制的振荡信号。
在第二非侵入性连续血压测量设备中，振荡器可包括响应于频率控制数据的PLL电路，用于相继产生频率信号；滤波器，用于对频率信号进行低通滤波并输出经滤波的频率信号作为其频率依据频率数据控制的振荡信号。
依据本发明，提供的第三非侵入性连续血压测量设备包括振荡器，用于产生具有所需频率和所需幅度的振荡信号；响应于振荡信号的激励器，用于在活体的动脉和动脉血中引起激励器波形；与激励器隔开预定间隔放置的传感器，用于接收从活体通过动脉传输的所引起的激励器波形并输出检测信号；a/d转换器，用于对检测信号进行a/d转换；校准血压计，用于检测活体的最大血压和最小血压的绝对值；包括滤波器部分和计算部分的微处理器，该滤波器部分对来自a/d转换器的检测信号进行带通滤波，计算部分接收来自校准血压计的绝对值并从振荡信号和来自滤波器部分的检测信号与绝对值之间的相位关系中相继计算和输出瞬时血压值；显示器，用于显示计算部分相继输出的瞬时血压中的连续血压变化。
依据本发明，提供的第四非侵入性连续血压测量设备包括振荡器，用于产生具有所需频率和所需幅度的振荡信号；响应于振荡信号的激励器，用于在活体的动脉和动脉血中引起激励器波形；与激励器隔开预定间隔放置的传感器，用于接收从活体通过动脉传输的所引起的激励器波形并输出检测信号；校准血压计，用于检测活体的最大血压和最小血压的绝对值；带通滤波器，用于对来自传感器的检测信号进行带通滤波；a/d转换器，用于对来自带通滤波器的检测信号进行a/d转换；包括计算部分的微处理器，用于接收来自校准血压计的绝对值并从振荡信号和来自a/d转换器的检测信号和绝对值之间的相位关系中相继计算和输出瞬时血压值；显示器，用于显示计算部分相继输出的瞬时血压中的连续血压变化。
依据本发明，提供的第五非侵入性连续血压测量设备包括振荡器，用于产生其频率被控制的振荡信号；响应于振荡信号的多个激励器，用于在活体的动脉和动脉血中引起激励器波形；与激励器隔开预定间隔放置的多个传感器，用于接收从活体通过动脉传输的所引起的激励器波形并输出检测信号；确定装置，用于从所述激励器和传感器中选择最靠近所述动脉的一个激励器和传感器；校准血压计，用于检测活体的最大血压和最小血压的绝对值；响应于传感器的频率确定部分，用于控制振荡器相继控制处于不同频率的频率并依据以不同频率输出的检测信号来确定不同频率中的一个频率，然后控制振荡器相继产生处于不同频率中的所述一个频率的振荡信号；响应于频率确定部分的计算部分，用于接收来自校准血压计的绝对值并从选中的振荡信号与处于不同频率中的所述一个频率的选中的检测信号之间的相位关系和绝对值相继计算和输出瞬时血压值；显示器，用于显示计算部分相继输出的瞬时血压中的连续血压变化。
在第五非侵入性连续血压测量设备中，频率确定部分可检测处于不同频率的检测信号的衰减并依据此衰减的最小值来确定不同频率中的一个频率。
在第五非侵入性连续血压测量设备中，频率确定部分可检测处于不同频率的检测信号的幅度散布并依据此散布的最小值来确定不同频率中的一个频率。
在第五非侵入性连续血压测量设备中，频率确定部分可确定处于不同频率的检测信号的相移并依据此相移的最大值来确定不同频率中的一个频率。
在第五非侵入性连续血压测量设备中，频率确定部分可检测处于不同频率的检测信号的衰减，检测处于不同频率的检测信号的幅度散布以及检测处于不同频率的检测信号的相移，通过用于估计这些衰减、散布和相移的估计函数来获得不同频率的估计值，并依据不同频率的估计值来确定不同频率中的一个频率。
依据本发明，提供的第六非侵入性连续血压测量设备包括振荡器，用于产生其波形被控制的振荡信号；响应于振荡信号的多个激励器，用于在活体的动脉和动脉血中引起激励器波形；与激励器隔开预定间隔放置的多个传感器，用于接收从活体通过动脉传输的所引起的激励器波形并输出检测信号；确定装置，用于从所述激励器和传感器中选择最靠近所述动脉的一个激励器和传感器；校准血压计，用于检测活体的最大血压和最小血压的绝对值；响应于传感器的波形确定部分，用于控制振荡器来控制振荡信号相继具有不同波形振荡信号并依据以不同波形输出的检测信号来确定不同波形中的一个波形，然后控制振荡器连续地产生处于不同波形中的一个波形的振荡信号；响应于频率确定部分的计算部分，用于接收来自校准血压计的绝对值并从选中的振荡信号与处于不同波形中的一个波形的选中的检测信号之间的相位关系和绝对值相继计算和输出瞬时血压值；显示器，用于显示计算部分相继输出的瞬时血压中的连续血压变化。
在第六非侵入性连续血压测量设备中，波形确定部分可检测处于不同波形的检测信号的衰减并依据此衰减的最小值来确定不同波形中的一个波形。
在第六非侵入性连续血压测量设备中，波形确定部分可检测处于不同波形的检测信号的幅度散布并依据此散布的最小值来确定不同波形中的一个波形。
在第六非侵入性连续血压测量设备中，波形确定部分可确定处于不同波形的检测信号的相移并依据此相移的最大值来确定不同波形中的一个波形。
