專利名稱：連接時間變量信號的裝置及方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明涉及一種連接時間變量信號的裝置和方法，特別是涉及一種監(jiān)測設(shè)備輸出波形(例如血壓波形)的調(diào)節(jié)和模擬的連接時間變量信號的裝置和方法。
背景技術(shù)：
時間變量波形或信號已逐漸在許多領(lǐng)域得到了廣泛的應(yīng)用，包括工業(yè)、研究及醫(yī)藥等。在醫(yī)藥領(lǐng)域中，一個非常重要的應(yīng)用是測量生物(例如人和犬科動物)的動脈血壓。作為所謂的“侵入的”動脈血壓監(jiān)測裝置的一部分，一次性的壓力傳感器被普遍用于通過動脈測量對象的血壓，通過以適當(dāng)速度注射正常的生理鹽水使一條合適的動脈血管保持通暢，然后將傳感器放入動脈血管。KVO(或“使血管暢通”)是指能防止血管穿刺針在血管里形成凝塊的最小流速。一次性壓力傳感器(DPT)是通過硅應(yīng)變波束技術(shù)實(shí)現(xiàn)的一個無源電阻橋。用于病人監(jiān)控的一次性壓力傳感器電氣接口可以從不同供貨商處買到，例如惠普、安捷倫、飛利浦、通用電氣、瑪惠、德恩-歐美達(dá)、德塔斯高、偉林、太空實(shí)驗(yàn)室、Criticare、Criticon和韋.威利醫(yī)療等。病人監(jiān)測儀產(chǎn)生勵磁信號激活壓力傳感器的橋式電路，并提供信號調(diào)節(jié)DPT的輸出，以便在病人監(jiān)測儀的顯示器上顯示被測主體的血壓波形。
以上所述各種監(jiān)測儀采用不同的方法激活電橋并顯示輸出信號。在一種簡單電路中(請參閱圖1所示)，壓力傳感器100的電橋101由恒定直流電壓源102驅(qū)動。由電壓源102產(chǎn)生的直流電壓值可以是從1V到10V間的任意值，但一般設(shè)定為5V。電阻器R1 104、R1 106、R2 106、R3 108、R4110、R5 112、R6 114在消耗功率時會產(chǎn)生自熱效應(yīng)，此電壓值(5V)將使這種效應(yīng)減到最小。功率消耗使電橋檢測電阻R3 108、R4 110、R5 112和R6 114的溫度發(fā)生了變化，導(dǎo)致它們的電阻值改變。電阻的變化使得電橋101的輸出產(chǎn)生我們不希望出現(xiàn)的誤差。通常，一次性壓力傳感器的生產(chǎn)廠家會增加附加電阻(圖中未顯示)以補(bǔ)償這些溫度效應(yīng)，以特定值(如5uV/V/mmHg)對傳感器的輸出進(jìn)行校正。但最小化元件的自熱效應(yīng)仍然限制了誤差的量級，因此這種電氣補(bǔ)償不可能成為最佳的方法。
如圖1所示，通過+E 120和-E 122的端子，將驅(qū)動信號施加給DFP100。電阻器R1 104、R2 106限制了橋電流，補(bǔ)償了溫度差距。當(dāng)將壓力施加給轉(zhuǎn)換器時，改變了硅應(yīng)變波束的幾何形狀，因此降低了R3 108和R6114的電阻值，而R4 110和R5 112的電阻值等量增加。這種變化數(shù)量級一般是電阻值的1％，通常被稱作“德爾塔R”或ΔR。在典型的布置中，電阻R3 108、R4 110、R5 112和R6 114具有同樣的標(biāo)稱值，通常用Rb表示。通常為R1和R2選用相同的阻值，以使終端+S 130和-S 132的標(biāo)稱電壓等于驅(qū)動電壓Ed的一半。在這種情況下，橋101的輸出阻抗將會為Rb，輸入阻抗由以式1給出Zin＝R1+R2+Rb(式1)Zin和Zout(Rb)的典型值分別為3K歐姆和300歐姆。給定以上定義值，經(jīng)過終端+S 130和-S 132的橋輸出電壓可用以式2表示Es=+s-(-s)=Ed×[dRZin]]]>(式2)公式2是在以下六個假設(shè)前提下通過分析等效平衡電橋布置200(圖2)得出的(i)電阻R1 202＝R2 202；(ii)橋200平衡時，電阻R3 204、R4206、R5 208和R6 210阻值全部相等，都等于Rb。(iii)橋不平衡時，如圖3所示，電阻R3、R4、R5、R6變化同樣的值(dR)。(iv)通過終端+S 230和-S 232的負(fù)載是一個無窮大的差動阻抗。(v)+S和+E或-E間沒有負(fù)載。并且(vi)-S和+E或-E間沒有負(fù)載。
請參閱圖2所示，當(dāng)圖2中的橋平衡時，終端1 240和終端2 242間的電阻值給出為Rb。(也就是說，2×Rb與2×Rb并聯(lián)得出有效的電阻值Rb。)在圖3不平衡結(jié)構(gòu)中，終端1 340和終端2 342間的電阻值仍為Rb，因?yàn)閿?shù)值(R3+R4+dR-dR)＝2Rb與(R5+R6+dR-dR)＝2Rb并聯(lián)時，得出有效電阻值Rb。同樣，電橋輸出阻抗Zout＝Rb。
請參閱圖3、圖4所示，圖3的不平衡電路可被簡化為如圖4所示等值電路400。因此勵磁電源Ed的輸入阻抗由以式3給出Zin＝R1+R2+Rb (式3)電源Eb(也就是通過電橋的等效電壓)和勵磁電源Ed間的關(guān)系有以下公式4給出
Eb=Ed×[RbR1+R2+Rb]]]>(式4)但是，注意到(R1+R2+Rb)＝Zin，因此，Eb可由以式5表示Eb=Ed×[RbZin]]]>(式5)由于通過電橋的電壓Eb是恒定值(因此Rb也是恒定值)，可以單獨(dú)分析電橋。不平衡等效電路500如圖5所示。節(jié)點(diǎn)+S502的電壓由式6給出。
E(+S)=Eb×[Rb+dRRb+dR+Rb-dR]]]>=E(+S)=Eb×[Rb+dR2xRb]]]>=E(+S)=Eb×[12+dR2xRb]]]>(式6)可以得出節(jié)點(diǎn)-S504電壓的相似表達(dá)(式7)E(-S)=Eb×[12-dR2xRb]]]>(式7)差動輸出Es即為簡單的E(+s)-E(-s)，如下E(S)=Eb×{[12+dR2xRb]-[12-dR2xRb]}=]]>E(S)=Eb×[dRRb]]]>(式8)最后，將式5的結(jié)果代入式8，得出上式2E(s)=Ed×[dRZin]]]>為使所有DPT的性能相同，生產(chǎn)過程中以標(biāo)準(zhǔn)靈敏度5uV/V/mmHg將其校正。這意味著，外施壓力為100mmHg，驅(qū)動電壓Ed為5V，則輸出Es為2.5Mv。按照上式2，電阻值差dR應(yīng)為1.5歐姆。對于Zin為3千歐，這種DPT的滿壓力為300mmHg，要求值為4.5歐姆的電阻值差，得出輸出電壓為7.5mV。
可以看出，差動電阻dR是壓力的函數(shù)dR＝Ks×Zin×P(式9)這里Ks＝放大因數(shù)5uV/V/mmHg，P＝被測壓力將結(jié)果代入式2，得出電橋的轉(zhuǎn)換函數(shù)，式10Es＝Ed×Ks×P(式10)注意到輸出電壓Es是壓力P、輸入變量(Ks)和由測量儀提供的驅(qū)動電壓Ed的函數(shù)。
對于5V直流的情況，輸出的信號處理在范圍上受到很大限制；例如，用放大儀器放大電橋輸出，用2極低濾過器過濾輸出，該濾過器的截止頻率高于血壓信號中任何重要的頻率分量。典型的過濾截止閥頻率是45HZ。
當(dāng)使用者不想從上述的DPT中得到波形，而是希望能施加給監(jiān)測儀一個波形并顯示一個波形時(如從由Assignee制造的數(shù)字型非侵入式血壓測量儀)，DPT必須和監(jiān)測儀斷開，用新的信號源替代。對于具有固定的直流5V驅(qū)動電源，電路應(yīng)便于將新的信號源(例如數(shù)字)連接到病人監(jiān)測儀，如圖6所示。
如圖6所示，接口電路600的電阻R1 602允許病人監(jiān)測儀監(jiān)測3千歐阻抗值(Zin)。使用DPT時，Zin經(jīng)常為這個值。另外，電阻R2 606和電阻R3 608設(shè)定差動輸出電阻抗(Zout)為300歐。輸出節(jié)點(diǎn)S+610相對于參照放大器U1 616偏移+2.5V，放大器U2 618和U3 620(及其相關(guān)組件)按照式11設(shè)定-S輸出-S＝2.506-0.0025×Ein(式11)+S和-S間的差動輸出值由式12給出Es＝-0.006+0.0025×Ein(式12)固定偏差-6mV(圖6所示示例電路)通過大多數(shù)病人監(jiān)測儀可被“零化”或取消，輸出電壓Es是輸入電壓的函數(shù)，按比例調(diào)為1V輸入等于100mmHg。另一種可用監(jiān)測儀將-6mV消零的方法是為放大器U2 618增加零位調(diào)節(jié)器。
如圖6所示的電路600(或其它相似電路)一般用于驅(qū)動具有恒定直流+5V勵磁電壓的監(jiān)測儀時。如果我們試圖驅(qū)動現(xiàn)存的不同型號的監(jiān)測儀，該電路便暴露出其嚴(yán)重的缺點(diǎn)，許多病人監(jiān)測儀不能用恒定+5V直流勵磁，而是用雙極正弦波驅(qū)動，或甚至用2KHz到5KHz間的脈沖作為載波驅(qū)動，該脈沖用壓力信號調(diào)制。監(jiān)測儀為了減小電橋偏移、去除噪音而采用交流電源驅(qū)動。而且，他們需要同步解調(diào)器作為信號調(diào)整電路的一部分，以恢復(fù)血壓調(diào)制信號。
因此，為了使用非DPT設(shè)備，如前述數(shù)字NIBPM來驅(qū)動監(jiān)測以，需要一個電路來模仿無源轉(zhuǎn)換橋的電氣分布和操作。這種電路的轉(zhuǎn)換函數(shù)必須與無源電橋的轉(zhuǎn)換函數(shù)有效一致，輸入輸出阻抗也必須與無源電橋的阻抗相匹配。還必須要保持前述靈敏因數(shù)5uV/V/mmHg(或選定監(jiān)測儀的其它相應(yīng)數(shù)據(jù))。電路必須在任意類型勵磁源的情況下都能有效工作，包括任意極性的恒定電壓源、任意流向的恒定電流源，和具有任意波形、占空度和從1KHz至10KHz頻率直流偏移的任意交流電壓或電流源。
美國專利4705047號，1987年11月10日版，由貝利發(fā)表的題為“生理測量儀器的輸出電路”，闡述了一種數(shù)字生物測量儀器的輸出電路。該電路為生理參數(shù)的數(shù)字信號顯示提供了一些方法，能夠?qū)碜员O(jiān)測儀的勵磁信號進(jìn)行操作，產(chǎn)生一個響應(yīng)信號，驅(qū)動監(jiān)測儀產(chǎn)生該參數(shù)的可視顯示。該勵磁信號在數(shù)字-模擬轉(zhuǎn)換器中進(jìn)行縮放，然后校正數(shù)字信號為零偏移，施加給監(jiān)測儀。用模擬勵磁信號使輸出回路驅(qū)動一個有模擬輸入但不產(chǎn)生勵磁信號的讀出設(shè)備。然而，貝利的發(fā)明不能很好的適用于勵磁信號的所有極性和范圍，并且使用了繁難的偏移校正技術(shù)，這對許多應(yīng)用來講都不是最佳方法。
