專利名稱：減小人為運動影響的非侵入式血壓傳感器的制作方法
技術領域：
本發(fā)明涉及一種用于測量動脈血壓的系統(tǒng)和裝置，具體地說，涉及一種以非侵入方式測量動脈血壓并減小人為運動影響的改進方法和裝置。
現(xiàn)在需要一種以非侵入方式測量血壓的裝置，并具有可與侵入式方法相比的精度。作為本發(fā)明受讓人的Medwave(醫(yī)療波譜)公司開發(fā)出一種非侵入式血壓測量裝置，下面的美國專利中對它有所描述美國專利US5,649,542，題為“連續(xù)非侵入式血壓監(jiān)視系統(tǒng)”；美國專利US5,450,852，題為“連續(xù)非侵入式血壓監(jiān)視系統(tǒng)”；美國專利US5,640,964，題為“腕式血壓傳感器”；美國專利US5,720,292，題為“心跳開始檢測器”；美國專利US5,738,103，題為“分段估計分法”；美國專利US5,722,414，題為“連續(xù)非侵入式血壓監(jiān)視系統(tǒng)”；美國專利US5,642,733，題為“血壓傳感定位器”；以及美國專利US5,797,850，題為“用于計算動脈血壓的方法和裝置”?？稍?997年8月15日申請的美國專利第08/912,139號，題為“手持非侵入式血壓測量裝置”中找到這些裝置的進一步描述。
如這些專利和未決專利申請中所述，Medwave的非侵入式血壓測量裝置和方法，通過檢測來自動脈的壓力波形數(shù)據(jù)而確定血壓。壓力傳感裝置包括具有位于動脈上方之隔膜的傳感腔。與傳感腔連接的變換器檢測腔內(nèi)的壓力?？膳c柔軟身體適應的壁面與傳感腔相鄰(并且最好圍繞著該傳感腔)。該壁面與傳感腔相隔離，并且給動脈加以壓力，同時避免使與動脈相平行方向上的壓力加給傳感腔。當變化的壓力由傳感腔施加到動脈上時，壓力波形被變換器所檢測，產(chǎn)生所檢測壓力波形數(shù)據(jù)?？砂搭A定模式自動地施加變化的壓力，或者可以用隨機的方式手動施加所述壓力。分析測到的壓力波形數(shù)據(jù)，以確定與所檢測壓力波形的形狀相關的波形參數(shù)。根據(jù)該波形參數(shù)推導一個或多個血壓數(shù)值。Medwave血壓測量裝置包括用于連續(xù)監(jiān)視血壓(例如在醫(yī)院中)的自動裝置和可由醫(yī)生或病人所使用的手持裝置。這些裝置在非侵入式血壓測量領域具有重要的改進。當然還需要更進一步的改進。
發(fā)明概述本發(fā)明是對非侵入式血壓測量裝置和方法的改進，所述裝置具有充滿液體的傳感腔和一個柔軟的與身體適應的壁面，該壁面與傳感腔相鄰并相隔離，它對動脈施加壓力。本發(fā)明是使得人為運動對血壓測量的影響最小化的改進。
在本發(fā)明中，柔軟的與身體適應的壁面包括與傳感腔相分離的腔體。第一變換器檢測傳感腔內(nèi)的壓力，第二變換器檢測作為所述柔軟的與身體的適應壁面的一部分的傳感腔內(nèi)的壓力。
使來自第一和第二變換器的信號受到處理，用于推導出壓力波形數(shù)據(jù)，從該數(shù)據(jù)推導出血壓數(shù)值。利用第一和第二變換器的信號消除了由于人為運動所造成的來自第一變換器的信號中的波動。
附圖簡述

圖1為置于病人手腕上的血壓測量裝置的透視圖；圖1A-1D示出在一個血壓測量周期中液晶顯示器顯示的細節(jié)；圖2為圖1的血壓測量裝置的電子方框圖；圖3A為傳感器接口部件的頂示圖。
圖3B為沿圖3A的截面3B-3B所取傳感器接口部件的截面圖；圖4為表示血壓波形的曲線圖；圖5為表示由圖4的波形取出的點的曲線擬合的曲線圖；圖6為表示由圖4的波形取出的糾正和標度的波形的曲線圖。
詳細描述圖1表示用于測量和顯示病人手腕12內(nèi)的下方動脈中的血壓的手持血壓測量裝置。利用裝置10，以手動方式將一個較小的作用力加給在莖突骨投影的橈動脈上。在以手動方式施加這一作用力時，記錄血壓波形，并且記錄被手動施加的相應向下壓力。用血壓的壓力波形，產(chǎn)生波形參數(shù)。利用這些參數(shù)與通用系數(shù)一起計算可被顯示的壓力數(shù)值。
血壓測量裝置10包括主殼體14、顯示面板16、開/關(電源)和顯示選擇開關20、傳感器接口組件22、以及連接插頭20。
殼體14容納測量裝置10的所有電子部件。殼體14的直徑和長度使它能夠易于被用戶(醫(yī)護人員或病人)在測量過程中握住。通過沿軸向方向向手腕12施加作用力而施加所述向下壓力，所述作用力從殼體14傳到傳感器接口組件22。
顯示面板16最好為液晶顯示器(LCD)。在一個優(yōu)選實施例中，根據(jù)血壓測量顯示面板16顯示如下數(shù)值收縮壓、舒張壓、脈率和平均血壓。顯示面板16最好還提供視覺提示信息，用于手動施加變化的向下壓力。
啟動電源開關20，以接通殼體14內(nèi)的電路的電源。在經(jīng)過一段預定的不動作時間之后，在殼體14中的定時電路自動斷開電源。在該裝置被開啟之后，開關20的啟動使顯示器表明血壓和脈率的以前讀數(shù)。在一個實施例中，有10個用于可顯示讀數(shù)的存儲位置。
傳感器接口組件22旋轉地安裝到殼體14上。當通過向著動脈移動殼體14而手動施加壓力時，該作用力從殼體14傳到傳感器接口組件22。
操作時，傳感器接口組件22位于動脈上方，例如橈動脈(如圖1所示)。另外，裝置10可以用于多個其它位置，例如顳動脈或者足背動脈。然后，用戶開始通過從殼體14向傳感器接口組件22施加軸向作用力而向該動脈施加作用力。加到動脈上的作用力以增大的方式變動，由于所加的不同大小的作用力，從一系列脈搏獲得壓力波形數(shù)據(jù)。為了獲得所需的可變壓力的模式，最好由裝置10提供用戶反饋。
