專利名稱：利用參數(shù)以非侵入方式測量血液動力參數(shù)的方法及裝置的制作方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明涉及一種利用參數(shù)以非侵入方式測量血液動力參數(shù)的方法及裝置，特別是涉及一種用于監(jiān)測一個活的生物體循環(huán)系統(tǒng)相關(guān)參數(shù)的方法及裝置，以非侵入方式對動脈血壓的監(jiān)測利用參數(shù)以非侵入方式測量血液動力參數(shù)的方法及裝置。
背景技術(shù)：
醫(yī)療科學(xué)一直在尋找一種能準(zhǔn)確、連續(xù)、非侵入的血壓測量方法。這樣的測量技術(shù)將使護(hù)理人員在不使用動脈穿刺導(dǎo)管(通常稱為“A-line”)的情況下可重復(fù)地連續(xù)準(zhǔn)確地監(jiān)控被測生物體的血壓，此監(jiān)控可在任意數(shù)量的醫(yī)療環(huán)境下進(jìn)行，如在通常連續(xù)準(zhǔn)確的真實(shí)血壓指示都非常重要的手術(shù)室內(nèi)。
幾種眾所周知的方法一直以來都被用來以非侵入的方式監(jiān)測被測生物體的動脈血壓波形，它們是聽診測量法、振動測量法及張力測量法。聽診測量法及振動測量法使用一個標(biāo)準(zhǔn)充氣式的束臂，該束臂可封閉患者的臂動脈。聽診技術(shù)方案通過監(jiān)測當(dāng)束臂緩慢放氣時發(fā)生的特定的柯氏(Korotkoff)音來確定患者的心臟收縮壓及舒張壓。另一方面，震動技術(shù)方案通過測量當(dāng)束臂放氣時束臂內(nèi)的實(shí)際壓力變化來確定前述兩種血壓及該患者的平均血壓。因?yàn)樾枰喠鲗κ鄢錃夂头艢猓瑑煞N方法都僅能間歇地測定壓力值，并且不能重現(xiàn)患者的實(shí)際血壓波形。因此，真正連續(xù)的每搏血壓監(jiān)測不能通過這些方法得以實(shí)現(xiàn)。
以上簡述的此類封閉束臂儀器，一般來說在測量一個患者血壓的長期動向時，在某種程度上是有效的。然而，此類儀器對測量短期血壓變動一般是無效的，而此短期血壓變動的測量在很多醫(yī)療環(huán)境中都是極其重要的，包括在手術(shù)中。
動脈張力測量法在醫(yī)學(xué)界也是人所共知的。根據(jù)動脈張力的理論，具有充分骨骼支撐的淺層動脈(如橈動脈)內(nèi)的壓力可能在一個透壁壓力為零的壓平掃描中被準(zhǔn)確記錄下來。術(shù)語“壓平”指的是改變施加于動脈的壓力的過程。一個壓平掃描指動脈上的壓力從過壓縮到壓縮不足的或反過程的一個時間段。在一個減壓的壓平掃描開始時，動脈被過壓縮成一個“狗骨”的形狀，因此壓力脈沖不會被記錄下來。在此掃描的末尾，該動脈處于壓縮不足的狀態(tài)，因此最小振幅的壓力脈沖被記錄下來。在此掃描當(dāng)中，通常認(rèn)為會有一個其間該動脈血管壁張力與該張力計表面平行的壓平發(fā)生。此處，該動脈壓力于表面垂直并且是唯一的被張力計檢測到的作用力。在此壓力作用下，通常認(rèn)為得到的最大的峰-峰的振幅(最大脈動)壓力與零透壁壓力相對應(yīng)。
一種現(xiàn)有技術(shù)下用于實(shí)施此張力技術(shù)方案的裝置包括了一個縮小的壓力傳感器硬陣列，施用于覆蓋周邊動脈血管(如橈動脈)的組織。每個傳感器直接檢測下層組織內(nèi)的機(jī)械力，并且每個的大小均只適合覆蓋下層動脈的一部分。該陣列被壓附于組織上，用來壓平下層動脈，并由此造成動脈內(nèi)的每搏壓力變動，該壓力變動透過組織與至少一些傳感器耦合。采用一個由不同傳感器構(gòu)成的陣列來保障至少有一個傳感器總是在動脈之上，不管該陣列在被測量對象上的位置。然而，此類張力計有幾種不足之處。首先，分散的傳感器的陣列通常不會自動地與被測生物體覆蓋于被測量動脈上的連續(xù)組織相貼合。長期以來這都會造成最后的傳感器信號的不準(zhǔn)確。另外，某些情況下，此不貼合可能會造成組織損傷及神經(jīng)破壞，并限制血流向末梢組織。
其它的現(xiàn)有技術(shù)嘗試將一個張力傳感器更準(zhǔn)確地平行放置于動脈上，由此更完全地將傳感器與動脈內(nèi)的壓力變化耦合。然而，此類系統(tǒng)可能將該傳感器放置于一個“幾何中心”，而并非信號耦合的最佳位置，并且進(jìn)一步，由于被測生物體在測量過程中的移動，經(jīng)常要求相應(yīng)地頻率重校正或重新定位。
張力測量系統(tǒng)通常也對壓力傳感器在被測量部位上的方向較敏感。具體地，當(dāng)傳感器與動脈間的角度關(guān)系由“最佳”入射角變動時，此類系統(tǒng)將表現(xiàn)出一個準(zhǔn)確度的下降。因?yàn)闆]有任何兩次測量可以保證儀器被放置并維持于一個相對于被測動脈角度不變的位置，所以這是一個重要的考慮因素。類似地，許多前述的方法也受此影響，即便是邊界定位，也不能保持一個儀器與動脈間的恒定角度關(guān)系。因?yàn)樵谠S多情況下，定位機(jī)制不能適應(yīng)被測生物體的解剖學(xué)特征，如腕部表面的曲率。
動脈張力測量系統(tǒng)的另一個普遍的顯著缺點(diǎn)是它們不能連續(xù)地監(jiān)控并將動脈血管壁壓縮程度調(diào)節(jié)至一個最佳值。一般的，僅能通過周期性的校正才能實(shí)現(xiàn)動脈血管壁壓縮程度的最佳。這導(dǎo)致對被測生物體檢測功能的一個中斷，而此中斷有可能出現(xiàn)于關(guān)鍵時期。此缺陷嚴(yán)重限制了張力計在臨床環(huán)境中的使用。
現(xiàn)有技術(shù)下的張力測量法的最顯著的限制之一與壓力脈沖由血管內(nèi)向血管上方皮膚表面被測位置不完全傳遞相關(guān)。具體地，即便當(dāng)取得最佳的動脈壓縮時，動脈血壓通過血管壁及組織到達(dá)皮膚表面的不完全的傳遞及經(jīng)常的多次復(fù)雜耦合，使得實(shí)際發(fā)生于血管內(nèi)的壓力變化的幅度在某種程度上不同于由放置于皮膚上的張力感應(yīng)器(壓力傳感器)所測的結(jié)果。因此，在皮膚表面測得的任何壓力信號或波形均不同于動脈內(nèi)的真實(shí)壓力。對動脈血管壁、組織、肌肉、腱、骨骼、腕部皮膚的物理反應(yīng)的建模不可忽視，建模時應(yīng)將每個個體的不確定性及不規(guī)則度作為固有因素考慮到。這些不確定性及不規(guī)則度給任何通過張力感應(yīng)器得到的血壓測量結(jié)果引入不可預(yù)知的誤差。圖1、圖2顯示了一個典型人手腕的橫切面，顯示了正常(未壓縮)和壓平(壓縮)狀態(tài)下的不同部分以及其間的關(guān)系。
圖3以圖形方式顯示了前述原理，特別是相對于侵入式的“A-line”或真實(shí)動脈血壓的張力法測量結(jié)果的變動。圖3顯示了在將患者的橈動脈壓平至平均壓力的過程中得到的示范性的張力脈沖壓力(如收縮壓減去舒張壓)數(shù)據(jù)。圖3表明了用非侵入方式的現(xiàn)有技術(shù)下的張力裝置測得的脈動壓力與使用侵入的A-line導(dǎo)管測得結(jié)果間的區(qū)別。值得注意的是，這些區(qū)別通常既不穩(wěn)定，也不與實(shí)際的脈動壓力相關(guān)。因此，相對于侵入式的導(dǎo)管壓力，由張力方法測得的結(jié)果可能經(jīng)常有非常顯著的變化，現(xiàn)有技術(shù)方案并沒有對此種變化做一充分說明。
由此可見，上述現(xiàn)有的利用參數(shù)以非侵入方式測量血液動力參數(shù)的方法及裝置在結(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)。為了解決利用參數(shù)以非侵入方式測量血液動力參數(shù)的方法及裝置存在的問題，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)有的利用參數(shù)以非侵入方式測量血液動力參數(shù)的方法及裝置存在的缺陷，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)的利用參數(shù)以非侵入方式測量血液動力參數(shù)的方法及裝置，能夠改進(jìn)一般現(xiàn)有的利用參數(shù)以非侵入方式測量血液動力參數(shù)的方法及裝置，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)明的目的在于，克服現(xiàn)有的利用參數(shù)以非侵入方式測量血液動力參數(shù)的方法及裝置存在的缺陷，而提供一種新的利用參數(shù)以非侵入方式測量血液動力參數(shù)的方法及裝置，所要解決的技術(shù)問題是急需一種能夠準(zhǔn)確、連續(xù)、且以非侵入的方式測量一個活的生物體內(nèi)血壓的改進(jìn)的方法及裝置。此種改進(jìn)的方法及裝置需要允許連續(xù)的反映了真實(shí)動脈(導(dǎo)管)內(nèi)壓力的張力法血壓測量，并在不同的被測生物體生理學(xué)及環(huán)境條件下提供穩(wěn)定性及可重復(fù)性。此種方法及裝置還需既能夠被受過培訓(xùn)醫(yī)療人士，又能被未受培訓(xùn)的個人使用，并由此允許某些患者自己可以進(jìn)行準(zhǔn)確可靠的測量。
發(fā)明通過一個改進(jìn)的非侵入式，連續(xù)地測量一個活生物內(nèi)的血液動力屬性(包括動脈血壓)的方法及裝置滿足了前述需求。
本發(fā)明的一方面包括了一個改進(jìn)的利用參數(shù)調(diào)整來獲得一個來自一個活生物的一個血管的壓力信號的方法。一般來說，本方法包括將接近一個血管的組織的一部分壓平以獲得一個理想的測量條件；非侵入式地測量于該血管相應(yīng)的壓力。然后，測得的壓力可被利用從被測生物體得到的參數(shù)數(shù)據(jù)(或其他生物體，如基于統(tǒng)計學(xué)基礎(chǔ))有選擇地進(jìn)行調(diào)整。在本發(fā)明的一個示范性實(shí)施例中，該組織的該部分(如接近并有效地環(huán)繞要測的血管的部分)被壓平或壓縮到一個通常與該血管最大脈沖壓力幅度相應(yīng)的程度。這在很大程度上最小化了真實(shí)血管內(nèi)壓力與張力計讀數(shù)之間的誤差。然后，該張力計讀數(shù)被有選擇地基于包括被測量生物體的體重指數(shù)(BMI)及脈沖壓(PP)在內(nèi)的參數(shù)數(shù)據(jù)調(diào)整(校正)，以消除剩余的誤差。某些時候，如在那些僅存在由處于血管壁與張力傳感器間的組織造成的很小誤差或轉(zhuǎn)移損失的情況下，僅需很小的調(diào)整，或根本不需要。另外的情況下(如轉(zhuǎn)移損失顯著)，則需要對張力法測得的壓力讀數(shù)進(jìn)行調(diào)整。在本方法的一個示范性的變例中，確定了一些分散的參數(shù)數(shù)據(jù)范圍(如BMI/PP)，以使得一個給定的數(shù)據(jù)范圍與一個單一的(或確定的)調(diào)整因素或一組因素相對應(yīng)。
在另一個示范性實(shí)施例中，計算了一個BMI與腕圍(WC)的比值，然后基于此值實(shí)施了相應(yīng)的校正。
本發(fā)明另一方面包括了一種改進(jìn)的用來壓平組織以提供非侵入式的血壓測量的裝置。該裝置包括一個壓平元件，適用于對靠近血管的組織施加一個壓平或壓縮作用，同時通過張力法測量其壓力。在一種示范性的實(shí)施例中，該壓平元件包括了一個大致為長方形的襯墊，其內(nèi)正中部位有一個孔。此孔為圓柱形，有一個或多個壓力傳感器放置于其內(nèi)，并設(shè)置為相對于襯墊的接觸表面一個預(yù)定深度。一個驅(qū)動機(jī)制連接于該壓平元件，以使其可對組織施加不同大小的作用力。一個或多個帶定位編碼器的步進(jìn)電機(jī)被采用，用來實(shí)現(xiàn)壓平元件相對于血管/組織的精確定位。
本發(fā)明第三方面包括了一個改進(jìn)的方法，用來定位測量一個血液動力參數(shù)的最佳壓平位置。一般地，本方法包括了改變前述的壓平元件相對于血管的位置，以使得血管內(nèi)血液動力條件的變化得以隨隨時產(chǎn)生。元件的最佳壓平程度隨后通過對用張力法從血管(或覆蓋的組織)得到的數(shù)據(jù)的分析來確定，該最佳程度隨后被用來監(jiān)測選定的參數(shù)。在一種示范性實(shí)施例中，血液動力參數(shù)包括了動脈血壓，該壓平元件相對于血管的位置變動以產(chǎn)生一個逐步增加的壓縮度(所謂的“壓平掃描”)。當(dāng)最高或最大的脈沖壓力被觀測到時得到最佳的壓平。一個公式被用來迭代地分析在掃描過程中得到的壓力波形，并確定最佳(最大脈沖壓力)點(diǎn)。該壓平程度隨后被圍繞最大點(diǎn)調(diào)整或“侍服”，額外的測量及處理發(fā)生于該最大點(diǎn)。選擇性地，前述方法可與最佳路徑及與一個或多個其它維度(如對于人橈動脈的邊界、最近點(diǎn)及相對于正常的入射角)相應(yīng)的位置變化耦合，以使得所有參數(shù)被最優(yōu)化，從而提供最準(zhǔn)確的張力計讀數(shù)。
本發(fā)明第四方面包括了一個改進(jìn)的方法，用來調(diào)整從一個活的生物體獲得的血壓測量值。該方法一般包括確定至少一個該生物體的生理學(xué)參數(shù)；形成至少一個參數(shù)與一個調(diào)整公式間的一種關(guān)系；以及使用該調(diào)整公式來調(diào)整原始(如未校正的)血壓數(shù)據(jù)。在一種示范性實(shí)施例中，血壓測量值是由該生物體的橈動脈獲得的，兩個生理學(xué)參數(shù)被進(jìn)行了利用第一個參數(shù)包括該生物體的體重指數(shù)(BMI)，第二個參數(shù)為張力法測得的脈沖壓力(PP)。一個BMI與PP間的比例指數(shù)隨后被形成。此參數(shù)被與將該指數(shù)跟要求的將被施加于原始血壓數(shù)據(jù)的調(diào)整因素相聯(lián)系的預(yù)定的一組標(biāo)準(zhǔn)進(jìn)行比較。該調(diào)整標(biāo)準(zhǔn)本身既可能為分散的(如各與一個不同調(diào)整因素相對應(yīng)的多個指數(shù)“帶”)，也可能是連續(xù)的。要求的調(diào)整可自動完成(如通過系統(tǒng)軟件內(nèi)的一個查詢表，公式或類似機(jī)制)，或由手工進(jìn)行，如通過一個列線圖，圖形或表格。
