专利名称：用于计量血压的方法及装置的制作方法
背景技术：
本发明涉及用于测量动脉血压的装置。尤其涉及一种以相对连续且不受侵染的方式进行动脉血压测量的方法和装置。
一般而言血压通过侵入法、示波计法、听诊法和测量压力法四种方法中的一种进行测量，侵入法也称为动脉线(A-线)，是通过将针插入动脉来进行的。与流体柱相连的换能器被用来确定准确的动脉压。通过适当的测量仪器，可对收缩平均压和扩张压进行测定。此类方法是昂贵的并有医疗风险的，因而较难实施。侵入法或A-线法由于经常产生谐振并造成较大的误差，从而其实施也存在着问题。同样，如果在导管的端头形成血块或导管端与动脉壁相抵触，也会造成大的偏差。为了消除或减少这些偏差，必须频繁地对装置进行调整，熟练的医务工作者需要将针插入动脉，这也是此方法的一项开支，同时还存在感染和神经损坏等医疗并发症。
测量血压的其他方法是非侵入的。示波法是测量在一充气的封套内压力振荡的幅度。封套被压放到病人的用于测量的动脉上，此后加压或充气到一预先设定的量。然后封套被慢慢地排气缩小同时对封套内的压强进行连续监视。当封套被减压时，封套内的压强呈现一作为时间的函数的压力波形曲线。该波形曲线可以被分解成两部分，即衰减部分和振荡部分。其中的衰减部分代表封套压力的年均值而振荡部分代表心搏周期。振荡部分为一条包络线，当封套膨胀到超过病人的收缩血压时其初始值为零，随后当封套的平均压力与病人的平均血压相等时增加到峰值位置。一旦包络线升高到峰值，其将随着封套压力的连续减小而衰减。
当封套慢慢减压时，可由通过监视封套内的压力所获得的数据来得到收缩血压、平均血压和扩张血压值。平均血压值为与包络线的峰值相对应的封套压力的衰减平均值处的压力。收缩血压是根据到达包络线的峰值之前在包络线的幅度等于峰值幅度的某一比例时对封套的压力衰减平均值处的压力估算得出的，通常地，收缩血压是在到达包络线的峰值前在包络线的幅度为峰值幅度的0.57到0.45时封套衰减平均值的压力。类似地，收缩血压为在包络线的峰值后面对应于该包络线幅度为峰值幅度的一定比例时的封套衰减平均处的压力值，通常地，收缩血压是在峰值后当包络线幅度为峰值幅度的0.82到0.74时所估算出的封套的衰减平均压力值。
听诊法也是通过将环绕病人的用于测量的动脉放置的封套充气来实现的。在封套膨胀时其允许被减压。随着封套被放气当开始发出科罗特科夫氏音时其表示为收缩压。而当科罗特科夫氏音变弱或消失时其表明为扩张压。听诊法仅能用来确定收缩压和扩张压。
由于示波法和听诊法都需要封套的膨胀，从而较难进行多次的测量。当进行测量时测量的次数受到将封套适度充气和减压所需时间的限制。由于封套在环绕动脉的相对较大的面积上被充气，对病人而言，封套的膨胀和缩小都是不舒服的。其结果是，示波法和听诊法都不适宜周期的反复使用。
示波法和听诊法在用于测定收缩压和扩张压时都缺少准确性和连续性。示波法通过提供一随机比值来确定收缩和扩张压力值。结果是，示波法无法象A-线法样获得更直接且通常更准确的血压值。此外，由于来自封套的信号与封套的平均压力相比很低，从而很少量的噪声会对结果造成很大的影响，结果产生不准确的血压测量值。类似地，听诊法需要判定科罗特科夫氏音何时开始和何时终止。当科罗特科夫氏音处于其最低量时进行此测定。其结果，听诊法由于低的信噪从而导致不准确性。
用来测定动脉血压的第四种方法为压力测量法，压力测量法典型地包含一个换能器，该换能器包括一排放在表动脉之上的压力感应元件，对换能器施加一按压力以便在不阻塞动脉的情况下使下面的动脉壁膨胀。成列的压力感应元件中的一个至少的尺寸至少比被测血压的下方动脉腔的尺寸小。换能器被这样放置，即至少单个压力感应元件中的一个位于下方动脉的某一部分之上。选定一个来自压力感应元件的输出对血压进行监测。通过选定的压力感应元件测得的压力是由用于压住与皮肤相抵的换能器的下压力来定的。这些压力测量系统直接从腕部测量一参考压力值并将其与动脉压力相连系。然而如所知的由于必须得到动脉外的压力与动脉里的压力的比值且是恒定数，因此压力系统是不可靠的。另外，假如病人移动，由于系统可遇到增量上的变化需要有对压力系统的校正。由于这些压力的系统的准确性取决于在下伏的动脉上的各个压力敏感元件的准确位置，换能器的放置是关键的，因此，这些压力系统的换能器的放置是耗费时间且易出错误的。
示波法，听诊法和压力测量法是通过根据下伏的动脉被压缩或膨胀由血压脉搏引起的传感力或位移来测量和确定血压的。通过测量与下面的动脉垂直的方向上的血压脉搏产生的力测量血压。然而用这些方法，当血压脉搏跨过与病人的下伏的动脉上覆盖的皮肤紧贴的传感器的边缘时，血压脉搏也施加平行于下伏的动脉的力。特别是用示波法和听诊法，平行的力施加于封套的边缘或侧面，用压力测量法，平行力施加于换能器的边上。这些由血压脉搏作用于传感器的平行力在这些压力敏感元件上产生压力梯度。这种不均匀的压力梯度至少产生两种不同的压力，一种压力在压力敏感元件的边缘且第二种压力在压力敏感元件正下方。因此，示波法，听诊法和压力测量法产生不准确和不一致的测量结果。
发明的公开本发明涉及一种用于测量具有脉搏的动脉血压的改进的方法。当变化的压力施于动脉时测定出压力波形曲线以产生感测的压力波形数据。然后对测定的波形数据进行分析以得到波形参数。基于波形参数可得到一个或更多的血压值。
附图的简要说明
图1是安装在病人的手腕的具有传感器装置的血压监测系统的立体图。
图2是图1的血压监测系统的腕部装置的侧面图。
图3是腕部装置的端视图。
图4是腕部装置的剖面图。
图4A是沿图4的4A-4A部分的传感界面的扩展的剖面图。
图5是图1的系统的腕部装置和筒体的顶视图。
图6是部分被分解的腕部装置和筒体的底视图。
图7是图1的血压监测系统的电路方框图。
图8是图1的血压监测系统的监控器的正视图。
图9是说明血压波形的曲线图。
图10是说明由图9的波形曲线上取得的点与实验曲线相附合的图。
图11是说明由图9的波形曲线得到的校正的和改变比例的波形曲线。
最佳实施例的详细描述。
一。综述图1 显示用于测量和显示在病人的手腕22皮下面动脉血压的血压监测系统20。监测系统20包括腕部装置24，监控器26，筒体28，电缆30和电缆32。
腕部装置24被安装在腕部22上以向腕部内的动脉施加向下的压力，且感测动脉产生的血压波形曲线。腕部装置24包括转座34，保持下压装置36，传感界面装置38，波形压力换能器40，保持下压压力换能器42，连接管44，腕部固定箍46和腕部衬垫48。