在一個優(yōu)選實施例中，反饋以可聽聲和/或如圖1A-1D所示在顯示器16上的可動條的形式出現(xiàn)。上條塊16A是微處理器控制的步調(diào)條塊。下條塊16B響應用戶通過傳感器接口組件施加到手腕上的向下壓力而移動。當施加壓力時，調(diào)塊16A以固定的速率移動。用戶通過施加穩(wěn)定增加的作用力，使得下條塊16B以基本上與上條塊16A相同的速率移動。
圖1A-1D示出測量周期的順序。首先，用戶按下電源開關20，接通裝置10。為了取一個讀數(shù)，將傳感器接口組件22輕輕地壓在脈搏位置處(如圖1所示)，使下條塊16B保持在上條塊16A之下。
上條塊16A將開始運動，橫過顯示屏16，用戶須通過裝置10向手腕施加增大的壓力，使下條塊16B跟隨著上條塊16A的運動。
圖1B示出當上條塊16A開始從左到右運動并且下條塊16B還沒有開始跟隨上條塊16A的運動時的顯示器16。圖1C示出隨著該過程繼續(xù)進行時的條塊16A和16B。兩個條塊連續(xù)從左到右運動穿過顯示器16的底部。隨著上條塊16A從左到右移過顯示器16，使下條塊16B保持在上條塊16A之下所需的作用力將會增大。
在“嗶”一聲之后，用戶可以從手腕上移開傳感器接口組件22。這時，上條塊16A返回最左位置，屏幕上不出現(xiàn)條塊16B。圖1D示出這種情況。然后用戶可以記錄血壓讀數(shù)。在圖1D中所示的一個優(yōu)選實施例中，顯示器16提供收縮壓、舒張壓和平均血壓以及脈率的數(shù)字讀數(shù)。還(通過數(shù)字)顯示存儲位置的指示。
當完成讀取時，裝置10準備取另一次讀數(shù)。不需要清除顯示器16。裝置10存儲預定數(shù)量的先前讀數(shù)(例如最后10次讀數(shù))。為了查看以前的讀數(shù)，按下電源開關20。這使存儲器的不同讀數(shù)被顯示在顯示器16上。
如果聲音方法被用為反饋，用戶施加作用力，并使每個聲音被調(diào)制，并隨著心臟波形的增大而具有更高聲調(diào)的聲音。通過聽聲音，用戶知道如何向動脈施加壓力，在動脈與傳感器接口組件22之間的最大能量轉換點，心臟壓力波形到達峰值幅度，因此產(chǎn)生最高頻率的聲調(diào)。當用戶繼續(xù)向動脈施加更大的壓力時，心臟壓力波形的幅度下降，因此聲調(diào)的頻率降低。通過聽聲音，用戶可以用可變的壓力來使用裝置10測量壓力。
也可以用其它方式提供給用戶的反饋。例如，可以用頻率調(diào)制和幅度調(diào)制的組合來產(chǎn)生可聽的聲音。換句話說，隨著壓力波形幅值的增大，該聲音的聲調(diào)(頻率)以及幅度(音量或響度)將會改變。
圖2是裝置10的電路方框圖。通過連接器30和連接器24，使傳感器接口組件22中的壓力變換器26A、26B和非易失存儲器28與殼體14內(nèi)的電路連接。電源電路31包括開關20、“或”電路32、延遲電路33、電池34、反向電池保護35、集成電源開關36、模擬調(diào)節(jié)器37以及分壓器38A和38D。模擬調(diào)節(jié)器37是用于驅(qū)動模擬電路的電源，其中包括放大器40A和40B以及模數(shù)(A/D)轉換器42。集成電源開關36把電能提供給所有數(shù)字電路，其中包括微處理器44、擴音器46、顯示面板16和相關的顯示驅(qū)動和存儲電路48。微處理器44包括數(shù)字信號處理電路50、只讀存儲器(ROM)以及電可擦除可編程只讀存儲器(EEPROM)52、隨機存取存儲器(RAM)54、定時電路56、以及輸入/輸出端口58。A/D轉換器42可以與微處理器44相集成，而一些存儲電路可以在微處理器44外部。
開關20是一個監(jiān)控按鍵開關。按下開關20使得“或”電路32接通集成的電源開關36。集成的電源開關36向微處理器44提供電能，其反過來鎖定“或”電路32。該電路的斷開是由微處理器44停止給予“或”電路32的信號而控制的。這種情況發(fā)生在一段固定的不動作時間之后。
變換器26A和26B檢測在傳感器接口組件22中的壓力，并且向連接器30提供電信號。在一個優(yōu)選實施例中，變換器26A和26B是壓阻壓力變換器。非易失存儲器28存儲變換器26A和26B的偏移量，以及其它信息，例如傳感器序列號。在一個優(yōu)選實施例中，非易失存儲器28是一個EEPROM。
變換器26A和26B的輸出是表示所檢測壓力的模擬電信號。這些信號被放大器40A和40B所放大，并且提供到A/D轉換器42的輸入端。到達A/D轉換器42的模擬信號被轉換為數(shù)字數(shù)據(jù)，并且提供到微處理器44的數(shù)字信號處理電路50。
根據(jù)所接收的壓力數(shù)據(jù)，微處理器44進行計算，以確定血壓值。下文將具體描述這些計算。當每次脈搏產(chǎn)生一個心臟波形時，微處理器44確定該波形的峰值幅度。微處理器44控制顯示驅(qū)動器48，產(chǎn)生圖1A-1D中的條塊16A和16B，或者驅(qū)動擴音器46產(chǎn)生可聽的聲音，該聲音作為向下壓力的函數(shù)而變化。
當一個測量周期結束時，微處理器44按相應的向下壓力的升序?qū)π呐K波形重新排序，并進行計算，以確定收縮壓、舒張壓、平均血壓以及脈率。這些數(shù)值如圖1D中所顯示者。如果開關20被按下時，這時接通微處理器44，一個信號通過延遲電路33提供到微處理器44使它產(chǎn)生一個新的壓力讀數(shù)。該壓力讀數(shù)的存儲位置也被顯示，如圖1D中所示。