美國專利6471646號，2002年10月29日版，由Thede發(fā)表的題為“動脈模仿器”，提出了一種連接非侵入式血壓監(jiān)測儀和侵入式血壓監(jiān)測儀的動脈模仿器。該模仿器從非侵入式血壓監(jiān)測儀接收血壓波形信號，并從侵入式血壓監(jiān)測儀接收轉(zhuǎn)換勵磁電壓。模仿器將來自非侵入式血壓監(jiān)測儀的血壓波形信號轉(zhuǎn)變?yōu)槟M信號，作為勵磁電壓的函數(shù)按比例縮放?？s放后的模擬血壓信號輸入到侵入式血壓監(jiān)測儀，用來模擬將會從以導(dǎo)管為基礎(chǔ)的血壓轉(zhuǎn)換器接收的信號。然而，這個系統(tǒng)使用了數(shù)字處理器(也就是微型控制器)及其相關(guān)運(yùn)算法則來實(shí)現(xiàn)信號分析和縮放，這嚴(yán)重的減緩或妨礙了信號處理，提高了成本，增加了處理的復(fù)雜性。而且，Thede提出的模仿器在能夠使用的輸入勵磁類型方面有限制，明顯地不能使用交流勵磁(見例極性檢測電路)。
綜上所述，急需一種改進(jìn)的設(shè)備和方法以連接產(chǎn)生時間變量波形(如生物的收縮血壓、舒張血壓和生物的平均血壓波形)的檢測設(shè)備和監(jiān)控設(shè)備。這種設(shè)備和方法理論上應(yīng)(i)能夠方便地適用于各種不同結(jié)構(gòu)的監(jiān)測儀或顯示器(ii)具有很寬的動態(tài)范圍(iii)能夠?qū)ΧM(jìn)制數(shù)字輸入進(jìn)行操作(相對于要求先轉(zhuǎn)化為模擬信號)(iv)能夠保持要求的靈敏因數(shù)(v)對于任意類型的勵磁源，包括任意級性的恒定電壓源，都能操作(vi)對于任意流向的恒定電流源，都能操作(vii)對于任意波形、占空度和直流偏移的任何交流電壓或電流源都能操作。而且，這種電路最好與監(jiān)測儀電氣隔離，運(yùn)行穩(wěn)定，在其模擬范圍內(nèi)具有最小的偏移或誤差，并且當(dāng)與監(jiān)測儀電氣連接時也能進(jìn)行檢測。
由此可見，上述現(xiàn)有的連接時間變量信號的裝置及方法在結(jié)構(gòu)、方法與使用上，顯然仍存在有不便與缺陷，而亟待加以進(jìn)一步改進(jìn)。為了解決連接時間變量信號的裝置及方法存在的問題，相關(guān)廠商莫不費(fèi)盡心思來謀求解決之道，但長久以來一直未見適用的設(shè)計被發(fā)展完成，而一般產(chǎn)品又沒有適切的結(jié)構(gòu)能夠解決上述問題，此顯然是相關(guān)業(yè)者急欲解決的問題。
有鑒于上述現(xiàn)有的連接時間變量信號的裝置及方法存在的缺陷，本發(fā)明人基于從事此類產(chǎn)品設(shè)計制造多年豐富的實(shí)務(wù)經(jīng)驗(yàn)及專業(yè)知識，并配合學(xué)理的運(yùn)用，積極加以研究創(chuàng)新，以期創(chuàng)設(shè)一種新型結(jié)構(gòu)的連接時間變量信號的裝置及方法，能夠改進(jìn)一般現(xiàn)有的連接時間變量信號的裝置及方法，使其更具有實(shí)用性。經(jīng)過不斷的研究、設(shè)計，并經(jīng)反復(fù)試作樣品及改進(jìn)后，終于創(chuàng)設(shè)出確具實(shí)用價值的本發(fā)明。

發(fā)明內(nèi)容
本發(fā)明提供了一個改進(jìn)的裝置及方法，用于連接不同硬件環(huán)境中間的時間變量信號，包括從生物體得到的血壓波形，滿足了上述需要。首先，提出了一個用于連接兩個硬件環(huán)境間時間變量信號的有用設(shè)備。在一個實(shí)施例中，該裝置可用于精確模仿一種或多種類型的無源電橋壓力轉(zhuǎn)換器。該接口設(shè)備結(jié)構(gòu)合理，可模仿壓力轉(zhuǎn)換器能產(chǎn)生的任何信號，包括頻率從直流(也就是OHz)到幾百赫茲的波形。這種設(shè)備的一個變型可提供一個電路，該電路可用于模仿由一次性無源電橋壓力轉(zhuǎn)換器(DPT)所能產(chǎn)生的一種或多種血壓波形。該電路包括一個數(shù)字-模擬轉(zhuǎn)換器(DAC)，能夠接收來自相連血壓監(jiān)測儀和處理設(shè)備(如壓力張力計，或組合壓力/多普勒超聲波系統(tǒng)及其附帶信號處理器)的數(shù)字信號，然后用從DPT電橋裝置復(fù)制的線性轉(zhuǎn)換函數(shù)進(jìn)行調(diào)整。該電路使用來自病人監(jiān)測儀的勵磁信號作為參考，可以不需要模擬信號合成，非常方便；相應(yīng)地也不依賴于電壓基準(zhǔn)或其內(nèi)在的誤差。事實(shí)上，這種電路更加“通用”，可用于連接任何本質(zhì)上結(jié)構(gòu)不同監(jiān)測設(shè)備，無論DPT的監(jiān)測儀所用勵磁源的類型，或者應(yīng)用的輸出信號調(diào)節(jié)的類型。該電路還包括一個可調(diào)縮放因數(shù)，該因數(shù)是基于兩個電阻值比率的調(diào)節(jié)，固有很低的偏移，因此提高了準(zhǔn)確性。
第二，本發(fā)明提出了一種利用二級設(shè)備模仿一級設(shè)備的時間變量輸出信號的方法。該方法一般包括提供二級設(shè)備；為二級設(shè)備提供勵磁電壓；產(chǎn)生一個用于二級設(shè)備的時間變量波形的數(shù)字說明；將轉(zhuǎn)換函數(shù)運(yùn)用到數(shù)字說明，該轉(zhuǎn)換函數(shù)本質(zhì)的類似于一級設(shè)備的轉(zhuǎn)換函數(shù)；基于，至少部分基于數(shù)字說明和轉(zhuǎn)換函數(shù)產(chǎn)生輸出信號，該輸出信號本質(zhì)的類似于一級設(shè)備產(chǎn)生的輸出信號。在一個實(shí)施例中，一級設(shè)備包括一個無源電橋器件，時間變量波形包括從生物體內(nèi)采到的血壓波形，二級設(shè)備包括一個非侵入式血壓監(jiān)測儀(NIBPM)。這個非侵入式血壓監(jiān)測儀與常與先前的無源電橋DPT裝置一起用的一種常規(guī)的監(jiān)測設(shè)備連接，NIBPM的存在可通過特定阻抗(或者監(jiān)測儀預(yù)定終端的電壓)的存在監(jiān)測到。這種方法還包括緩沖提供給NIBPM的勵磁信號，合理布置反饋回路中的數(shù)模轉(zhuǎn)換器，其中內(nèi)部電流量是預(yù)定參數(shù)的函數(shù)(如轉(zhuǎn)換器記數(shù)N)。
第三個方面，本發(fā)明提出了當(dāng)監(jiān)測儀(如病人監(jiān)測儀)從它的檢測設(shè)備(如多普勒血壓探測儀)切斷時用于監(jiān)測的一種改進(jìn)的切斷電路。這種切斷電路通過檢測與監(jiān)測儀有關(guān)的信號檢測監(jiān)測儀的存在；例如，測量儀用來激勵常與其一起工作的無源電橋的驅(qū)動信號。本發(fā)明的切斷電路不直接計算信號，而是計算緩沖后的信號值。在一個實(shí)施例中，切斷電路物理上放在檢測設(shè)備中。一個窗口比較器轉(zhuǎn)換函數(shù)用來檢測；這樣，只要部分驅(qū)動信號波形超過了預(yù)定信號的量級，窗口比較器的輸出就會在預(yù)定狀態(tài)鎖定。這種方法保證了任何形狀和占空度的任何信號都會被這種電路檢測到。另外還用長時間的恒定值來避免零(點(diǎn))交叉波形或其它由于感應(yīng)多余的或假信號而產(chǎn)生的暫態(tài)電壓。
本發(fā)明的第四個方面是提出了一種改進(jìn)的測量生物血壓的非侵入式測量設(shè)備。在一個實(shí)施例中，儀器包括；(i)多普勒超聲波系統(tǒng)，適用于測量主體的血液動力特性，如血液動能和速度，確定動脈血壓，產(chǎn)生與之有關(guān)的至少一個二進(jìn)制數(shù)字信號；并且(ii)上述的接口電路。血液動力參數(shù)測量系統(tǒng)包括與超聲波轉(zhuǎn)換器和壓力轉(zhuǎn)換器有效耦合的信號處理器，和適用于控制施加于壓力轉(zhuǎn)換器的拉平壓力的拉平設(shè)備。信號處理器(及其相關(guān)運(yùn)算法則)產(chǎn)生一個校正函數(shù)，基于測量數(shù)據(jù)和得出的校正函數(shù)確定血壓。將血壓測量數(shù)據(jù)反饋到接口電路，接口電路調(diào)整這些數(shù)據(jù)，使得可以與測量儀進(jìn)行數(shù)據(jù)交換。這種接口電路完全適用于與任何類型的檢測設(shè)備交換數(shù)據(jù)(無論生產(chǎn)廠家)，因此這種裝置可以非常方便地用于非侵入式測量主體的血壓，不管使用怎樣的監(jiān)測設(shè)備。在第二個實(shí)施例中，超聲波系統(tǒng)測量主體血管的有關(guān)參數(shù)，基于，至少部分基于計算所收集數(shù)據(jù)的時間頻率分布確定血壓。在另一個實(shí)施例中，設(shè)備中配置了無線電(如高頻)數(shù)據(jù)線路，使得主體血壓的數(shù)字說明傳送到接口線路，緊挨病人監(jiān)測儀放置，因此不必需要電線。
本發(fā)明的第五個方面是提出了一種改進(jìn)的監(jiān)測主體血壓的裝置。這種設(shè)備一般包括一個非侵入式血壓監(jiān)測儀(NIBPM)，通過上述模擬電路與監(jiān)測系統(tǒng)耦合。后者可用于監(jiān)控或很方便的分析、顯示和記錄給定對象的血壓波形數(shù)據(jù)(及其它相關(guān)數(shù)據(jù))。在一個實(shí)施例中，NIBPM設(shè)備包括多普勒超聲波系統(tǒng)，適用于測量對象的血液動力特性，如血液動能和速度，由此確定動脈血壓，產(chǎn)生至少一個與之有關(guān)的二進(jìn)制數(shù)字信號。這里用到前述接口電路在NIBPM和監(jiān)測儀之間提供硬件連接。監(jiān)測儀器能夠通過接口電路從NIBPM接收模擬信號，并在監(jiān)測儀的處理器中分析數(shù)據(jù)，以得出(或顯示)血壓的最終測量值。