在监控器26的控制下，筒体28通过电缆32提供给腕部装置24流体压力以产生变化的向下压力。筒体28包括由柱塞电机或线性致动器驱动的可移动的活塞。
给腕部装置24的电能及到监控器26的压力波形传感信号是通过监控器26、腕部装置、电缆30、筒体28和电缆32之间的电导体提供的。到筒体28的驱动信号是通过在电缆30内的电导体由监控器26提供的。
监控器26接收来自腕部装置24的压力波形传感信号，将信号数字化产生多个搏动压力波形数据并完成波形的数据分析。波形分析抽取了多个波形参数，它们最好是包括波形形状、相对幅度和增量参数。由这些波形曲线参数，监控器26计算或导出平均压、扩张压和收缩压的血压值。然后监控器26显示所得到的血压值。
如图1中显示，监控器26包括控制开关或输入按钮50a-50g、数据显示器52a-52c及显示屏幕54。输入按钮50a-50c包括控制监控器32的硬按钮。输入键50d-50g由适合于各种各样功能的软件程序按钮组成。数字显示器52a-52c分别地连续显示收缩，扩张和平均血压。显示屏幕54显示了血压脉搏波形曲线和指导操作者的提示。
在操作中，传感界面装置38固定于桡骨侧的动脉上，腕部固定箍46保持包括传感界面装置38的腕部装置24在腕部22上的位置。响应通过电缆32由筒体28提供的流体压力，保持下压装置36施加力且移动传感界面装置38以改变在桡骨侧动脉上腕部22的压力。
随着这种压力的变化，由在下面的动脉里的血压脉搏显示了清晰的动压力波形曲线。每个波形曲线对应一个心脏的周期。各个动脉压力波形曲线或形状是通过感测在各自的心脏周期内随时间变化的皮下动脉脉搏数表现出的压力而获得的。动脉压力施于传感界面装置38且由界面装置38转换成流体压力通过管子44到波形曲线压力换能器40。将传感器40的电传感信号提供到监控器26进行数字化和分析。
每个传感测出的波形曲线的幅度是随着由传感界面装置38施加于动脉的压力和动脉脉搏幅度的函数。至少一个波形曲线的形状特征和从感测的波形曲线得到的其它参数由监控器26的信号处理电路用于确定收缩、平均和扩张压。计算出的压力是由显示器52a-52c和显示屏54显示。
二、腕部装置24在图2-6中更详细地显示腕部装置24，转座34和保持下压装置36是并排的，且由转节60枢轴连接。转座34装有换能器40和42和腕垫48。传感界面装置38是枢轴地连接于保持下压装置36并在它的下面定位。包含柔性腕带62和线环64和66的腕部固定箍46连接于转座34的外端和在相对的保持下压装置36外端的活动固定座68之间。
图2是腕部装置24更详细的侧视图。转座34是U-形物体。转节60由转座34上的球窝70和保持下压装置36的转球72构成。球窝70在转座34的U形构造内延伸为一凹槽且大小能容纳从保持下压装置36的内侧面伸出的转球72。由球72和球窝70构成的球窝转节允件转座34和保持下压装置36在实际的任何方向旋转和枢转以便于更好地与腕部22配合，为了有助于转座34相对于保持下压装置36枢转，转座34沿着其内侧端包括一弓形或倾斜下边74允许保持下压装置向下枢转以便于缠绕病人的腕部22(或相间的组织)。
转座34还包括一拧紧螺丝76，它延伸穿过转座34与球窝70和球72相邻。拧紧螺丝76使转座34的球窝70围绕着球72被夹紧以便增加球窝70和球72的摩擦，以调整再次调整转座34的位置和保持向下装置36的定位所需的力。松开螺丝76使球72与球窝70脱离开，因此下压装置36和传感界面装置38可以从转座34上拆下。
图3是图1的血压监测系统20端视图。更详细地显示了活动固定座68。如图3中所显示的，活动固定装置68包括转轴80和拧紧螺丝82。转轴80通常是具有两相对倾斜顶面的三角形部件。转轴80与环66相连且因此与腕带62相连。转轴80绕保持下压装置36并允许环66及腕带62可以调整定位，以便更好地与腕部22配合，拧紧螺丝82穿过转轴80且与保持下压装置36螺纹连接。拧紧螺丝82将转轴80与保持下压装置36贴紧致使转轴80的位置可以摩擦地设置。在图3中，转轴80显示在中间位置，它能如所需要的顺时针或反时针旋转。
腕部装置24稳定地且牢固地将传感界面装置38定位于病人的下伏的动脉。转座34实际上可以围绕球窝70和球72在所有方向旋转和枢。另外，活动固定装置68允许腕带被摆动或调整以便更好地与病人的腕部22配合。腕带62缠绕于腕部22以固定与病人手腕相邻的固定传感界面装置38及腕垫48。由于传感界面装置38更牢固地、稳定地定位于腕部22的位于下面的动脉上，病人的移动很少能引起传感界面装置38的再定位。因此，传感界面装置38能可靠地位于下伏的动脉上因此可以进行更准确和连续的血压测量。
如图4中显示，转座34装有波形压力换能器40，保持下压压力换能器42和腕垫48。波形压力换能器40传感来自动脉的血压波形，其是通过流体管44由传感界面装置38传送到换能器40(图1)。保持下压压力换能器42传感由筒体28提供到保持下压装置36的流体压力，且为了安全性，用以检测超过保持下压压力的情况。腕垫48最好是牢固地附着于转座34的底面的板90上，腕垫48最好是由软的柔性的且可压缩材料制成致使转座34能更好地与病人的手腕配合。板90最好是由如黄铜的金属且通过螺丝92拧紧于转座34。传导板94牢固地安装于转座34内且与板90分隔开以使换能器40定位于板90和94之间。换能器40最好具有如黄铜的金属传导表面与电接地导板94相接，因此，铜板94使换能器40电接地以便排放换能器40的静电荷。
如图4中显示，保持下压压力装置36包括球72，腔体100，膜片102，环104，活塞106，活塞杆108，枢轴110和枢轴固定座112。膜片102包括如增强橡胶的柔性材料的一常规圆形片。膜片102与腔体100内形成的内腔114分离且与之配合以确定压力室116。压力室位于活塞106的上面且部分围绕着活塞106延伸。压力室116容纳通过流体通道118来自筒体28的加压流体致使膜片102扩展和收缩以驱动活塞106和活塞杆108上下动。因此，选择的压力可以施加至活塞106及活塞杆108以为枢轴地固定于活塞杆108的下端的传感界面装置38提供可选择压力，通过改变压力室内的流体的体积，血压监测系统20向传感界面装置38和位于其下面的动脉施加变化的保持下压压力。
膜片102由环104支撑在位置上。环104围绕着膜片102的外圆周且将膜片102的外圆或边部分锁位于环104和腔体100之间以便相抵于腔体100密封膜片102，环104最好附着固定于腔体100和膜片102。