圖3A和3B示出詳細的傳感器接口組件22。傳感器接口組件22包括頂板150、上杯罩152、上固定件154、隔膜固定件156、內(nèi)安裝環(huán)158、外安裝環(huán)160、側壁隔膜162、衰減環(huán)164、內(nèi)隔膜166和外隔膜168。
如圖3B中所示，變換器26A測量為流體所填充的傳感器腔A中的流體壓力。通道B、C、D和E提供變換器26A與傳感器腔A之間的流體連通。變換器26B測量流體填充環(huán)腔F中的流體壓力。通道G和H提供變換器26A和環(huán)腔B之間的流體壓力連通。連接器30與變換器26A和26B以及非易失存儲器28相連通。
圖3B還示出傳感器接口阻件22如何通過球體146和窩槽144裝置活動地連接到殼體14上。球體146旋轉安裝在窩槽144中。球體146被旋轉安裝在窩槽144中。由于傳感器接口組件22繞著低樞軸點活動連接到桿148。這使得傳感器接口組件22穩(wěn)定地位于下方動脈之上。另外，低樞軸點使得用戶可以在外隔膜168上施加更為直接的均勻作用力。因此，由用戶(通過殼體14和桿148)手動施加的向下壓力更為均勻地施加到下方動脈上的人體組織。
側壁隔膜162和環(huán)158和160限定耦合到環(huán)164的環(huán)狀可形變環(huán)腔F。側壁隔膜162最好由諸如聚亞胺酯類柔性材料的普通環(huán)形片形成，并且填充有流體。隔膜162具有一個大小配合在上固定件154的上部周圍的孔。隔膜162的外邊緣部分被夾持在外環(huán)160和頂板150之間。隔膜162的內(nèi)邊緣部分被夾持在環(huán)158和上固定件154之間。隔膜162由柔性材料所制成，并在環(huán)腔F被填充有流體時向外凸出。環(huán)腔F可在垂直方向上壓縮和擴張，以便于符合圍繞下方動脈的病人身體組織。因而，可以根據(jù)病人身體組織的外形而在側壁隔膜162外圍改變頂板150與病人身體組織之間的距離。另外，由于流體被允許流過并環(huán)繞腔體F，壓力被均勻地施加在病人身體組織上。
衰減環(huán)164通常由環(huán)形的可壓縮環(huán)所構成，并且最好由泡沫橡膠或其它衰減脈沖的材料所形成，例如開孔泡沫或閉孔泡沫。環(huán)164位于側壁隔膜162與隔膜166和168之間的中部。衰減環(huán)164與傳感器腔A內(nèi)的流體耦合介質(zhì)相隔離。由于環(huán)164由可壓縮材料所形成，因此環(huán)164吸收并衰減在與下方動脈平行方向上的作用力，該作用力是當血壓脈沖經(jīng)過傳感器接口組件22時由傳感器接口組件22上的血壓脈沖所產(chǎn)生的。由于底環(huán)164與傳感器腔A中的流體耦合介質(zhì)相隔離，因此由環(huán)164所吸收或接收的作用力不能夠傳送到流體耦合介質(zhì)。另外，這些作用力被傳送經(jīng)過環(huán)164和側壁隔膜162到達頂板150。由于該路徑與流體耦合介質(zhì)相分離，因此傳感器腔A和流體耦合介質(zhì)與這些作用力相隔離。另外，環(huán)164還壓在動脈周圍的組織上，以抑制或補償由該組織所施加的作用力。
上隔膜166是一個柔軟材料的環(huán)狀薄片，它的內(nèi)徑尺寸與隔膜固定件156的周圍配合。上隔膜166的內(nèi)部被夾持(并且最好粘合)在隔膜固定件156的唇緣與上固定件154的底部邊緣之間。
上隔膜166的中部與膨脹腔I相鄰，并且與環(huán)164和環(huán)腔F相隔離。當環(huán)腔F、環(huán)164和外隔膜168與下方動脈周圍的病人組織相符時，上隔膜166最初被允許向上運動到膨脹腔I。當環(huán)164被壓在動脈周圍的病人組織上以抑制或補償由組織所施加的作用力時，外隔膜168還被壓在該組織和動脈上。但是，由于上隔膜166被允許進入膨脹腔I，因此傳感器腔A不會出現(xiàn)較大的體積減小以及相應的較大壓力的增加。因此，傳感器接口組件22允許較大的作用力通過環(huán)164施加到病人組織上，以抑制動脈周圍的組織，而當側壁的高度改變時，不造成傳感器腔A中壓力的相應較大變化。結果，傳感器接口組件22獲得更加一致和準確的血壓測量。
外隔膜168是普通柔軟材料的環(huán)形片，其能把作用力從外表面?zhèn)魉偷絺鞲衅髑籄內(nèi)部的流體。外隔膜168耦合到內(nèi)隔膜166，并置于下方動脈上的病人組織上。外隔膜片168包括非活動部分或周緣，以及一個活動的中央部分。周緣構成隔膜168上內(nèi)隔膜166被加熱密封或接合到外隔膜168的區(qū)域。
外隔膜168的活動部分不接合到內(nèi)隔膜166上，并且位于環(huán)164的內(nèi)隔膜的下方和內(nèi)部。外隔膜168的活動部分是傳感器接口組件22上接收脈沖壓力，并傳送到變換器26A的活動區(qū)域。
傳感器腔內(nèi)和通道B-E的耦合介質(zhì)可為任何能夠把壓力從隔膜168傳送到變換器26A的流體(氣體或液體)。流體耦合介質(zhì)在外隔膜168的活動部分與變換器26A之間，以把血壓脈沖傳送到變換器26A。由于流體耦合介質(zhì)被包含傳感器腔A和通道B-E中，它與傳感器接口組件22的側壁相隔離，所以這種流體耦合介質(zhì)不把與下方動脈平行的血壓脈沖、來自下方動脈周圍組織的作用力以及由側壁所吸收的其它作用力傳送到變換器26A。與下方動脈平行的作用力被環(huán)164的可壓縮材料所衰減。結果，傳感器接口組件22更加精確地測量和檢測動脈血壓。