本發(fā)明的第六個方面是提出了一種利用上述設(shè)備和方法對主體進(jìn)行處理的改進(jìn)方法。這種方法一般包括利用檢測設(shè)備從主體獲取數(shù)據(jù)；根據(jù)至少部分所得數(shù)據(jù)產(chǎn)生一級信號；利用調(diào)節(jié)電路調(diào)節(jié)一級信號，產(chǎn)生二級信號；將二級信號提供給監(jiān)控設(shè)備。后者產(chǎn)生我們想要的參數(shù)的說明，并根據(jù)參數(shù)說明對主體進(jìn)行處理。在一個典型的實(shí)施例中，從主體獲得的數(shù)據(jù)包括來自人體橈動脈的血液動力參數(shù)(如壓力、速度、動能)，檢測設(shè)備包括上述超聲波NIBPM系統(tǒng)及其相連的接口電路。NIBPM系統(tǒng)產(chǎn)生的動脈血壓的數(shù)字說明被輸入到接口電路，然后接口電路調(diào)整這些信號，使其能夠被任意監(jiān)測系統(tǒng)“廣泛”使用。被選定的監(jiān)測系統(tǒng)獲取調(diào)整過的血壓信號，并顯示其波形或其它說明(如平均血壓、收縮壓和舒張壓的數(shù)值)，以備醫(yī)務(wù)人員使用。醫(yī)務(wù)人員根據(jù)所顯示的信息制訂出醫(yī)治方法(如開藥或再作檢查)。
綜上所述，本發(fā)明特殊的連接時間變量信號的裝置及方法，其具有上述諸多的優(yōu)點(diǎn)及實(shí)用價值，并在同類產(chǎn)品及方法中未見有類似的結(jié)構(gòu)設(shè)計及方法公開發(fā)表或使用而確屬創(chuàng)新，其不論在產(chǎn)品結(jié)構(gòu)、方法或功能上皆有較大的改進(jìn)，在技術(shù)上有較大的進(jìn)步，并產(chǎn)生了好用及實(shí)用的效果，且較現(xiàn)有的連接時間變量信號的裝置及方法具有增進(jìn)的多項(xiàng)功效，從而更加適于實(shí)用，而具有產(chǎn)業(yè)的廣泛利用價值，誠為一新穎、進(jìn)步、實(shí)用的新設(shè)計。
上述說明僅是本發(fā)明技術(shù)方法的概述，為了能夠更清楚了解本發(fā)明的技術(shù)手段，而可依照說明書的內(nèi)容予以實(shí)施，并為了讓本發(fā)明的上述和其他目的、特征和優(yōu)點(diǎn)能更明顯易懂，以下特舉出多個較佳實(shí)施例，并配合附圖，詳細(xì)說明如下。


圖1是一個現(xiàn)有技術(shù)下在一次性壓力傳感器(DPT)中用于激勵和復(fù)原無源電阻橋輸出信號的典型電路示意圖。
圖2是電氣等效于圖1電路的平衡電橋示意圖。
圖3是圖2的等效電路示意圖，只是在不平衡條件下。
圖4是電氣等效于圖3電路的不平衡電橋示意圖。
圖5是圖4不平衡電橋電路的示意圖，引用它的簡化電路以單獨(dú)說明電橋電阻Rb。
圖6是一個現(xiàn)有技術(shù)下用于連接非DPT信號源和固定直流電源監(jiān)測儀的典型電路示意圖。
圖7是一個現(xiàn)有技術(shù)下典型的無源橋設(shè)備示意圖，圖示說明了它對施加于電橋輸入驅(qū)動的正弦波勵磁信號的響應(yīng)。
圖8是本發(fā)明接口電路一個典型實(shí)施例示意圖。
圖9是本發(fā)明接口電路第二個典型實(shí)施例的局部示意圖。其中光頻隔離器放置在連接到DAC的數(shù)據(jù)線路中，提供電氣隔離。
圖10是斷開電路的一個典型實(shí)施例的示意圖，該電路可在連接如圖8、9所示接口電路時選擇使用。
圖10a是說明與圖10斷開電路比較儀相伴隨的開窗功能操作的圖表。
圖11是本發(fā)明接口電路的第三個典型實(shí)施例的示意圖，同時包括自檢功能。
圖12是一個邏輯流圖，是按照本發(fā)明利用二級設(shè)備模擬一級設(shè)備的時間變量輸出方法的一個典型實(shí)施例。
圖13是本發(fā)明用于測量生物血壓的非侵入式設(shè)備的一個典型實(shí)施例的功能結(jié)構(gòu)示意圖。
圖13a是本發(fā)明用于測量生物血壓的非侵入式設(shè)備的第二個典型實(shí)施例的功能結(jié)構(gòu)示意圖，其中接口電路緊挨著病人監(jiān)測儀放置。
圖14是本發(fā)明用于測量生物血壓的非侵入式設(shè)備的第三個典型實(shí)施例的功能結(jié)構(gòu)示意圖，運(yùn)用了無線(例如高頻ISM波段)數(shù)據(jù)傳輸器。
圖14a是圖14中監(jiān)測接收器一個實(shí)施例的前景，闡述了其中的構(gòu)成因素。
圖15是一個邏輯流圖，是利用前述設(shè)備和方法對主體進(jìn)行處理的一個典型實(shí)施例。
具體實(shí)施例方式
為更進(jìn)一步闡述本發(fā)明為達(dá)成預(yù)定發(fā)明目的所采取的技術(shù)手段及功效，以下結(jié)合附圖及較佳實(shí)施例，對依據(jù)本發(fā)明提出的連接時間變量信號的裝置及方法其具體實(shí)施方式
、結(jié)構(gòu)、方法、步驟、特征及其功效，詳細(xì)說明如后。
請參閱附圖，其中所有相同的數(shù)字代表相同的器件。
我們已經(jīng)談到過，雖然在這里本發(fā)明主要是在講一種通過人體橈動脈(也就是腕關(guān)節(jié)部位)獲取循環(huán)系統(tǒng)血液動力參數(shù)的一種方法和設(shè)備，但本發(fā)明還可以體現(xiàn)為或適用于人體其它部位參數(shù)的監(jiān)控，還可以監(jiān)控其它溫血動物的那些參數(shù)。而且，從廣義上來講，本發(fā)明還適用于醫(yī)學(xué)以外的其它希望得到傳感器和相關(guān)監(jiān)測設(shè)備的通用功能和相關(guān)聯(lián)系的領(lǐng)域，如流體系統(tǒng)的壓力監(jiān)測儀。本發(fā)明可用于驅(qū)動任何處理時間變量信號(如200Hz或更小)的電橋式傳感設(shè)備的信號處理電路。這些應(yīng)用、使用和不同的實(shí)施都屬于所附權(quán)力要求書所述范圍。
正如這里用到的，名詞“非侵入式血壓監(jiān)測儀”或“NIBPM”是指不管用什么方法，部分或全部的采用非侵入方式的任何用于測量或判斷生物血管血壓的儀器。
請參閱圖7所示，分析了一種典型的現(xiàn)有技術(shù)的無源電橋裝置對施加于其驅(qū)動輸入的正弦波的響應(yīng)。假設(shè)電橋700完全匹配，輸出+S 702和-S 704也是與勵磁電壓相位一致的正弦波，但幅值只是輸入(驅(qū)動)電壓的一半。如果電橋700感應(yīng)到一個施加電壓(如100mmHg)，它的阻值改變了ΔR，+S 702和-S 704的輸出正弦波幅值也分別改變了1.25mV，但改變方向不同。圖7中典型電橋700的差動輸出將會是與勵磁電壓相位一致的正弦波，幅值為2.5mV。差動輸出的幅值將會隨血壓波形傳輸?shù)阶兓l率非常低的設(shè)備。特別地，血壓信號的周期約在1.7秒(35下/分)到0.25秒(240下/分)。通過同步解調(diào)帶有勵磁正弦波的輸出信號，可以得到血壓波形。
回想一下無源電橋的轉(zhuǎn)換函數(shù)，Es＝Ed×Ks×P(上述式10)，可以看出，任何用于模擬無源電橋的接口電路輸出都會是壓力信號P和驅(qū)動勵磁電源Ed的函數(shù)。轉(zhuǎn)換函數(shù)進(jìn)一步表明，接口電路的各變量之間像無源電橋一樣必定存在乘法運(yùn)算。由于Ed可為雙極，所以至少是二次乘法。
由于要求電路可以在直流電源和交流電源的情況下都能運(yùn)行，所以需要良好的直流穩(wěn)定性。由于接口電路可以縮放為象一個轉(zhuǎn)換器，驅(qū)動為直流5V時，它的輸出為25uV/mmHg。如果在10°到40°的運(yùn)行溫度時，偏移誤差必須小于1mmHg，那么偏移必須小于0.833uV/℃。而且，DPT按規(guī)定只能允許1.875mV(75mmHg)的直流偏移，接口電路也必須滿足這個要求。
請參閱圖8所示，闡述了改進(jìn)的接口電路800，是滿足上述要求的本發(fā)明的一個實(shí)施例。如圖8所示，電路800作為接口，連接非侵入式血壓測量系統(tǒng)(如由Assign生產(chǎn)的)和由某個廠家生產(chǎn)的適用于無源電橋轉(zhuǎn)換器或其它監(jiān)測設(shè)備(圖中未示)的現(xiàn)有技術(shù)監(jiān)測裝置。特殊地，插座或連接器J1 802在接頭1(+E)808連接到提供驅(qū)動勵磁電源Ed的監(jiān)控器806。電阻器R1 810和R4 812提供輸入電阻，在本實(shí)施例中選定額定3千歐。在前述無源電橋進(jìn)行操作時，監(jiān)控器806尋找這樣的電阻，以確定無源電橋轉(zhuǎn)換器是否電氣連接。另外，監(jiān)控器也可以通過在+S 814或-S 816中尋找信號檢測無源電橋轉(zhuǎn)換器的存在。
在圖8的實(shí)施例中，電阻器R1和R4形成一個2∶1的分流器，并將Ed/2的信號作為運(yùn)算放大器U1B 817和U2A 818的輸入信號。運(yùn)算放大器817、818各包括由德克薩斯儀器公司生產(chǎn)的型號為OPA2277集成電路(IC)放大器，其它型號的、無論集成與否，均可使用。這種運(yùn)算放大器的結(jié)構(gòu)和運(yùn)行在電子技術(shù)中廣為人知，這里不再贅述。兩只運(yùn)算放大器均作為電壓輸出器(作為瞬時討論，假設(shè)電阻器R5 820中沒有電流)，使得它們的信號輸出電壓仍可用Ed/2表示。電阻器R2 822和R3 824將放大器的輸出信號連接到轉(zhuǎn)換器的輸出連接器+S 814和-S 816終端，向監(jiān)控器提供阻值為300歐的差動輸出阻抗，雖然其它電阻值會被代替。前述OPA2277放大器具有極小的偏差(如25uV)和很小的偏移(如0.1uV/℃)，所以最壞情況下的輸出偏差只在50uV的數(shù)量級(相當(dāng)于大約2mmHg壓力)。在10°到40°的溫度范圍內(nèi)，這個階段的總偏移數(shù)量級在3uV。