活塞106最好是圆盘或圆柱体形部件，其顶面最好与膜片102固定连接(如粘合)。因此，当流体提供到压力室116，通过向下移动活塞106压力室116扩展。孔120由活塞106的顶部延伸到底部且以容纳部分活塞杆108设定尺寸。活塞106与活塞杆108配合且将压力作用到活塞杆108和传感界面装置38上。
活塞杆108与活塞106和传感界面装置38相连。活塞杆108包括塞122，套筒126、球128和针塞孔130。塞122是圆柱形的且压入安装于孔120内以将活塞杆108固定于活塞106。凸缘124从塞122伸出且在活塞106的底面以向下的形式构成。因此，活塞106压抵于活塞杆108的凸缘124的驱动活塞杆108。换句话说，由于活塞杆108通过塞122固定于活塞106，所以压力室126内的压力降低时，活塞106抬起活塞杆108。套筒126由凸缘124整体向下延伸且具有延伸进入界面装置38的长度。球128整体形成于套筒126的较低端且被容于传感界面装置38的球窝132内。因此，传器界面装置38可围绕活塞杆108的球128枢转。
针塞孔130轴向延伸到活塞杆108且大小以容纳针塞110所定。针塞110通过针塞固定装置112固定安装于腔体100且延伸穿过室100进入针塞孔130。针塞110直径小于针塞孔130的直径且延伸进入套筒126。随着高压室116内的压力变化针塞110控制活塞106和活塞杆108的上下运动。针塞110阻止活塞106和活塞杆108的横向运动，致使活塞106和活塞杆108只给传感界面装置38提供一垂直方向的力。因此，当针塞110由针塞固定装置盖112保持对腔体100的固定支撑时，针塞110允许活塞106和活塞杆108上下移动。杆塞110最好是由如不锈钢的硬刚性的材料制成。
如图4中显示，保持下压装置28还包括压力输送通道118，它由高压室116延伸穿过转球72，在那里它与柔性管140和142(在图5和图6是显示)连接。柔性管140由筒体28穿过电缆32延伸到在转球72的通道118，柔性管142将通道118连接到转动装置34内的换能器42上。这使换能器能监控压力室116的流体压力。流体输送管140将由来自筒体28的加压的流体提供给压力室116以改变压力室内部的压力以便驱动活塞106和活塞杆108。
图4和4A详细地显示了传感界面装置38。图4是腕部装置24的剖面图。图4A是沿图4中的4A-4A剖开的传感界面装置38的放大剖面图。传感界面装置38包括顶板150上V形装置152，下V形装置154，膜片锁扣156，内固定环158，外固定环160，侧壁膜片162，阻尼环164，内膜片166和外薄膜168。
顶板150是一常规的具有中心孔200，凸出部202，凸出部204和侧孔206的平的环形平台，中心孔200容纳并支撑下V形装置154，上V形装置152与凸出部202啮合且向下延伸进入孔200及下V形装置154。环158和160和侧壁膜片162的上外端被固定于凸出部204。
侧孔206限定在顶板150内且穿过顶板150延伸以便与限定在上和下的V形装置152和154之间及上V形装置152和膜片锁扣156之间的流体通道208相通。侧孔206容置管44的一端致使管44与流体通道208和传感界面室210(它是由膜片166和168限定)连通。流体通道208和管44偏心于球窝132在传感界面室210和换能器40之间提供流体的连通。因此，活塞杆108可以以一较低枢转点枢转地连接于传感界面装置38。
上V形装置152是漏斗形的插座，其大小以容置活塞杆108的下端或末端确定的。最好，上V形装置152穿过顶板150的中心孔200延伸到靠近传感界面室210的位置。上V形装置152固定安装在凸出部202的顶板上部。上V形装置152是由顶板150支撑致使上V形装置152和下V形装置154分离开以限定圆周形流体通道208。流体通道208与传感界面室210液体连通。流体耦合介质填充腔体210，通道208和管44所有的到换能器40的通路。上V形装置152是由如尼龙的材料制作的，且形成卡销220和球窝132以枢转地容置活塞杆108的球部128。因此，传感界面装置38可以绕球窝132枢转以便更好地与病人的组织相配合。另外，由于球窝132靠近传感界面室210，传感界面装置38以一低枢转点与活塞杆108枢转连接。这使得传感界面装置38稳定地定位在其下面的动脉上。另外，低枢转点使保持下压装置在膜片168上施加一更直接、均匀的力，因此，由下压装置36施加的向下压力是更均匀地作用于病人下伏的动脉上面的组织。
下V形装置154通常是圆柱形的部件，它包括阶或梁230和孔232。下V形装置154的外表面或圆边向外突出以形成梁230。梁230接合顶板150的下表面以部分支撑集于顶板150和梁230之间的侧壁膜片162。在最佳实施例中，在顶板150的下表面和梁230之间使用粘合剂以将侧壁膜片162的部分固定安装密封于其间。换句话说，梁230可以压靠顶板150的下表面，以固定和支撑侧壁膜片162。梁230还将下V形装置154的外圆边分成两个部分，上部分234和下部分236。上部分234安装于顶板150的孔200内。上部分234最好贴附固定于孔200内顶板150。下部分236在梁230下面延伸。下部分236，梁230和侧壁膜片162确定扩展腔240。当扩展腔240只经历体积上很小的变化就使得上膜片166一开始改变形状。
膜片锁扣156是一薄的、拉长的、圆环，它包括孔250和下凸缘252。孔250穿过膜片锁扣156延伸并与上V形装置152确定液体部分通道208部分。凸缘252由膜片锁扣156的较低端向外延伸。膜片锁扣156在下V形装置154的孔232范围内配合，直到膜片锁扣156的内边锁位于插入件、凸缘252和下V形装置的下端之间，膜片锁扣最好附着固定到下V形装置154。
侧壁膜片162、环158和160和顶板150确定了接合于顶板150和环164之间的环形的可变形室260。侧壁膜片162最好是由常用的如乙烯树脂的柔性材料的环形片构成，且用流体部分充填入内。膜片162有一孔，其大小以配合下V形装置154的上部分234而定。膜片162包括外缘部分162a和内缘部分162b。外缘部分162a是密封且保持于外环160和顶板150之间。内缘部分162b密封且保持于顶板150和下V形装置154的梁230之间。膜片162是由柔性材料制造而成，并且当室260部分充进流体时向外扩展。室260是在垂直方向是可压缩和可膨胀的以便能与病人的围绕其下面的动脉的组织配合。因此，顶板150和病人组织之间的距离可按照病人组织的外形随侧壁膜片162的外形而变化。另外，由于允许液体流过和环绕260，所以病人组织周围的压力是相等的。