傳感器接口組件2提供對下方動脈中血壓的外部測量。由于傳感器接口組件22非侵入地測量血壓，因此可以較低的費用測量血壓，而沒有醫(yī)療風險。由于傳感器接口組件22與動脈搏動描記器和聽診方法中所用的較大箍袖帶相比是較小的，因此傳感器接口組件22僅在病人下方動脈上較小的面積上施加向下壓力。從而，可以對病人造成更少痛苦地進行測量血壓。由于傳感器接口組件22不需要充氣和放氣，因此可以更快地頻繁進行測量。
另外，傳感器接口組件22更好地配合病人的組織，從而對病人來說更加舒適，并獲得更加一致和準確的血壓測量。由于環(huán)腔F是可變形的并充有流體，因此環(huán)腔F更好地與病人的組織相符，并且均衡施加到病人組織上的壓力。由于環(huán)164是可壓縮的，并且由于外隔膜168是柔軟的，而且能夠彎曲或向內(nèi)形變，因此環(huán)164和外隔膜168更好地與病人的組織相符。但與此同時，當環(huán)164和外隔膜168壓在病人組織上時，傳感器接口組件22不會受到傳感器腔A中壓力的較大突然增加。環(huán)腔F和環(huán)164向病人組織施加作用力，以抑制由下方動脈周圍的組織所施加的作用力。由于環(huán)腔F和環(huán)164的高度都是可壓縮的，因此當側壁壓在病人身上時，側壁的高度減小。隔膜166和168也是合適的。但由于內(nèi)隔膜166的中部被允許向上運動到膨脹腔I，因此傳感器腔不會受到較大的體積減小以及相應的較大壓力的增加。因此，側壁能夠向病人的組織施加較大作用力，而不會由于側壁高度的改變和外隔膜168形狀的改變而造成在傳感器腔A中相應產(chǎn)生錯誤的壓力增加。
同時，傳感器接口組件22能夠精確地、一致地進行血壓計算。由于把血壓脈沖傳送到變換器26A的檢測面積較大，因此傳感器接口組件22不需要精確地把外隔膜168的活動部分定位在下方動脈上。因此，傳感器接口組件22更加能夠容許病人在測量時運動。
另外，傳感器接口組件22在跨過傳感器的活動面上獲得的壓力梯度為零，獲得的變換器與下方動脈之間的壓力梯度也為零，從而衰減或緩沖與傳感器的檢測表面相平行的壓力脈沖，并且抑制下方動脈周圍組織的作用力。傳感器接口組件22在外隔膜168的周緣和活動部分與病人組織接觸并施加作用力。但是，在傳感器腔A中的壓力基本上與在外隔膜168的活動部位施加的壓力相等。由傳感器接口組件22在周緣施加的抑制或者補償由下方動脈周圍的組織所施加的剩余作用力被通過側壁(環(huán)164和環(huán)腔F)傳送到頂板150。因此，傳感器接口組件22的幾何形狀和結構在外隔膜168的周緣與活動部位之間提供適當?shù)膲毫Ρ?，以抑制下方動脈周圍的組織，并且精確測量動脈的血壓。另外，由于傳感器腔A中的流體耦合介質(zhì)與側壁相隔離，因此與下方動脈平行的壓力脈沖、來自下方動脈周圍組織的作用力以及由側壁吸收的其它作用力不會通過流體耦合介質(zhì)傳送到變換器26A。從而，傳感器接口組件22還獲得變換器26A與下方動脈之間的壓力梯度為零。
血壓測量裝置10從傳感器接口組件22測得的波形壓力幅值以及利用一組存儲的系數(shù)由壓力幅值推導的其它參數(shù)確定血壓值。在每個采樣點確定壓力幅值。
裝置10根據(jù)如下公式計算收縮血壓值(S)、平均血壓值(M)和舒張血壓值(D)M=Fm(P1m,...,Pnm,C1m,...,Cnm)S=Fs(P1s,...,Pns,C1s,...,Cns)D=Fd(P1d,...,Pnd,C1d,...,Cnd)
其中Fm,Fs,Fd是線性或非線性函數(shù)，P1m,P1s,P1d,...,Pnm,Pns,Pnd是從波形壓力幅值推導的參數(shù)，并且C1m,C1s,C1d,...,Cnm,Cns,Cnd是根據(jù)臨床數(shù)據(jù)在訓練過程中獲得的系數(shù)。
特別地，裝置10根據(jù)如下公式計算收縮血壓值(S)、平均血壓值(M)和舒張血壓值(D)M=C1mP1m+C2mP2m+...+CnmPnmS=C1sP1s+C2sP2s+...+CnsPnsD=C1dP1d+C2dP2d+...+CndPnd其中P1m,P1s,P1d,...,Pnm,Pns,Pnd是從波形壓力幅值推導的參數(shù)?？蓮牟ㄐ蔚男螤钐匦杂嬎氵@些參數(shù)，或者根據(jù)幾個曲線的特定點之間的關系從比如曲線這樣的函數(shù)計算這些參數(shù)。還可以將這些參數(shù)建立在向下壓力數(shù)值和波形上特定點之間的時間周期的基礎上。數(shù)值C1m,C1s,C1d,...,Cnm,Cns,Cnd是根據(jù)臨床數(shù)據(jù)在訓練過程中獲得的系數(shù)。
另外，可以用如下公式確定脈率(PR)PR=PR1+PR2+PR44]]>為了確定脈率，檢測4個獨立波形或心跳，并被時間平均，以確定脈率。確定脈率的波形最好包括具有最大極大壓力幅值的波形、在具有最大極大壓力幅值之前的兩個波形以及在具有最大極大壓力幅值之后的波形。一旦4個波形被確定，每個波形的脈率也被確定。4個波形的脈率和被4除，以計算脈率PR。對于每個波形的脈率(PR)是建立在下式基礎上的