在圖8的實(shí)施例中，利用技術(shù)領(lǐng)域廣為人知的U1A 826型單一增益放大器緩沖勵磁電壓Ed，然后輸入到12位雙極多端數(shù)字-模擬轉(zhuǎn)換器(DAC)U3830。本實(shí)例中運(yùn)用了12位DAC，但其它字位(如8位、10位、14位或16位)和運(yùn)行特性(如“閃電”DAC)的數(shù)字-模擬轉(zhuǎn)換器也可以使用。同時注意到在本實(shí)施例中，DAC還支持雙極多端功能，DAC830的數(shù)字輸入端832、834、836傳輸血壓波形信號。在其它函數(shù)中，DAC830實(shí)現(xiàn)了電橋轉(zhuǎn)換函數(shù)表達(dá)的多級函數(shù)，稱為式13Ed×p (式13)在反饋回路840中，DAC830與運(yùn)算放大器U2B 842和U4 844相連形成一個雙極的可編程的浮動電流源。在運(yùn)行中，DAC830的基準(zhǔn)輸入848引起內(nèi)部電流流動，其幅值是DAC830的計數(shù)N的函數(shù)。電流通過內(nèi)部反饋電阻(本實(shí)施例中為10千歐)連接到DAC830的接頭“2”850。DAC的求和點(diǎn)(未顯示)被放大器U2B 842的反饋?zhàn)饔面i定在0V。DAC830的接頭“2”處的輸出電壓由式14給出PDAC=-Ed×N4096]]>(式14)
在實(shí)施例中，該信號作為1(單元)的增益，由測量放大器U4 844提供。由于這種連接，通過電阻器R6 854的電壓為ER6=Ed×N4096]]>(式15)放大器U2B 842調(diào)整其輸出電壓以滿足上式15。電阻器R6 854另一端的電壓等于Ed/2。這樣，放大器U2B 842的輸出電壓為E(U2B7)=Ed2-[Ed×N4096]]]>(式16)流經(jīng)R6 854的輸出電流也流經(jīng)R5 820，增加了U2A 818的輸出信號。經(jīng)過分析可以看出，流過R6 854的電流由以下關(guān)系式給出I=EdR6×N4096]]>(式17)這里N是通過串聯(lián)-并聯(lián)接口(SPI)(接頭“5”、“6”、“7”)832、834、836輸入DAC830的計數(shù)。在實(shí)施例中，N可以設(shè)定為0到4095間的任何數(shù)值。因此，如果Ed為5V，N＝3000，按照式17電流I就會是44.388uA。注意到當(dāng)驅(qū)動電壓Ed反極性，電流I反方向，+S 814的輸出信號也反相。
經(jīng)過R5 820，電流I產(chǎn)生的電壓由下式給出ER5=R5×EbR6×N4096]]>(式18)這樣使得U2A 818的輸出等于E(+S)=Ed2+[R5×EdR6×N4096]]]>(式19)由于-S 816的電壓也是Ed/2，則差動輸出為Es=KsxEdxN4096]]>(式20)在此Ks=R5R6,0≤N≤4095]]>
注意到如果用壓力P代替數(shù)量N/4096，式20就與前述無源電橋的轉(zhuǎn)換函數(shù)具有相同的格式。
R5 820和R6 854的比率設(shè)定了電路的靈敏因數(shù)和壓力傳感函數(shù)的放大因數(shù)。比如，對于5uV/V/mmHg，Ks＝0.002048。注意到在本實(shí)施例中，合理設(shè)定常數(shù)使N的幅值為0.1mmHg/次。這樣N＝3000，得出3000×0.1＝300mmHg。
另外，在本實(shí)施例中，選擇了低溫反應(yīng)(25ppm/oC)和匹配到0.1％的電阻R1 810和R4 812，R5 820和R6 854也應(yīng)為低溫反應(yīng)型(10ppm/oC)，精確度高于等于0.05％。理論上，常溫環(huán)境下電阻(R5和R6)應(yīng)為自定義網(wǎng)絡(luò)，以將差動溫度梯度降到最小。對于所示R5 820和R6 854的值，300mmHg時輸出信號的額定精度在0.02％之內(nèi)。
相對于需要血壓(BP)輸入信號的模擬表達(dá)，圖8中的實(shí)施例電路800的一個優(yōu)勢為，該電路能夠使用血壓(BP)輸入信號的數(shù)字表達(dá)。由于在輸入之前沒有數(shù)字和模擬的任何轉(zhuǎn)化，避免了與模擬合成有關(guān)的精確度、偏移、非線性等不良效應(yīng)，所以這種能力意義重大。
由于與電路800相連監(jiān)控器提供的驅(qū)動信號Ed，電路800擅長比率調(diào)整。特別地，Ed的任何變化以適當(dāng)?shù)谋嚷史磻?yīng)到輸出+S和-S。同時，電路800的輸出比率也是可調(diào)的，其轉(zhuǎn)換函數(shù)如式20所示是固有線性的，其中Ks等于R5和R6的比。另一個優(yōu)勢在于，將信號輸入到DAC830前，(數(shù)字)BP信號的數(shù)字處理過程很容易完成，所以任何BP信號畸變和異常都可以用眾所周知的信號處理技術(shù)很方便地消除。
由于血壓是動態(tài)信號(也就是時間變量)，每當(dāng)BP值變化時都應(yīng)將新的BP值的數(shù)字信號傳送到DAC830。雖然本發(fā)明中會用到其它數(shù)據(jù)(高或低)，Assignee曾在一個實(shí)施方法中提出，每個心動周期提出1000個數(shù)據(jù)就足以解決問題。在這個方法中，N的每一取值大約需要3微秒來加載，所以全部更新DAC830中的數(shù)據(jù)需要3毫秒(也就是說，1000個值X3E-06秒/值)。相比之下，最快的心動周期為250毫秒。實(shí)踐中，只需要千分之四十的心動周期就足以確定典型的血壓波形信號。這就允許DAC用160Hz那樣低的頻率取樣，以適應(yīng)高達(dá)每分鐘240跳的心動周期。
為便于校正，可將DAC830的N設(shè)定為0，相關(guān)檢測設(shè)備清零(如可以通過其前操作板轉(zhuǎn)換器零控制來實(shí)現(xiàn))。在前面例子中，與100mmHg相關(guān)，DAC830的N設(shè)定為1000。這種方法提供了恒定輸出，便于在監(jiān)測儀上演示，并提供了階段校驗(yàn)。如果由于某中原因監(jiān)測儀的讀數(shù)偏離了100mmHg校準(zhǔn)值，數(shù)值能很方便地被補(bǔ)償，如通過與電路相連的非侵入式血壓監(jiān)測儀(NIBPM)插入一個誤差項(xiàng)。在一個實(shí)施例中，誤差項(xiàng)可通過由Assignee生產(chǎn)的與NIBPM設(shè)備相連的輸入鍵盤輸入，當(dāng)然用其它方法(軟件或其它)也可以有相同結(jié)果。
本發(fā)明的另一實(shí)施例接口電路900(圖9)中，通過光頻隔離模塊955將到DAC930的數(shù)字編程線路932、934和936光頻隔離，電路900中使用了電子技術(shù)中眾所周知的隔離電源957。這種方法的優(yōu)勢在于提供接口電路的完全浮動隔離，消除了接地回路的潛在可能，保護(hù)了病人和/或操作者的安全等。
應(yīng)該認(rèn)識到，雖然本發(fā)明的前實(shí)施例中的接口電路(圖8和圖9)都在講一些電路板中分離的電氣元件(運(yùn)算放大器、電阻、電容等)，但電路及其相關(guān)輔助組件都可能被包含在一個或更多集成電路(IC)設(shè)備中，這些集成電路使用眾所周知為普通技術(shù)的半導(dǎo)體合成和加工技術(shù)。如果需要的話，這些集成電路甚至包括傳感設(shè)備(如NIBPM)的電子元件。例如，在單一硅管中，信號處理器、ADC、接口電路800可能會作為特定應(yīng)用集成到集成電路(ASIC)中。還會有一些其他應(yīng)用(包括多級集成電路的使用)，所有的這些不同的和供參考的實(shí)施例均在所附權(quán)力要求書所列范圍內(nèi)。
(切斷電路)參閱圖10所示，說明了本發(fā)明一個實(shí)施例，監(jiān)測儀切斷電路1000。通過檢測監(jiān)測儀用于激勵正常連接的無源電橋的驅(qū)動信號，電路1000可以檢測病人監(jiān)測儀是否電氣連接。電路1000查看圖10中標(biāo)為Edbuf1010的信號(圖8中U1A 826的接頭1)的緩沖形式，而不直接檢測信號。
這里顯示了切斷電路1000的結(jié)構(gòu)和運(yùn)行。如圖10所示，驅(qū)動信號Ed施加給比較器U8A 1012和U8B 1014。在實(shí)施例中，比較器的閾值由電阻R211016、R25 1018和R27 1020設(shè)定為一個預(yù)定值+/-1V。如圖10a所示，接有“或”線的連接1022在U8A 1012和U8B 1014的輸出形成一個多窗口比較器排列1024和轉(zhuǎn)換函數(shù)。這樣，只要某部分驅(qū)動信號波形超過了預(yù)定值的幅值，(如|1V|)，多窗口比較器1024的輸出就會降低。這種結(jié)構(gòu)能夠保證，任何信號，無論直流、交流，無論波形或循環(huán)周期，都能被比較器1012、1014和輸出連接1022構(gòu)成的多窗口比較器檢測到。多窗口比較器的輸出阻抗比較低，通過電阻R241028將電容C11 1026放電。只要經(jīng)過電容C11 1026的電壓低于比較器U9A 1030(如+1V)的閾值，比較器U9A 1030的輸出就會很低。如果由于電氣切斷監(jiān)測設(shè)備的原因丟失了驅(qū)動信號Ed，多窗口比較器排列1024就會到達(dá)高阻值狀態(tài)，C11 1026通過電阻R22 1034開始充電至選定電壓(如+5V)。當(dāng)通過C11 1026的電壓超過了預(yù)定值(如+1V)，比較器U9 1030的輸出上升，說明監(jiān)測儀電氣切斷。該檢測的時間常數(shù)(τ)由R22 1034和C11 1026設(shè)定，在本實(shí)例中大約為100mS。本實(shí)施例中使用較長時間恒定值，確保信號的瞬時消失不會被電路1000檢測到，如正弦波驅(qū)動信號的階段性零(點(diǎn))交叉。對于前述100mS時間常數(shù)，驅(qū)動信號頻率能降低至100Hz。然而，在實(shí)際中，電路接收到的驅(qū)動信號頻率要高的多，一般在2到5KHz。
已經(jīng)談到過，比較器U9A 1030的輸出包括一個邏輯電平兼容信號，能夠被5V的1042電源控制的任何處理器通過輸入/輸出(I/O)接口讀取。注意到，由于U9A 1030是一個開放的收集比較器，R2 31038能被返回到任何電源電壓，如1.5V、1.8V或3.3V，與很寬范圍內(nèi)的現(xiàn)代微處理器或其它部件兼容。
(帶有自檢功能的接口(和切斷)電路的交替實(shí)施例)請參閱圖11所示，說明了本發(fā)明一種接口(和切斷)電路的交替實(shí)施例。我們將注意到，與圖8、圖10、圖9中的實(shí)施例相比，圖11的實(shí)施例中電路1100可用于在不同方面提供增強(qiáng)的功能，包括下面將用大篇幅來介紹的自檢功能。然而，電路11也非常復(fù)雜，當(dāng)增加的成本與這種增強(qiáng)的功能的需求相比不是重大問題時，電路11相應(yīng)地會成為最佳選擇。