阻尼环164通常由圆周形可压缩环组成，且最好是由泡沫橡胶或其它脉搏阻尼材料构成，如开孔泡沫或闭孔泡沫。环164夹绕于且定位于侧壁膜片162和膜片166和膜片168之间。阻尼环164与室210里面的流体耦合介质隔离开。由于环164由可压缩材料形成，当血压脉搏通过传感界面装置38时，这些力是由血压脉搏施加于传感界面装置上的38上的。环164吸收并阻尼平行下面的动脉方向的力，由于底环164是与流体耦合介质隔离的，所以由环164吸收或接收的力不能传送到流体耦合介质。而这些力传送通过环164和侧壁膜片162到顶板150。由于这通道是与流体耦合介质区分开的且隔离，因此，室210和流体耦合介质是与这些力隔离开的。另外，环164也下压动脉周围的组织以中和或抵销由该组织施加的力。
上膜片166是柔性材料的环形片，它具有内部分166a，中间部分166b，外面部分166c，且其内直径大小以配合围绕膜片锁扣156而定。部分166a被密封并夹持于膜片锁扣156的凸缘252和下V形装置154的底边之间。内部分166A最好是粘合固定于凸缘252和下V形装置154之间。
中间部分166b位于内部分166a和外部分166c之间。中间部分166b与扩展腔240相邻，且与环164和室260隔离开。由于中间部分166b定位于与扩展腔240相邻，当经历了很小的体积的变化时，作为室260，环164和外膜片168与病人的下伏的动脉周围的组织配合，中间部分166b允许一初始的向上移动进入到扩展腔240。当环164紧压于病人的动脉周围的组织以中和或抵销由组织施加的力时，膜片168也被压缩。然而，由于中间部分166b被允许向扩展腔240内波动，所以室210不会经历大的体积减小和大的相应压力提高。因此，传感界面装置38允许穿过环164向病人的组织施加更大的力，当侧面的高度变化时，在不引起室210内压力相应的较大变化的情况下中和动脉周围的组织。因此，传感界面装置38实现更连续和准确的血压测量。
外膜片168是一种常规柔性材料的环形片，其能将来自外表面的力传送至室210内的流体。外部膜片168与内膜片166相连，并且成形以定位于其病人下伏的动脉组织上面。外膜片168包括非活性部分或边缘168a和活性部分168b。边缘168a在内膜片166，就是外部分166c与外膜片168相连的地方构成膜片168的区域。边缘168a和外部分166c通常是两个柔性材料的连接片，与下面的动脉平行的力传送通过边缘168a和外部分166c且由环164的可压缩材料减弱。
活性部分168b是由不与内膜片166相连的那部分外膜片168构成的。活性部分168b位于环164的内部直径内并低于其。活性部分168b是传感界面装置38的活性区域，其接收及传送脉搏压力到换能器40。膜片168的活性部分168b，膜片166的中间部分166b及膜片锁扣156确定了传感界面室210。
在室210内的耦合介质可以由任何能将压力由膜片168传送到换能器40的任何流体(气体或液体)组成。流体耦合介质将膜片168的活性部分168b和换能器40之间连接以将传送血压脉搏到换能器40。由于流体耦合介质包含在传感界面室210内，它是与传感界面装置38的侧壁分隔开，所以流体耦合介质不传送与下面的动脉平行的血压脉搏、来自下面动脉周围组织的力及其它由侧壁吸收到换能器40的力。因此，传感界面装置38更准确地测量和检测动脉血压。
传感界面装置38提供其下伏的动脉的血压的连续的外部测量。由于传感界面装置38非侵入地传感血压，可在低花费和没有医疗风险的情况下测得血压。由于传感界面装置38与示波法和听诊法使用的封套相比要相对的小，传感界面装置38仅对其下面病人动脉上面的相当小的区域施加压力。因此，对病人测量血压会引起很小的不适。由于传感界面装置38不需要连续增压或减压，可以进行更频繁的测量。
另外，传感界面装置38最好与病人的组织一致以便对病人更舒适且以便获得更连续和准确的血压测量。由于室260是可变形的且部分充入流体，所以室260最好与病人的组织一致且均衡施于病人的组织的压力。由于环164是可压缩的且由于膜片168是柔性的且允许弯曲或向内变形，所以环164和膜片168也最好的与病人的组织一致。然而，同时由于环164和膜片168紧贴于病人的组织，所以传感界面装置38的传感界面室210内压力不会出现急剧地大的增加，室260和环164也施力于病人的组织以中和由下伏的动脉周围的组织施加的力。由于室260和环164都是可压缩的，所以当侧壁紧贴于病人时该侧壁的高度降低。膜片166和168也是相似的。然而，由于内膜片166的中间部分166b允许向上移动入扩展腔240，传感器界面室210不会经历一较大的体积降低及相应的较大的压力增加。因此，由于侧壁高度的变化和外膜片168的变化，使侧壁能够向病人的组织施加较大的力，而不会引起传感器界面室210内压力误差相应大的增加。
同时，传感界面装置38允许准确并连续地计算血压。由于通过大的传感区血压脉搏可传送至换能器40，所以传感界面装置38不依赖于活性部分在其下面的动脉上的准确定位。因此，当进行测量时，传感界面装置38对于病人的移动是更宽容的。
另外，传感界面装置38通过传感器的活性面或168b部分获得零压力梯度，在换能器和下面的动脉之间获得一零压力梯度，削弱或减弱与传感器的传感面平行的脉搏，且中和其下面的动脉周围的组织的力。传感界面装置38通过边缘168a和活性部分168b与病人的组织接触并施力于它。然而，在界面室210内的压力是基本上与通过活性部分168b施加的压力相同。由传感界面装置38通过边缘168a施加的其余的力其中和并抵销由下伏的动脉周围的组织施加的力，被传送通过侧壁(环164和室260)到达顶板150。因此，传感界面装置38的形状和结构在边缘168a和活性部分168b之间提供适当的压力比率以与下面的动脉周围的组织相抵以准确测量动脉的血压。另外，由于在传感器界面室210里面的流体耦合介质是与侧壁隔离的，所以与下伏的动脉平行的压力脉搏、来自下伏的动脉周围的组织的力和由侧壁吸收的其它力没有通过流体耦合介质传送到换能器40。其次，传感界面装置38也在换能器40和下伏的动脉之间获得零压力梯度。
图5是腕部装置24的顶视图。图5更详细地显示了转座34和电缆30。流体管140一端与转球72的通道118相连且它的另一端与筒体28相连。