在第二種實(shí)施例中，BMI與生物體的腕圍相聯(lián)系。在另一個實(shí)施例中，被測生物體的身體脂肪量被用來生成一個調(diào)整公式。
本發(fā)明第五方面包括了一個改進(jìn)的計算機(jī)程序，用來實(shí)施上述的方法。在一種示范性的實(shí)施例中，該計算機(jī)程序包括一個由一系列C++源代碼構(gòu)成的對象代碼表示，該對象代碼表示被存儲于程序內(nèi)存或一個微機(jī)系統(tǒng)的類似存儲裝置內(nèi)。該程序適于在該微機(jī)系統(tǒng)的微處理器上運(yùn)行。本程序包括了一個或多個用來實(shí)施壓平最佳化及上述調(diào)整方法的子程序。在另一個示范性的實(shí)施中，該計算機(jī)程序包括了一個放置于一個數(shù)字處理器的存儲裝置(如嵌入式的程序內(nèi)存)的指令集。
本發(fā)明第六個方面包括了一個改進(jìn)的非侵入式的系統(tǒng)，用來測量一個或多個血液動力參數(shù)。該系統(tǒng)包括了前述的壓平裝置，以及一個數(shù)字處理器和存儲裝置。在一個示范性的實(shí)施例中，該裝置包括一個放置于用來壓平一個人體橈動脈的壓平元件內(nèi)的壓力傳感器。該處理器可操作的連接于壓力傳感器及壓平裝置，幫助處理血壓測量過程中來自壓力傳感器的信號及控制壓平機(jī)制(通過一個微控制器)。該處理器進(jìn)一步包括一個程序內(nèi)存(如一個嵌入式的閃存)，前述的公式以一個計算機(jī)程序的形式存儲于其中。該存儲裝置也于該處理器并用，允許存儲操作過程中由壓力傳感器和/或處理器產(chǎn)生的數(shù)據(jù)。在一個示范性的實(shí)施例中，該裝置進(jìn)一步包括了一個二級存儲裝置(如電可擦除只讀存儲器EEPROM)，該二級存儲裝置與傳感器相連，并可拆卸的安裝于該裝置上，由此使得傳感器與EEPROM可以方便地被用戶調(diào)換。該移動傳感器/EEPROM組合被根據(jù)給定的調(diào)整數(shù)據(jù)進(jìn)行預(yù)設(shè)置，此給定的調(diào)整數(shù)據(jù)對具有特定參數(shù)(如BMI在一定范圍內(nèi))的測量對象特別設(shè)置。據(jù)此，用戶僅需簡單地衡量這些參數(shù)，并選擇合適的組合來與該裝置一起使用。該裝置提供一個合適的PP值(如從近期所得數(shù)據(jù)計算得出的一個‘校正’的值)，由此產(chǎn)生啟動調(diào)整功能(如查詢表)所需的BMI/PP比值。一旦合適的調(diào)整因數(shù)被選定，它被自動地應(yīng)用于未調(diào)整的壓力波形。不需進(jìn)行其他的校正或調(diào)整，因此大大簡化了該裝置的操作，而同時保證了連續(xù)的高度準(zhǔn)確的壓力讀數(shù)。
在另一個示范性的實(shí)施例中，該二級存儲裝置被設(shè)置以存儲多個調(diào)整因數(shù)/公式，使用時通過提供給該裝置的參數(shù)數(shù)據(jù)選擇合適的一個或多個。
本發(fā)明的第七方面包括了一個改進(jìn)的方法，用來使用前述的方法給一個被測者提供治療。該方法一般包括以下步驟選擇被測者的一個合適測量壓力數(shù)據(jù)的血管；將該血管壓平至最佳程度；當(dāng)血管被壓平至最佳程度時測量該壓力數(shù)據(jù)；調(diào)整測得的壓力數(shù)據(jù)；基于此調(diào)整后的壓力數(shù)據(jù)對被測者進(jìn)行治療。在一種示范性的實(shí)施例中，該血管包括人的橈動脈，而前述壓平血管的最佳方法及根據(jù)BMI/PP的壓力波形調(diào)整亦有實(shí)現(xiàn)。
本發(fā)明與現(xiàn)有技術(shù)相比具有明顯的優(yōu)點(diǎn)和有益效果。由以上技術(shù)方案可知，為了達(dá)到前述發(fā)明目的，本發(fā)明的主要技術(shù)內(nèi)容如下本發(fā)明提出一種利用參數(shù)以非侵入方式測量血液動力參數(shù)的方法及裝置，經(jīng)由上述可知，本發(fā)明(調(diào)入摘要)借由上述技術(shù)方案，本發(fā)明利用參數(shù)以非侵入方式測量血液動力參數(shù)的方法及裝置至少具有下列優(yōu)點(diǎn)(調(diào)入優(yōu)點(diǎn))綜上所述，本發(fā)明特殊結(jié)構(gòu)的利用參數(shù)以非侵入方式測量血液動力參數(shù)的方法及裝置，(調(diào)入目的)。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、制造方法、加工方法)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、制造方法、加工方法)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)有的利用參數(shù)以非侵入方式測量血液動力參數(shù)的方法及裝置具有增進(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)方案的概述，為了能夠更清楚了解本發(fā)明的技術(shù)手段，并可依照說明書的內(nèi)容予以實(shí)施，以下以本發(fā)明的較佳實(shí)施例并配合附圖詳細(xì)說明如后。


圖1是一個人體腕部的剖視圖，顯示了未壓平(未壓縮)狀態(tài)下的橈動脈及其它組織結(jié)構(gòu)。
圖2是圖1所示腕部的一個剖視圖，顯示張力測量法中橈動脈及其它結(jié)構(gòu)在壓平作用下的效果。
圖3是一個顯示用張力法得到的一個典型人體脈沖壓力與相應(yīng)侵入式導(dǎo)管(A-line)測得的典型人體脈沖壓力之間的關(guān)系，測量時橈動脈被壓平至平均動脈壓力狀態(tài)。
圖4是一個根據(jù)本發(fā)明的壓平裝置的一個實(shí)施例的測試圖。
圖4a是圖4中該裝置的襯墊的一個俯視圖，顯示了壓平元件與壓力傳感器之間的關(guān)系。
圖4b是該襯墊的第二種實(shí)施例的一個側(cè)面剖視圖，顯示了多層材料的使用。
圖4c是該襯墊的第三種實(shí)施例的一個底部視圖，顯示了按由中心壓平元件出發(fā)的半徑為變量的一個公式而變化的材料的使用。
圖4d是該襯墊的第四種實(shí)施例的一個側(cè)面平視圖，顯示了不同襯墊材料厚度的使用。
圖4e-4f分別為本發(fā)明的該襯墊的第五種實(shí)施例的底部視圖及側(cè)面平視圖。
圖4g-4h分別是本發(fā)明的該襯墊的第六種實(shí)施例的底部視圖及側(cè)面平視圖。
圖5是一個邏輯流程圖，說明了用根據(jù)本發(fā)明的最佳壓平及調(diào)整測量血壓的普通方法一個示范性實(shí)施例。
圖5a是一個邏輯流程圖，說明了使用BMI及PP來調(diào)整一個未被調(diào)整的張力波形的一種方法。
圖5b是一個顯示對本發(fā)明有用的多個可選擇的壓平掃描方案的圖例。
圖5c是一個顯示一個使用一個外來信號來確定并消除一個張力法壓力波形的噪音的示范性方法。
圖5d是一個邏輯流程圖，顯示了根據(jù)本發(fā)明利用BMI和PP調(diào)整血液動力測量值的本方法的一個示范性的實(shí)施例。
圖5e是一個顯示BMI/PP與由一個人體樣品得到的橈動脈數(shù)的據(jù)誤差因數(shù)之間關(guān)系的圖例。
圖5f是一個顯示圖5e中被測者的未校正過的張力法測得的收縮壓和實(shí)際值之間關(guān)系的圖例。
圖5g是一個顯示圖5f中被測者的未校正過的張力法測得的舒張壓和實(shí)際值之間關(guān)系的圖例。
圖5h是一個顯示一個示范性“0均值”張力法測得的壓力波形校正(調(diào)整)前、后的圖例。
圖5i是一個邏輯流程圖，說明了根據(jù)本發(fā)明的調(diào)整血液動力測量值(利用BMI和WC)的方法的一個第二種實(shí)施例。
圖6是一個根據(jù)圖5h的方法對調(diào)整血壓測量值有用的列線圖的第一種實(shí)施例的一個圖形表示。
圖7是一個邏輯流程圖，說明了一個示范性的用于側(cè)邊貼近定位根據(jù)本發(fā)明的圖4所示的壓平裝置的方法。
圖7a-7b為顯示脈沖壓力(PP)相對圖7所示方法的第一及第二側(cè)邊定位掃描側(cè)邊位置，其中包括PP最大值的相對位置。
圖7c是一個PP相對側(cè)邊位置的圖形，顯示了一個由測量過程中被測個體的移動造成的異常(壓力峰值)。
圖7d是一個PP相對側(cè)邊位置的圖形，顯示了一個沒有明確最大值的PP形狀。
圖8是一個根據(jù)本發(fā)明的用于測量一個活的生物血管內(nèi)血液動力參數(shù)的裝置的一個示范性的實(shí)施例的結(jié)構(gòu)示意圖。
圖8a是與圖8中裝置合用的一個示范性的單個傳感器/存儲裝置組合的一個側(cè)面平視圖。
圖9是一個邏輯流程圖，表明了使用前述方案對一個生物體提供治療的方法的一個示范性的實(shí)施例。
具體實(shí)施例方式
參照附圖，其中類似的序號在整個本文獻(xiàn)中表示相似的部件。
值得注意的是，此處主要是將本發(fā)明作為一種通過人的橈動脈(腕部)來測量循環(huán)系統(tǒng)的血液動力參數(shù)的方法及裝置進(jìn)行描述，但本發(fā)明還可以方便地實(shí)施或經(jīng)過變異以用于監(jiān)測人體其它血管和位置的此類參數(shù)，以及對其它溫血動物的此類參數(shù)進(jìn)行監(jiān)測。所有這些變異及不同的實(shí)施例均可方便地被本領(lǐng)域的技術(shù)人員進(jìn)行實(shí)現(xiàn)，并被認(rèn)為包涵于下文所附的權(quán)力要求書所保護(hù)的范圍內(nèi)。
此處所用的術(shù)語“血液動力參數(shù)”包括與被測個體循環(huán)系統(tǒng)相關(guān)的參數(shù)，如血壓(舒張壓、收縮壓、脈沖壓力或平均血壓)。術(shù)語“生理學(xué)參數(shù)”包括與生理學(xué)個體相關(guān)的測量值，如該個體的體重、身高、體重指數(shù)(BMI)、腕圍、踝圍或身體脂肪含量，還可包括前面定義的一個或多個“血液動力”參數(shù)(如血壓等)。
另外，此處術(shù)語“張力測量的”、“張力計”和“張力法”用來廣泛地指一個或多個血液動力參數(shù)如血壓的非侵入表面測量，如與皮膚表面接觸放置一個感應(yīng)器，盡管此接觸不一定是直接的(如通過一個耦合媒介或其它界面)。
此處術(shù)語“展平”和“壓平”用來指被測個體生理上的組織、血管和其它結(jié)構(gòu)如腱或肌肉的壓縮(相對于未壓縮的狀態(tài)來講)。類似地，一個壓平“掃描”指一個或多個壓平程度改變(增加、降低或任何兩者的組合)的時間段。雖然一般用于線性(恒定速度)位置變化環(huán)境中，此處術(shù)語“壓平”可以接納任意的其它形式，包括(i)一個連續(xù)非線性(如對數(shù))隨時間增加或降低壓縮程度；(ii)一個不連續(xù)或片斷連續(xù)的線性或非線性壓縮；(iii)改變壓縮和放松；(iv)正弦或三角波形式子；(v)隨機(jī)運(yùn)動(如“隨機(jī)走動”)；或(vi)一個確定性的外形。所有這些形式都被認(rèn)為被此術(shù)語所涵蓋。
最后，術(shù)語“處理器”和“數(shù)字處理器”包括至少能對一條指令進(jìn)行一個操作任何集成電路或其它電子裝置(或成組的裝置)，包括精簡指令集計算機(jī)(RISC)或更多，如英國劍橋ARM有限公司的產(chǎn)品、CISC微處理器、中央處理器(CPU)、以及數(shù)字信號處理器(DSPs)。此類裝置的硬件可被集成與一個單一的子層(如硅“芯片”)，或分布于兩個或更多子層。進(jìn)一步，處理器的不同功能可能僅被以軟件或與處理器結(jié)合的硬件實(shí)施。
概述本發(fā)明的一個基本的方面包括了一種借助最佳壓平及原始或未校正測量值調(diào)整來準(zhǔn)確測量一個或多個血液動力參數(shù)的方法。一般地，此種壓平減少了轉(zhuǎn)移損失及其它由非侵入式(如張力法)測量技術(shù)在應(yīng)用于需進(jìn)行血液動力參數(shù)測量的血管、組織、肌肉及皮膚等復(fù)雜結(jié)構(gòu)時造成的誤差。例如，如同下文將詳細(xì)介紹的，本發(fā)明可通過利用一個放置于一個人體的橈動脈上的張力或表面壓力傳感器來準(zhǔn)確地測量血壓，測得的壓力波形不可避免地與橈動脈內(nèi)的實(shí)際壓力有較大不同。在一種實(shí)施例中包括了一種特殊配置的壓平(壓縮)裝置，其中一個壓平元件被用于壓縮或施偏壓于組織，并自然而然地壓縮其內(nèi)所包含的血管。此壓平裝置的一個好處是其具有相連的壓力傳感器，此壓平裝置既可以以文中所述方式單獨(dú)使用，也可以與任意形式的其他適用于血液動力參數(shù)測量的裝置協(xié)同使用，包括如2001年3月22日提交的未決的美國專利申請第09/815982號，題為“包括血管位置在內(nèi)的血液動力參數(shù)的非侵入式測量的方法及裝置”，及同在2001年3月22日提交的第09/815080號，題為“用于測量一個活的生物體的循環(huán)系統(tǒng)內(nèi)的血液動力參數(shù)的方法及裝置”中所描述的裝置，以上兩個申請被賦予本申請人，此處通過其序號加以引用。