圖4、5和6示出表示可計算血壓值的參數(shù)。圖4示出當隨時間變化施加可變壓力時，由下方動脈所表現(xiàn)的一系列波形采樣?？v軸表示以毫米汞柱為單位的壓力，而橫軸表示各個采樣點，在這些采樣點測量全部時間范圍內(nèi)脈搏所產(chǎn)生的血壓值。在該優(yōu)選實施例中，變換器26A和26B產(chǎn)生連續(xù)的電子信號，表示每秒采樣128次的波形壓力。
在該優(yōu)選實施例中，施加到傳感器接口組件22的向下壓力在增加的向下壓力的預選范圍上變化。向下壓力的變化范圍通常從大約20毫米汞柱開始。然后，向下壓力穩(wěn)定地增加(在來自聲音或視覺反饋的提示或引導下)，直到在具有最大壓力幅值所檢測波形之后的兩個獨立波形受到檢測為止。最后，每個變化范圍在大約20毫米汞柱的初始向下壓力與大約具有以前測量中的最大極大壓力幅值波形的平均向下壓力近150％的最后向下壓力之間。
圖4示出當傳感器接口組件22壓在動脈上的情況下分別來自變換器26A和26B的信號400和410。信號400表示在傳感器腔A中的壓力。信號410表示當由變換器26B所檢測時在環(huán)腔F中的壓力。信號420表示在采用適當?shù)脑鲆嬷笤诃h(huán)腔F中的壓力，并且補償信號410被校正以匹配信號400。可以在壓力測量的初始階段進行所述增益和補償校正。正也可以連續(xù)進行或在壓力變化的任何其它階段進行該增益和補償校?？捎米钚《藬M合找到曲線400和420的最佳擬合，以便獲得最佳增益和補償校正。
在變換過程中的多個位置，信號400和420被病人的運動所影響或者(在手持血壓裝置的情況下)在進行測量時由操作員的運動所影響。這些影響或人為運動MA表現(xiàn)出噪聲，要從該系統(tǒng)中除去它，以測量血壓。信號430具有從信號400中取出的大部分噪聲。信號430包含當傳感器接口組件22壓在動脈壁上時由動脈壁的運動所產(chǎn)生的壓力脈沖波形500。
可以通過從信號400減去信號420得出信號430。信號430表示血壓脈沖，它可用于獲得形狀和幅度信息，以計算血壓。信號400可以用于獲得附加信息，比如向下壓力，這個向下壓力也是用于計算壓力的。在上述Medwave的專利和專利申請中描述了使用波形、幅度和向下壓力計算壓力的過程，這里將該專利引用為參考文獻，并在下文予以敘述。
如圖4中所示，在不均衡的運動情況下，噪聲使信號400擺動時，可能需要按照向下壓力的增大對心跳重新排序，以計算血壓。
根據(jù)所檢測和采樣的壓力波形信號或者由變換器26A和26B在向下壓力的每次變換過程中所產(chǎn)生的數(shù)據(jù)，微處理器44推導出預選參數(shù)，用于從所推導的參數(shù)和一組所存儲的系數(shù)計算血壓值。如圖4中所示，可以直接從絕對波形壓力推導這種參數(shù)，該波形在向下壓力隨時間變化而變化。這種參數(shù)可以從波形的形狀推導，包括特定波形的斜率、在所選的采樣點的絕對壓力、到波形上的一個所選擇采樣點的上升時間以及對應于波形上的特定采樣點的向下壓力。應當知道，可以圖4中所示的絕對波形壓力推導任何參數(shù)。所述參數(shù)還可以建立在特定點或者采樣點的特定函數(shù)的基礎上。
圖5示出怎樣利用圖4所示的多個波形500的數(shù)值或參數(shù)推導附加參數(shù)的地址。圖5示出幾個數(shù)據(jù)點510。每個數(shù)據(jù)點510表示從信號430和在圖4中示出的波形400的相應向下壓力所取的被選擇波形500。曲線520是通過把點510擬合到一個預選函數(shù)或關系而推導的。然后從曲線520推導出參數(shù)，例如峰值530。應當知道，也可以從曲線520推導各種其它參數(shù)，如斜率。從曲線520推導的參數(shù)最終基于圖4中所示的從所檢測壓力波形數(shù)據(jù)所產(chǎn)生的壓力波形500和400，或者基于來自變換器26A和26B信號。但是，由于曲線520是使用多個波形推導的，因此從曲線520推導的參數(shù)表示在多個波形之間的整體關系。換句話說，從曲線520推導的參數(shù)表示多個波形(圖4中所示)互為相關的方式。數(shù)據(jù)點510表示糾正的相關波形壓力。應當知道，也可以使用圖4中所示的絕對波形壓力值推導譬如曲線這樣的函數(shù)。
波形是通過從向下壓力400中減去曲線420而“糾正”的，曲線420是由一個增益和補償所糾正的環(huán)壓力410。糾正一個波形，消除了在每個波形心動周期過程中施加到動脈上的連續(xù)增加的向下壓力而導致的波形特性。
在裝置10的應用中，用戶可能不會施加線性增加的壓力。裝置10記錄幅度和向下壓力。即使這些心跳被不按大小次序地記錄，即具有相應較高向下壓力的心跳被在具有較低向下壓力之前記錄，只要具有幾個在壓力范圍上記錄的心跳，則微處理器44仍然可以產(chǎn)生一條曲線(圖5中的曲線520)。利用所記錄的信息，微處理器44可以產(chǎn)生所需參數(shù)和并計算壓力。
圖6進一步示出可以從圖4中所示的波形壓力數(shù)值推導的其它參數(shù)。圖6示出從波形500選擇出來的波形600。波形600最好是具有最大峰值或極大壓力幅值的波形。另外，波形600可以是任何波形500(圖4中所示)，如緊接著在具有最大極大壓力幅值的波形之前或之后的波形。如圖6所示，波形600被糾正，使得開始點602和結束點604具有相同的絕對波形壓力值。如圖6中所示，波形600被水平和垂直標度，以便從由波形600推導的參數(shù)中消除增益。最后，波行600被標度到從0到21，以在水平b軸上的波形600的開始點602為開始，以結束點604為結束。最好，波形600被標度到從0到1，以其底部為開始并以其峰值為結束。由于波形600被垂直和水平標度，因此可以從波形600推導參數(shù)，用于計算血壓值，而沒有特定病人的增益影響所計算血壓的血壓值。增益是由中間組織的變化特性所造成的動脈內(nèi)產(chǎn)生的實際壓力與手腕或組織表面檢測的壓力之間的差別造成的。標度波形600消除了由各個病人所表現(xiàn)出的任何增益。通過使用被標度值以把相應點或波形壓力幅度定位在波形600上，在波形600上的點統(tǒng)一對應于由其它病人所表現(xiàn)的在波形上的相同點。