流体管142在换能器42和球72中通道118之间延伸，流体管142将压力室116和换能器42流体连接，因此，换能器42传感压力室116内的压力。换能器42产生的表示压力室116里面传感的保持向下压力的电信号。这些电信号通过在电缆30和32里面延伸的多根电线280传送到监控器26(如图1所示)。因此监控器26可连续地检验在压力室116内的实际压力是在安全范围内。
如图5进一步显示，电缆32另外包含来自换能器40的多根电线290(在图4中显示)。电线290传送由换能器40检测的代表血压幅度的电信号。电缆32还包含电接地线300，它通过电阻器302(图6)与铜板94(如图4所示)电连接且将换能器40和42接地。
图6是腕部装置24的底视图，图6显示了除去衬套48和板90(图4)的转座34。图6显示了相应的换能器40和42分别和多根电线280和290之间的电连接。如图6中所示，转座34包含电接线盒304，电接线盒304接收换能器40的引线306。引线306传送由换能器40产生的代表压力的电信号且传送电信号到电线290。电接线盒还包含与铜板94电连接的电阻器302。电阻器302还与地线300电连接。因此，静电荷通过电阻器302通过电接线盒304且通过地线300泄放掉。电接线盒304使换能器40能从转座34上除去或是分离开。
同样的，换能器42包括4根与电线280电连接的引线310。然而与换能器40相反，换能器42通常是固定且安装于转座34内。如图6所示，转座34通过在电缆30和32内的多根电线280和290将换能器40和42与监控器26电连接。
三、监控器26图7显示了血压监测系统20的方框图。如图7的最佳显示，监控器26进一步包括输入信号处理器350。模/数变换器352，微处理器(和携带的存储器)354，输入钮50a-50g，筒体驱动装置356，显示器52a-52c和54及电源358。在运作中，微处理器354接收来自输入钮50a-50g的输入信号。输入钮50a-50g也可由一键盘或其它输入装置组成。输入钮50a-50g使微处理器能进行校正。
微处理器354控制筒体驱动装置356以改变腕部装置24的保持下压装置36施加的向下的压力。向下的压力直接施于病人的动脉的上面的组织，由保持下压装置36对传感界面装置38施加的向下的压力是随时间被增加，当由传感界面装置38施加的力或保持下压的压力增加时，血压脉搏的幅度或相对的压力也提高直至最大幅度的产生。一旦最大幅度或最大能量转换产生，随着动脉开始减弱超出了最大能量转换点，血压脉搏的幅度开始降低。
腕部装置24的换能器40传感在下面的动脉里的血压脉搏的幅度和波形。换能器40产生表示由传感的血压脉搏施加的压力的电传感信号。电传感信号波传送到监测26的输入信号处理器350。输入信号处理器350处理传感的信号且滤除任何不需要或不希望的噪音及其它的影响。然后，传感信号由输入信号处理器350传送到模-数转换器352。模-数转换器352将传感信号转换成数字形式。一代表传感的血压脉搏的压力的数字信号传送到微处理器354。
根据代表血压脉搏的传感的压力和形状的数字传感信号，微处理器354通过测量随单独的心脏周期的时间而变化的幅度和形状确定波形信息。通过以明显高于心率的比率对动脉波抽样以确定动脉波形信息，以便测出动脉压力波的好的分辨率。由波形信息和由其中得到的其它参数，微处理器354计算收缩压、扩张压和平均血压。
四、将传感界面装置放置于动脉上的方法图8更详细地显示了监控器的数字显示器50a-50c和显示屏54。如图8所示，显示屏54进一步包括压力刻度400，水平标线410和数据读出430。监控器26也用于显示血压脉搏波形，以便指导操作者在具有血压脉搏的下伏的动脉上定位并放置传感界面装置38，以致可确定更准确的血压值。
为将传感界面装置38放于下伏的动脉上，传感界面装置38被放置并定位下伏的动脉的已知的大致的位置。当传感界面装置38定位于下伏的动脉上时，恒定的向下的压力施于传感界面装置38和下伏的动脉。施于传感界面装置38的压力应在血压波形450的扩张压部分440没有失真的情况下尽可能的高。
响应施加的压力，下伏的动脉对每个心脏周期显示一个血压脉搏波形曲线。传感界面装置38传感或接收当脉搏通过感应面的下面时，血压脉搏施加的力，并通过流体耦合介质传送到换能器40。换能器40依次感应压力的变化并将压力转换为代表动脉压力波形的电信号。然后信号通过电缆30和32传送至监控器36。监控器36以每秒128样本的速度抽样。然后监控器36可视的显示由换能器40得到的抽样信号，并在显示屏54上显示代表动脉压力波形的信号。显示屏54最好是有标记的以便提供垂直刻度400与水平的标线410以显示压力。标线410能容下在特殊位置和将被确定的恒定的向下压力血压脉搏波形的最大压力幅度。表示血压脉搏波形曲线的序列450显示于图8的屏幕54。
为了进一步帮助操作者确定血压脉搏波形的曲线的最大幅度，显示屏54还包括数字读出430，其响应施于动脉的保持下压的压力数字显示由脉搏施加的最大压力幅度。如图8中显示，当恒定的80mmHg的向下压力施于其下伏的动脉时，动脉以血压脉搏波形450的形式显示压力。血压脉搏波形450显示接近18mmHg的最大幅度。
一旦确定并得知在特殊向下压力、特殊位置的由脉搏施加的最大压力幅度，传感界面装置38在已知的接近动脉的位置上被重定位在第二个位置。相同的恒向下压力施加于传感界面装置38和腕部22的下面的动脉。施于下伏的动脉的恒定向下的压力最好是尽可能地接近如显示屏54所示的施于第一位置的恒定的向下压力这可以通过向传感界面装置38施加与一标线410之一相等的恒定力的向下的压力面做到。
响应在第二位置施于动脉的向下的压力，脉搏所作用的最大压力幅度能由显示屏54上的血压波形450的模拟显示或由显示屏54上的数字读出430确定。在第二位置的最大压力幅度，于是得知或被记录以和其它位置的最大压力幅度比较。通常在对动脉施加一恒定的向下压时传感界面装置38将在所知的动脉的相近的位置的多个位置再定位，在每一个位置，响应恒定的向下压力，由脉搏作用的最大压力幅度将显示于显示屏54并被提示。在每个位置根据施加于动脉的恒定向下压力由显示屏54显示的最大压力幅度与在许多个其它位置比较脉搏所作用的最大压力幅度，并由显示屏54显示。在将最大压力幅度对应于多个位置中的每一个进行比较后，传感界面装置38和它的感应面被定位在特殊位置，该位置对应于根据施于动脉的恒定的向下压力由脉搏作用的那些最大压力幅度中的最大值的地方。