在第六非侵入性连续血压测量设备中，波形确定部分可检测处于不同波形的检测信号的衰减，检测处于不同波形的检测信号的幅度散布以及检测处于不同波形的检测信号的相移，通过用于估计这些衰减、散布和相移的估计函数来获得不同波形的估计值，并依据不同波形的估计值来确定不同波形中的一个波形。
依据本发明，提供的非侵入性测量连续血压的第一方法包括以下步骤产生其频率被控制的振荡信号；提供响应于振荡信号的多个激励器，从而在活体的动脉和动脉血中引起激励器波形；提供与激励器隔开预定间隔放置的多个传感器，从而接收从活体通过动脉传输的所引起的激励器波形并输出检测信号；检测活体的最大血压和最小血压的绝对值；控制振荡信号以相继控制处于不同频率的频率并依据以不同频率输出的检测信号来确定不同频率中的一个频率；连续地产生处于不同频率中的一个频率的振荡信号；接收这些绝对值，从所述激励器和传感器中选择最靠近所述动脉的一个激励器和传感器，并从选中的振荡信号与处于不同频率中的一个频率的选中的检测信号之间的相位关系和绝对值相继计算和输出瞬时血压值；显示相继输出的瞬时血压中的连续血压变化。
依据本发明，提供的非侵入性测量连续血压的第二方法包括以下步骤产生其波形被控制的振荡信号；提供响应于振荡信号的多个激励器，从而在活体的动脉和动脉血中引起激励器波形；提供与激励器隔开预定间隔放置的多个传感器，从而接收从活体通过动脉传输的所引起的激励器波形并输出检测信号；检测活体的最大血压和最小血压的绝对值；控制振荡信号以相继控制处于不同波形的频率并依据以不同波形输出的检测信号来确定不同波形中的一个波形；连续地产生处于不同波形中的一个波形的振荡信号；接收这些绝对值，从所述激励器和传感器中选择最靠近所述动脉的一个激励器和传感器，并从选中的振荡信号与处于不同波形中的一个波形的选中的检测信号之间的相位关系和绝对值相继计算和输出瞬时血压值；显示相继输出的瞬时血压中的连续血压变化。
附图概述从以下详细描述并结合附图将使本发明的目的和特征变得更加明显起来，其中
图1是本发明第一实施例的非侵入性连续血压测量设备的方框图；图2是第一实施例的传感器单元的平面图；图3是在线III-III所取的第一实施例的传感器单元的剖面侧视图；图4A到4E是示出确定操作的第一实施例的图；图5A是第二实施例的传感器单元的平面图；图5B是在图5A的线VB所取的第二实施例的传感器单元的剖面侧视图；图6是本发明第三实施例的非侵入性连续血压测量设备的方框图；图7是本发明第四实施例的非侵入性连续血压测量设备的方框图；图8是第四实施例的方框图，其中等效地示出微处理器的操作；图9是本发明第五实施例的非侵入性连续血压测量设备的方框图；图10是本发明第六实施例的非侵入性连续血压测量设备的方框图；图11是本发明第七实施例的非侵入性连续血压测量设备的方框图；图12是本发明第八实施例的非侵入性连续血压测量设备的方框图；图13A和13B是第八实施例的曲线图；图14是本发明第九实施例的非侵入性连续血压测量设备的方框图；图15是本发明第十实施例的非侵入性连续血压测量设备的方框图；图16是示出微处理器操作的第十实施例的流程图；图17是示出频率确定部分的操作的第十实施例的流程图；图18是第十实施例的曲线图；图19是本发明第十一实施例的非侵入性连续血压测量设备的方框图；
图20是示出微处理器操作的第十一实施例的流程图；以及图21是示出波形确定部分的操作的第十一实施例的流程图。
本发明的具体实施方式
在图中以相同的标号来表示相同或相应的元件或部分。
(第一实施例)图1是本发明第一实施例的非侵入性连续血压测量设备的方框图。图2是第一实施例的传感器单元的平面图。图3是在线III-III所取的第一实施例的传感器单元的剖面侧视图。
第一实施例的非侵入性连续血压测量设备包括振荡器1，用于产生具有预定(所需)频率和预定(所需)幅度的振荡信号31；响应于振荡信号沿31以距离D1沿方向X放置的多个激励器2(2a到2d)，用于在活体(手臂)21的动脉20和动脉20中的血液23中引起激励器波形；与这列激励器2隔开距离D2并以距离D1沿方向X放置的多个传感器3(3a到3h)，分别用于接收来自活体21的激励器波形并输出检测信号100a到100g；定时信号产生电路9，用于产生定时信号9a和9b；多路复用器4，用于响应于定时信号9a切换并循环地输出传感器3a到3h的输出中的一个输出；a/d转换器5，用于对来自多路复用器4的传感器3的一个输出进行a/d转换；响应于多路复用器4的确定部分10，用于依据多路复用器4的一个输出以及诸如幅度等预定判断条件来确定这些输出中的一个输出；校准血压计6，用于检测活体的最大血压和最小血压的绝对值；计算部分7，用于操作校准血压计6并从振荡信号31与由来自确定部分10的确定结果所表示的输出100a到100g中的一个输出之间的相位关系和绝对值相继计算和输出瞬时血压值；显示器8，用于显示计算部分7相继输出的瞬时血压中的连续血压变化。校准血压计6可周期性地测量活体的最大血压和最小血压的绝对值，而不受计算部分7的控制。距离D2是常数。另一方面，每个传感器3的距离D1可以改变，以确保检测激励器波形。