如圖6中所示，各種波形可以從標度糾正的波形600推導。如圖6中所示，這種參數(shù)包括在沿著垂直y軸的所選擇點處波形600的寬度，在沿著水平b軸的所選擇點上的各個波形壓力幅值與波形幅值的比率、上升時間、或者從在點602處的波形600開始點到沿著垂直y軸的一個所選擇點之間的時間。另外，可以從波形600推導幾個其它參數(shù)，例如斜率和形狀特性。
一旦選擇該參數(shù)用于計算血壓值，對應于每個參數(shù)的系數(shù)可以被用于計算血壓值。所述系數(shù)表示特定參數(shù)組與從特定參數(shù)組確定的結果血壓值之間的關系。根據(jù)具有已知血壓值的病人從臨床測試中確定所述系數(shù)。一般地，使用通常準確的A-線方法來確定已知血壓值，但是這種方法難以操作、費用昂貴并且具有醫(yī)療風險。當使用A-線方法或其它方法確定血壓值時，傳感器接口組件22位于病人的下方動脈之上。變化的壓力被施加到具有已知血壓值的病人動脈上。如上文所述，變換器26A產(chǎn)生所檢測的壓力波形信號或者表示動脈壓力波形的數(shù)據(jù)。微處理器44接收所產(chǎn)生的檢測壓力波形數(shù)據(jù)，并且從所檢測壓力波形數(shù)據(jù)推導出預選參數(shù)。然后，使用所選擇參數(shù)的推導數(shù)值和已知血壓值確定系數(shù)。每個對應于每個所選擇參數(shù)的系數(shù)是已知血壓值和所推導參數(shù)的一個函數(shù)。最好，臨床測試幾個病人，已確定該系數(shù)。一旦獲得該系數(shù)，則被存儲用于其它病人的非侵入式計算血壓值，而不需要使用更加費時、昂貴和危險的A-線方法，并且不需要使用通常不準確的常規(guī)血壓測量方法。最好確定每個特定系數(shù)，以便用于從所有病人被推導的波形參數(shù)計算血壓值。另外，個人化系數(shù)可以被用于從落在特定年齡組或其它特定組范圍內(nèi)的特定病人的所推導波形參數(shù)計算血壓值。
除了示出從波形壓力數(shù)據(jù)推導參數(shù)的各種方法之外，圖4、5和6示出用于在獨立的向下壓力變化過程中計算特定病人的收縮壓、平均和舒張血壓值的特定參數(shù)。根據(jù)本發(fā)明的優(yōu)選方法，連續(xù)變化的向下壓力被施加到下方動脈上。最好，在每次變化過程中施加的向下壓力從約20毫米汞柱開始，并且在識別具有最大極大壓力的波形之后，隨時間的經(jīng)過而上升，直到至少兩個波形被變換器26A所檢測。根據(jù)表示如圖4中所示的波形的所產(chǎn)生的檢測波形數(shù)據(jù)。微處理器44使用所存儲的系數(shù)組計算收縮壓、平均血壓和舒張血壓。收縮血壓(S)使用如下公式計算S=C1sP1s+C2sP2s+C3sP3s+C4sP4s+C5sP5s+C6sP6s+C7sP7s+C8sP8s+C9sP9s系數(shù)C1s-C9s是所存儲的按本發(fā)明方法確定的系數(shù)。C9s是補償數(shù)值。參數(shù)P1s和P2s被根據(jù)從圖6中的波形600所示被標度和糾正心跳所取得的標度值從相關波形壓力幅值推導。最好，參數(shù)P1s是由波形600上波形壓力幅值所確定的比例，它對應于沿著橫軸被波形600的最大波形壓力幅值或峰值(點606)所除的標度值b1。參數(shù)P2s最好是由波形600上的點608的波形壓力幅值所確定的比例，其對應于沿著水平b軸被波形600的最大波形壓力幅值或者峰值(點606)所除的標度值b3。
參數(shù)P3s最好是從波形的開始點到對應于特定垂直標度值的沿著波形600上的特定點之間的上升時間或持續(xù)時間。最好，參數(shù)P3s是從波形600的開始點到波形600上具有大約波形600的最大壓力幅值或者峰值(點606)的0.18的垂直高度的點610的持續(xù)時間。圖6中的標號612表示上升時間或持續(xù)時間。
參數(shù)P4s是具有最大峰值或極大壓力的未糾正波形500(圖4中示出)的平均壓力。參數(shù)P5s是緊接著在具有最大的極大壓力的未糾正壓力波形之后的未糾正壓力波形的收縮血壓點。
參數(shù)6s是從一個函數(shù)取得的參數(shù)，例如從特定波形500(圖4中所示)的數(shù)值推導出來的曲線。最好，參數(shù)P6s是圖5中所示的曲線520的峰值壓力。該峰值由點530所表示。曲線520最好通過把波形500(圖4中所示)的相關波形壓力幅度擬合到如下函數(shù)或算術表達式而產(chǎn)生幅度=exp(ax2+bx+c)，其中x=每個壓力波形的平均壓力幅度。
參數(shù)P7s是表示波形600寬度的時間值(由點616和618之間的段614所表示)，其對應于波形600的最大壓力幅度或峰值(點606)的所選擇百分比。通過計數(shù)在波形600上的點616和618上方的采樣數(shù)確定點616和618之間的持續(xù)時間。最好，參數(shù)P7s是在大約0.9A的高度處的波形600的寬度，其中A是波形600的極大波形壓力幅值(點606)。