一方面前述第09/815080號申請介紹了一種一般包括以下幾步的方法測量一個個體血管內(nèi)的第一個參數(shù)；測量該血管的第二個參數(shù)；基于第二個參數(shù)得出一個校正公式；并運(yùn)用此校正公式校正第一個測量參數(shù)。一旦校正后，第二個參數(shù)將被連續(xù)地或斷續(xù)的進(jìn)行監(jiān)控；該參數(shù)的變動被用來指示所觀察的血液動力特性的變動。在一個示范性的實(shí)施例中，第一個參數(shù)包括一個壓力波形，而第二個參數(shù)包括血管內(nèi)的全部流體的動能。在測量壓力波形時，血管被壓平(壓縮)以減少血管及循環(huán)系統(tǒng)內(nèi)的血液動力特性的變動；該壓平過程中動能和/或速度被加以測量并用來確定一個或多個異常(如動能或速度圖形中的一個凸起)。隨后基于這些異常得出一個校正公式，并將其應(yīng)用于測得的壓力波形來產(chǎn)生一個改正或校正過的可以表示血管內(nèi)實(shí)際血壓的波形。在一種示范性的實(shí)施例中，校正方法包括了測量被測個體血管內(nèi)的壓力波形；至少測量一次一個同一血管的第二參數(shù)；在基于第二個參數(shù)的壓力波形內(nèi)確定至少一個異常；基于測得的第二個參數(shù)及至少一個與該至少一個異常關(guān)聯(lián)的特性得出一個校正公式；至少將該校正公式應(yīng)用于該壓力波形一次以產(chǎn)生一個校正過的血管內(nèi)壓力的代表；并且持續(xù)的監(jiān)測第二個參數(shù)來確定血壓隨時間的變動。
因?yàn)楸粶y量的信號是隨時間變化的，體現(xiàn)本發(fā)明方法的公式選擇性的運(yùn)用了重復(fù)及最優(yōu)化的方法來說明此變化。具體地，在心臟循環(huán)的短時間段內(nèi)、呼吸循環(huán)的較長時間段內(nèi)，并可能在由不同藥物濃度和劑量變化而造成的更長或更短的血液動力變化期間內(nèi)，該信號隨著時間而變化。相應(yīng)地，此處所述公式運(yùn)用了前述的壓平機(jī)制來連續(xù)地發(fā)現(xiàn)并維持最佳壓平程度，由此維持一個有益于準(zhǔn)確、連續(xù)、非侵入式的參數(shù)測量的環(huán)境。
文中將要介紹本發(fā)明的最佳偏壓技術(shù)可以與側(cè)邊(橫向)、逼近、或其它定位技術(shù)協(xié)同幫助將壓力傳感器定位于需測的血管之上。此處，任意數(shù)量的不同定位方式都有可能單獨(dú)或組合(兼容的情況下)使用。例如，基于對由一個一般放置于血管(下文將進(jìn)行介紹)上的張力感應(yīng)器得到的壓力信號進(jìn)行分析的側(cè)邊定位可被采用?；蛘撸笆龅奈礇Q的申請中主要的聲學(xué)側(cè)邊定位和墻壁檢測方法也可以被采用。
壓力測量的壓平裝置現(xiàn)參照圖4-4a，詳細(xì)介紹了本發(fā)明的壓平裝置的第一個實(shí)施例。
準(zhǔn)確測量與一條血管相關(guān)的壓力的能力在很大程度上依賴于壓平機(jī)制的機(jī)械設(shè)置。在前面討論過的典型的現(xiàn)有技術(shù)下，壓力傳感器包括了壓平機(jī)制，該機(jī)制與傳感器固定于一個獨(dú)立的單元。因此，壓力傳感器可感受到施加于組織、結(jié)構(gòu)及血管以使其形變的全部作用力。因?yàn)樾栌脕韷嚎s此中間組織等的該壓平作用力的組成部分與張力法測得的血管內(nèi)的壓力相聯(lián)系，此方式對其進(jìn)行了忽略。相反地，在沒有壓縮的情況下，血管內(nèi)壓力的幅度被中間組織削弱或遮蓋了，因此張力法測得的血壓小于血管內(nèi)的實(shí)際壓力(所謂的轉(zhuǎn)移損失)。
相對地，本發(fā)明的裝置使用了放置于壓平裝置內(nèi)的壓力傳感器，前者有一個特殊設(shè)計的設(shè)置適用于以一種簡單、可重復(fù)并可靠的方法來減輕此類轉(zhuǎn)移損失，以使其或者可被忽略，或者作為張力法測量的一部分補(bǔ)償。如同以下將更詳細(xì)介紹的，該壓平元件的形狀、大小、位置及材料的選擇可能對確定在一種給定條件下的轉(zhuǎn)移損失起到重要作用。具體地，這些因素很大程度上決定了最大脈沖壓力與平均壓力之間的關(guān)系，因此最終也決定了與給定張力法測得壓力讀數(shù)相關(guān)的誤差。
如圖4中示范性的實(shí)施例中，壓平元件402被用來壓縮一般地圍繞被測血管404的組織，并對血管壁施加壓力，以克服此處的血管壁或環(huán)繞壓力。該壓平元件(或壓平器)402與一個驅(qū)動電機(jī)406耦合，該電機(jī)通過一個束腕或帶子410(或一個外層表面)對患者施加一個壓縮的壓平作用力408。圖中顯示的實(shí)施例的該壓平器402包括了一個一般為長方形的壓平器主體414，該主體具有一個大致為圓柱形的凸起412(見圖4a)，和一個放置于底部表面的接觸墊片441。該主體414由一種聚合體(如聚碳酸酯)壓模而成，以便于生產(chǎn)，具有堅硬且低成本的優(yōu)點(diǎn)，當(dāng)然也可以采用其它材料。在接觸墊片441的中部形成一個大致為圓柱形的孔415，用于接受主體凸起412。相應(yīng)地，當(dāng)壓平器墊片441的接觸表面440被壓緊于患者皮膚時，會形成一個通常為長方形的具有中孔結(jié)果的接觸區(qū)域(“足跡”)。
大致放置于血管404上并由壓平器主體414的一個中孔413接受的一個壓力傳感器422被用來由覆蓋于血管上的皮膚(組織)表面得到張力法壓力讀數(shù)。該傳感器422的活動面420的高度被在其外殼417內(nèi)設(shè)定，以在壓平器402被壓緊于被測個體的組織時提供所需的傳感器表面于組織之間的耦合程度。然而，可以看出，該傳感器422或它的外殼417可以設(shè)置為在中孔413內(nèi)可調(diào)整或可移動的，由此促進(jìn)在不同的操作條件下的最佳的定位和/或兼容不同個體生理特征。
如圖4所示，在傳感器表面420頂部還提供了一個薄的聚合體層423，以便(i)將傳感器表面更好地與組織耦合；并(ii)調(diào)節(jié)由傳感器表面、主體凸起412和傳感器外殼417構(gòu)成的接觸組織的表面。具體地，如圖所示，一層柔軟的由可壓縮硅樹脂為主的混合物(如硅樹脂橡膠)形成于外殼417內(nèi)的傳感器表面420上，當(dāng)然還可以采用其它材料。除了奇佳的物理特性以及由組織到傳感器表面420耦合的優(yōu)異壓力信號外，該硅樹脂層423還允許該傳感器表面與外殼417上表面419之間的距離在生產(chǎn)時在一定程度內(nèi)變動，因?yàn)樵摴铇渲弧疤砑印敝梁线m的深度，以提供一個水平的并連續(xù)的上表面。
在本實(shí)施例中，壓平器組合的電機(jī)406硬性地與腕帶組合410耦合以提供一個大致恒定的平臺，以使得電機(jī)可以在壓平被測個體的組織時可根基于該平臺而施加該作用力。使用此“硬性”的設(shè)置，以避免壓平中對組織/血管的壓縮過程中，在電機(jī)406驅(qū)動接觸墊片441時該組合出現(xiàn)任何明顯的形變。此硬性便于幫助壓力傳感器422紀(jì)錄脈沖壓力(或其它所選擇的參數(shù))的最大值；機(jī)械上較大程度的形變傾向于降低觀測到的峰值壓力的大小，并因此使得脈沖壓力峰值的辨別更加困難。
然而，須認(rèn)識到，一些實(shí)例中可用到至少具有一些形變程度的替代設(shè)置。例如，在另一種實(shí)施例中，使用了壓平器組合與腕帶410間的一個硬性的耦合；然而，其中可以采用一個有一定柔性的，具有一個彎曲的適用于被測個體手腕曲率的內(nèi)表面(圖中未示出)的壓平器主體414。照這樣，此耦合仍是硬性的，但壓平器主體在一定程度內(nèi)可根據(jù)被測個體手腕曲率發(fā)生形變，由此得到在更寬的腕部范圍內(nèi)的一個大體一致的接觸程度。主體414的形變程度取決于它的彎曲強(qiáng)度；如加強(qiáng)主體形變的作用力大小按一定公式隨他的形變程度或“彎曲度”而增長，因此有效限制它的總形變，并在發(fā)生一定程度的形變后致使耦合于其上的接觸點(diǎn)片441先行壓縮。此處也可以使用其它由本領(lǐng)域技術(shù)人員所修改的替代品。
方便地，任何數(shù)量的不同腕帶設(shè)置均可以本發(fā)明協(xié)同使用。例如，可以適用前文中通過號碼述及的申請人的未決的美國專利申請第09/815982號所介紹的帶。其它設(shè)置也可以同樣的被進(jìn)行替代，這些設(shè)置被機(jī)械領(lǐng)域的技術(shù)人員進(jìn)行了修改。
前述的腕帶設(shè)置中的柔性還支持了本發(fā)明的另一個優(yōu)點(diǎn)，具體地，前述壓平機(jī)制(及以下將要詳述的相關(guān)技術(shù))在某種程度上說，對于壓平器及壓力傳感器相對于被測個體皮膚的姿態(tài)較當(dāng)前技術(shù)及裝置不敏感。此相對的不敏感部分地與壓力通過組織和血管壁在一個相對于血管軸向長度而言較寬的弧度范圍內(nèi)耦合相關(guān)，以使得角度的不匹配(如在測量時與皮膚表面一個正常向量偏離的壓力傳感器入射角度)所造成的影響變小。進(jìn)一步，因?yàn)榈谝粔浩皆?02血管周圍組織的一個廣泛的范圍相接觸，且在一定程度上對其進(jìn)行壓縮，一些角度的不匹配或壓平元件接觸表面440相對于皮膚表面的轉(zhuǎn)動可被容忍。
本實(shí)施例的壓平元件402的接觸墊片441由Rogers公司的PoronTM，所銷售的一種可壓縮的柔軟的泡沫狀的細(xì)胞氨基甲酸酯制成，當(dāng)然其它具有類似質(zhì)量的材料也可與此處所述的Poron協(xié)同使用，或?qū)⑵渫耆娲?。除其它的特性外，Poron還具有理想的硬度特性，該特性適用于本實(shí)例。該接觸墊片441被加工為大概0.25英寸(6.35毫米)厚，盡管也可以采用其它的厚度。本申請人在不同領(lǐng)域的實(shí)驗(yàn)中觀測到，對于被測個體的組織和血管的壓縮而言，Poron材料提供了優(yōu)異的物理特性，由此有效地減輕了前述與此類結(jié)構(gòu)相關(guān)的轉(zhuǎn)移損失。另外，本實(shí)施例的接觸墊片441被制成可被使用者/患者自行替換的，以維持一個衛(wèi)生(甚至消毒)的環(huán)境。例如，該接觸墊片441可在每次使用時與壓力傳感器組合一起更換，或者，如果需要，在對每個不同個體進(jìn)行測量時進(jìn)行更換。使用一種低價的聚合體降低了該裝置的維護(hù)成本。
另外值得注意的是，雖然以上介紹并在圖4a中顯示的接觸墊片441具有基本一致的厚度及材料構(gòu)成，在具體的實(shí)例中，兩者均可被進(jìn)行變動。例如接觸墊片441可被制成多層或“三明治”形式，各層的物理特性均不同以得到特定整體墊片組合特性。在一種實(shí)施例中，使用了一個每層都具有不同的壓縮常數(shù)的二層墊片(圖4b)來提供一種漸進(jìn)的壓縮變化；如一層材料將先被壓縮，而當(dāng)?shù)谝粚拥睦塾媺毫Τ^了第二層時才發(fā)生第二層的壓縮。在另一種實(shí)施例中，材料特性沿相對中孔的半徑方向變化，以提供以由墊片與覆蓋于血管(圖4c)上的組織的接觸點(diǎn)起的半徑為變量的函數(shù)變化的壓縮程度。在另一個實(shí)施例中(圖4d)，墊片的厚度按空間位置的函數(shù)變化，以提供變化的組織壓縮程度。
基于以上所述，應(yīng)注意到接觸墊片441的設(shè)置可根據(jù)需要被進(jìn)行“調(diào)節(jié)”，已完成特定程度的組織壓縮和/或提供其它所需的功能特性。此類可替代的實(shí)施例的設(shè)計及加工為機(jī)械及材料領(lǐng)域內(nèi)的技術(shù)人員所熟知，故此處不再贅述。
另外，圖4-4d中的實(shí)施例包括了一個大致平面的具有一個圓形橫切面中孔的長方形墊片441，其它形狀和/或設(shè)置的墊片也可以被采用。例如，如圖4e-4f所示的實(shí)施例，壓平元件的墊片451包括了一個圓形橫切面及一個形成于接觸表面450的輕微凹陷的弧度，以使得墊片與腕部455的內(nèi)側(cè)表面相符合。而在另一種實(shí)施例(圖4g-4h)中，該壓平元件墊片可被設(shè)置為一組不連續(xù)的側(cè)墊460，分布于壓力傳感器464的一個多元件陣列463的兩側(cè)。無數(shù)的其它壓平器形狀、大小、印記、平整度及設(shè)置的組合均可被與本發(fā)明協(xié)同使用，所有這些組合均在本發(fā)明的權(quán)利要求書保護(hù)范圍內(nèi)。
用于圖4顯示的實(shí)施例中以驅(qū)動壓平元件402的電機(jī)406是一個在電機(jī)領(lǐng)域內(nèi)廣為人知的精確的步進(jìn)電機(jī)。此電機(jī)還包括一個或多個向主機(jī)系統(tǒng)處理器及相關(guān)公式提供一個電信號位置編碼器(圖中未顯示)以在操作中非常精確地控制該壓平元件的位置。相應(yīng)地，如同下文將更詳細(xì)介紹的，在本實(shí)施例中用來代表壓平元件位置的變量是電機(jī)步數(shù)(相對于一個“0”點(diǎn)具有正、負(fù)符號)；這種方法有效的消除了測量對于被測個體組織或解剖的絕對位置的需要。相對的步數(shù)是由位置編碼器來計量的，此值有效地與由壓力傳感器處得到的壓力測量值相關(guān)聯(lián)。
以下將參照圖7對支持圖4中壓平機(jī)制400操作的電及信號處理裝置做一詳細(xì)介紹。
方法現(xiàn)參照圖5，將一般使用前述裝置的最佳地壓平或壓縮血管和局部組織的方法進(jìn)行詳細(xì)介紹。
如先前所討論，本發(fā)明(以及下面介紹的方法)的基本概念是控制壓平元件402以減輕測量過程中與血管周圍的組織及結(jié)構(gòu)有關(guān)的轉(zhuǎn)移損失。對于人體的橈動脈而言，在張力法測得的脈搏壓最大時所對應(yīng)的壓平程度下，轉(zhuǎn)移損失有效地被減輕。壓縮不足，血管壁和組織表面(和傳感器的工作表面)之間的耦合是不完全的，從而提供存在明顯錯誤的張力法壓力測量值。壓縮過度，血管壁塌陷，因此明顯地扭曲血管橫切面的形狀，而再一次產(chǎn)生明顯錯誤。最佳的情況是不需要影響血管本身的血液動力而通過中間的組織盡可能完全地與血管壁耦合。
如圖5所示，方法500的第一步502包括相對被測個體的血管把壓平機(jī)制400放在正確位置。如此的安置可用手工完成，即由護(hù)理者或被測個體靠目測法將傳感器和裝置排列在手腕的內(nèi)側(cè)部分上，按照先前所述的壓力/電子的/聲學(xué)的定位方法，或藉著其他的方法。理想地，壓平元件402和它的接觸墊片將會合適地被橫著放置在手腕的內(nèi)部之上，傳感器元件422直接放置于橈動脈之上而沒有或只有很小的傾斜。元件402和傳感器422可能并排排列(步驟504)，并且如果需要的話，近位地排列(步驟506)。在一個示范性的實(shí)施例中，由張力法通過傳感器422測得的壓力信號可以一種類似于確定最佳壓平程度的方法(描述詳細(xì)地在下面)，作為此并排的/近位的定位方法的一種基礎(chǔ)使用。