传感器单元19包括如图2所示的衬底22、激励器2a到2d、传感器3a到3h和固定带18。激励器2和传感器3包括柔性板(未示出)和夹在柔性板之间的压电元件(未示出)，即所谓的双晶片。激励器2以压电元件在这些板中产生的弯曲来产生振动。相反，传感器依据来自活体21的振动而在压电元件中产生检测信号。
振荡器1产生具有所需的频率和预定幅度的振荡信号31，以使激励器在动脉20中的血液23中引起适当的波形。激励器2a到2d响应于振荡信号31分别在活体(手臂)21的动脉20和动脉20中的血液23中引起激励器波形。在血液23中引起的激励器波形(振动)通过动脉20中的血液来传输并到达传感器3a到3d。传感器3a到3h接收来自活体31的激励器波形(即所引起的激励器波形通过动脉20来传输)，并输出检测信号100a到100g。定时信号产生电路9产生定时信号9a和9b。多路复用器4响应于定时信号9a循环地选择和输出传感器3a到3h的检测信号100a到100g中的一个信号。a/d转换器5对传感器3a到3h的检测信号100a到100g中的一个信号进行a/d转换。确定部分10依据经a/d转换的检测信号和诸如检测信号的幅度等预定判断条件来确定a/d转换的检测信号中的一个信号。
校准血压计6周期性地检测活体21的最大血压和最小血压的绝对值，或者响应于来自计算部分7的命令7a来检测这些绝对值。计算部分7操作校准血压计6，并从振荡信号31与由来自确定部分10的确定结果所表示的输出100a到100g中的一个输出之间的相位关系和绝对值相继计算和输出瞬时血压值。显示器8显示计算部分7相继输出的瞬时血压中的连续血压变化。
将更具体地描述确定操作。
图4A到4E是示出确定操作的第一实施例的曲线图。为便于说明，假设在靠近动脉20的两个检测信号100c和100d之间确定这两个检测信号中的一个信号。
传感器100c和100d输出如图4A和4B所示的检测信号，其中检测信号100c的幅度比检测信号100d的幅度高，这是因为，如图2所示激励器2c和传感器3c就位于动脉20的上方。
多路复用器4响应于如图4C所示的定时信号9a对检测信号100c和100d进行多路复用。
a/d转换器4如图4D所示对多路复用器4的输出进行a/d转换。确定部分10相对于定时信号9a，把来自传感器3c的经a/d转换的检测信号的幅度AMc与经a/d转换的检测信号3d的幅度AMc相比较，并确定来自传感器3c的经a/d转换的检测信号，这是因为，幅度AMc高于来自传感器3d的幅度AMd。然后，确定部分10选择和输出所确定的来自传感器3c的检测信号。在本实施例中，通过由通过动脉20的激励器波形引起检测信号的假设来描述确定一个经a/d转换的检测信号。然而，还可从由动脉20的搏动而引起的幅度即自然血压波来确定一个经a/d转换的检测信号。在此情况下，自然血压波的频率低于振荡信号31的频率，从而考虑到多路复用器4的切换定时和模拟-数字转换速率，该信号是较好的。
在此情况下，a/d转换器5中每一检测信号的采样频率等于或大于20Hz。相应地，获得的a/d转换器5的采样频率等于或大于1600Hz，因为有八个传感器3a到3h。
计算部分7从振荡信号31与由来自确定部分10的确定结果所表示的检测信号100a到100g中的一个信号之间的相位关系和绝对值来计算和输出瞬时血压值。即，在5,590,649号美国专利中公知和描述了从通过动脉的声音速度来计算血压的方法，这里通过参考引入其内容。
在图2中，衬底22相应地放置激励器单元2a到2d以及传感器3a到3h，从而每一对(例如，2a、3a和3e)包括两个传感器3和以距离D2放置在两个传感器之间的一个激励器2且沿方向X放置，从而便于以固定带18来固定衬底22，因为通过检测信号的选择操作可省略相对于动脉20进行准确定位。在图2中，确定部分10可依据检测信号100c和100g的幅度来选择检测信号100g。此外，可由请求接收部分(未示出)任意地选择相对于激励器2置于动脉20上游或下游的传感器3。
(第二实施例)图5A是第二实施例的传感器单元的平面图。图5B是在图5A中的线VB所取的第二实施例的传感器单元的剖面侧视图。
第二实施例的传感器单元包括衬底22、激励器2a到2h、传感器3a到3h和固定带18。激励器2e到2h构成的列2q和传感器3e到3h构成的相应列3q沿方向X与激励器2a到2d构成的列2p和传感器3a到3d构成的列2p偏离距离D3，D3是距离(间距)D1的一半。激励器2a到2d和传感器3a到3d沿方向X以距离D1放置，这基本上相应于沿方向X的激励器2a到2d和传感器3a到3d的尺寸。因此，紧密地放置激励器2a到2d和传感器3a到3d，准确地实行对检测信号中的一个信号的选择。
(第三实施例)图6是本发明第三实施例的非侵入性连续血压测量设备的方框图。第三实施例的非侵入性连续血压测量设备与第一实施例的设备基本上相同。其差异在于，把对检测信号100a到100h分别提供a/d转换器11a和11h，而不是多路复用器4和a/d转换器5。a/d转换器11a到11h单独地对检测信号100a到100h进行a/d转换。确定部分10选择和输出来自传感器3的一个确定的检测信号。