五、确定血压值的方法一旦传感器适当地定位于其下面的动脉上，血压监测系统20将根据传界面装置38感应的感应波形压力幅度和用存贮的参数组从压力幅度中得到的其它参数确定血压值，压力幅度是在每个抽样点确定。
血压监测系统20根据以下公式计算收缩血压值(S)，平均血压值(M)和扩张血压值(D)M=Fm(P1m，…，Pnm，C1m，…，Cnm)S=Fs(P1s，…，Pns，C1s，…，Cns)D=Fd(P1d，…，pnd，C1d，…，Cnd)
其中Fm，Fs，Fd是线性或非线性函数P1m，P1s，P1d…Pnm，Pns，Pnd是由波形压力幅度得到的参数，C1m，C1s，C1d…Cnm，Cns，Cnd是在训练过程中根据临床数据得到的参数。
尤其是血压监测系统20根据以下公式计算收缩血压值(S)，平均血压值(M)，扩张血压值(D)M＝C1mP1m+C2mP2m+…CnmPnmS＝C1sP1s+C2sP2s+…CnsPnsD＝C1dP1d+C2dP2d+…CndPnd其中P1mP1sP1d…PnmPnsPnd是由波形压力幅度中得到的参数。这种参数可以通过波形的形状特征或是由如基于几个波形的特殊点之间的关系的曲线类的函数计算出的参数计算出。这些参数还可基于保持下压的压力值和在波形特殊点之间的时间周期计算。C1m、C1s、C1d、…、Cnm、Cns、Cnd是在训练过程中根据临床数据而获得的参数。
另外，脉搏率(PR)可由以下公式确定PR=PR1+PR2+PR3+PR44]]>为确定脉搏率，四种单独的波形曲线或搏动被感测并且是被时间平均以确定脉搏率。用以确定脉搏率的波形最好包括具有最大峰值压力的幅度的波形，先于具有最大峰值压力的两个波形和接于最大峰值压力波形之后的那个波形。一旦各波形曲线被确定，每个波形的脉搏率就被确定了。四个波形的脉搏率的总和除以4以计算脉搏率PR。每个波形曲线的脉搏率(PR)根据以下公式计算
图9，10，11显示出可以用于计算血压值的代表参数。图9显示了当随着时间施加一变化的压力时，由下伏面的动脉表现出的波形曲线的抽样序列。垂直刻度以mmHg显示压力，而水平刻度显示了随时间测得的由脉搏作用的血压值的不同的抽样点。在最佳实施例中，换能器40产生连续的电信号，这些电信号代表每秒种128次抽样的波形压力。
在最佳实施例中，由保持下压装置36施加到传感界面装置38(在图所示)的向下压力推进一增加向下压力的预选范围，向下压力推进的范围最好在约20mmHg开始。然后由保持下压装置36提供的向下的压力稳定的增加，直至在具有最大压力幅度的感测波形后的两个单独的波形后的两个单独的波形被感测出为止。换句话说，一旦具有最大峰值压力的波形被感测到并被确认，后续的那些推进可以各施加具有一不同的向下的压力，直至达到预定的成倍于具有最大压力幅度的波形的平均向下压力时为止。最好每次推进的范围在20mmHg的起始向下压力和约为上次推进期间具有最大压力幅度的波形的平均向下压力的150％的最后保持下压压力之间扩展。另外，推进的范围可以选择具有约20mmHg的起始向下压力到具有预定绝对值的最后向下压力。换句话说，推进能以一高压开始且推进到低压。为了安全测量，压力室里面的压力(由换能器42感测的)及界面室210的压力(由换能器40感测的)是连续地由监控器26监测。假如压力室116里面的压力和室210里的压力的比率在预定的极限范围外，则发出信号警报。
当每个向下的压力推进过程过后，血压监测系统20开始继续的新推进过程以计算新的连续的血压值。因此，血压监测系统20连续测量下面的动脉里面的血压而不引起病人的不适。如所能得知的那样，由保持下压装置36施加的向下的压力的跨越范围可以具有各种起始和终点。另外，由下压装置36施加的向下的压力可有选择地间断变化。例如，向下的压力可以阶跃一状态形成增加或减少。
在保持下压压力的每个搜索期间，根据换能器40产生并被送到监控器26的感测及抽样的压力波形信号，数据监控器26得到预定的参数且用得到的参数和存贮的一组参数计算血压值。如图9显示这些参数可以从那些完全的波形压力中直接得到，这些压力随按时间改变的向下压力改变。这种参数可由波形的形状而得到，它包括特定波形斜率、在选定样品点的绝对压力、在波形曲线上选择的抽样点的上升时间及与波形上特殊抽样点对应的向下压力。如所能够得知的，任何各种各样的参数可由图9显示的绝对波形压力曲线中得到。参数可进一步取决于抽样点的那些特殊点或随抽样点而变。
图10是显示了图9所示的可以用于获得其它参数的倍增的波形曲线500的值或参数一个例子。图10显示几个数据点510。每个数据510代表图9显示的搜索中取出的一选定的波形。曲线520是根据一预选函数或关系得到的通过配合点510。于是如峰点530的这些参数，是由曲线520得到。如所能得知的，变化的其它参数如斜率也可由曲线520得到。由曲线520获得的那些参数终归取决于由换能器40的感测压力波形数据或信号而产生的图9显示的压力波形曲线500。然而，由于曲线520是由多个波形曲线500而得到的，由曲线520而得到的参数代表该多个波形曲线500的整体关系。换句话说，由曲线520得到的参数表示一种轨迹，在其中多个波形曲线500(如图9显示)是相互相关的。数据点510代表校正的，相关的波形压力。如所能得知的，使用图9显示的绝对波形曲线压力值可以获得如曲线的这些函数。
通过由波形曲线的绝对压力中扣除向下压力波形被“校正”以产生相关的波形压力(其它所知的如幅度)。修正一波形曲线消除了在每个波形或心脏周期期间产生且施于动脉的连续增加的向下的压力波形的特性。
图11进一步显示了可由在图9中显示的波形曲线压力值得到的其它参数。图11显示了由波形曲线500选择出的波形曲线600。波形曲线600最好是具有最大峰值或最大压力幅度的波形曲线。换句话说，波形曲线600可以是任何波形曲线500(如图9所示)，例如最接近具有最大峰值压力波形曲线的前面的或随后的波形曲线500。如图11所示，校正波形600以使起始点602和终点604具有相同的绝对波形压力值。如图11的进一步显示，波形曲线600是水平的和垂直的比例划定以消除由波形600而得到的参数的增量。波形曲线600最好在水平的b轴由0到21划定刻度，刻度开始于波形600的起始点602且终止于它的终点604。波形600最好是由0到1垂直划定刻度，在它的起点开始且在它的峰点终止。由于波形曲线600是水平的和垂直的按比例划定的刻度，所以在没有特殊的病人影响计算的血压值的增量的情况下，可由波形600得到一些参数用于计算血压值。增量是由动脉里施加的实际压力和由中间的组织性能变化在腕部或组织的表面产生的感测力之间的差别引起的。刻度波形曲线600消除了由不同病人表现的任何增量。通过使用比例值以在波形曲线600上找出相对应的点或波形曲线压力幅度，波形曲线600上的点一致地对应于由其它病人表现出的波形曲线上的相同点。