一旦壓平元件402合適地被定位且定向，元件402將按照步驟508操作，壓平圍繞(至少部分覆蓋)血管的組織，以期達(dá)到一個所需的水平，從而確定一個轉(zhuǎn)移損失和與張力法測量有關(guān)的其他錯誤的效果得以減輕的最佳位置。具體地，如圖5的實(shí)施例所示，一壓平掃描由電機(jī)406驅(qū)動元件402開始(步驟530)，因此漸進(jìn)地增加由接觸墊片441應(yīng)用于組織的壓力。在此掃描中，每隔一定間隔(如每搏)對從傳感器422獲得的壓力波形按步驟532做一分析，以確定該間隔內(nèi)的脈搏壓力值。此類計算通常完成在一個相對壓平的變化速度而言如此短時間內(nèi)(其主要由下面將參照圖7描述的信號處理裝置造成)以使得必需的計算能在壓平掃描期間″即時″完成。特定的異常或存在于波形里面的條件被識別(步驟534)，由此表示已經(jīng)被到達(dá)理想的壓平水平。如，在圖5的實(shí)施例中，脈膊壓力在每兩次相鄰的心跳間隔內(nèi)被計算。在本實(shí)施例中，每個間隔的波形的″波峰-波谷″間幅度值被確定為該計算的一部份，盡管波形的其它的數(shù)量和/或部分也可被使用。當(dāng)計算的脈搏壓力下降到之前一定心跳次數(shù)(如2)的一個脈搏壓力的一定百分比(如50％)時，一個脈搏壓力“最大值”被聲明，而壓平水平被降低到之前脈沖壓力最大化的(圖5的步驟510)心跳間隔的水平。
壓平元件402回歸最大脈搏壓力位置的粗略定位是通過壓平掃描中記錄下來的電機(jī)位置(例如，與最大的脈膊壓力被發(fā)現(xiàn)位置的動脈壓平或壓縮的水平相對應(yīng)的某一電機(jī)步數(shù))而完成的。一旦粗略位置被獲得并且壓平器回到這一位置，系統(tǒng)將″穩(wěn)定″一定時間，一個反復(fù)″搜尋″的方式被利用來沿不同方向改變壓平馬達(dá)和元件的位置；即，更深度的壓平和較淺的壓平，并同時監(jiān)測平均壓力是否等同于由壓力傳感器422(和輔助電路)所確定的壓力值。一個″最大值″檢測常式被運(yùn)用于此往復(fù)移動中以確定實(shí)際上最大值點(diǎn)已被得到，并且，如果需要，將壓平元件從當(dāng)前位置移動到該點(diǎn)。需要注意到雖然對應(yīng)最大脈膊壓力的馬達(dá)位置或相似標(biāo)記通常是好的″粗略的″定位決定因素，其他的因素(生理的和其它)也可能導(dǎo)致最佳壓平的水平略微改變，因此使前述的發(fā)現(xiàn)最大值的常式成為取得最佳結(jié)果所必需的。然而，按照所需準(zhǔn)確性的程度，如果需要，該″粗略的″重定位標(biāo)準(zhǔn)也可單獨(dú)使用。
需要認(rèn)識到多種不同壓平掃描方案可作為前述步驟的一部份被使用。具體地，最簡單的方案或許是直線比率掃描，其中壓平元件驅(qū)動電機(jī)406被系統(tǒng)控制器(將在下面介紹)控制以有效持續(xù)的速率(如5000個步/分鐘)移動該壓平元件。這導(dǎo)致一個作用力或偏壓非線性地應(yīng)用于被壓縮的組織，因?yàn)楫?dāng)對組織的壓縮接近完全時所需的作用力較壓平開始時為大。另外的，壓平掃描可能在每一步內(nèi)是線性的；即，以沒有運(yùn)動的有限中止時段定標(biāo)的鄰近的一組恒定速度的小-掃描。在壓平掃描期間需要重要信號處理或其他的數(shù)據(jù)處理/獲得時，此方式可能是有用的。
另一種替代選擇，壓平的速度可以是確定的。如，在另一種實(shí)施例中，此速度患者的心率耦合，患者的心率可直接地由血液動力測量系統(tǒng)(即通過信號處理從由壓力傳感器422測量壓力波形提取)，或由另外的一套裝置(如一個適用于分析心臟QRS復(fù)合波的心電圖測量裝置)確定。具體地，在使用通過測得的壓力波形進(jìn)行本地確認(rèn)的一個實(shí)施例中，提取的心率被輸入一個線性函數(shù)式y(tǒng)＝mx+b中，以使得對于較高的個體心率，壓平的速度被相稱地設(shè)置為較高，反之亦然。然而，明顯地，如果需要，可用非線性函數(shù)替換上述函數(shù)。圖5b圖解式地說明了若干的前面替代選擇。
另外地，其他的決定性的量可被用為決定壓平速度的基礎(chǔ)。如，心臟收縮壓和/或舒張壓(或衍生值)可作為一個壓平速度函數(shù)的輸入使用。無數(shù)的其他變體也可或單獨(dú)或組合地被采用，以在不同的生理學(xué)的條件下選擇適當(dāng)?shù)膲浩剿俣取?br> 進(jìn)一步，據(jù)圖5的方法500的步驟512，當(dāng)壓平被設(shè)定在(或伺服在附近)脈膊壓力最大的點(diǎn)時，理想的壓力值被測量并儲存在系統(tǒng)的儲藏裝置中，以下將對其進(jìn)行討論。如，在一個實(shí)施例中，心臟收縮壓和舒張壓波形從壓力傳感器輸出信號被提取。需要注意到，在示范性的人體橈動脈的例子中，最大的脈膊壓力發(fā)生的壓平點(diǎn)與平均動脈血壓有明顯的關(guān)聯(lián)，該關(guān)聯(lián)的程度受到前面參照圖4介紹的形狀、大小、印記、柔性及接觸墊片441的其它特性的影響。
進(jìn)一步，在步驟514中，血液動力的測量值(如壓力)可選擇性地針對轉(zhuǎn)移損失做適當(dāng)調(diào)整或校正。
需要認(rèn)識到，不是每一測量值均需要被調(diào)整，在一些情況下是不需要調(diào)整的。這一個結(jié)果起源于事實(shí)(i)不同的個體有不同的生理學(xué)的特征和結(jié)構(gòu)，因此使得與一個個體關(guān)聯(lián)的轉(zhuǎn)移損失顯著地不同于另外的個體；而且(ii)轉(zhuǎn)移損失(及張力法測量值相對真實(shí)的脈管內(nèi)壓力的誤差)的值可能太小而不合邏輯的。如同將會在以下的討論中介紹的，對于一個給定的個體，轉(zhuǎn)移損失的大小與個體的體重指數(shù)(BMI)之間有一個很強(qiáng)關(guān)聯(lián)，因此允許本發(fā)明在其間″智能地″調(diào)整測得的原始血液動力學(xué)參數(shù)。
需要注意到，本發(fā)明也可能利用由上述的ECG或其他的外部裝置提供的作為一個同步信號的心率信號來幫助確定張力法測得的壓力波形中的異?；蚱渌匦?。具體地，因?yàn)镋CG(或其他的)非本地的測量技術(shù)可能不受非生理學(xué)噪音(如患者的移動、治療儀器的震動、低頻交流噪音等)的影響，壓力波形中存在的異常能被與外部的信號對應(yīng)起來，以利于關(guān)聯(lián)并減輕這些異常。例如，如廣為人知的，上述的ECG技術(shù)使用與用來測量心律的被測個體心臟的QRS復(fù)合波相關(guān)的電信號；ECG波形將會因此以他們被被測個體心臟產(chǎn)生QRS復(fù)合波的間隔對其進(jìn)行登記，基本不受運(yùn)動異常或其他的噪音。因此，在張力法測得的壓力波形將會在一定程度上顯示人為的運(yùn)動因素(像是患者所躺的病床被不某個管理治療的人不小心踢到時，或載有患者的救護(hù)車正在騎穿越一條不平的路段)的情況下，這些異常通常將會與ECG信號無關(guān)。本發(fā)明選擇性地使用參照圖7在下面介紹的數(shù)字處理器將當(dāng)前維度內(nèi)一致的兩個信號映射起來，并以一個預(yù)定的速率和間隔(如，每隔100毫秒開放100毫秒的移動的窗口)檢查此二信號，或在預(yù)定的事件(如，ECG QRS幅度超過一個給定的門檻)發(fā)生時，決定是否一個被觀察的壓力暫態(tài)應(yīng)該被包含在那個時段采集的數(shù)據(jù)之中，或當(dāng)作一個具迷惑性的噪音或人為的運(yùn)動因素丟棄。在一個示范性的實(shí)施例(圖5c)中，ECG波形被監(jiān)測以發(fā)現(xiàn)每次心跳；一個窗口函數(shù)f(t)被應(yīng)用于張力法獲得的波形數(shù)據(jù)，以有效地阻擋發(fā)生在指定的當(dāng)前窗口外的壓力暫態(tài)，該當(dāng)前窗口位于ECG發(fā)現(xiàn)的″心跳″上。因此，僅有那些與ECG所測到的心跳合拍的異常會被包含在之后的張力法測得的波形的信號處理之中。假定噪音/異常隨機(jī)分部，多數(shù)的此類噪音/異常將會被此技術(shù)從壓力波形中除去。
然而，需要認(rèn)識到，將外部的信號(ECG或其它的)和張力法測得的波形關(guān)聯(lián)起來的其他的功能和方法也可以被使用。如，不用僅有兩個不連續(xù)狀態(tài)的窗口方式(即，丟棄或不丟棄)，而可能使用比較復(fù)雜的信號處理和適用于選擇性地確認(rèn)噪音/異常并“即時”將其從波形中去除的過濾運(yùn)算法則。此種運(yùn)算法則廣為信號處理領(lǐng)域內(nèi)的技術(shù)人員所知，因此此處不再進(jìn)一步介紹。
體重指數(shù)(BMI)/脈搏壓力(PP)調(diào)整現(xiàn)參照圖5d-5h，一個調(diào)整或校正使用前述圖5的方法得到的原始的或未校正的血液動力數(shù)據(jù)的方法的示范性實(shí)施例。認(rèn)識到圖5d-5h所示的實(shí)施例是以一個運(yùn)算式形式介紹的，目的是為了在具有一個微處理器或數(shù)字處理機(jī)的一個數(shù)字計算系統(tǒng)協(xié)同使用，但本發(fā)明的方法可以部分地甚至完全地不用此類計算式或計算機(jī)系統(tǒng)而實(shí)現(xiàn)。如，運(yùn)算法則的部分可能由硬件(像是在ASIC或FPGA被具體表達(dá)的門邏輯)完成，或由操作員的直接或間接手動控制。因此，圖5d-5h的示范只是所明較廣范圍的概念。
如圖5d所示，調(diào)整方法514通常首先包含在評估(步驟540)之下確定活的個體的一個第一生理叁數(shù)。為了方便說明，方法514被以一個用張力法從人體的橈動脈測得的血壓測量值的調(diào)整來說明，雖然該方法可能被使用于相同的或不同的種類上其他的監(jiān)聽位置。在這個示范性的實(shí)施例中被獲得的第一個叁數(shù)包含一個醫(yī)學(xué)領(lǐng)域中廣為人知的類型的體重指數(shù)(BMI)。具體地，BMI包含BMI＝W/H2(Eqn.1)其中BMI＝體重指數(shù)(Kg/m2)W＝個體重量(kgf)H＝個體身高(m)典型的人體的BMI值從大約15公斤/m2到50公斤/m2左右，雖然此范圍外的值也可能發(fā)生。個體的體重(W)和身高(H)值可方便地以傳統(tǒng)測量技術(shù)得到，此處不再贅述。
進(jìn)一步，一個同一個體的第二生理學(xué)叁數(shù)在步驟542中波確定。在圖5d-5h的方法實(shí)施例中，脈膊壓力(即，心臟收縮壓減去心臟舒張壓)與該個體的體重指數(shù)(BMI)協(xié)同使用以產(chǎn)生修正的脈膊壓力。
圖5e說明BMI與張力法測得的脈膊壓力(PP)的比值與誤差因數(shù)(張力法獲得的壓力讀數(shù)與由A-line侵入式導(dǎo)管確定的血管內(nèi)的真實(shí)壓力之間的百分比誤差)之間的關(guān)系(基于申請人得到的經(jīng)驗(yàn)數(shù)據(jù)，以下將較詳細(xì)的介紹)。如圖5e所示，誤差與BMI/PP之間的關(guān)系被很好地聚集并且對所使用數(shù)據(jù)是線性的，后者跨越一個較寬的BMI/PP值的范圍。
從它提供一個以特定挑選的生理學(xué)叁數(shù)(如BMI和PP)的函數(shù)對誤差行為的描述來看，圖5e是重要的。此描述允許本發(fā)明應(yīng)用適當(dāng)水平的調(diào)整與張力法壓力測量值上，以對轉(zhuǎn)移損失和這些測量值中相關(guān)的誤差進(jìn)行校正。如圖5e所示，在BMI/PP低時，損失(以誤差因素反映)也低；而當(dāng)BMI/PP增加時，損失(線地)增加。
實(shí)際中，對于相同的PP值，具有較高的BMI的人將需要較多的轉(zhuǎn)移損失校正，這也可直觀地通過觀察看出，此類人在手腕的內(nèi)側(cè)普遍有較多的組織(皮膚，脂肪，肌肉，腱，等等)介于橈動脈與皮膚表面之間。相反地，有平均的PP值的一個非常高而瘦的人將需要做較少的轉(zhuǎn)移損失的校正，這也是直觀的看出。
圖5f和5g分別說明血管內(nèi)真實(shí)壓力(如由A-line測得的)與張力法測得的心臟收縮壓和心臟舒張壓之間的關(guān)系，類似于先前叁考的經(jīng)驗(yàn)數(shù)據(jù)。如同這些圖例中的每一個所顯示的，數(shù)據(jù)緊密地聚集一條函數(shù)的線(此處，模型為線性的)。換言之，在張力法測得的心臟收縮壓和心臟舒張壓與其相應(yīng)的血管內(nèi)真實(shí)壓力值之間有可預(yù)期的函數(shù)關(guān)系。
在本實(shí)施例中，一種線性關(guān)系也用來做為張力法測得及血管內(nèi)真實(shí)壓力之間的百分比誤差的模型，依下列各項(xiàng)%Error=PPT-PPAPPT=M·BMIPPT+b---(Eqn.2)]]>其中PPT＝脈搏壓力(張力法)PPA＝脈搏壓力(實(shí)際)M＝坡b＝截距變動此方程，可得到如下幾式PPT-PPA＝M.BMI+b.PPT(Eqn.3)PPT-b.PPT-M.BMI＝PPA(Eqn.4)及 PPT(1-b)-M.BMI＝PPA(Eqn.5)
方程5是關(guān)聯(lián)血管內(nèi)真實(shí)壓力(PPA)和基于BMI的以張力法測得的壓力(PPT)的一般化的關(guān)系。注意到PPA(也稱為被修正的脈膊壓力，PPc)是基于當(dāng)前間隔(如心跳)的，而PPT是基于之前n此脈搏的平均壓力的。此處，n可能是任何的數(shù)字(如10)，或者，例如以基于從被測個體測量的另一個數(shù)值而確定，再或者，需要的話，由計算過程中得到。因此，實(shí)際中，比值PPc/PPT是被應(yīng)用于張力法獲得的壓力波形的的后來樣品的調(diào)整因素。一個n間隔的移動窗口被建立，相同的調(diào)整因素被應(yīng)用于每個間隔(心跳)之上.