计算部分7操作校准血压计6并从振荡信号与来自确定部分10的输出100a到100g中的一个输出之间的相位关系和绝对值相继计算和输出瞬时血压值。显示器8显示计算部分7相继输出的瞬时血压中的连续血压变化。
在第三实施例中，增加了a/d转换器11a到11h的总采样速率，从而提高了测量连续血压变化的准确率。
(第四实施例)图7是本发明第四实施例的非侵入性连续血压测量设备的方框图。第四实施例的非侵入性连续血压测量设备与第一实施例的设备基本上相同。其差异在于，控制振荡器1a的频率。
振荡器1a包括时钟信号产生电路212，用于产生时钟信号；响应于频率控制数据和时钟信号且包括存储器211的微处理器210，用于依据频率控制数据相继产生表示时基的幅度的频率信号数据210a；d/a转换器213，用于转换频率信号数据并输出频率信号；滤波器214，用于对频率信号进行低通滤波并输出经滤波的频率信号作为其频率依据频率数据控制的振荡信号。
图8是第四实施例的方框图，其中等效地示出微处理器210的操作。
时钟信号产生电路212产生时钟信号215和用于a/d转换器213的转换定时信号。微处理器210把存储器211用作工作存储器，响应于来自时钟信号产生电路212的每个时钟信号215，通过公知的双积分方法开始计算表示幅度的频率信号数据210a的操作。a/d转换器213转换频率信号数据来产生振荡信号。滤波器215对来自a/d转换器213的振荡信号进行滤波来除去不必要的频率分量，以给振荡信号214a提供低的杂散频率。
可由同一微处理器210来提供计算部分7。
图8示出等效于微处理器210的操作的电路。
用于实行双积分方法的电路包括积分器250、用于使积分器250的输出倒相的倒相器以及用于对倒相器251的输出进行积分并输出正弦数据254和反馈数据的第二积分器252，此反馈数据将被提供给第一积分器250。
第一积分器250包括加法器253、乘法器257和延迟器256。加法器253对来自第二积分器252中的乘法器260的反馈数据、延迟器256的输出和触发信号261求和，触发信号261是在振荡器1a一开始操作时就产生的。把求和结果提供给延迟器256和乘法器257并作为余弦数据255输出。乘法器257把余弦数据255与频率数据“a”相乘。被提供时钟信号215的延迟器256把加法器253的求和结果延迟时钟信号215的一个时钟周期。
具有增益-1的倒相器251使相乘结果倒相。
第二积分器252包括加法器258、乘法器260和延迟器259。加法器258对延迟器259的输出和倒相器251的输出求和。把加法器258的求和结果提供给延迟器259并作为正弦数据254输出。被提供时钟信号215的延迟器259把加法器258的求和结果延迟时钟信号215的一个时钟周期。把延迟器259的输出提供给乘法器260，乘法器260把延迟器259的输出与频率数据“a”相乘并把反馈数据提供给所述的加法器253。给延迟器256和259提供时钟信号215，以使余弦数据255和正弦数据254延迟一个时钟信号间隔。
此电路产生振荡信号214a，其频率f由下式给出f＝(a×T)/(2×π)这里T为时钟信号产生电路212所产生的时钟信号215的频率。
如上所述，该电路产生振荡信号214a，其频率f由频率控制数据“a”来控制。此外，作为振荡信号，产生正弦数据254和余弦数据255，还把它们同时提供给计算部分7。
(第五实施例)图9是本发明第五实施例的非侵入性连续血压测量设备的方框图。第五实施例的非侵入性连续血压测量设备与第四实施例的设备基本上相同。其差异在于振荡器1b的结构。
振荡器1b包括时钟信号产生电路222，用于产生时钟信号；微处理器220，用于接收频率控制数据；数控振荡器221，用于依据频率控制数据相继产生表示时基幅度的频率控制数据；d/a转换器223，用于转换频率信号数据并输出频率信号；滤波器224，用于对频率信号进行低通滤波并输出经滤波的频率信号作为其频率依据频率数据“a”来控制的振荡信号。
微处理器220接收频率控制数据、数控振荡器221依据频率控制数据相继产生频率控制数据。d/a转换器223转换频率信号数据并输出频率信号。滤波器224对频率信号进行低通滤波并输出经滤波的频率信号作为其频率依据频率数据“a”来控制的振荡信号。
(第六实施例)图10是本发明第六实施例的非侵入性连续血压测量设备的方框图。第六实施例的非侵入性连续血压测量设备与第四实施例的设备基本上相同。其差异在于振荡器1c的结构。
振荡器1c包括时钟信号产生电路232，用于产生时钟信号；查询表231；微处理器230，用于接收频率控制数据并依据频率控制数据产生表示振荡信号一个循环的幅度的一组频率信号数据，并把该频率信号数据存储在查询表231中；地址信号产生电路233，用于响应于时钟信号相继产生地址信号，以操作查询表231相继输出瞬时频率信号数据；d/a转换器234，用于转换频率信号数据并输出频率信号；滤波器235，用于对频率信号进行低通滤波并输出经滤波的频率信号作为其频率依据频率数据“a”来控制的振荡信号。