如图11所示，可由成比例的校正的波形曲线600上得到各种参数。如图11所示，这些参数包括沿垂直Y轴选定的那些点的波形的宽度，沿水平b轴在选定点的各个波形曲线压力幅度与波形曲线的幅度的比度，沿着垂直Y轴的上升时间或由在点602的波形曲线的起始点到一选定点的经过的时间。另外，几个其它的参数也可由波形曲线600得到，如斜率和其它形状特性。
一旦选定用于计算血压值的参数，必须确定对应于每个参数的系数。系数代表着特殊参数组和将由特殊参数组确定产生的血压值之间的关系。系数是根据具有已知血压值的病人的临床实验初始确定的。通常，该已知的血压值是使用A—线方法确定的，尽管其很难设置，昂贵且有医疗风险，但通常是准确的。当使用A—线或其它方法确定血压时，传感界面38定位于病人的下伏的动脉上方。保持下压装置36施加一变化压力到具有已知血压值的病人的动脉。如上所述的，换能器40产生代表动脉压力波形的感测压力波形信号或数据。监控器26接收产生的感测压力波形数据，并由感测的压力波形数据获得预选的参数。然后用选定参数的获得值和已知的血压值确定那些系数。对应于每个选定参数的每个系数是已知血压值和得到的参数的一函数。最好是，对几个病人进行临床的实验以确定系数。一旦获得，这些系数被存贮以用于其它病人的非侵入计算血压值，不需用更多次的时间、费用和有风险的A—线法，并且不需使用通常的更不准确的传统的血压测量法。最好确定每个特殊系数以便能适用于从获得的所有病人的波形曲线计算血压值。换句话，列举的这些系数可用于由特殊年龄组或其它特殊组范围内的那些特定病人得到的波形参数计算血压值。确定这些特定系数最好使用与将用于确定具有未知血压值的病人的特定血压值相同的血压监测系统。然而，如所能得知的，本发明确定系数的方法以及本发明确定血压值的方法可以和包括不同传感装置和下压装置的各种血压监测系统中的任何一个结合使用。
除了显示可由波形压力数据得到参数的各种方法之外，图9、10和11显示了在一单独的向下压力推进过程中用于计算收缩、平均和扩张血压的。按照本发明的最佳方法，保持下压装置36对下伏的动脉施加一连绵不断的，连续的变化的向下的压力。在每次推进过程中，由下压装置36提供的向下压力最好在20mmHg开始且随时间向上斜倾直至在由换能器40确定具有最大压力的最大值的波形之后测定至少两个波形曲线为止。根据产生的代表由图9表示的波形的感测压力波形数据。血压监测系统20使用一组存贮的系数计算收缩压，平均和扩张压。使用如下公式计算收缩压(S)S＝C1sP1s+C2sP2s+C3sP3s+C4sP4s+C5sP5s+C6sP6s+C7sP7s+C8sP8s+C9s系数C1s-C9s是按照本发明较先描述的方法确定的存贮系数。C9s是一补偿值。参数P1sP2s是由相对的波形曲线压力幅度得到的，并对应于由图11中的波形600代表的成比例的和校正的脉搏中取得的比例值。参数P1s最好是一波形曲线600上由波形曲线压力幅度确定的比率，它对应于沿水平轴被波形曲线600的最大波形压力幅度或峰值(点606)划分的比例尺值b1。
参数P3s是上升时间或者是由波形曲线起始点到对应于特定垂直刻度值的波形曲线600上的特定点经过的时间。最好，对数P3s是由波形曲线600起始点到波形曲线600上点610经过的时间，点610具有垂直高度约为波形曲线600的最大压力幅度或峰值(点606)的0.18。这个上升时间或经过的时间在图11中由612表示。
参数P4s是具有最高峰值或最高压力的未校正波形曲线500a(在图9显示)的平均压力。参数P4s在图9中由点700显示。参数P5s是在紧跟随具有最大压力的最大值的未校正压力波形的未校正压力波形的收缩点。参数P5s是由图9中的点710代表的。
参数P6s是从如由多个波形500(图9显示)的值得到的曲线的函数取得的。最好，参数P6s是在图10显示的曲线520的峰值压力。峰值是由点530代表的。曲线520最好是将波形曲线500(在图9显示)的相对波形曲线压力幅度带入下面的函数或数学表达式而产生的幅度＝指数(ax2+bx+c)其中x＝每个压力波形曲线的平均压力幅度参数P7s是一时间值代表波形曲线600的宽度(由点616和点618之间的部分614表示)，它对应于波形曲线600的最大压力幅度或峰值(点606)的选定的百分率。在点616和618之间经过的时间是由监控器26通过对位于波形曲线600的点616和点618上进行抽样的而确定的。参数P7s最好是波形曲线600在约0.9A的高度的宽度，其中A是波形曲线600(点606)的最大波形曲线压力幅度。
参数P8s是紧跟具有最大的最高的压力值或峰值的波形曲线500a的未校正的波形曲线500c的最大斜率。
使用如下公式计算平均血压值(M)M＝C1mP1m+C2mP2m+C3mP3m+C4mP4m+C5m系数C1m-C5m是按本发明前面描述的方法确定的存贮的系数。系数C5m是一补偿值。参数P1m和P2m是由相对波形曲线压力幅度得到的，对应于由图11中波形曲线600代表的成比例和未校正的脉动中取得的刻度值。最好，参数P1m是由波形曲线600上的波形曲线压力点(620)确定的比率，其对应于沿着水平轴被波形600的最大波形压力幅度或峰值(点606)划分的刻度值b9。类似的参数P2m是波形600上的波形压力，其对应于沿着水平轴(点622)被波形曲线600的最大波形曲线压力幅度或峰值(点606)划分的刻度值b13。
参数P3m与参数P4s相同用以计算收缩压力。参数P4m与参数P6s相同用以计算收缩血压。使用下列公式计算扩张血压值(D)D＝C1dP1d+C2dP2d+C3dP3d+C4dP4d+C5dP5d+C6dP6d+C7dP7d+C8d系数C1d-C8d是按照本发明前面描述的方法确定的存贮的系数。系数C8d是一补偿值。参数P1d是由相关的波形曲线压力得到的，其对应于在图11中的波形600代表的成比例的和校正搏动中取得的刻度值。参数P1d最好是由波形曲线600上的波形曲线压力幅度确定的一比率，其对应于沿着水平轴(点624)由波形曲线600的最大波形曲线压力幅度或峰值(点606)分割的刻度值b12。