盡管上述方程5(以及圖5f和5g內(nèi)的函數(shù))中一個線性關(guān)系的使用，需認(rèn)識到BMI/PP和誤差因素(或就此而言，用于進(jìn)行調(diào)整的任何其他的生理學(xué)叁數(shù)或函數(shù))之間的關(guān)系不一定是線性的或前述的任何一種形式。例如，由整個人口(如，那些在一定的BMI范圍內(nèi)的)作為一個整體或由部分人口收集到得數(shù)據(jù)，可能是毫無疑問的非線性。進(jìn)一步，其他的參數(shù)關(guān)系，如以下將要介紹的BMI/WC方式，可能產(chǎn)生一個非線性函數(shù)，該函數(shù)可能被用作調(diào)整的基礎(chǔ)。或者，函數(shù)可能是分段連續(xù)或甚至不連續(xù)。無數(shù)的函數(shù)關(guān)系因此可能成功地被替換并且與本發(fā)明的一般前提保持一致而使用。
回到圖5d，校正后(調(diào)整后)的壓力波形是根據(jù)步驟544得出的。在本實(shí)施例中，其由以下因素決定(i)從每個根據(jù)步驟546用張力法測得的隨后的壓力樣品值(一個“0均值”樣品結(jié)果)減去張力法測得的平均n次脈膊的平均壓力；(ii)將每個(i)中得出的“0均值”樣品值乘以調(diào)整因數(shù)(步驟548)，并加回該n次心跳平均壓力值(步驟550)；及(iii)每n次心跳重復(fù)此過程，在每個n次心跳中使用一新得到的調(diào)整因數(shù)(步驟552)。得到的波形是一個調(diào)整后的波形，它有效地校正了轉(zhuǎn)移損失。
注意到前述的“0均值”方法被用來使波形圍繞一個已知的叁考水平(零)歸零或集中。照這樣，心臟收縮壓測量值將會總是在零均值，而心臟舒張壓測量值總是在其下。然而，如果需要，一個非零均值(如偏移)或其它的叁考點(diǎn)也可被選擇，比如在零和平均壓力之間的任何值。0均值方法只是一個權(quán)宜約定俗成，用來簡化分析并使結(jié)果對使用者/操作者更直觀。需要認(rèn)識到此值可能被選擇來促進(jìn)計算的效率，尤其在主機(jī)平臺的計算能力是很小或需額外費(fèi)用的較多的“瘦”硬件環(huán)境中。如，一套低成本(或甚至拋棄型的)的體現(xiàn)本發(fā)明的裝置可能只有一個非常有限的MIPS和/或存儲器的數(shù)字處理器；該平均或偏移點(diǎn)可被選擇而將此有限能力最優(yōu)化。
還應(yīng)注意到與此處張力法測量相關(guān)誤差的大小總是負(fù)的(圖5d完全地在誤差因數(shù)刻度的“負(fù)”的一側(cè))。這與張力法測得的壓力因轉(zhuǎn)移損失總是小于血管內(nèi)真實(shí)壓力相對應(yīng)。當(dāng)此情況與先前介紹的“0均值”技術(shù)耦合時，會造成張力法測得的心臟收縮壓和心臟舒張壓的值，其大小總是一定在調(diào)整期間增加的(對收縮壓為“向上伸展”，而對舒張壓則“向下伸展”，如圖5h所示)。正如以下參照圖7的更詳細(xì)的介紹，本發(fā)明的裝置700，基于BMI和PP根據(jù)先前討論的為了要與血管內(nèi)真實(shí)波形一致而執(zhí)行此張力法壓力波形的這一個伸展的方法計算了一個“伸展”值。
一個生理學(xué)叁數(shù)脈膊壓力(PP)在本實(shí)施例中的使用提供了作為源于壓力傳感器測量的其他變量的進(jìn)一步的優(yōu)勢。即，PP是在任何給定時間(或在一個預(yù)定的間隔之上)的心臟收縮壓和心臟舒張壓經(jīng)數(shù)學(xué)處理而得出的；相應(yīng)地，在本發(fā)明的示范性的實(shí)施例中，其中調(diào)整因素的確定是通過運(yùn)算法處理壓力測量期間固有地被系統(tǒng)獲得的壓力值而得到的，不需要護(hù)理者或被測個體測量這些叁數(shù)。這有利地簡化了調(diào)整過程。
如先前所述，在上面所呈現(xiàn)的數(shù)據(jù)是由本申請人在進(jìn)行證明本發(fā)明方法的臨床試驗(yàn)時獲得的。具體地，本申請人隨機(jī)選擇了若干(＞20)的個體，而且由每個個體獲得了多個張力法壓力波形。這產(chǎn)生了超過500個與這些個體相關(guān)的數(shù)據(jù)文件。每個數(shù)據(jù)文件分割成數(shù)個“片斷”(如以10次心跳為一個增量)，壓力值按每個片斷被平分。上述的以BMI為基礎(chǔ)的調(diào)整被應(yīng)用于每個平均的片段，所有調(diào)整后的片段最終被集體地分析以產(chǎn)生“全局的”或非個別的特定數(shù)據(jù)。每個個體一只手臂的橈動脈被任意地選擇作為測量的基礎(chǔ)，而相同的個體的另一只手臂被利用提供實(shí)質(zhì)上一致的A-line血壓的侵入式導(dǎo)管測量。此“證明原則”的測試的結(jié)果在調(diào)整后與對應(yīng)的A-line結(jié)果相比較時，心臟收縮壓和心臟舒張壓的測量均只有非常低的誤差，分別為大約-1.2mmHg(標(biāo)準(zhǔn)差＝8.6)和-2.6mmHg(標(biāo)準(zhǔn)差＝5.4)，因此以實(shí)驗(yàn)的方式證明了本方法的有效性。注意到，基于廣為人知的AAMI SP10的聽診法/振動法血壓測量技術(shù)有關(guān)的標(biāo)準(zhǔn)，誤差為+/-5mmHg(標(biāo)準(zhǔn)差＝8mmHg)的理想的測量水平，本發(fā)明臨床表現(xiàn)是優(yōu)良的。
BMI/WC調(diào)整現(xiàn)參閱圖5i，介紹調(diào)整方法(圖5d的步驟514)的一個第二實(shí)施例。在此第二個實(shí)施例中，第二的生理學(xué)叁數(shù)包含被測個體測量時的腕圍(WC)。如同以下將更詳細(xì)介紹的，這功能性地與先前講到的BMI相關(guān)聯(lián)以產(chǎn)生一個調(diào)整指數(shù)。
在圖5i的調(diào)整方法560的步驟562中，被測個體的BMI值用如同先前參照圖5d所述方法獲得。然后，在步驟564中，在步驟562中確定的BMI值被與第二個叁數(shù)(如，相同的被測個體的腕周)相關(guān)聯(lián)以獲得一個調(diào)整指數(shù)，如方程6所定義Is＝BMI/WC(Eqn.6)其中Is＝調(diào)整因數(shù)(無量綱)BMI＝體重指數(shù)(Kg/m2)WC＝腕圍(cm)Is的“典型”值位于從大約2到10的范圍內(nèi)，雖然也可能出現(xiàn)此范圍外的值。然而，注意到，此處術(shù)語“典型”指在一個寬廣跨區(qū)段的一般人口之上觀察到的值，它和體形、骨骼尺寸、體重、身體脂肪含量等的不同可能導(dǎo)致兩個個體Is的顯著不同。
基于為每個個體確定的調(diào)整指數(shù)Is，一個調(diào)整因數(shù)Ks可被確定(步驟566)。下面的表1說明一個用來由調(diào)整指數(shù)Is得出調(diào)整因數(shù)Ks的示范性方法。此表格是本申請人用從統(tǒng)計學(xué)上顯著數(shù)量的個體的臨床試驗(yàn)期間獲得的經(jīng)驗(yàn)數(shù)據(jù)與從相同個體獲得的聽診法/振動法(“腕帶”)測量值相比較而得到的。
表1.