微处理器220接收频率控制数据并依据频率控制数据产生表示振荡信号一个循环的幅度的这组频率信号数据，并在开始测量血压前把此频率信号数据存储在查询表231中。地址信号产生电路233响应于时钟信号相继产生地址信号，以操作查询表231相继输出瞬时频率信号数据。d/a转换器224转换频率信号数据并输出频率信号。滤波器235对频率信号进行低通滤波并输出经滤波的频率信号作为其频率依据频率数据“a”来控制的振荡信号。
(第七实施例)图11是本发明第七实施例的非侵入性连续血压测量设备的方框图。第七实施例的非侵入性连续血压测量设备与第四实施例的设备基本上相同。其差异在于振荡器的结构。第七实施例的振荡器1d包括用于接收频率控制数据的微处理器(MPU)241、PLL电路247和滤波器246。PLL电路247包括频率基准信号产生电路240，用于产生频率基准信号；相位比较器242，用于检测频率基准信号产生电路240与分频信号之间的相位差；积分器243，用于对相位比较器242的输出进行积分；压控振荡器245，用于产生其频率依据积分器的输出(即经积分的相位差)来控制的振荡信号；分频器244，用于以来自微处理器241的频率控制数据对来自压控振荡器245的振荡信号进行分频。滤波器246从来自压控振荡器245的振荡信号中除去不必要的分量并把经滤波的振荡信号提供给激励器2和计算部分7。依据频率控制数据来控制振荡信号的频率和激励器2的振动频率。
(第八实施例)图12是本发明第八实施例的非侵入性连续血压测量设备的方框图。第八实施例的非侵入性连续血压测量设备与第四实施例的设备基本上相同。其差异在于，微处理器301还设有滤波处理和相位检测处理。
第八实施例的非侵入性连续血压测量设备包括振荡器1a，用于产生其频率被控制到预定(所需)频率的振荡信号214a以及相应的振荡信号数据210a；带通滤波器314，用于对振荡信号数据210a进行带通滤波并输出频率基准信号数据314a；激励器2，用于在活体(手臂)21的动脉20和动脉中的血液23中引起激励器波形；与激励器2隔开距离D2的传感器3，用于接收激励器波形和来自活体的自然血压波形并输出检测信号；预放大器302，用于放大包括病人的多个生理参数的检测信号；a/d转换器5，用于对预放大器302的输出进行a/d转换来输出检测数据；微处理器301，用于为检测激励器波形而实行带通滤波处理以及为从检测数据中检测自然血压波形而实行低通滤波处理，并实行相位检测来输出相位差数据；校准血压计6，用于检测活体的最大血压和最小血压的绝对值；计算部分7，用于从频率基准信号数据和检测到的激励器波形与检测到的自然血压波形之间的相位关系和来自校准血压计6的绝对值来相继计算和输出瞬时血压值；显示器8，用于显示计算部分7相继输出的瞬时血压中的连续血压变化。
微处理器301的带通滤波处理部分304从检测数据中检测激励器波形，低通滤波处理部分305从检测数据中检测自然血压波形。相位检测处理部分305检测频率基准信号数据314a与来自带通处理部分304的检测到的激励器波形之间的相位差，并输出相位差数据，该数据包括相位偏移的实数分量以及相位偏移的虚数分量。
计算部分7从相位差数据、检测到的自然血压波形和来自校准血压计6的绝对值中相继计算和输出瞬时血压值。显示器8显示计算部分7相继输出的瞬时血压中的连续血压变化。
图13A和13B是第八实施例的曲线图。传感器接收来自活体的振动，包括相互重叠的激励器波形和自然血压波形。带通滤波处理部分304提取激励器波形152，低通滤波处理部分305提取自然血压波形151。
如果振荡信号数据210a包括不必要的分量，则可省略带通滤波器314。微处理器301还可实行计算部分7中的处理。
(第九实施例)图14是本发明第九实施例的非侵入性连续血压测量设备的方框图。第九实施例的非侵入性连续血压测量设备与第九实施例的设备基本上相同。其差异在于，由带通滤波器404而不是带通滤波处理部分304来实行带通滤波处理，而且由低通滤波器405而不是低通滤波处理部分305来实行低通滤波处理，还设有选择器407把带通滤波器404的输出和低通滤波器405的输出中的任一个提供给a/d转换器5。
传感器3接收来自活体的所引起的激励器波形和自然血压波形并输出检测信号。预放大器302放大包括病人的多个生理参数的检测信号。带通滤波器404提取激励器波形。低通滤波器405提取自然血压波形。选择器响应于来自微处理器301的切换控制信号可切换地输出来自带通滤波器404的激励器波形或来自低通滤波器405的自然血压波形。a/d转换器5对激励器波形和自然血压波形进行a/d转换。相位检测处理部分306检测频率基准信号数据314a和a/d转换器5的输出之间的相位差，同时选择器选择激励器波形并输出相位差数据。计算部分7从来自相位检测处理部分306的相位差数据和来自a/d转换器5的自然血压波形中相继计算和输出瞬时血压值，同时选择器407选择自然血压波形和来自校准血压计6的绝对值。显示器8显示计算部分7相继输出的瞬时血压中的连续血压变化。