參數(shù)P8s是緊接著在具有最大的極大壓力或峰值的波形500之后的未糾正波形500的極大斜率。
平均血壓值(M)是使用如下公式計算的M=C1mP1m+C2mP2m+C3mP3m+C4mP4m+C5m系數(shù)C1m-C5m是依本發(fā)明方法確定而被存儲的系數(shù)。系數(shù)C5m是一個補償量。參數(shù)P1m和P2m被根據(jù)由圖6中的波形600所表示的標度和糾正的心跳所取得標度值的相關波形壓力推導。最好，參數(shù)P1m是由波形600上對應于沿著橫軸的標度值b9的波形壓力(點620)由波形600的極大波形壓力幅度或峰值(點606)所除而確定的比例。類似地，參數(shù)P2m是由波形600上對應于沿著橫軸的標度值b13的波形壓力(點622)由波形600的極大波形壓力幅度或峰值(點606)所除而確定的比例。
參數(shù)P3m與用于計算收縮血壓的參數(shù)P4s相同。參數(shù)P4m與用于計算收縮血壓的參數(shù)P6s相同。
舒張血壓值(D)是使用如下公式計算的D=C1dP1d+C2dP2d+C3dP3d+C4dP4d+C5dP5d+C6dP6d+C7dP7d+C8d系數(shù)C1d-C8d是依本發(fā)明方法確定而被存儲的系數(shù)。系數(shù)C8d是一個補償量。參數(shù)P1d根據(jù)由圖6中的波形600所表示的標度和糾正的心跳所取得標度值的相關波形壓力推導。最好，參數(shù)P1d是由波形600上對應于沿橫軸的標度值b12的波形壓力(點624)由波形600的極大波形壓力幅值或峰值(點606)所除而確定的比例。
參數(shù)P2d與用于計算收縮血壓的參數(shù)P3s相同。最好，參數(shù)P3d是點628和630之間的片斷626的寬度。最好，點626和628是沿著波形600位于0.875A高度處的點，其中A是波形600的極大壓力幅值(點606)。參數(shù)P3d的寬度或時間是通過計數(shù)由變換器26A所產(chǎn)生的各個波形壓力幅度信號或采用的數(shù)目而確定的，其位于波形600上的點626和628上方。如果點626和628落在各個波形壓力幅度信號或采樣之間，插值方法被使用確定參數(shù)P3d的時間寬度。
參數(shù)P4d與用于計算收縮血壓的參數(shù)P4s相同。參數(shù)P5d和P6d從圖4中所示的絕對波形壓力計算。最好，參數(shù)P5d是具有最大的極大壓力值的未糾正波形的舒張壓力值。參數(shù)P6d是緊接著在具有最大的極大壓力幅值或峰值的波形(波形500)之后的未糾正波形(波形500)的舒張血壓值。參數(shù)P6d由圖4上的點730所表示。
參數(shù)P7d從圖4中所示的絕對波形壓力推導。為了推導參數(shù)P7d，沿著每個波形的各部分的斜率被確定。參數(shù)P7d是施加到下方動脈上的向下壓力，其對應于具有極大斜率糾正幅度的特定波形上的點。波形的斜率糾正幅度是通過把其幅度與整個波形上的極大斜率相乘，并除以對應于各個波形的斜率的結果而獲得的。應當知道，各個其它參數(shù)也可以用于在本發(fā)明的方法中計算血壓值。
在本發(fā)明的優(yōu)選實施例中，還可以使用在名為“分段估計方法”的美國專利US5,738,103，以及名為“心跳啟動檢測器”的美國專利US5,720,292中所述的波形分析方法。
盡管已經(jīng)參照優(yōu)選實施例描述了本發(fā)明，但是本領域內(nèi)的專業(yè)人員應當認識到可以在形式和細節(jié)上作出各種改變而不脫離本發(fā)明的精神和范圍。例如，盡管根據(jù)波形參數(shù)確定壓力值已經(jīng)采用線性方程和所存儲系數(shù)進行了描述，但是根據(jù)本發(fā)明，也可以使用非線性方程、查找表、模糊邏輯電路和神經(jīng)網(wǎng)絡的其它方法。
在其它實施例中，可以使用用于補償非線性向下壓力變化的算法。這是通過記錄向下壓力和脈沖形狀而實現(xiàn)的，使得不需要實行線性變化操作。只要由幾個脈沖形狀被在變化范圍內(nèi)記錄，則可以構成一個線性變化過程，而與它們被記錄的次序無關。
盡管本發(fā)明已經(jīng)參照優(yōu)選實施例進行描述，但是本領域內(nèi)的專業(yè)人員應當認識到可從形式和細節(jié)上作出改變，而不脫離本發(fā)明的精神和范圍。
權利要求
1．一種用于確定具有脈搏的動脈的血壓的方法，該方法包括如下步驟把壓力加于動脈上；檢測由該動脈所產(chǎn)生的壓力數(shù)據(jù)；檢測噪聲數(shù)據(jù)；根據(jù)該噪聲數(shù)據(jù)糾正壓力數(shù)據(jù)，以得到糾正的壓力數(shù)據(jù)；從糾正的壓力數(shù)據(jù)推導出多個參數(shù)；以及根據(jù)該參數(shù)確定血壓。
2．根據(jù)權利要求1所述的方法，其特征在于，所述檢測噪聲數(shù)據(jù)包括檢測施加于動脈上的壓力。
3．一種用于確定動脈血壓的方法，該方法包括如下步驟把壓力施加到動脈上，使得該動脈表現(xiàn)出多個壓力波形；產(chǎn)生所檢測壓力波形數(shù)據(jù)，其表示該多個壓力波形的每一個波形；產(chǎn)生噪聲數(shù)據(jù)，其表示在包含于該壓力波形中的噪聲；根據(jù)該噪聲數(shù)據(jù)糾正所檢測的壓力波形數(shù)據(jù)，以產(chǎn)生糾正的壓力波形數(shù)據(jù)；從糾正的壓力波形數(shù)據(jù)推導出多個參數(shù)；以及根據(jù)該參數(shù)確定血壓。