表1的實(shí)施例有簡化Ks確定過程的優(yōu)點(diǎn)，因?yàn)楸贿m用于被測個體的測得血壓的Ks值僅需從一個有限數(shù)量的不連續(xù)的片段內(nèi)選取(即，Is值的范圍)。例如，考慮被測個體有一值為2.8的Is，使用表1，可見不需要進(jìn)行原始血壓測量值的調(diào)整。這主要與被測個體有一個相對其BMI較大的腕周有關(guān)，通常這表示被測位置(即橈動脈)僅有少量脂肪組織。脂肪組織越少，越能提供更完全的壓力傳感器和血管壁之間的“耦合”，因此需要更少的糾正性的調(diào)整。
相對地，考慮被測個體具有值為6.0的Is的情況，對此個體，表1指出應(yīng)該使用值為1.2的調(diào)整因數(shù)Ks(有效地將測得的壓力值上調(diào)20％)。因?yàn)榇藗€體的轉(zhuǎn)移損失較大，需要進(jìn)行此種調(diào)整，正如他們較大的體重指數(shù)(BMI)與腕圍的比值所反映。因此，BMI(分子)傾向于引發(fā)手腕部分脂肪組織的量或與其直接相關(guān)。
最后，在步驟568中，調(diào)整因數(shù)Ks被應(yīng)用于原始的或未校正的血壓測量值以獲得一個調(diào)整后或校正后的測量值。在先前說明的實(shí)施例中，這是通過將未校正的壓力測量值乘以調(diào)整因數(shù)Ks而完成的。例如，由一個未調(diào)整的100mmHg的血壓值及一個1.2的Ks會得到一個值為120mmHg的校正后的壓力值。如同先前參照上述BMI/PP實(shí)施例而介紹的，張力法測量值實(shí)際中將會總是小于血管內(nèi)真實(shí)壓力，并且因此張力法測量值總是在幅度上被向上調(diào)整。
需要認(rèn)識到，雖然前面表1的實(shí)施例僅有少數(shù)的不連續(xù)的調(diào)整指數(shù)段，但也可以采用其它數(shù)目的指數(shù)段(無論幅度上是否相同，或被壓縮擴(kuò)展)，以得到跟好的壓力調(diào)整過程的準(zhǔn)確度或精細(xì)度。例如，可以使用十個按對數(shù)的關(guān)系安排的指數(shù)段。在另一個實(shí)例中，可使用其他的叁數(shù)來有效化或證實(shí)該調(diào)整過程。例如，在用表1(或相似的)確定調(diào)整因數(shù)Ks之后，可用其它個體或人口的子集(如那些BMI大于一定值的個體)通過一個統(tǒng)計數(shù)據(jù)庫交叉檢測意向調(diào)整因數(shù)。照這樣，“突出”的數(shù)據(jù)可在調(diào)整實(shí)施之前被識別，而能夠提醒護(hù)理者重新獲得一個確證的測量值或向其他的資源咨詢。
注意到，因?yàn)閳D5i的方法至少在本實(shí)施例中具有一定試探性，所以不需要對第二個叁數(shù)進(jìn)行非常精確的測量。因此，在被測個體手腕上的精確的測量位置同樣地不是特別重要。這支持了本方法的一個重要優(yōu)點(diǎn)，應(yīng)用于未調(diào)整壓力測量值的結(jié)果調(diào)整在很大程度上對醫(yī)師或護(hù)理者對腕圍測量中的誤差不敏感。此優(yōu)點(diǎn)也存在于前述的BMI測定的步驟1002中，因?yàn)锽MI的確定基本上與被測個體身高和/或體重測量中的誤差無關(guān)。
另外，其他的生理學(xué)的叁數(shù)也可能被用來“調(diào)整”波形(或調(diào)整因數(shù)Ks，在其被應(yīng)用于原始的壓力測量值之前)。例如，廣為人知的，被測個體身體的一個給定區(qū)域中組織的阻抗與被測個體的體重相關(guān)。典型地，此種測量是利用高頻段(如100-200千赫)進(jìn)行的，以克服位于較低頻段的噪音和其它有害效果。因此，本發(fā)明可以利用由被測個體的腕或臂得到的一個電阻抗測量值作為確定體重(或一個與BMI等同的叁數(shù))的基礎(chǔ)，后者用來調(diào)整張力法壓力波形。此類測量值也可能被用于進(jìn)行確證，證明由其它方法得到的調(diào)整因數(shù)，和/或在某一給定的調(diào)整因數(shù)的不連續(xù)范圍內(nèi)提供額外的精細(xì)度。
在另外的一個實(shí)施例中，調(diào)整因數(shù)Ks和調(diào)整指數(shù)Is之間的關(guān)系是用如圖6所示的一個列線圖確定的。如圖6所示，列線圖600包含一系列的垂直刻度602、604、606、608、610、612和614，這些刻度彼此平行的分布于一個水平表面(如疊片板、紙、或類似品)上，圖中未顯示。在所述實(shí)施例中，垂直的刻度包含一個體重刻度602、一個身高刻度604、一個BMI刻度606、一個腕圍(WC)刻度608、一個調(diào)整指數(shù)(Is)刻度610、一個測得的(原始的)血壓刻度612、及一個真實(shí)的或調(diào)整后的血壓刻度614。各種不同的刻度為了順序地確定與上述確定調(diào)整后血壓的方法相關(guān)的參數(shù)而被進(jìn)行排列。例如，左側(cè)的兩個刻度602、604被輸入(使用從被測個體獲得的數(shù)據(jù))，并使用直邊，如一個標(biāo)尺；通過將直邊進(jìn)行排列以與體重和身高刻度602、604在由被測個體所得到的值處相交而確定BMI值。BMI的值隨后可從第三個(BMI)刻度606上與直邊相交處讀取。此類列線圖刻度的構(gòu)建在數(shù)學(xué)領(lǐng)域中被廣為人知，因此此處不再進(jìn)一步描述。
在圖6的列線圖600中，剩余的刻度(WC、調(diào)整因數(shù)、測得的血壓、及校正后的血壓)被與體重、身高、及BMI刻度相鄰分布，以幫助校正后血壓的計算。具體地，在如前所述的BMI的計算之后，使用者只是在列線圖上放置該直邊，以使得其邊緣分別與BMI和WC刻度606及608在確定的BMI值與該個體實(shí)際WC值處相交。然后調(diào)節(jié)因數(shù)Ks被作為直邊和該調(diào)節(jié)因數(shù)刻度610相交的點(diǎn)。繼續(xù)以類似的方式，使用者隨后放置該直邊，以使其與調(diào)節(jié)因數(shù)刻度與原始血壓刻度610，612相交，由此與校正后的壓力刻度614在真實(shí)(校正后的)血壓值處相交。通過在同一列線圖600上使用這些刻度，本發(fā)明允許用戶跨越此列線圖600“移動”直邊，由此回避了記錄或甚至記憶中間計算結(jié)果的需要。具體地，例如，在計算BMI之后，使用者只要繞直邊和該BMI刻度606的交點(diǎn)轉(zhuǎn)動該直邊，直到WC刻度608被適當(dāng)?shù)叵嘟?，以次得到調(diào)整因數(shù)。同樣地，使用者然后繞直邊與調(diào)節(jié)因數(shù)刻度610的交點(diǎn)轉(zhuǎn)動該直邊，并以此類推。使用者因此甚至從不需要知道BMI的值或在這些中間步驟中被確定的調(diào)整因數(shù)；而他們只需要記得(或記錄)從最后一個刻度614讀取的校正后的血壓谷。然而，用于記錄中間值(和一開始從被測個體獲得的數(shù)據(jù))的一個表625可被選擇性地提供以促進(jìn)計算及記錄保管。關(guān)于后者，可在一張置于一個平面上的紙上重現(xiàn)列線圖600。護(hù)理者只是從被測個體獲得體重、身高和WC數(shù)據(jù)，在表625中適當(dāng)位置輸入此值，然后當(dāng)進(jìn)行前述的列線圖確定時，能容易找到所需數(shù)據(jù)。在進(jìn)行這些確定之后，護(hù)理者記錄表625的適當(dāng)位置的結(jié)果，然后將其保存于被測個體的文當(dāng)中或其它地方。照這樣，血壓確定能方便地在日后重現(xiàn)，由此提供責(zé)任明確和錯誤辨別。
需要認(rèn)識到前述的圖6中的列線圖600也可被擴(kuò)展或縮略為一個在本領(lǐng)域中廣為人知的計算結(jié)構(gòu)類型“轉(zhuǎn)盤”(圖中未顯示)。此轉(zhuǎn)盤包含一個或多個固定的及繞一個中軸轉(zhuǎn)動的移動的轉(zhuǎn)盤，通常用一種有柔性的疊片材料制造。轉(zhuǎn)盤的外圍或表面被編碼以使得當(dāng)轉(zhuǎn)盤的不同部分被對齊時(表示上述的叁數(shù)各種不同值)，結(jié)果可直接從一個轉(zhuǎn)盤的另一部分讀出。此裝置的優(yōu)點(diǎn)在于它不需要在一個平表上使用，因此(i)給予使用者活動性；并且(ii)防止因缺少平面或直邊而影響計算的結(jié)果。然而其它的結(jié)構(gòu)也可能與本發(fā)明協(xié)同使用。
進(jìn)一步認(rèn)識到，與該調(diào)整因數(shù)所需的應(yīng)用一致，前述的列線圖600的刻度可被自然地制成連續(xù)或者不連續(xù)的。因此，先前表1所表示的功能可方便地被制成列線圖的形式，或者，也可同樣方便地制成一個連續(xù)的，無間斷(即Is及Ks為連續(xù)變量)的形式。
最后，注意到，如果需要，通過數(shù)學(xué)領(lǐng)域的技術(shù)人員將方程1-5的計算簡化為一個列線圖的形式，上述列線圖技術(shù)也可應(yīng)用于前述的BMI/PP方法。
在圖5i的方法另一個實(shí)施例中，調(diào)整因數(shù)Ks調(diào)整指數(shù)Is之間的關(guān)系被通過該血壓測量裝置(如，參見與下面圖7相關(guān)的討論)的處理器或存儲裝置內(nèi)的一個嵌入式的代碼用運(yùn)算法則確定。例如，上述表1的關(guān)系可方便地被簡化為一個運(yùn)算法或通過數(shù)字處理器進(jìn)行前述的確認(rèn)操作的計算機(jī)程序(如一個被編譯器將一個基于C的源代碼列表編譯成的匯編語言程序)。如果需要，一個查詢表或相似結(jié)構(gòu)也可被編碼在運(yùn)算法則里。此算法實(shí)施例有如下明顯優(yōu)點(diǎn)，省去了前述的列線圖或類似裝置，并把血壓校正過程透明地展現(xiàn)給使用者。一旦經(jīng)過適當(dāng)?shù)尿?yàn)證，軟件代碼的使用還會減少調(diào)整確定中的誤差風(fēng)險，因?yàn)椴粫兄边厡?zhǔn)欠佳或類似的錯誤發(fā)生。此運(yùn)算法則的編碼和實(shí)施可方便地被計算機(jī)編程領(lǐng)域內(nèi)的技術(shù)人員完成，顧此處不再進(jìn)一步介紹。
各種中間步驟(即BMI、調(diào)整因數(shù)確定)的結(jié)果也可選擇性地在任何與本系統(tǒng)連接的顯示裝置上顯示，并被存儲于存儲裝置或其它理想位置(或通過一個計算機(jī)網(wǎng)絡(luò)傳送到一個遠(yuǎn)的位置)以幫助進(jìn)一步的分析。
進(jìn)一步認(rèn)識到，BMI/PP和BMI/WC的方法可被結(jié)合并/或用作一個確認(rèn)的功能以彼此作為補(bǔ)充。例如，使用上述的基于WC的技術(shù)確定調(diào)整因數(shù)(和/或校正后的血壓)可用該基于PP的技術(shù)證明或檢驗(yàn)，反之亦然?；蛘?，基于PP和基于WC的技術(shù)的結(jié)果可被平均或進(jìn)行統(tǒng)計分析。許多此類的交換和組合可能與本發(fā)明所講述的一致。
側(cè)邊搜索方法現(xiàn)參照圖7，介紹壓平器402的傳感器組合的側(cè)邊定位的方法。如先前所討論的，在進(jìn)行前述的最佳壓平、測量、及調(diào)整程序之前，需要先將傳感器422適當(dāng)?shù)刂苯臃胖糜谀繕?biāo)血管(如橈動脈)之上。此種適當(dāng)?shù)膫?cè)邊放置幫助確定血管壁與傳感器表面間的一個高度耦合，并在某種程度上幫助降低轉(zhuǎn)移損失。
如圖7所示，所述實(shí)施例的示范性的方法700首先包括將該壓平器元件402(及壓力傳感器422)按照先前參照圖5介紹的步驟702一般性地定位于目標(biāo)血管之上。該壓平器元件402被固定于一個環(huán)或其它裝置內(nèi)，以使前者被定位于被測個體手腕內(nèi)側(cè)表面上。注意到，本方法一定程度上預(yù)期了側(cè)邊對齊。
然后，在步驟704中，該壓平器402的壓平水平被進(jìn)行調(diào)整，以維持來自傳感器422的大致穩(wěn)定的壓力讀數(shù)。此調(diào)整包括在被指定的壓力周圍伺服以接近地維持穩(wěn)定的目標(biāo)壓力。此壓力被選擇以提供動脈血管壁與傳感器(經(jīng)由被插入的組織和聯(lián)結(jié)層423)工作面之間的充足的信號耦合，同時也允許傳感器422(和聯(lián)結(jié)層423)在被測個體的皮膚上的移動，而不會引起對被測個體不舒服的摩擦或可能造成痛感的組織的扭曲，或引起測得的壓力波形的不規(guī)則。
然后該壓平器402被側(cè)向移動從被測個體的手腕上移動到位于被測血管旁邊的一個起始位置。例如，在一個實(shí)施例中，該壓平器402被朝被測個體手腕側(cè)面部分移動，更接近于橈骨。然而，需要認(rèn)識到，其它的起始位置(如中間的或其它的)也可能被使用。該壓平器402被使用一個側(cè)邊定位的步進(jìn)電機(jī)845(參見下面圖8的討論)來定位，該電機(jī)于壓平器402耦合。然而，如果需要，此定位可用任何類型的驅(qū)動力完成，甚至手工進(jìn)行。
一旦該壓平器402被定位于它的起始點(diǎn)，脈膊壓力(PP)將被基于從傳感器422的壓力波形獲得的心臟收縮壓和心臟舒張壓的組件被監(jiān)測(步驟708)。
然后，在步驟710中，一個側(cè)位的掃描被用側(cè)邊定位電機(jī)845啟動，后者在徑向方向侍服的同時，還沿被測個體皮膚表面拖動該壓平器402(及壓力傳感器422)以維持前述的確定的壓力。在本實(shí)施例中，使用了一個線性位置掃描(即，滑過手腕的表面速率穩(wěn)定)，然而需認(rèn)識到，對于前述的該壓平掃描，其它特性(非線性或其它)也可被使用。脈膊壓力在步驟710的掃描期間被測量，并且數(shù)據(jù)被儲存以便以后分析。
該掃描速率被選擇以允許壓力波形數(shù)據(jù)的充份收集及每單位時間內(nèi)PP的計算，因此為PP測量提供理想的精細(xì)度。具體地，如果掃描速率太高，將只有一些PP數(shù)據(jù)點(diǎn)產(chǎn)生，而且側(cè)邊定位的準(zhǔn)確性將會被降低。相反地，如果掃描速率太低，使用PP的定位會較高，但是定位過程將會較長，因此延長獲得一個血壓測量所需的時間。