(第十实施例)图15是本发明第十实施例的非侵入性连续血压测量设备的方框图。第十实施例的非侵入性连续血压测量设备与第四实施例的设备基本上相同。其差异在于，设有激励器2的基准传感器501，还提供了对来自基准传感器501的基准传感器检测信号进行放大的放大器504、对来自放大器504的传感器检测信号进行a/d转换的a/d转换器505以及频率确定部分509。基准传感器501检测来自激励器2的振动。衬底502支撑激励器2和基准传感器501。
图16是示出微处理器508的操作的第十实施例的流程图。
在步骤S551，在检测连续血压前，频率确定部分509在T秒内对振荡器1a相继产生和提供表示频率fi(f1到fn)的频率控制数据，在时间间隔T秒内相继检测来自传感器3的检测信号和基准传感器检测信号503来确定最佳频率并提供表示最佳频率的频率控制数据。在已确定最佳频率时，微处理器508在步骤S552相继计算最佳频率处的瞬时血压，从而显示器8显示计算部分7相继输出的瞬时血压中的连续血压变化。
图17是示出频率确定部分509的操作(即步骤S551)的第十实施例的流程图。
首先，在步骤S500，频率确定部分509在时间间隔T秒内产生表示频率f1的频率控制数据。在T秒的时间间隔内，振荡器1a产生频率为f1的振荡信号，即Asin(2πf1t)。激励器2产生频率为f1的振动，从而在动脉20中引起此激励器波形。
在随后的步骤S501中，基准传感器501检测激励器2的振动并产生基准传感器检测信号503，以振荡频率f1通过放大器504和a/d转换器505把该信号503提供给微处理器508。传感器3检测通过动脉20传输的激励器波形并产生检测信号3a，以振荡频率f1通过放大器506和a/d转换器507把该信号3a提供给微处理器508。此外，频率确定部分509通过滤波处理从来自传感器3的检测信号中提取频率分量f1并提取基准传感器检测信号的频率分量f1。
此外，频率确定部分509实行正交检测，以获得和存储频率基准信号数据与来自传感器3的检测信号之间相移的实数分量(I分量)和虚数分量(Q分量)。对步骤S501中的处理重复T秒。
图18是第十实施例的曲线图。
在步骤S502，当t＝T(秒)时，则频率确定部分509在步骤S503预报在如图18所示的I-Q平面中频率f1处相移的I和Q分量((I1，Q1)，(I2，Q2)，...，(Im，Qm))的圆弧1901，预报圆弧1901的中心1902，获得各点(I1，Q1)，(I2，Q2)，...(Im，Qm)与圆弧1901的预报中心1902之间的距离即半径(r1，r2，...rm)(m为大于一的自然数)，计算平均半径Rf1AVe以及相对于来自基准传感器501的基准传感器检测信号的幅度Aex的衰减比Pf1如下Pf1＝1·(Rf1Ave/Aex)频率确定部分509在步骤S504计算半径r1，r2，...rm的散布值Rf1Var。此外，获得最佳频率估计值ZfiZf1＝α·(Pf1/PStd)+β·(Rf1Var/RStd)然后，处理返回步骤S500，以产生频率为f2的振荡信号。
重复从步骤S500到S505的处理，直到i＝n(n为自然数)。
然后，从以下公式获得f1到fn的最佳频率估计值Zfi＝α·(Pfi/PStd)+β·(RfiVar/RStd)然后，在步骤S506，选择示出最低最佳频率估计值的最佳频率。在以下步骤S507中，频率确定部分509提供最佳频率的频率控制数据。
在获得最佳频率估计值的公式中，α和β是依据估计元素(Pfi/PStd)和(RfiVar/RStd)的重要程度来确定的加权系数。
在本实施例中，使用基准传感器501。然而，可省略此传感器，因为在必要频率范围内激励器2的振动幅度基本上是恒定的。此外，可相对于f1到fn来预先测量和存储基准传感器检测信号的幅度以在步骤S501使用。
(第十一实施例)图19是本发明第十一实施例的非侵入性连续血压测量设备的方框图。第十一实施例的非侵入性连续血压测量设备与第十实施例的设备基本上相同。其差异在于，提供了波形确定部分1602而不是频率确定部分509。
图20是示出微处理器1603的操作的第十一实施例的流程图。
在检测连续血压前，在步骤S561，波形确定部分1602在T秒内对振荡器1e相继产生和提供表示波形Wj(j＝1到n)的波形控制数据1601，并在T秒的时间间隔内相继检测来自传感器3的检测信号以及基准传感器检测信号503以确定最佳频率，并提供表示最佳波形的频率控制数据。当已确定最佳波形时，微处理器1603在步骤S562相继计算瞬时血压，从而显示器8显示计算部分7相继输出的瞬时血压中的连续血压变化。
图21是示出波形确定部分1602的操作即步骤S561的第十一实施例的流程图。