如圖11所示，接口電路1100的各種模擬電路的電源電壓設(shè)定為+/-7.5，以降低功率要求和電路1100的發(fā)熱速率，增加它的可靠性。另外，與圖8、10的電路相比，R19 1110和R17 1112構(gòu)成電壓分流器后，放大器U11B 1126緩沖驅(qū)動電壓Ed 1108(+E)。U11B 1126的輸出經(jīng)由開關(guān)S1B 1174用于驅(qū)動DAC U6 1130的基準(zhǔn)輸入1148、比較器U1A 1170和U1B 1172。A/D轉(zhuǎn)換器(圖中未示)可用電壓Ed/2 1162進(jìn)行測量。進(jìn)一步地，為了補(bǔ)償這種結(jié)構(gòu)造成的放大因數(shù)誤差，改變了電阻R7 1120和R8 1154的阻值，比例為244.1∶1。這些改動將電路的放大因數(shù)保持在10/mmHg。
另外，電路1100的多窗口比較器U1A 1170、U1B 1172的基準(zhǔn)電壓從+/-1V變?yōu)?/-0.5V。這是通過改變分壓器中的電阻R3 1176、R4 1178和R5 1180的阻值來實(shí)現(xiàn)的。
如圖11所示，監(jiān)測電路的輸出比較器使用了一個施密德觸發(fā)邏輯門NC7WZ14 1181。其輸出能夠驅(qū)動3.3V或5V的邏輯設(shè)備，對其它適用于提高類似功能而緩沖電壓不同的設(shè)備，都可以代替。比較器1181的輸出可由微處理器(或其它相類似的處理器)直接讀取。
圖11中的電路1100通過節(jié)流器T1 1165、電容器C17 1166、C22 1167、C24 1168和C28 1169，提供高頻干擾(RFI)保護(hù)。通過過電壓固定端子U9 1184，還提供病人監(jiān)視器連接器輸出1102的靜電放電(ESD)保護(hù)。這種保護(hù)的結(jié)果是，將病人監(jiān)測儀的驅(qū)動電壓(+E)1108的范圍限定在+/-7.5V或15Vp-p。
如前所述，圖11的1100電路還包括一個自我檢測分電路1177，該電路以一種獨(dú)立的方式確保傳至病人監(jiān)測儀806的輸出信號正確。下面將詳細(xì)介紹此電路1177。
為了以一種獨(dú)立的方式確保病人監(jiān)視器電路運(yùn)行正確，切斷來自病人監(jiān)視器(PM)806的外部的驅(qū)動電壓，用已知信號1185取而代之。在本實(shí)施例中，已知基準(zhǔn)由一個精確的電壓基準(zhǔn)設(shè)備(圖中未示)產(chǎn)生；為S1A 1186提供+2.500V電壓。S1A 1186和S1B 1174有效的形成一個電子單極雙擲開關(guān)，由控制線TAMI 1187的狀態(tài)控制。正常運(yùn)行時，S1A關(guān)，S1B開。當(dāng)需要檢查PM電路的功能時，TAMI 1187設(shè)為真，S1A 1186開，S1B 1174關(guān)。這樣就切斷了外部PM的驅(qū)動信號，將已知的+2.5V基準(zhǔn)電壓連接至DAC、U61148、U7A 1117、U7B 1118、U1A 1170、U1B 1172。監(jiān)視器輸出1182在這種情況下應(yīng)升高，并能由微處理器校驗(yàn)。這樣就校驗(yàn)了電路檢測至PM連接的功能。就該電路而言，+2.5V的基準(zhǔn)電壓時與來自PM外部的+5V驅(qū)動信號時的表現(xiàn)一致。+2.5V基準(zhǔn)1185可由二級A/D轉(zhuǎn)換器(未示出)借助在BEFMON 1189的緩沖器U11A 1188的輸出讀去。這樣就有利地保證了基準(zhǔn)的獨(dú)立校驗(yàn)。
為校驗(yàn)電路的零偏移狀態(tài)，DAC 1130的次數(shù)被設(shè)定為0000。在這種情況下，模擬了一個0mmHg信號，U7A 1117和U7B 1118的輸出被標(biāo)定為+2.500V。理論上它們的差值應(yīng)為0，但在本實(shí)施例中兩個放大器都有一個25uV的有限偏移。因此，差動輸出應(yīng)為50uV，等效于5V驅(qū)動時的2mmHg。為測量此輸出信號，U10 1190通過電阻R13 1122和R6 1124并聯(lián)到U7A 1117和U7B 1118的輸出。U10的增益經(jīng)由R16 1191和R15 1192設(shè)定為400。于是輸出信號TLFDBK 1193的放大因數(shù)為10mV/mmHg。對于零狀態(tài)，TLFDBK1193在+/20mV范圍內(nèi)。按照圖示，R14 1194、C23 1195、R12 1196和C181197的網(wǎng)絡(luò)在U10 1190的輸入形成了一個單極低通濾波器，其標(biāo)稱切斷頻率為1.6kHz。濾波器阻止高頻信號進(jìn)入U10 1190，影響其輸出。U10 1190本身也有高達(dá)50uV的偏移，由于偏移也相當(dāng)于+/-2mmHg，所以必須補(bǔ)償偏差。開關(guān)S1C 1198就是起到這個作用的，開關(guān)S1C 1198通過電阻R13 1122和R6 1124連接到U7A 1117和U7B 1118的輸出之間。開關(guān)S1C 1198開，ZMAI1199設(shè)為真(邏輯值為0)。這樣就減小了U7A 1117和U7B 1118的差動偏移誤差，允許A/D轉(zhuǎn)換器(圖中未示)測量TLFDBK 1193上U10 1190的偏移誤差。開關(guān)S1C 1198開，A/D轉(zhuǎn)換器(圖中未示)再測量TLFDBK 1193上U10 1190的輸出。這個代表真的“0”信號值傳輸給了PM，并且成為所有非零輸出參照的基線。
必須指出本例中做了區(qū)別對待測量，所有A/D測量溝道中所有偏移誤差都被取消了。如果某次測量值超過了預(yù)定范圍，則出現(xiàn)錯誤，產(chǎn)生警報(例如能看見，能聽到等)，或激活其它狀態(tài)(如書面的數(shù)據(jù)跟蹤報告)為了補(bǔ)償微小的差動輸出+/-2mmHg，設(shè)置TMAI 1189＝0、ZMAI 1199＝1、DAC1130計數(shù)＝0000以使PM調(diào)整歸零。
自檢分支電路1177的另一優(yōu)勢在于，在正常運(yùn)行過程中，當(dāng)外部PM使用恒定直流驅(qū)動信號時，能夠確定電路監(jiān)測儀適配器接口電路1100的運(yùn)行。現(xiàn)在大多監(jiān)測儀都是這樣的，雖然其中一些監(jiān)測儀仍使用正弦波交流驅(qū)動或脈沖直流驅(qū)動。當(dāng)使用一個固定交流驅(qū)動時，A/D轉(zhuǎn)換器能夠測量Ed/21162的驅(qū)動信號值。知道了這一點(diǎn)，任何壓力信號值的輸出都可以計算得出，并與TLFDBK 1193的實(shí)際測量輸出相比較，如果這些值與預(yù)定范圍不一致，即出現(xiàn)故障，會有相應(yīng)的報警(或其它措施)。在前述例子中，假設(shè)外部病人監(jiān)測儀驅(qū)動是+6.000V，A/D應(yīng)在Ed/21162測得+3.000V。我們知道，實(shí)際驅(qū)動電壓為2X+3.000＝6.000V，則輸出信號可由下式21計算得出Es＝(5uV/V/mmHg)×(+6.000V)×400×Pout(式21)其中Pout以mmHg表示。對于Pout的一個值為100mmHg(DAC1130計數(shù)＝1000)，Es應(yīng)等于+1.2V。Es可在TLFDBK1193測得。注意在本實(shí)施例中，輸出信號設(shè)為零值，DAC 1130＝0000，以消除偏移誤差。
若外部PM806使用正弦波交流驅(qū)動或正的直流驅(qū)動，則只能切換到+2.5V基準(zhǔn)校驗(yàn)運(yùn)行。當(dāng)系統(tǒng)第一電源耗盡或監(jiān)測由于某種原因暫停時，可以采取這種做法。
(模擬時間變量輸出的方法)請參閱圖12所示，說明了本發(fā)明中利用二級設(shè)備模擬一級設(shè)備時間變量信號的一種方法。應(yīng)該認(rèn)識到，雖然以下的討論著重在講無源點(diǎn)橋轉(zhuǎn)換器，如前面所講的設(shè)備(“一級設(shè)備”)及其相連的監(jiān)測儀，和非侵入式血壓監(jiān)測儀(“二級設(shè)備”)，本發(fā)明的方法論還適用于醫(yī)學(xué)領(lǐng)域以內(nèi)或以外的其它設(shè)備，如工業(yè)中流體系統(tǒng)壓力的測量。
如圖12所示，方法論1200的第一步驟包括，提供一個非侵入式監(jiān)測儀(NIBPM)，一個壓力式張力測量儀，如本例中使用的由Assignee生產(chǎn)。當(dāng)然無數(shù)種其它類型和結(jié)構(gòu)也可以代替使用。NIBPM經(jīng)過1024連接到前述現(xiàn)有技術(shù)下的一個病人監(jiān)測系統(tǒng)(如由通用電氣生產(chǎn))?；谟刹∪吮O(jiān)測儀(級1026)提供給NIBPM的外施電壓，在病人監(jiān)測儀中(或是病人監(jiān)測一種預(yù)定端子的電壓)，通過一個阻抗在兩個或更多端子間并聯(lián)，可在級1028方便地檢測NIBPM的連接。在步驟1210，勵磁信號由前述接口電路800、900、1100緩沖。注意到前述接口電路800、900、1100(或其它想要的組合)均可與方法1200一致使用。
在步驟1212，通過與之相連的壓力傳感器(也可是聲傳感器)產(chǎn)生的數(shù)據(jù)，NIBPM產(chǎn)生一個時間變量血壓波形的數(shù)字表達(dá)說明。該信號的產(chǎn)生與由監(jiān)測儀施加的勵磁信號完全無關(guān)。利用接口電路800、900、1100，轉(zhuǎn)換函數(shù)運(yùn)用到數(shù)字表達(dá)說明(步驟1214)，該轉(zhuǎn)換函數(shù)本質(zhì)上類似于前述無源電橋的轉(zhuǎn)換函數(shù)。
最近，經(jīng)過步驟1216，接口電路800、900、1100產(chǎn)生的輸出信號可與病人監(jiān)測系統(tǒng)兼容(也可以“普遍地”與其它廠家的病人監(jiān)測系統(tǒng)兼容)。步驟1216的輸出信號至少部分基于提供給電路800、900、1100中DAC 830、1130的波形(如血壓)的數(shù)字表達(dá)形式，相應(yīng)地，病人監(jiān)測設(shè)備806施加的驅(qū)動信號802、1102，和施加的轉(zhuǎn)換函數(shù)、輸出信號，都應(yīng)在本質(zhì)上類似于在相當(dāng)?shù)膭畲判盘柡蛪毫Σㄐ蜗掠蔁o源電橋產(chǎn)生的相應(yīng)項(xiàng)。