步驟710的掃描將一直持續(xù)直到(i)得到預(yù)先確定的壓平器402相對于起始點(diǎn)的位置；和/或(ii)觀察到一個脈膊壓力最大值。其它結(jié)束第一個側(cè)邊定位掃描的標(biāo)準(zhǔn)也可能被采用。圖7a說明了一個利用方法700得到的示范性的PP相對側(cè)邊定位方案。
一旦步驟710的側(cè)邊掃描被完成，一個第二相反的方向的側(cè)邊掃描也被完成(步驟712)。如圖7b所示，此第二掃描反向跟蹤第一掃描，并且再一次將測得的PP作為一個時間和/或位置的函數(shù)進(jìn)行記錄。在一個實(shí)施例中，第二掃描在一個較第一掃描小的區(qū)域(即小的側(cè)面距離)，并以一個更慢的速率操作，以得到一個更加精確相對動脈的位置。與用于終止第一掃描(步驟710)相似的用于終止第二掃描的標(biāo)準(zhǔn)被采用。
一旦第二掃描(步驟712)被完成，為兩個掃描收集的數(shù)據(jù)將被分析(步驟714)，以確定一個真實(shí)的PP最大值是否被觀察到。具體地，每組數(shù)據(jù)均被進(jìn)行分析以確定PP最大值是否出現(xiàn)在一個與其它掃描的位置相應(yīng)的側(cè)邊位置(如用步進(jìn)電機(jī)位置編碼確定的)，并在一個預(yù)知的誤差帶內(nèi)。如果PP極大值很好地相互關(guān)聯(lián)，很可能兩個極大值中的一個(或中間的一個位置)包含了PP最大值可能被測得的真實(shí)位置。相反地，如果二個極大值不是很好地相互關(guān)聯(lián)，可能需要取得(掃描)另外的數(shù)據(jù)，以解決此不確定性和/或準(zhǔn)確地為傳感器422確定其理想的側(cè)邊位置。
除了沒有很好地相互關(guān)聯(lián)的極大值外，還可以觀察到具有多個局部極大值和/或異常的側(cè)邊掃描形狀。如圖7c-7d所示，掃描期間被測個體的移動或其它的原因可能導(dǎo)致PP形狀的噪音，因此妨礙真實(shí)的最大值位置的確認(rèn)。在本實(shí)施例中，多個或沒有極大值(如，通過對該掃描的每一個于其它相對的區(qū)間的一個數(shù)學(xué)分析確定的)的情況意味著一個側(cè)邊掃描為無效的，因而需要進(jìn)行另外的掃描(步驟716)。能夠確定壓力波形中的異常和極大/極小值的信號處理運(yùn)算法在其領(lǐng)域內(nèi)廣為人知，因此此處不再進(jìn)一步介紹。
還應(yīng)注意到一個“統(tǒng)計方式”的操作可能被參照上述的方法700使用。具體地，在步驟714的分析被執(zhí)行之前，可先進(jìn)行多個側(cè)邊位置掃描，并在被分析的數(shù)據(jù)組中包含入相應(yīng)數(shù)量(或較少)的這些掃描。照這樣，在一個掃描中出現(xiàn)的異?；蛟胍艨赡懿粫谙乱粋€中出現(xiàn)，因此在最終的位置確定中將會有較少的退化效果。根據(jù)需要，信號處理和/或統(tǒng)計分析可被實(shí)施于結(jié)果數(shù)據(jù)上。
再進(jìn)一步，圖7的方法(和下面的圖8的裝置)可被進(jìn)行配置，以一種重復(fù)的方式在一個計算出地位置附近定位。例如，每個側(cè)邊定位掃描均在其完成時被分析，而最大值位置分析的結(jié)果被用于確定下一個掃描的空間區(qū)域。具體地，在一個實(shí)施例中，從第一個位置的掃描得到的PP數(shù)據(jù)被分析，PP最大值的位置被確定?；诖诵畔?，側(cè)邊定位電機(jī)被重定位(與檢測到與原始的掃描相反的方向)至檢測到的PP最大值位置附近的一個位置窗口的起始點(diǎn)。當(dāng)PP被測量時，一個第二個縮短時間的“迷你-掃描”隨后被執(zhí)行，在此“迷你-掃描”完成時，隨后分析此PP數(shù)據(jù)，以確定PP最大值的位置。如先前介紹的那些一樣的關(guān)系分析可根據(jù)需要選擇應(yīng)用或不應(yīng)用，來確定每個掃描中確定的PP最大值位置間的相互關(guān)系。如果需要，這一個程序可能被繼續(xù)以更精確地定位PP最大值的位置。如果需要，也可以在連續(xù)的血壓監(jiān)測過程中(即，根據(jù)上面的圖5，在最佳的壓平水平已經(jīng)被確定并且任何必需的波形調(diào)整被應(yīng)用后)定期地進(jìn)行此操作，以解釋患者的移動、滑動等等。具體地，系統(tǒng)可能采用一個側(cè)邊定位“超時”，其中控制器導(dǎo)致壓平電機(jī)406撤回壓平器402到預(yù)定的恒定壓力水平(圖7的步驟704)，并且一個或多個側(cè)邊更新掃描被執(zhí)行。
需要認(rèn)識到，前述步驟(即，壓縮到需要的水平、壓平器402橫過血管的側(cè)邊運(yùn)動、和極大值的分析)的無數(shù)不同變化均可能與本發(fā)明協(xié)同使用。在本發(fā)明所介紹知識的前提下，所有對該方法的此類變化和修改均為本領(lǐng)域的技術(shù)人員所熟知。
血液動力評估的系統(tǒng)工具參閱圖8所示，以下將介紹一個用于測量活的生物體血管內(nèi)血液動力參數(shù)的裝置。在所述的實(shí)施例中，該裝置被調(diào)整成用來測量人體的橈動脈內(nèi)的血壓，盡管需認(rèn)識到，在其最廣義的程度上，其它的血液動力叁數(shù)、監(jiān)聽位置、甚至活的生物體的種類也可以與本發(fā)明協(xié)同使用。
圖8中的示范性的裝置800主要是由用于測量來自橈動脈血壓的圖4所示的壓平組合400(包括元件402和壓力傳感器422)；一個數(shù)字信息處理器808，連同壓力傳感器422(和若干的中間的組成)，用于(i)分析傳感器產(chǎn)生的信號(ii)為步進(jìn)電動機(jī)406產(chǎn)生控制信號(經(jīng)由把一個微控制器811連接到步進(jìn)動力控制電路)；(iii)儲存被測量和分析的數(shù)據(jù)。馬達(dá)控制器811，處理器808，輔助板823，連同其他的組成可能被本地地放到壓平器402，或者，如果需要，被放到一個獨(dú)立的單機(jī)外殼結(jié)構(gòu)內(nèi)。壓力傳感器422和其他儲藏裝置852可以選擇性地被設(shè)為可從壓平器402拆卸，如以下參照圖8a進(jìn)行的更詳細(xì)的說明。
在此實(shí)施例中，壓力傳感器422是一個應(yīng)變梁壓力傳感器元件，雖然其他的技術(shù)也可被使用，此元素在功能的關(guān)系上對于適用于它的測知表面421的壓力產(chǎn)生一種電信號(例如成比例的)。壓力傳感器422產(chǎn)生的模擬信號在通過低通濾波813并且送到信號處理器808分析后，該模擬信號被轉(zhuǎn)換成一種數(shù)字形式(通過使用，如，ADC809)。根據(jù)使用的分析類型，信號處理器808利用它的程序(或植入的，或儲存在一個外部的儲藏裝置中)來分析壓力信號和其他的相關(guān)數(shù)據(jù)(如由編碼器877所決定的步進(jìn)電動機(jī)的位置，計數(shù)在經(jīng)由I2C1信號被包含在傳感器的EEPROM852的數(shù)據(jù)，等等)。
參閱圖7、圖8所示，裝置800也可以與第二個步進(jìn)電動機(jī)及聯(lián)合的控制器811b裝配，第二個步進(jìn)電動機(jī)845被調(diào)整用于移動壓平器組合402通過血管(如橈動脈)。側(cè)邊定位馬達(dá)845，連同它的控制器811b的運(yùn)行實(shí)質(zhì)上與壓平馬達(dá)406的運(yùn)行是相似的，與圖7所示的方法一致。
如先前所述，急需連續(xù)、準(zhǔn)確、非侵入式的血液動力叁數(shù)(如血壓)的測量方法。至此，裝置800被設(shè)計成(i)用來確定生物體血管和相關(guān)的組織的適當(dāng)壓平水平；(ii)在這一條件下，為可能的最好的張力法測量，連續(xù)地“伺服”以維持血管/組織被適當(dāng)?shù)仄珘?；而?iii)調(diào)整張力法測量值，以滿足提供一個準(zhǔn)確的血管內(nèi)壓力的表現(xiàn)給用戶/操作者的需要。如同參照圖5所介紹的，在一個壓平“掃描”中，控制器811a控制壓平電機(jī)406以依照預(yù)定壓平該動脈(及中間的組織)。同樣地，在該運(yùn)算法(即當(dāng)壓平電機(jī)406被縮回到最佳的壓平位置的時候，隨后伺服在此點(diǎn)附近)的后期階段，壓平元件402的延伸和縮進(jìn)是通過控制器811a和處理器808所控制。
裝置800也配置成用來應(yīng)用前面參閱圖5d-5i所討論的調(diào)整方法。具體地，如同先前參閱圖5d所討論的，校正后(調(diào)整后)的壓力波形通過下面方法取得(i)由每個后來的張力法壓力樣值(一個“0均值”樣本結(jié)果)減去平均n次脈膊中由張力法測得的平均壓力；(ii)將每個由(i)中得到的“0均指”樣值乘以得到的調(diào)整因數(shù)，并加回該n次心跳平均壓力值；并且(iii)每n次心跳重復(fù)此過程，在每個n次心跳中使用一新得到的調(diào)整因數(shù)。得到的波形是一個調(diào)整后的波形，它有效地校正了轉(zhuǎn)移損失。
在另一個實(shí)施中，在完成壓平掃描和最優(yōu)化過程后，根據(jù)方程7，一個“擴(kuò)展”計算被運(yùn)行。
Pts＝Ptu+(Pth×SBMI) (Eqn.7)其中Pts＝“擴(kuò)展的”或校正過的張力法測得壓力Ptu＝未校正過的張力法測得壓力Pth＝未校正過的張力法測得壓力(高通濾波過濾的)SBMI＝BMI擴(kuò)展因數(shù)通過將沒有被校正過的壓力數(shù)據(jù)加到一個被BMI擴(kuò)展因數(shù)校正過的未校正數(shù)據(jù)高通過濾的部分上，此函數(shù)有效地產(chǎn)生了校正后的張力法壓力數(shù)據(jù)。盡管其他的價值也可能被運(yùn)用，基于經(jīng)驗(yàn)數(shù)據(jù)，在本實(shí)施例中BMI擴(kuò)展因數(shù)被設(shè)定為在從大約0.0到+0.6的范圍內(nèi)。
值得注意的是，在“擴(kuò)展”計算的壓力掃描期間，因?yàn)樵谧R別所關(guān)心的(如最大的脈膊壓力點(diǎn)的)異常時不需進(jìn)行任何調(diào)整，上述調(diào)整的功能被自動關(guān)閉(同時也具有自通開啟的功能)。此外，使用者/操作者可以為壓力掃描確定血液動力叁數(shù)(如壓力)的最小截止值。盡管也可以使用其它值，默認(rèn)值被設(shè)為90mmHg。此最小的截止值可以幫助系統(tǒng)避免不合邏輯地或錯誤地引發(fā)一個無效事件(如一個由于系統(tǒng)配置可能導(dǎo)致低壓力值的“錯誤的”最大值)。
當(dāng)裝置800開始數(shù)據(jù)獲得的時候，一個計算系統(tǒng)第4次高通濾波器(具有一個0.1625赫茲的截止頻率，用來消除信號中的任何直流成分)系數(shù)的程式被選擇性地啟動。另外地，對于每次數(shù)據(jù)塊(即與一個給定的監(jiān)聽間隔相關(guān)的每組數(shù)據(jù))，裝置800為“擴(kuò)展”計算執(zhí)行一次高通過濾器張力法測得數(shù)據(jù)的類似計算。
本實(shí)施例還包括一個心跳檢測運(yùn)算法。當(dāng)檢測到一個新的心跳(基于張力法壓力波形的處理)時，將執(zhí)行一個軟件呼叫來更新由BMI確定的擴(kuò)展因數(shù)。如果被測個體的BMI信息還沒有被輸入，則系統(tǒng)只是為將來的計算更新(脈搏)壓力歷史。
在所述的實(shí)施例中，圖8中的物理裝置800包括大量的獨(dú)立的單元，其中有一個組合的壓力傳感器422和壓平設(shè)備400，電機(jī)控制器811、RISC數(shù)字處理器808及與其耦合的同步DRAM(SDRAM)存儲器817和指令集(包括調(diào)整查詢表)、LED顯示器819、面板輸入設(shè)備821及電源823。在本實(shí)施例中，在控制及調(diào)整運(yùn)算法在一個連續(xù)的基礎(chǔ)上實(shí)施的情況下，基于操作者/使用者初始的輸入，控制器811被用來控制組合的壓力傳感器/壓平裝置的運(yùn)作。
例如，在一個實(shí)施例中，使用者輸入接口包括多個(如2個)安裝在該裝置外殼(圖中未顯示)上的按鍵，它們與LCD顯示器879耦合。處理器程序及LCD驅(qū)動被配置以實(shí)現(xiàn)如下效果，當(dāng)按下兩個按鍵中的每一個時，通過顯示器879顯示互動的提示。例如，在當(dāng)前的環(huán)境下，一個按鍵被指定為“體重范圍”按鍵，當(dāng)其被按下時，LCD顯示器879提示使用者從多個不連續(xù)體重范圍中選擇一個。同樣地，另一個按鍵被指定為“身高范圍”功能，當(dāng)它被按下時，顯示器將提示用戶從多個身高范圍中選擇一個。一旦這兩個值已經(jīng)被輸入，如先前所述，裝置800自動地確定PP，并使用二輸入計算BMI，此BMI隨后被自動的與PP相比而產(chǎn)生一個調(diào)整因數(shù)。此類顯示及控制功能為電子領(lǐng)域的技術(shù)人員所熟知，此處不再進(jìn)一步介紹。
再進(jìn)一步，如圖8中所示的一個病人監(jiān)護(hù)器(PM)的接口電路891可能被用于連接裝置800到一外部的或第三方的病人監(jiān)護(hù)系統(tǒng)。此接口891的示范性的結(jié)構(gòu)設(shè)置在于2002年1月29日提交的，并以賦予本申請人的，題為“連接隨時間變化的信號的裝置及方法”的未決的美國專利申請第10/060,646號(于2003年7月31日作為美國專利權(quán)出版20030141916號發(fā)表，并于2003年8月7日作為WO 03/065633 A3發(fā)表)中進(jìn)行了詳細(xì)的介紹。此處通過其序號進(jìn)行引用，雖然其它的方法和線路也可被使用。該叁考的接口線路具有以下明顯的優(yōu)點(diǎn)，它自動地與任何種類的病人監(jiān)護(hù)器系統(tǒng)耦合，而不管該病人監(jiān)護(hù)器系統(tǒng)的配置如何。照這樣，與上述的接口線路耦合的本發(fā)明的該裝置800使得醫(yī)師和其他衛(wèi)生行業(yè)的專業(yè)人員可以將此裝置插入他們的設(shè)備中已有的監(jiān)護(hù)裝置，因此消除了僅為血壓測量而配置一種專門的監(jiān)護(hù)裝置的需要(及成本)。