4．一種非侵入式血壓測量裝置，該測量裝置包括用于把壓力施加到動脈上使得該動脈表現(xiàn)出壓力數(shù)據(jù)的裝置；用于檢測壓力數(shù)據(jù)的第一檢測裝置；用于檢測噪聲數(shù)據(jù)的第二檢測裝置；連接到第一和第二檢測裝置的信號產(chǎn)生裝置，用于參數(shù)對應于所檢測壓力數(shù)據(jù)的輸出信號；以及處理裝置，用于從信號產(chǎn)生裝置接收輸出信號，用于使用被糾正出去噪聲的所檢測壓力推導出多個參數(shù)，以及用于使用所推導的參數(shù)確定血壓值。
5．根據(jù)權利要求4所述的測量裝置，其特征在于，第一檢測裝置包括具有檢測表面的第一變換器；用于置于下方動脈上的第一柔軟隔膜；以及在第一柔軟隔膜和變換器的檢測表面之間的第一接口裝置，用于把來自隔膜的壓力脈沖發(fā)送到變換器。
6．根據(jù)權利要求5所述的測量裝置，其特征在于，第二檢測裝置包括第二隔膜，其響應施加到該動脈上的壓力；第二變換器；以及在第二隔膜與第二變換器之間的第二接口裝置，用于把壓力從該隔膜傳送到第二變換器。
7．根據(jù)權利要求6所述的測量裝置，其特征在于，第一和第二檢測裝置安裝在活動連接到一個殼體的傳感器接口組件上。
8．一種非侵入式血壓測量系統(tǒng)，其中包括用于把壓力施加到動脈上的裝置；用于在把壓力施加到動脈上以產(chǎn)生壓力數(shù)據(jù)時檢測來自動脈的壓力隨時間變化的裝置；用于檢測與施加壓力相關的噪聲的裝置；以及用于根據(jù)用噪聲數(shù)據(jù)糾正壓力數(shù)據(jù)的波形分析推導壓力值的裝置。
9．一種確定血壓的方法，該方法包括如下步驟把壓力施加到動脈上；當壓力施加到動脈上時，檢測壓力隨時間的變化，以產(chǎn)生用于表示多次心跳的壓力波形數(shù)據(jù)；檢測噪聲隨時間的變化；糾正該波形數(shù)據(jù)，以除去所檢測噪聲；由所述波形數(shù)據(jù)檢測脈搏的起始；使用所檢測的一次心跳的啟動提取波形參數(shù)；以及根據(jù)該波形參數(shù)確定血壓值。
10．一種用于確定具有脈搏的動脈的血壓的方法，該方法包括如下步驟把壓力施加到動脈上；檢測由該動脈所產(chǎn)生的壓力數(shù)據(jù)；通過除去與人為運動相關的噪聲而糾正該壓力數(shù)據(jù)；從糾正的壓力數(shù)據(jù)推導出多個參數(shù)；以及根據(jù)多個參數(shù)和所存儲的系數(shù)組確定血壓值。
11．一種用于從外部測量由病人身體組織圍繞的下方動脈中血壓的裝置，該裝置包括第一檢測裝置，用于檢測下方動脈中的血壓脈沖；第二檢測裝置，用于檢測與人為運動相關的噪聲；把可變的壓力施加到動脈上的裝置；以及根據(jù)在下方動脈中的所檢測壓力脈沖的波形，從所檢測的除去噪聲血壓脈沖計算血壓的裝置。
12．根據(jù)權利要求11所述的裝置，其特征在于，第一檢測裝置包括具有檢測表面的第一變換器；置于下方動脈上的第一柔軟隔膜；以及在第一柔軟隔膜與第一變換器的檢測表面之間的第一接口裝置，用于把來自第一柔軟隔膜的壓力脈沖傳送到第一變換器。
13．根據(jù)權利要求12所述的裝置，其特征在于，第二檢測裝置包括具有檢測表面的第二變換器；第二柔軟隔膜；以及在第二柔軟隔膜與變換器的檢測表面之間的第二接口裝置，用于把來自第二柔軟隔膜的壓力脈沖傳送到第二變換器。
14．一種用于檢測在病人的下方動脈中血壓的裝置，該裝置包括具有隔膜的第一流體填充檢測腔；以流體耦合到第一流體填充檢測腔的第一變換器，其中第一變換器檢測在第一腔體內(nèi)的流體壓力；與柔軟身體相適應的壁面，它接近于檢測腔并與該檢測腔相隔離，用于把作用力施加到動脈上，并且避免通常與動脈相平行方向上的壓力施加到檢測腔，該壁面包括第二流體填充腔；以及以流體耦合到第二流體填充腔的第二變換器，其中第二變換器檢測在第二腔體內(nèi)的流體壓力。
15．根據(jù)權利要求14所述的裝置，其中還包括根據(jù)來自所述第一和第二變換器的信號推導出血壓的裝置。
全文摘要
一種非侵入式血壓傳感器(22)包括具有隔膜(168)的第一流體填充檢測腔(A)。第一變換器(26a)以流體耦合到第一檢測腔(A),以檢測第一腔體內(nèi)的壓力。與柔軟身體相適應的壁面(164)圍繞該檢測腔(A)。所述壁面(164)把作用力施加到動脈上,并避免通常與動脈平行方向上的壓力施加到檢測腔(A)。所述與柔軟身體相適應的壁面(164)包括第二流體填充腔(F)。第二變換器(26b)以流體耦合到第二檢測腔(F),以檢測第二腔體(F)內(nèi)的壓力。當把可變壓力施加到該動脈上時,由第一變換器(26a)檢測壓力波形。利用第一和第二變換器(26a,26b)的輸出信號,分析測得的壓力波形數(shù)據(jù),推導出波形參數(shù),從中推導出血壓值。通過使用來自第一和第二變換器(26a,26b)的信號而減小人為運動的影響。
文檔編號A61B5/022GK1323178SQ99812127
公開日2001年11月21日 申請日期1999年10月18日 優(yōu)先權日1998年10月16日
發(fā)明者肯特·G·阿奇博爾德, 蒂莫西·G·柯倫, 奧爾蘭·H·丹尼爾森, 馬里厄斯·O·波利卡, 羅杰·C·錫德 申請人:醫(yī)療波譜公司