(血液動力的測量裝置)請參閱圖13所示，說明了一種非侵入式測定生物血液動力參數(shù)(如動脈血壓)的改進(jìn)設(shè)備。在圖13的典型實(shí)施例中，設(shè)備1300(及其它)包括(i)一個血壓測量系統(tǒng)1302，適用于測量生物的血壓和/或其它血液動力特性(如血液動能和速度)，產(chǎn)生與之相關(guān)的至少一個二進(jìn)制數(shù)字信號(ii)前述接口電路800、900、1100。血壓/血液動力參數(shù)測定系統(tǒng)1302一般包括一個與一個或多個壓力轉(zhuǎn)換器1308有效耦合的信號處理器1304和一個拉平設(shè)備1310，適用于控制施于轉(zhuǎn)換器的拉伸壓力。根據(jù)測得的數(shù)據(jù)，信號處理器1304(及其相關(guān)的運(yùn)算法則)確定動脈血壓。本發(fā)明一個很重要的優(yōu)點(diǎn)是，除了它對前述不同類型的監(jiān)測儀有廣泛的適用性以外，它還適用于任意數(shù)量的不同參數(shù)的測量設(shè)備，不管調(diào)整適用于醫(yī)學(xué)應(yīng)用如測量血壓還是其它設(shè)備。例如，本發(fā)明可與未定的第09/534900號美國專利申請介紹的設(shè)備和技術(shù)結(jié)合使用，該申請題為“用于一個生物循環(huán)系統(tǒng)的非侵入式動脈血壓測量方法和裝置”，于2000年3月23日提交，由Assignee代理，在此通過其中的參照引入，并進(jìn)行使用。另一方面，前述申請闡述的方法一般包括以下步驟從對象血管測量初次參數(shù)；從對象血管測量二次參數(shù)；根據(jù)二次參數(shù)得出修正函數(shù)；利用得出的修正函數(shù)修正初級參數(shù)。一旦修正后，應(yīng)階段性地或連續(xù)地監(jiān)控二次參數(shù)。參數(shù)的變化說明了我們感興趣的血液動力特性的變化。在一個典型的實(shí)施例中，一次參數(shù)包括一個壓力波形，二次參數(shù)包括血管中血液的整個血流動能。血壓波形測量過程中，擠壓血管以感受血管和循環(huán)系統(tǒng)中血液動力特性的變化；在此擠壓過程中，測量動能和/或速度并用于測定一個或多個異常(如動能和速度波形中的“峰值”)。根據(jù)異常產(chǎn)生修正函數(shù)，并運(yùn)用測得的血壓波形，生成血管中實(shí)際血壓的修正波形。在一個實(shí)施例中，修正方法包括，從對象血管中測量血壓波形；至少再一次從相同血管測量二次參數(shù)；根據(jù)二次參數(shù)至少一處血壓波形的異常；根據(jù)測得的二次參數(shù)和至少一處異常得出修正函數(shù)；至少一處將修正函數(shù)運(yùn)用于血壓波形，產(chǎn)生血管中壓力的修正說明；連續(xù)監(jiān)測二次參數(shù)以確定血壓隨時間的變化。
另一種方法，未定的09/815082號美國專利申請介紹的設(shè)備和技術(shù)，題為“用于一個生物循環(huán)系統(tǒng)的非侵入式動脈血壓測量方法和裝置”，于2001年3月22日提交，也由Assignee代理，在此由其中的參照引入，可與本發(fā)明結(jié)合使用。一方面，這種方法用到了血管中的血流方向。這種方法包括將聲能傳輸?shù)窖?；將聲能反射的信號水平作為血管中聲能傳播的函?shù)進(jìn)行估算，在反射范圍內(nèi)至少確定一個信號水平縮減的區(qū)域。在一個實(shí)施例中，從A模式包絡(luò)中可以得出損耗量度。反向散射損耗的整體作為深度的函數(shù)用于識別異常(如“高頂”)，這些異常加以適當(dāng)約束后用來測量流量的深度。在另一個實(shí)施例中，利用在預(yù)先選定的深度間隔進(jìn)行損耗計算，分析反向散射能量(如A模式信號)，識別信號水平縮減的區(qū)域。另一方面，測定血管的至少一面壁的方法包括將聲能傳輸?shù)窖?；測定血管中至少一個區(qū)域的流量；測定至少一面血管壁相對于流量的位置；其中測定位置包括分析從傳輸聲能得到的A模式數(shù)據(jù)。在一個實(shí)施例中，通過比較給定的平均流量處的深度監(jiān)測血管壁。在另一實(shí)施例中，方形包絡(luò)信號水平(幅值)與流量的信號水平相比。另一方面，一種改進(jìn)的測量血管直徑的方法包括將聲能傳輸?shù)窖?；測定血管中與流量有關(guān)的區(qū)域；測定第一面血管壁相對于流量的位置；測定第二面血管壁相對于流量的位置；根據(jù)，至少部分根據(jù)第一面血管壁和第二面血管壁的位置確定至少一部分血管的直徑。
然而，應(yīng)該認(rèn)識到，甚至其它測量血壓的技術(shù)，均可由本發(fā)明中血壓/血液動力參數(shù)測定設(shè)備1300完成。包括如，未定的09/342549號美國專利申請，題為“非侵入式動脈血壓測量方法和裝置”，于1999年6月29日提交；現(xiàn)在出版于2002年10月29日的美國專利6471655，或未定的09/489160號美國專利申請，題為“非侵入式動脈血壓測量方法和裝置”，于2000年1月21日提交，均由Assignee代理，在此可合為一個完整的技術(shù)。更廣一點(diǎn)來講，任何成文的產(chǎn)生電子輸出(無論是測量生理參數(shù)還是其它)的傳感設(shè)備都可能與本發(fā)明一致使用。
由測量系統(tǒng)1302產(chǎn)生的數(shù)字范圍血壓數(shù)據(jù)反饋到接口電路1300，1300如前述調(diào)節(jié)信號，允許無縫數(shù)據(jù)與選定的病人監(jiān)測儀進(jìn)行交換。如前所述，接口電路1300適用于與任何型號的病人監(jiān)測設(shè)備(無論任何生產(chǎn)廠家)交換數(shù)據(jù)，因此無論使用怎樣的病人監(jiān)測儀，圖13中的設(shè)備1300可方便地用于主體的非侵入式測量。
圖13中設(shè)備還適用于包含帶有電工連接器1322的單一的或離散設(shè)備1320，連接器1322可直接插進(jìn)病人監(jiān)測儀相應(yīng)的電工插座。由于電工插座因病人監(jiān)測儀的不同而不同。連接器1322可配合適配器1324連接到第一部分1326，并通過第二部分1328與病人監(jiān)測儀1342的插座1340配合。在所示實(shí)例中，適配器1324包括一個陰陽插座(也就是說，NIBPM設(shè)備1 320的連接器1322與第一部分1326的陰極連接器1320連接，第二部分1328的陽極連接器1332與相應(yīng)的監(jiān)視器的陰極連接器1340連接)。由于傳送磁勵電壓到傳感設(shè)備1300的電氣端子從臨時觸頭屏蔽，這種病人監(jiān)測儀陰插座結(jié)構(gòu)被廣泛地用于減小電氣振動危害。然而，還應(yīng)當(dāng)認(rèn)識到，調(diào)節(jié)器1324其它結(jié)構(gòu)功能也可由本發(fā)明同樣完成，包括如陰/陰、陽/陽、陽/陰(與圖13實(shí)例中陰/陽不同)。而且，還可以使用單級或多級調(diào)節(jié)器結(jié)構(gòu)，如，希望有兩臺或多臺NIBPM設(shè)備1320(或混合結(jié)構(gòu)的設(shè)備)與一臺病人監(jiān)視器1342電氣連接的情況下。前述主題下的其它結(jié)構(gòu)或變化也可以實(shí)現(xiàn)，所有這種結(jié)構(gòu)或變化都在所附權(quán)力要求書所涵蓋范圍之內(nèi)。
進(jìn)一步，明顯地，設(shè)備1300的連接器1322可調(diào)節(jié)適用于和選定病人監(jiān)測儀1342的電工插座1340直接相連。例如，如果特定的醫(yī)療/措施設(shè)備只用一種型號的病人監(jiān)測儀，它們被希望能夠通過連接器1322連接到NIBPM設(shè)備，連接器1322可由這種型號病人監(jiān)測儀的電工插座1340直接連接，從而避免了需要單獨(dú)調(diào)節(jié)器的麻煩(及與其相關(guān)的費(fèi)用、安全性或電氣性能等項(xiàng)目)。
請參閱圖13a所示，說明了非侵入式測定生物體血液動力參數(shù)儀器的第二個實(shí)施例。在圖12a實(shí)施例中，設(shè)備1380合理布局，使接口電路800、900、1100緊挨病人監(jiān)測儀1342放置，并具體地作為連接1322和1340的適配器1384的一部分。接口電路組件(包括DAC、比較器、放大器、電阻器和電容器等)安置在一個小波形因數(shù)基體1386上，如沖印的電路板。微型電路板在微電子/電路面板安裝技術(shù)中經(jīng)常聽到，此處不再贅述。接口電路800、900、1100電氣安裝在NIBPM數(shù)據(jù)輸出和病人監(jiān)測儀插座1340電路間，使得由NIBPM產(chǎn)生的數(shù)據(jù)提供給如DAC830(參照圖8)、地面、勵磁電源(Ed)、必要的基準(zhǔn)電位的輸入端子，然后在電路800、900、1100中適當(dāng)點(diǎn)驅(qū)動接口電路。將帶有元件的基體1386裝進(jìn)成型的1390，1390在聚合體/人造橡膠材料上擠壓裝配件，從而提高裝配件的耐用性和對外界影響，如溫度變化、潮濕、灰塵、電磁噪聲和物理損傷的抵御能力。該裝配件在電磁屏蔽中也可以很方便地使用，如工藝中常用的錫銅合金屏蔽件，就可以裝在成型件1390中。