首先，波形确定部分1602在步骤S600在T秒的时间间隔内产生表示波形Wj的波形控制数据。在T秒的时间间隔期间，振荡器1e产生具有波形W1的振荡信号，例如Asin(2πft)。激励器2产生波形为W1的振动，从而在动脉20中引起激励器波形。
在以下的步骤S601到S605中，类似于步骤S501到S505获得波形估计值。如下给出估计值Zwj＝α·(Pwj/PStd)+β·(RwjVar/RStd)然后，处理返回步骤S600，以产生具有波形wj的振荡信号。
重复从步骤S600到S605的处理，直到j＝n(n为自然数)。
然后，从以下公式中获得W1到Wn的波形估计值然后，在步骤S606，选择示出最低波形估计值的最佳波形。在以下步骤S607中，波形确定部分1602提供最佳波形的波形控制数据。
在本实施例中，使用基准传感器501。然而，可省略此传感器，因为在波形W1至Wn之间激励器2的振动幅度基本上是恒定的。此外，可相对于W1到Wn来预先测量和存储基准传感器检测信号的幅度以在步骤S601使用。
权利要求
1.一种非侵入性连续血压测量设备，其特征在于包括振荡装置，用于产生其频率被控制的振荡信号；响应于所述振荡信号的多个激励器，用于在活体的动脉和所述动脉的血液中引起激励器波形；与所述激励器隔开预定间隔放置的多个传感器，用于接收从所述活体通过所述动脉传输的所述引起的激励器波形并输出检测信号；确定装置，用于从所述激励器和传感器中选择最靠近所述动脉的一个激励器和传感器；校准血压计，用于检测所述活体的最大血压和最小血压的绝对值；响应于所述传感器的频率确定装置，用于控制所述振荡装置来相继控制处于不同频率的所述频率，并依据以不同频率输出的所述检测信号来确定所述不同频率中的一个频率，然后控制振荡装置来连续产生处于不同频率中的所述一个频率的振荡信号；响应于所述频率确定装置的计算装置，用于接收来自所述校准血压计的所述绝对值并从所述选中的振荡信号与处于所述不同频率中的所述一个频率的所述选中的检测信号之间的相位关系和所述绝对值相继计算和输出瞬时血压值；以及显示器，用于显示所述计算装置相继输出的所述瞬时血压中的连续血压变化。
2.如权利要求1所述的非侵入性连续血压测量设备，其特征在于所述频率确定装置检测处于所述不同频率的所述检测信号的衰减并依据所述衰减的最小值来确定所述不同频率中的所述一个频率。
3.如权利要求1所述的非侵入性连续血压测量设备，其特征在于所述频率确定装置检测处于所述不同频率的所述检测信号的幅度散布并依据所述散布的最小值来确定所述不同频率中的所述一个频率。
4.如权利要求1所述的非侵入性连续血压测量设备，其特征在于所述频率确定装置检测处于所述不同频率的所述检测信号的相移并依据所述相移的最大值来确定所述不同频率中的所述一个频率。
5.如权利要求1所述的非侵入性连续血压测量设备，其特征在于所述频率确定装置检测处于所述不同频率的所述检测信号的衰减，检测处于所述不同频率的所述检测信号的幅度散布以及检测处于所述不同频率的所述检测信号的相移，通过用于估计所述衰减、所述散布和所述相移的估计函数来获得所述不同频率的估计值，并依据所述不同频率的所述估计值来确定所述不同频率中的所述一个频率。
6.一种非侵入性连续血压测量设备，其特征在于包括振荡装置，用于产生其波形被控制的振荡信号；响应于所述振荡信号的多个激励器，用于在活体的动脉和所述动脉的血液中引起激励器波形；与所述激励器隔开预定间隔放置的多个传感器，用于接收从所述活体通过所述动脉传输的所述引起的激励器波形并输出检测信号；确定装置，用于从所述激励器和传感器中选择最靠近所述动脉的一个激励器和传感器；校准血压计，用于检测所述活体的最大血压和最小血压的绝对值；响应于所述传感器的波形确定装置，用于控制所述振荡装置来控制所述振荡信号相继具有不同波形，并依据以所述不同波形输出的所述检测信号来确定所述不同波形中的一个波形，然后控制所述振荡装置连续地产生处于所述不同波形中的所述一个波形的振荡信号；响应于所述频率确定装置的计算装置，用于接收来自所述校准血压计的所述绝对值并从所述选中的振荡信号与处于所述不同波形中的所述一个波形的所述选中的检测信号之间的相位关系和所述绝对值相继计算和输出瞬时血压值；以及显示器，用于显示所述计算装置相继输出的所述瞬时血压中的连续血压变化。
7.如权利要求6所述的非侵入性连续血压测量设备，其特征在于所述波形确定装置检测处于所述不同波形的所述检测信号的衰减并依据所述衰减的最小值来确定所述不同波形中的所述一个波形。
8.如权利要求6所述的非侵入性连续血压测量设备，其特征在于所述波形确定装置检测处于所述不同波形的所述检测信号的幅度散布并依据所述散布的最小值来确定所述不同波形中的所述一个波形。
9.如权利要求6所述的非侵入性连续血压测量设备，其特征在于所述波形确定装置检测处于所述不同波形的所述检测信号的相移并依据所述相移的最大值来确定所述不同波形中的所述一个波形。