参数P2d与参数P3s相同用以计算收缩血压。最好，部分P3d是在点626和628之间的部分626的宽度。最好点626和628是沿着波形曲线600且位于0.875A的高度点，其中A是波形曲线600的最大压力幅度(点606)。参数P3d的宽度或时间是通过计数由换能器40产生并传送到监控器26的位于波形曲线600上的点626和628上的各个波形压力幅度信号或样本数而确定的。假如点626和628落入各个波形曲线压力幅度信号或样品之间，可使用插入法确定参数P3d的时间宽度。
参数P4d与参数P4s相同用于计算收缩血压。参数P5d和P6d是由图9显示的绝对波形曲线压力计算出的。最好，参数P5d是具有最大的最大压力值的未校正的波形的扩张压力值。这个扩张压力值由点720来表示。参P6d是紧跟具有最大压力幅度或峰值的波形曲线(波形曲线500a)其后的未校正波形曲线(波形曲线500c)的扩张压力值。参数P6d是由图9上的点730表示的。
参P7d是由图9显示的绝对波形曲线压力而得到的。为了获得参数P7d需确定沿着每个单独波形曲线的500的部分的斜率。参数P7d是施于下伏的动脉的向下的压力，它对应于具有最大斜率校正幅度的特殊的波形曲线上的点。波形曲线的斜率校正幅度是通过用它的幅度乘以整个波形曲线500上的最大斜率除该结果和用对应单个波形曲线斜率。如所能了解的，各种替代的参数也可用于本发明方法中计算血压值。
六、结论本发明可使病人的血压能够连续的且非侵入地确定，且不存在复杂、高花费、危险及与以前用于确定血压值的方法和装置相关的不准确性。腕部装置24将传感界面装置38固定安装到病人的腕部22致使病人的移动也不会改变传感界面装置38所处的最佳位置。传感界面装置38的下枢轴点引起由装置38侧壁施加到下伏的动脉上组织的压力将均匀地环绕该侧壁的周围。因此，血压监视20抽样代表血压脉搏波形的更准确的信号。通过由波形曲线数据得到的参数和使用存贮的系数，血压监测系统连续的，且准确的确定血压值。
尽管参照最佳实施例本发明已对进行了描述，本领域的技术人员应认识到所作形式和细节上的修改并没有脱离本发明的精神和范围。例如，尽管已描述使用线性等式和存贮的系数根据波形参数确定血压值，但是其它使用非线性等式，查表、模糊逻辑和神经网络的方法，也可依照本发明使用。
权利要求
1.一种确定动脉脉搏血压的方法，其特征在于它包含有对动脉施加一变化的压力；感测由动脉产生的压力数据；由感应的压力波形数据获得参数；根据参数确定血压值。
2.按照权力要求1所述方法，其特征在于，其中施于动脉的压力是连续变化的。
3.按照权力要求1所述的方法，其特征在于其中获得波形曲线参数，包含有为包含最大幅度搏动的多个搏动中选择一组波形曲线数据；由选择的波形曲线数据获得波形曲线参数。
4.按照权力要求1所述的方法，其特征在于由感测压力波形曲线数据得到参数包括到一相应的幅度值和至少一个波形曲线形状参数。
5.按照权力要求1所述的方法，其特征在于其中得到波形曲线参数包括得到由感测压力波形数据产生的曲线的参数。
6.按照权力要求1所述的方法，其特征在于，其中在波形曲线的起始点对动脉施加第一压力，其中在波形曲线的终点对动脉施加第二压力，且其中得到参数包括调整波形致使波形曲线的起始点和终点具有相同的压力幅度。
7.按照权力要求1所述的方法，其特征在于它包含有按比例定标压力波形曲线以消除增量，其中参数是由定标的压力波形曲线而得到的。
8.按照权力要求1所述的方法，其特征在于其中得到波形曲线参数包括得到至少以下中的一个(a)波形曲线的一选择部分上升时间；(b)波形曲线的一部分的斜率；(c)对应于波形曲线的起始点施加的压力；(d)对应于波形曲线的终点施加的压力；(e)在选定的时间的波形曲线的压力；(f)对应波形曲线上选定点的压力；(g)对应波形曲线的选定部分的宽度的时间值；(h)波形曲线的平均幅度；(i)对应于波形曲线的选择点的施加的压力；(j)由多个波形曲线得到的数据产生的曲线的平均值。
9.一种确定动脉的血压的方法，其特征在于，它包含有向动脉施加一变化的压力致使动脉显示多个压力波形曲线；产生代表多个压力波形曲线中的每一个的感测压力波形曲线数据；由感测的压力波形曲线数据得到参数；根据参数确定血压值。
10.一种非侵入血压监视装置，其特征在于，它包含有向动脉施加变化的压力以便使动脉显示压力数据的压力装置；用于感测压力数据的感测装置；与该感测装置相连以产生对应于感测压力的输入信号的信号产生装置；及接受来自该信号产生装置的输出信号、使用感应压力得到参数和使用得到的参确定血压值的处理装置。
11.按照权力要求10所述的血压监控装置，其特征在于其中传感装置包含一换能器；一传感支座；一柔性膜片，它与传感支座相连，具有传送下伏的动脉血压脉搏的活性部分；流体耦合介质，其连接于柔性膜片和换能器之间，以将下伏动脉里面的血压脉搏由柔性膜片传送到换能器。
12.按照权力要求10所述的血压监控装置，其特征在于其中信号产生装置包含一用以处理来自感测装置接收的数据并过滤噪音的输入信号处理器；及一用以将来自输入信号处理器的信号转换为代表感测血压脉搏压力的模-数转换器。
13.一种用于在确定血压值时使用的确定参数的方法，其特征在于这种方法包括对至少一个具有已知的血压值的病人动脉施加一变化的压力；产生代表动脉压力波形曲线的感测压力波形曲线数据；由感测的压力波形曲线数据获取参数；及用得到的参数和已知血压值计算系数，其中系数是已知的血压值和得到的参数的函数。
14.一种非侵入血压测量系统，其特征在于它包括向动脉施加变化的压力的装置；随着时间从动脉感测压力以产生压力数据的装置；根据压力数据的波形曲线分析以获得压力值的装置。
15.一种确定血压值的方法，其特征在于这种方法包含向动脉施加一变化压力；随时间感测压力，为代表多个搏动的压力波形产生压力波形数据；由波形数据检测搏动的起始；用检测的搏动中的一个搏动的起始抽取波形曲线参数；根据波形曲线参数确定血压值。
全文摘要
本发明涉及计算动脉的脉搏血压的一种方法和装置(20)。这种方法包括对动脉施加一变化的压力。感测压力波形(450)以产生压力波形数据。由感测出的压力波形数据获取波形曲线参数(510,530)。然后使用得到的参数确定血压值。
文档编号A61B5/021GK1175192SQ9519764
公开日1998年3月4日 申请日期1995年12月1日 优先权日1995年2月16日
发明者肯特·G·阿切贝尔德, 替莫斯·G·库本, 阿兰德·H·戴尼爱尔森, 麦瑞尔斯·O·保利尔克, 若克·C·塞德 申请人:医疗波谱公司