附圖14所示另一實(shí)例中，圖13中的設(shè)備(和病人監(jiān)測儀)中可在設(shè)備1400和病人監(jiān)測儀1342間設(shè)置無線電線路1402，這樣接口電路800、900、1100就可以緊挨病人監(jiān)測儀1342放置了。如圖14所示，無線電線路1402包括一個在電子技術(shù)中常用的高頻(RF)傳輸系統(tǒng)。例如，在一種情況下，一個RF收發(fā)器1410和調(diào)制器1412都是符合有名的“藍(lán)牙”無線接口標(biāo)準(zhǔn)。藍(lán)牙“3G”無線電技術(shù)允許使用者在不同的通訊設(shè)備之間，如移動設(shè)備(如手機(jī)、PDA、筆記本電腦、本地或遠(yuǎn)距離病人監(jiān)控站等類似的)、臺機(jī)或其它固定設(shè)備，進(jìn)行無線和瞬時連接。由于藍(lán)牙使用高頻傳輸，數(shù)據(jù)轉(zhuǎn)換實(shí)時進(jìn)行。藍(lán)牙拓?fù)渲С贮c(diǎn)-點(diǎn)和點(diǎn)-多點(diǎn)的連接?？梢栽O(shè)定多端“從”設(shè)備與“主”設(shè)備交換數(shù)據(jù)。比較流行的是，本發(fā)明中的NIBPM設(shè)備1406配裝藍(lán)牙無線組后，可以直接與具有藍(lán)牙技術(shù)的其它合適的、包括監(jiān)測儀1342中安裝的病人監(jiān)測接收器1427在內(nèi)的移動或固定設(shè)備交換數(shù)據(jù)，也可以和其它藍(lán)牙設(shè)備如手機(jī)、PDA、筆記本電腦或臺機(jī)交換數(shù)據(jù)。
監(jiān)測接收器1427包括一個藍(lán)牙兼容接收器1429，適用于接收NIBPM設(shè)備中相應(yīng)接收器1410以高頻形式發(fā)出的二進(jìn)制數(shù)字?jǐn)?shù)據(jù)，然后將二進(jìn)制數(shù)字?jǐn)?shù)據(jù)解碼作為接口電路800、900、1100中DAC830的輸入。因此，無線電線路1402對接口電路和監(jiān)測儀1342的操作是高效透明的。
監(jiān)測接收器1427可與病人監(jiān)測儀插座1340搭配使用(直接或如上述通過適配器1324)，這樣，1427就可以“簡單地”插入插座1440，不需要支持。監(jiān)測接收器1427的藍(lán)牙接收器1429和接口電路800、900、1100的元件(及其它輔助元件)，都可以容納在接收器1427的長方體元件(圖14a)中，當(dāng)然其它形式也可以(如圓柱體、球體、正方體等)。另外，應(yīng)該看到，為節(jié)省設(shè)備1400內(nèi)的空間，1400中的信號處理器和接收器/解調(diào)器組件都體現(xiàn)在一個全集成的“系統(tǒng)片(SoC)”特定集成電路(ASIC)，這種技術(shù)在半導(dǎo)體領(lǐng)域內(nèi)經(jīng)?？梢月牭健?br> SoC、ASIC與一種數(shù)字信號處理器(DSP)芯、嵌入程序、數(shù)據(jù)隨機(jī)存儲器、高頻接收電路、調(diào)制器、數(shù)模轉(zhuǎn)換器(ADC)和必需的模擬接口電路聯(lián)合運(yùn)行，支持血壓數(shù)據(jù)(或其它)到接收器1427的去陽、轉(zhuǎn)換、處理、和傳輸功能。SoC設(shè)備設(shè)計由超高速集成電路(VHSIC)硬件語言(VHDL)會同技術(shù)中常見的設(shè)計和合成工具完成。雖然其它的半導(dǎo)體加工方法，包括如0.35微米或0.1微米都可代用，但根據(jù)要求的集成程度，上述實(shí)施例設(shè)備中采用了0.18微米的MOS加工制品。
另外，一些使用本發(fā)明NIBPM(或其它相當(dāng)設(shè)備)進(jìn)行血壓監(jiān)測/分析的不同主體，可以使用單一監(jiān)測接收器1427在一個集中地點(diǎn)實(shí)時接收監(jiān)測。特別地，監(jiān)測儀接收器1427和接收器1429適用于從遠(yuǎn)方設(shè)備(如NIBPM)接收一系列(在藍(lán)牙主廈，雖然有時增減，但現(xiàn)在是7個)復(fù)雜信號，其中個體信號由接口電路800、900、1100(帶有電子技術(shù)中常聽說的同步多路傳輸或處理硬件)同步多路傳輸或處理。因此，一臺設(shè)置為接收那么多復(fù)雜、同步數(shù)據(jù)的病人監(jiān)視器1342可用于一次監(jiān)測多個主體。
藍(lán)牙的適用設(shè)備在2.4GHz ISM波段運(yùn)行。ISM波段允許無許可證的用戶使用，包括醫(yī)療器械，所以可以很方便地使用。圖14中的接收器1410的最大發(fā)射功率水平在mW范圍內(nèi)，因此不會因電磁輻射造成主體對象生理傷害。眾所周知，在無線電通訊技術(shù)中，接收器1410天線系統(tǒng)的發(fā)射功率可根據(jù)接收器1410的相對距離進(jìn)行控制和調(diào)整，因此進(jìn)一步減小了整個系統(tǒng)對生理個體造成的電磁影響。
本實(shí)施例中調(diào)制器1412用到了一個或多個移頻鍵控的變形，如高斯移頻鍵控或高斯最小偏移鍵控這些技術(shù)上常用來調(diào)制載波技術(shù)的方法，雖然其它類型的調(diào)制(如相位調(diào)制或幅值調(diào)制)也可用。
通過頻分多址(FDMA)、跳頻技術(shù)(FHSS)、直接序列展頻技術(shù)(DSSS，包括碼分多址)，利用假聲傳播代碼或甚至?xí)r分多址，都可以完成設(shè)備的光譜地址，僅以用戶的需要為準(zhǔn)。例如，如果愿意的話，在檢測中可以用符合IEEE Std.802.11的設(shè)備代替前述藍(lán)牙接收器/調(diào)制器。任何能夠滿足系統(tǒng)帶寬要求的無線接口均可使用。在另一實(shí)施例中，可用紅外設(shè)備(如紅外數(shù)據(jù)組“IrDA”)代替，或者與前述RF鏈接1402聯(lián)合使用。
(提供治療方法的方法)請參閱圖15所示，介紹了一種利用前述得到的詳細(xì)的血液動力數(shù)據(jù)和接口電路設(shè)備對主體提供治療方法的方法。可以看到，以下所述方法主要針對于生物體的血壓測量，利用本發(fā)明還可測得除血壓外的其它參數(shù)，還可以提供更多的治療方法和方法。
如圖15實(shí)施例，方法1500的第一步驟1502包含利用監(jiān)測設(shè)備獲得主體的數(shù)據(jù)，如前述的NIPBM。從主體獲得的數(shù)據(jù)包括血液動力數(shù)據(jù)(例如壓力、流速，動能)，如從橈動脈?；谥辽俨糠只?502步驟獲得的數(shù)據(jù)，在1504步驟產(chǎn)生一個數(shù)字信號；在前述未決的美國專利申請中已清楚地闡述了血壓信號的產(chǎn)生。下一步驟1506，利用接口電路800、900、1100把數(shù)字信號轉(zhuǎn)化為模擬信號。在此與先前描述相同，接口電路和其他的事物一樣有一個轉(zhuǎn)換函數(shù)將數(shù)字信號轉(zhuǎn)換為模擬信號，使得能充分地復(fù)制想要的目標(biāo)裝置的輸出信號，這種無源電阻橋廣為人知。
在1508步驟，將調(diào)節(jié)后的模擬信號提供給監(jiān)視器，后者實(shí)時產(chǎn)生一個想要的參數(shù)表示。例如校準(zhǔn)后的舒張壓、收縮壓、從主體獲得的平均壓力的波形或舒張壓、收縮壓、從主體獲得的平均壓力的數(shù)值。最后一個步驟1510，根據(jù)1508步驟的參數(shù)說明得出主體的治療方法。醫(yī)務(wù)人員根據(jù)顯示的參數(shù)給出處方，如配藥或其他的檢測。根據(jù)主體循環(huán)系統(tǒng)的狀態(tài)或反應(yīng)，此校準(zhǔn)測量法的數(shù)據(jù)采集和分析可能會花費(fèi)相當(dāng)長的一段時間。另一方面，治療方法可以按照監(jiān)視器的(或來源于監(jiān)視器)輸出信號自動提供，例如病人血壓水平快速下降而引起的警報聲，校準(zhǔn)NIBPM或其他主體的監(jiān)測裝置輸出的參數(shù)。
雖然按照本方法規(guī)定的使用順序操作闡述了本發(fā)明的一些方面，前面的描述僅是本發(fā)明眾多方法的一部分實(shí)例，還可按照特殊的要求進(jìn)行修改。某些步驟在特定的環(huán)境下可忽略或可有選擇的進(jìn)行操作。另外，在上述實(shí)例中某些步驟或功能也可添加，或改變兩個或更多的步驟順序。這些變化都在本發(fā)明的權(quán)利要求書的范圍內(nèi)。
以上所述體現(xiàn)出本發(fā)明在不同實(shí)例中的新穎之處，但任何熟悉本專業(yè)的技術(shù)人員，在不脫離本發(fā)明實(shí)質(zhì)和以下權(quán)利要求的范圍內(nèi)，依據(jù)本發(fā)明的技術(shù)實(shí)質(zhì)對以上實(shí)施例所作的形式上和內(nèi)容上不同的刪減、替代和改動，均仍屬于本發(fā)明技術(shù)方法的范圍內(nèi)。以上所述的僅是本發(fā)明的較佳實(shí)施例而已，僅作為實(shí)例說明，并非對本發(fā)明作任何意義上的限制，本發(fā)明的范圍應(yīng)以權(quán)利要求書為準(zhǔn)。
權(quán)利要求
1.一種可模擬一級或多級波形的電路，其特征在于其包括一個數(shù)字-模擬轉(zhuǎn)換器(DAC)，接受來自能夠產(chǎn)生至少一個時間變量的至少一個波形測量儀器的數(shù)字輸入；產(chǎn)生一個至少與所述數(shù)字輸入部分有關(guān)的模擬輸出信號；以及至少一個可與上述DAC的輸出有效耦合的放大器，前述至少一個放大器可以動作，能夠滿足輸出電壓與外施勵磁電壓間的預(yù)置關(guān)系。
2.根據(jù)權(quán)利要求1所述的電路，其特征在于其中所述的DAC包括一個多級DAC，所述的浮動電流源為雙極性。
3.根據(jù)權(quán)利要求1所述的電路，其特征在于其中所述的電路與一個監(jiān)測設(shè)備有效耦合，所述的模擬輸出信號可進(jìn)一步與所述的監(jiān)測設(shè)備產(chǎn)生的勵磁電壓至少部分相關(guān)。
4.根據(jù)權(quán)利要求1所述的電路，其特征在于其中所述的電路適用于一個或多個紛雜相異的監(jiān)測設(shè)備的接口，此接口與這些監(jiān)測設(shè)備產(chǎn)生的勵磁無關(guān)。
5.根據(jù)權(quán)利要求4所述的電路，其特征在于其中所述的電路適用于頻率范圍從0Hz(DC)到200Hz的模擬波形。
6.根據(jù)權(quán)利要求4所述的電路，其特征在于其中所述的至少一個傳感儀器包括NIBPM，所述的電路可用于模擬無源橋式轉(zhuǎn)換器測量生物血壓時產(chǎn)生的輸出波形。
7.根據(jù)權(quán)利要求1所述的電路，其特征在于其進(jìn)一步包括一級和二級電阻器，相對于所述DAC的輸出和至少一級放大器布置，它們的電阻比決定了所述的電路的放大因數(shù)。