10.如权利要求6所述的非侵入性连续血压测量设备，其特征在于所述波形确定装置检测处于所述不同波形的所述检测信号的衰减，检测处于所述不同波形的所述检测信号的幅度散布以及检测处于所述不同波形的所述检测信号的相移，通过用于估计所述衰减、所述散布和所述相移的估计函数来获得所述不同波形的估计值，并依据所述不同波形的所述估计值来确定所述不同波形中的所述一个波形。
11.一种非侵入性地测量连续血压的方法，其特征在于包括以下步骤(a)产生其频率被控制的振荡信号；(b)提供响应于所述振荡信号的多个激励器，从而在活体的动脉和所述动脉的血液中引起激励器波形；(c)提供与所述激励器隔开预定间隔放置的多个传感器，从而接收从所述活体通过所述动脉传输的所述引起的激励器波形并输出检测信号；(d)检测所述活体的最大血压和最小血压的绝对值；(e)控制所述振荡信号来相继控制处于不同频率的所述频率；(f)依据以不同频率输出的所述检测信号来确定所述不同频率中的一个频率；(g)连续地产生处于所述不同频率中的所述一个频率的所述振荡信号；(h)接收所述绝对值，从所述激励器和传感器中选择最靠近所述动脉的一个激励器和传感器，并从所述选中的振荡信号与处于所述不同频率中的所述一个频率的所述选中的检测信号之间的相位关系和所述绝对值相继计算和输出瞬时血压值；以及(i)显示相继输出的所述瞬时血压中的连续血压变化。
12.如权利要求地11所述的方法，其特征在于还包括以下步骤检测处于不同频率的所述检测信号的衰减，在所述步骤(f)中，依据所述衰减的最小值来确定所述不同频率中的所述一个频率。
13.如权利要求11所述的方法，其特征在于还包括以下步骤检测处于不同频率的所述检测信号的幅度散布，在所述步骤(f)中，依据所述散布的最小值来确定所述不同频率中的所述一个频率。
14.如权利要求11所述的方法，其特征在于还包括以下步骤检测处于不同频率的所述检测信号的相移，在所述步骤(f)中，依据所述相移的最大值来确定所述不同频率中的所述一个频率。
15.如权利要求11所述的方法，其特征在于还包括以下步骤检测处于不同频率的所述检测信号的衰减；检测处于所述不同频率的所述检测信号的幅度散布；检测处于所述不同频率的所述检测信号的相移；通过用于估计所述衰减、所述散布和所述相移的估计函数来获得所述不同频率的估计值；以及依据所述不同频率处的估计值来估计所述不同频率中的所述一个频率。
16.一种非侵入性地测量连续血压的方法，其特征在于包括以下步骤(a)产生其波形被控制的振荡信号；(b)提供响应于所述振荡信号的多个激励器，从而在活体的动脉和所述动脉的血液中引起激励器波形；(c)提供与所述激励器隔开预定间隔放置的多个传感器，从而接收从所述活体通过所述动脉传输的所述引起的激励器波形并输出检测信号；(d)检测所述活体的最大血压和最小血压的绝对值；(e)控制所述振荡装置来相继控制处于不同波形的所述频率；(f)依据以不同波形输出的所述检测信号来确定所述不同波形中的一个波形；(g)连续地产生处于所述不同波形中的所述一个波形的所述振荡信号；(h)接收所述绝对值，从所述激励器和传感器中选择最靠近所述动脉的一个激励器和传感器，并从所述选中的振荡信号与处于所述不同波形中的所述一个波形的所述选中的检测信号之间的相位关系和所述绝对值相继计算和输出瞬时血压值；以及(i)显示相继输出的所述瞬时血压中的连续血压变化。
17.如权利要求地16所述的方法，其特征在于还包括以下步骤检测处于不同波形的所述检测信号的衰减，在所述步骤(f)中，依据所述衰减的最小值来确定所述不同波形中的所述一个波形。
18.如权利要求16所述的方法，其特征在于还包括以下步骤检测处于不同波形的所述检测信号的幅度散布，在所述步骤(f)中，依据所述散布的最小值来确定所述不同波形中的所述一个波形。
19.如权利要求16所述的方法，其特征在于还包括以下步骤检测处于不同波形的所述检测信号的相移，在所述步骤(f)中，依据所述相移的最大值来确定所述不同波形中的所述一个波形。
20.如权利要求16所述的方法，其特征在于还包括以下步骤检测处于不同波形的所述检测信号的衰减；检测处于所述不同波形的所述检测信号的幅度散布；检测处于所述不同波形的所述检测信号的相移；通过用于估计所述衰减、所述散布和所述相移的估计函数来获得所述不同波形的估计值；以及依据所述不同波形处的估计值来估计所述不同波形中的所述一个波形。
全文摘要
本申请涉及一种非侵入性连续血压测量设备及方法，其中依据源自动脉中的激励器波形的检测信号来选择一激励器和传感器对。各种振荡信号产生电路控制提供给激励器的振荡信号的频率。微处理器提供提取激励器波形的带通滤波、提取自然血压波形的低通滤波及相位差检测处理，切换电路选择它们的输出并通过一a/d转换器提供给微处理器。相对于不同波形估计检测信号的衰减、散布和相移及依据估计结果确定最佳频率，以把振荡信号的频率控制在最佳频率。同样，把振荡信号的波形控制在最佳波形。
文档编号A61B5/00GK1589735SQ200410058968
公开日2005年3月9日 申请日期1999年4月20日 优先权日1998年4月20日
发明者长谷川欣也, 西村有史, 荻原尚 申请人:松下电器产业株式会社