8.根據(jù)權(quán)利要求3所述的電路，其特征在于其進(jìn)一步包括在所述電路中設(shè)有至少一個過濾器，適用于過濾所述檢測設(shè)備和所述電路間的轉(zhuǎn)換信號。
9.根據(jù)權(quán)利要求8所述的電路，其特征在于其中所述的至少一個過濾器包括一個軛流圈。
10.根據(jù)權(quán)利要求3所述的電路，其特征在于其進(jìn)一步包括在所述電路中設(shè)有一個過電壓保護(hù)器，適用于減輕前述檢測設(shè)備產(chǎn)生的瞬變電壓。
11.根據(jù)權(quán)利要求1所述的電路，其特征在于其進(jìn)一步包括一個試驗(yàn)電路，該電路能夠有效耦合于前述適用于模擬的電路，設(shè)定所述試驗(yàn)電路，檢測前述適用于模擬的電路的至少一部分功能。
12.根據(jù)權(quán)利要求11所述的電路，其特征在于其中所述的試驗(yàn)電路能夠在前述適用于模擬的電路正常運(yùn)行時檢測其功能性。
13.根據(jù)權(quán)利要求7所述的電路，其特征在于其中所述的一級電阻器和二級電阻器中至少一個可調(diào)，因此使放大因數(shù)可調(diào)。
14.根據(jù)權(quán)利要求1所述的電路，其特征在于其中所述的反饋回路中至少有一個放大器與所述DAC相連，形成一個浮動電流源。
15.一種利用二級設(shè)備模擬一級設(shè)備時間變量輸出信號的一種方法，其特征在于該方法包括以下步驟提供一個具有至少一個與之相關(guān)的轉(zhuǎn)換函數(shù)的一級設(shè)備；提供前述的二級設(shè)備，該二級設(shè)備應(yīng)適用于感應(yīng)至少一個時間變量參數(shù)，并隨后顯示基于感應(yīng)參數(shù)的說明，至少是部分基于此的說明；為前述二級設(shè)備提供勵磁電壓；利用前述二級設(shè)備產(chǎn)生一個前述時間變量參數(shù)的表示；將一個轉(zhuǎn)換函數(shù)運(yùn)用于前述表示，所述的轉(zhuǎn)換函數(shù)實(shí)質(zhì)上應(yīng)與前述一級設(shè)備的轉(zhuǎn)換函數(shù)類似；以及基于，至少部分基于前述說明和前述轉(zhuǎn)換函數(shù)，產(chǎn)生至少一個輸出信號，所述至少一個輸出信號實(shí)質(zhì)上應(yīng)與前述一級設(shè)備的輸出信號類似。
16.根據(jù)權(quán)利要求15所述的方法，其特征在于其中所述的檢測至少一個時間變量參數(shù)的過程包括檢測生物血管中的血壓波形。
17.根據(jù)權(quán)利要求16所述的方法，其特征在于其中所述的檢測過程是非侵入性的。
18.根據(jù)權(quán)利要求16所述的方法，其特征在于其中所述的一級設(shè)備包括一個無源橋器件，產(chǎn)生一個表示的過程包括產(chǎn)生一個二進(jìn)制數(shù)字說明。
19.根據(jù)權(quán)利要求18所述的方法，其特征在于其中所述的運(yùn)用轉(zhuǎn)換函數(shù)的過程包括以下步驟在數(shù)字-模擬轉(zhuǎn)換器(DAC)中接收前述二進(jìn)制數(shù)字說明；將前述二進(jìn)制數(shù)字說明轉(zhuǎn)換為模擬說明；放大前述模擬說明，產(chǎn)生放大信號，所述放大信號在反饋回路中提供給數(shù)字-模擬轉(zhuǎn)換器，形成一個浮動電流源；以及在所述放大信號和運(yùn)用于前述二級設(shè)備的勵磁信號間產(chǎn)生預(yù)定關(guān)系。
20.根據(jù)權(quán)利要求15所述的方法，其特征在于其進(jìn)一步包括，通過檢測特定阻抗值的存在，檢測前述二級設(shè)備和外施勵磁信號間的電氣聯(lián)接。
21.根據(jù)權(quán)利要求15所述的方法，其特征在于其進(jìn)一步包括，通過檢測提供前述勵磁信號設(shè)備預(yù)定終端電壓的存在，檢測前述二級設(shè)備和外施勵磁信號間的電氣聯(lián)接。
22.一種決定監(jiān)控設(shè)備和檢測設(shè)備間電氣聯(lián)接狀態(tài)的方法，其特征在于前述監(jiān)控設(shè)備在運(yùn)行中向前述檢測設(shè)備提供勵磁信號，其包括檢測由前述監(jiān)控設(shè)備提供的勵磁信號的存在；緩沖前述勵磁信號，產(chǎn)生緩沖勵磁信號；以及分析前述緩沖勵磁信號，識別前述電氣聯(lián)接狀態(tài)中的標(biāo)志性變化。
23.根據(jù)權(quán)利要求22所述的方法，其特征在于其中所述的分析過程包括將至少一個轉(zhuǎn)換函數(shù)作用于前述緩沖勵磁信號。
24.根據(jù)權(quán)利要求23所述的方法，其特征在于其中所述的作用過程包括運(yùn)用窗口比較器轉(zhuǎn)換函數(shù)。
25.根據(jù)權(quán)利要求22所述的方法，其特征在于其中所述的分析過程包括指定一個設(shè)定的時間常數(shù)，補(bǔ)償零(點(diǎn))交叉波形或其它短時瞬變電壓。
26.設(shè)備，其特征在于其包括檢測設(shè)備，被調(diào)整用于檢測至少一種波形，產(chǎn)生與之相關(guān)的二進(jìn)制數(shù)字說明；以及一個接口電路，能有效耦合于前述檢測設(shè)備，前述接口電路能將轉(zhuǎn)換函數(shù)作用于前述數(shù)字說明，并產(chǎn)生至少一個輸出信號，前述至少一個輸出信號基于，至少部分基于，前述二進(jìn)制數(shù)字說明和前述轉(zhuǎn)換函數(shù)，前述至少一個輸出信號根本上類似于由無源電橋設(shè)備產(chǎn)生的輸出信號。
27.根據(jù)權(quán)利要求26所述的設(shè)備，其特征在于其中所述的檢測設(shè)備包括一個非侵入式的血壓測量器。
28.根據(jù)權(quán)利要求27所述的設(shè)備，其特征在于其中所述的二進(jìn)制數(shù)字說明包括生物血管中血壓的數(shù)據(jù)說明。
29.根據(jù)權(quán)利要求28所述的設(shè)備，其特征在于，對于前述至少一種波形，至少能部分通過計算時間頻率分布得出前述二進(jìn)制數(shù)字說明。
30.根據(jù)權(quán)利要求28所述的設(shè)備，其特征在于其中所述的二進(jìn)制數(shù)字說明能夠通過以下得出(i)測量前述血管中第一批參數(shù)；(ii)擠壓前述血管；(iii)在前述擠壓血管的過程中測量前輸血管的第二批參數(shù)；(iv)基于，至少部分基于前述第二批參數(shù)得出校準(zhǔn)功能；并且(v)利用所述校準(zhǔn)功能校正第一批參數(shù)。
31.根據(jù)權(quán)利要求30所述的設(shè)備，其特征在于其中所述的第一批參數(shù)包括前述血管中的血壓，第二批參數(shù)包括血流動能。
32.根據(jù)權(quán)利要求26所述的設(shè)備，其特征在于其進(jìn)一步包括一個無線通訊接口，所述無線通訊接口可用于前述檢測設(shè)備和前述接口電路間的數(shù)據(jù)傳輸。
33.根據(jù)權(quán)利要求26所述的設(shè)備，其特征在于其進(jìn)一步包括一個無線通訊接口，所述無線通訊接口可用于前述設(shè)備和前述監(jiān)控設(shè)備間的數(shù)據(jù)傳輸。
34.根據(jù)權(quán)利要求32所述的設(shè)備，其特征在于其中所述的無線通訊接口利用高頻能量傳輸數(shù)據(jù)。
35.根據(jù)權(quán)利要求34所述的設(shè)備，其特征在于其中所述的高頻能量本質(zhì)上是在ISM波段實(shí)現(xiàn)的。
36.根據(jù)權(quán)利要求34所述的設(shè)備，其特征在于其中所述的無線通訊接口包括一個展布頻譜設(shè)備。
37.監(jiān)控時間變量波形的設(shè)備，其特征在于其包括一個非侵入式血壓測量儀，設(shè)置該設(shè)備使之至少能夠產(chǎn)生一個與該時間變量波形有關(guān)的二進(jìn)制數(shù)字說明；與前述測量儀數(shù)據(jù)交換的接口電路，該接口電路可按照至少一個轉(zhuǎn)換函數(shù)調(diào)節(jié)前述二進(jìn)制數(shù)字說明，并產(chǎn)生其模擬表達(dá)；一個監(jiān)控設(shè)備，至少可以與上述接口電路連接，能夠利用上述模擬信號監(jiān)控前述波形。
38.根據(jù)權(quán)利要求37所述的設(shè)備，其特征在于其中所述的測量儀可用來檢測至少一個血壓波形，前述監(jiān)控設(shè)備可用于分析或顯示前述典型的血壓波形的信息。
39.根據(jù)權(quán)利要求37所述的設(shè)備，其特征在于其中所述的至少一個轉(zhuǎn)換函數(shù)實(shí)質(zhì)上重復(fù)了無源橋式轉(zhuǎn)換器的轉(zhuǎn)換函數(shù)。
40.根據(jù)權(quán)利要求38所述的設(shè)備，其特征在于其中所述的至少一個轉(zhuǎn)換函數(shù)實(shí)質(zhì)上重復(fù)了無源橋式轉(zhuǎn)換器的轉(zhuǎn)換函數(shù)。
全文摘要
一個連接時間變量信號的裝置及方法，其是一種改進(jìn)的裝置及方法，用于連接兩個硬件環(huán)境中間的一個時間變量波形。一方面，本發(fā)明包括一個模擬電路，可精確模擬一種或更多種與結(jié)構(gòu)復(fù)雜不同的監(jiān)控設(shè)備和/或分析設(shè)備聯(lián)和使用的檢測設(shè)備(如無源電橋壓力傳感器)的輸出，因此避免了對于不同監(jiān)控設(shè)備/分析設(shè)備必需專業(yè)接口電路的麻煩。在一個典型實(shí)施例中，檢測設(shè)備包括一個非侵入式血壓測量儀(NIBPM)，可借助本發(fā)明的接口電路廣泛應(yīng)用于連接現(xiàn)有技術(shù)的病人監(jiān)測儀。本發(fā)明的另一方面是，提出了一個改進(jìn)的能夠聯(lián)合接口電路運(yùn)行的NIBPM設(shè)備。同時還提出一種改進(jìn)的切斷電路，適用于探測檢測設(shè)備和監(jiān)控設(shè)備間的電氣連接狀態(tài)。
文檔編號G01R13/00GK1625742SQ03803097
公開日2005年6月8日 申請日期2003年1月30日 優(yōu)先權(quán)日2002年1月30日
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