另外，如圖8和8a所示，一個EEPROM852被物理地與壓力傳感器422耦合，以形成一個可從主機(jī)裝置800拆除的一個單一的單元850。這種耦合組合的構(gòu)建及操作的細(xì)節(jié)在2000年8月31提交的，被賦予本申請人的，現(xiàn)為2004年1月13日發(fā)布的美國專利第6,676,600號，題為“精巧的生理學(xué)參數(shù)感應(yīng)器及方法”的，美國專利申請第09/652,626號中進(jìn)行了詳細(xì)介紹。此處通過序號對其進(jìn)行了引用。
通過使用這樣一個耦合的可拆卸的裝置，傳感器422和EEPROM852可被操作者方便地在系統(tǒng)800內(nèi)拆裝及替換。參照先前所述的調(diào)整方法(如BMI/PP和BMI/WC)，不連續(xù)的調(diào)整范圍與單一的組合850關(guān)聯(lián)，如此使不同的組合用于不同的調(diào)整范圍。例如，如之前表1最佳地顯示，在BMI/WC方法的環(huán)境中，提供了三個單一的組合850，每一個對應(yīng)調(diào)整指數(shù)Is的一個范圍。每個組合850的EEPROM852相應(yīng)地以與該調(diào)整指數(shù)Is對應(yīng)的合適的調(diào)整因數(shù)編碼，同時也被按視覺(如按顏色)編碼。使用者/操作者基于由被監(jiān)測的個體得到的BMI/WC(調(diào)整指數(shù))值選擇合適的組合850，并將該組合850插入裝置800。EEPROM852內(nèi)的調(diào)整因數(shù)及相關(guān)數(shù)據(jù)被由該EEPROM提取，并應(yīng)用于未被調(diào)整的波形(如之前所述在壓平之后，等等，被最優(yōu)化)以產(chǎn)生一個調(diào)整后的輸出。此方方有不需操作者在系統(tǒng)上輸入或選擇數(shù)據(jù)的優(yōu)點(diǎn)；操作者只需確定調(diào)整指數(shù)值(如通過列線圖或使用計算器)，然后以顏色為基礎(chǔ)選擇適當(dāng)?shù)慕M合750(或組合或其包裝上的文字信息)。
需要認(rèn)識到有限數(shù)量的傳感器/EEPROM組合的使用可能也可方便地應(yīng)用于前述的BMI/PP的方法。例如，整個范圍的BMI/PP可被區(qū)分為n＝0、1、2......等不連續(xù)的區(qū)間(或者線性地或以壓縮擴(kuò)展的方式)，每個區(qū)間有一個單獨(dú)的組合850。每個組合的EEPROM852將會包括可應(yīng)用于該區(qū)間的調(diào)整數(shù)據(jù)，此調(diào)整數(shù)據(jù)為如一個調(diào)整函數(shù)片段、“擴(kuò)展”因數(shù)、或其它類似數(shù)據(jù)。零一種替代選擇，組合850能被純粹基于BMI值編碼，因此減輕操作者確定PP及計算BMI/PP的任務(wù)。該裝置還可有很多的變體，它們?nèi)勘徽J(rèn)為包涵于本發(fā)明范圍之內(nèi)。
還應(yīng)認(rèn)識到，所述的裝置800可能以多種不同設(shè)置，使用與在此具體描述的多種不同元件之外的元件構(gòu)建。此裝置(在此處所介紹知識的前提下)構(gòu)建和操作為醫(yī)療儀器和電子學(xué)領(lǐng)域的技術(shù)人員所掌握，而且此處不再進(jìn)一步描述。
利用最佳的壓平和調(diào)整來實(shí)現(xiàn)前述的張力法測量的方法的計算機(jī)程序也被包含在裝置800之中。在一個示范性的實(shí)施例中，電腦程式包含一個或者單獨(dú)，或者組合地實(shí)現(xiàn)圖5d-5i的方法的C++代碼列表的對象(“機(jī)器”)碼代表。應(yīng)該認(rèn)識到，雖然C++語言被用本實(shí)施例，其它的編程語言也可以被采用，包括如VisualBasicTM、Fortran和C+。源代碼列表的對象代碼代表被編譯并可能被放置于一種為計算機(jī)領(lǐng)域人士所熟知的種類的媒介存儲器內(nèi)。此種媒介存儲裝置沒有限制，可能包括光碟、CD ROMs、軟盤、硬盤、磁帶、甚至磁泡存儲器。計算機(jī)程序進(jìn)一步包括一個在編程領(lǐng)域中廣為人知的種類的圖形用戶界面(GUI)，該GUI可操作地耦合于程序運(yùn)行于其上的主機(jī)或裝置。
對于其一般的結(jié)構(gòu)，該程序包括一系列的子程序或用于實(shí)現(xiàn)文中基于提供給主機(jī)裝置800的所測參數(shù)數(shù)據(jù)而介紹的壓平及調(diào)整方法的運(yùn)算法。具體地，該計算機(jī)程序包括一個匯編語言/微碼指令值，存儲于與該血液動力參數(shù)測量裝置800相關(guān)的數(shù)字處理器或微處理器的嵌入的存儲裝置(如程序內(nèi)存)內(nèi)。此后者實(shí)施例提供了緊湊的好處，它免除了為實(shí)現(xiàn)此程序的功能性而造成的對單獨(dú)的個人計算機(jī)或相似硬件的需要。此緊湊的特點(diǎn)是在臨床及家庭等空間(易操作性)非常重要的環(huán)境中所需的。
提供治療的方法現(xiàn)參照圖9，使用上述的方法對一個個體提供治療的方法被揭露。如圖9所顯示的，方法900的第一步902包含選擇要檢測的血管和位置。對大多數(shù)的人類個體，這將會包括橈動脈(在手腕的內(nèi)側(cè)檢測)，雖然在橈動脈塌陷或不可得的情況下，也可以使用其它的位置。
隨后，在步驟904中，壓平機(jī)制400被放置于相對被測個體的血管而言的適當(dāng)位置。此安置可用手工完成，即靠護(hù)理者或個體通過視覺方法將傳感器和裝置排列在手腕的內(nèi)側(cè)，通過先前提及的壓力/電子的/聲學(xué)方法，或通過其他方法。然后，第一壓平元件402按照步驟906操作，將圍繞血管的組織壓平至一個理想水平，以便要識別一個與張力法測量有關(guān)的轉(zhuǎn)移損失和其它誤差的效果得以減輕的最佳位置。之前關(guān)于圖5的討論說明了發(fā)現(xiàn)這個最佳壓平水平的一個示范性方法。
一旦壓平器元件402的最佳壓平水平被確定，將根據(jù)步驟908測量壓力波形，并根據(jù)需要處理及儲存有關(guān)的數(shù)據(jù)(步驟910)。此處理可能包括，例如，脈膊壓力(心臟收縮壓減去心臟舒張壓)的計算，在有限的時間區(qū)間上的平均壓力或平均值的計算，以及選擇性地調(diào)整測得的壓力波形。一個或多個的結(jié)果輸出(如心臟收縮壓和心臟舒張壓、脈膊壓力、平均壓力等等)將在步驟912基于步驟910中的分析而產(chǎn)生。如果需要次過程中的相關(guān)部分可被重復(fù)(步驟914)，以提供連續(xù)的監(jiān)測及對被測個體血壓的評估。
最后，在步驟916中，“校正后的”血液動力參數(shù)測量值(如心臟收縮壓和/或心臟舒張壓)被用來作為對被測個體提供治療的基礎(chǔ)。例如，校正后的心臟收縮壓和心臟舒張壓的值被產(chǎn)生并進(jìn)行顯示，或?qū)崟r地提供給健康護(hù)理者，如在手術(shù)中?；蛘?，這些測量值可能在一個較長時段內(nèi)被收集并分析，以確定該條件下被測個體循環(huán)系統(tǒng)的長期走向或反應(yīng)。如在醫(yī)學(xué)領(lǐng)域?yàn)槿耸熘模梢曰谘獕簻y量結(jié)果而開具藥物或其它療程的處方。同樣地，因本發(fā)明可提供連續(xù)的血壓測量，可用其實(shí)時地監(jiān)控藥物對個體的療效。
注意到上述方法的許多變化也可與本發(fā)明協(xié)同使用。具體地，特定的步驟是可選擇的，且可根據(jù)需要對其進(jìn)行操作或略過。同樣地，其他的步驟(如額外的數(shù)據(jù)抽樣、處理、篩選、校正或數(shù)學(xué)分析)也可被增加到前面的實(shí)施例中。另外，如果需要，特定步驟的運(yùn)行順序可被加以改變，或并行(或系列)運(yùn)行。因此，前面的實(shí)施例只是對本發(fā)明所包括的廣泛方法的一個說明。
以上所述，僅是本發(fā)明的較佳實(shí)施例而已，并非對本發(fā)明作任何形式上的限制，雖然本發(fā)明已以較佳實(shí)施例揭露如上，然而并非用以限定本發(fā)明，任何熟悉本專業(yè)的技術(shù)人員，在不脫離本發(fā)明技術(shù)方案范圍內(nèi)，當(dāng)可利用上述揭示的技術(shù)內(nèi)容作出些許更動或修飾為等同變化的等效實(shí)施例，但是凡是未脫離本發(fā)明技術(shù)方案的內(nèi)容，依據(jù)本發(fā)明的技術(shù)實(shí)質(zhì)對以上實(shí)施例所作的任何簡單修改、等同變化與修飾，均仍屬于本發(fā)明技術(shù)方案的范圍內(nèi)。
權(quán)利要求
1.一種用于測量一個活的個體血管內(nèi)壓力的方法，其特征在于該方法包括將一個經(jīng)調(diào)整用于確定前述壓力的感應(yīng)器放置于前述血管附近；使用前述感應(yīng)器確定至少一個壓+力值；及基于至少一個生理學(xué)參數(shù)調(diào)整前述至少一個壓力值，產(chǎn)生一個校正后的值，該校正后的值基本上可代表前述血管內(nèi)的壓力。
2.根據(jù)權(quán)利要求1所述的用于測量一個活的個體血管內(nèi)壓力的方法，其特征在于前述放置的行為包括使感應(yīng)器的至少一部分與覆蓋于前述血管上的組織保持接觸，該方法進(jìn)一步包括使用前述感應(yīng)器隨時間變化地壓縮前述血管；基于由前述感應(yīng)器產(chǎn)生的信號，確定一個與前述血管相關(guān)的理想的脈膊壓力條件存在位置的壓縮水平；及將前述感應(yīng)器維持在前述理想條件存在處的前述壓縮水平或此水平附近。
3.根據(jù)權(quán)利要求2所述的用于測量一個活的個體血管內(nèi)壓力的方法，其特征在于其中所述的變化的壓縮包括實(shí)施一個壓平掃描，使前述血管由未壓縮狀態(tài)到過壓縮狀態(tài)。
4.根據(jù)權(quán)利要求3所述的用于測量一個活的個體血管內(nèi)壓力的方法，其特征在于其中所述的壓平掃描包括按照一個時間函數(shù)線性地改變前述感應(yīng)器相對于一個參考點(diǎn)的位置。
5.根據(jù)權(quán)利要求3所述的用于測量一個活的個體血管內(nèi)壓力的方法，其特征在于其中所述的壓平掃描包括每步內(nèi)按照一個時間函數(shù)改變前述感應(yīng)器相對于一個參考點(diǎn)的位置。
6.根據(jù)權(quán)利要求3所述的用于測量一個活的個體血管內(nèi)壓力的方法，其特征在于其中所述的確定壓縮水平的行為包括在所述的壓平執(zhí)行行為過程中測量至少一個壓力波形；及在前述至少一個波形中確定至少一個異常，該至少一個異常與前述的理想條件相關(guān)。
7.根據(jù)權(quán)利要求6所述的用于測量一個活的個體血管內(nèi)壓力的方法，其特征在于其中所述的確定至少一個異常的行為包括在每次心跳的基礎(chǔ)上分析前述的至少一個波形；評估與前述至少一個波形的一個第一次心跳相應(yīng)的至少一個第二參數(shù)；評估與前述至少一個波形的另一次心跳相應(yīng)的至少一個第二參數(shù)；應(yīng)用至少一個標(biāo)準(zhǔn)于前述的心跳，以確定前述的脈搏壓力的理想條件。
8.根據(jù)權(quán)利要求7所述的用于測量一個活的個體血管內(nèi)壓力的方法，其特征在于其中所述的至少一個第二參數(shù)包括壓力大小，并且前述的理想條件包括脈搏壓力最大值。
9.根據(jù)權(quán)利要求7所述的用于測量一個活的個體血管內(nèi)壓力的方法，其特征在于其中所述的至少一個另一次心跳包括兩次連續(xù)的心跳，該兩次連續(xù)的心跳與前述第一次心跳是順序的，前述標(biāo)準(zhǔn)包括一個壓力大小的預(yù)定的百分比的不同。
10.根據(jù)前述任何一項(xiàng)權(quán)利要求所述的用于測量一個活的個體血管內(nèi)壓力方法，其特征在于所述的調(diào)整的行為包括確定一個該個體的第一個生理學(xué)數(shù)值；確定一個該個體的第二個生理學(xué)數(shù)值；至少部分地基于該第一與第二數(shù)值之間的關(guān)系，得到所述的至少一個生理學(xué)參數(shù)；及使用所述的至少一個生理學(xué)參數(shù)來調(diào)整所述的至少一個壓力值。
11.根據(jù)權(quán)利要求10所述的用于測量一個活的個體血管內(nèi)壓力的方法，其特征在于其中所述的第一及第二生理學(xué)數(shù)值分別包括該個體的身高和體重。
12.根據(jù)前述任何一項(xiàng)權(quán)利要求所述的用于測量一個活的個體血管內(nèi)壓力的方法，其特征在于所述的至少一個生理學(xué)參數(shù)包括該個體的體重指數(shù)(BMI)。
13.根據(jù)權(quán)利要求12所述的用于測量一個活的個體血管內(nèi)壓力的方法，其特征在于其中所述的調(diào)整的行為包括至少由前述的BMI和一個從該個體測得的脈搏壓力(PP)形成一個調(diào)整參數(shù)；及至少部分地基于前述的調(diào)整參數(shù)進(jìn)行調(diào)整。
14.根據(jù)權(quán)利要求13所述的用于測量一個活的個體血管內(nèi)壓力的方法，其特征在于其中所述的形成一個調(diào)整參數(shù)的行為包括形成一個前述BMI和前述PP的比例；及對/從前述比例加上/減去一個常量。
15.根據(jù)權(quán)利要求12所述的用于測量一個活的個體血管內(nèi)壓力的方法，其特征在于其中所述的調(diào)整的行為包括至少由所述的BMI和一個從該個體測得的腕圍(WC)形成一個調(diào)整參數(shù)；及至少部分地基于前述的調(diào)整參數(shù)進(jìn)行調(diào)整。
16.根據(jù)權(quán)利要求2所述的用于測量一個活的個體血管內(nèi)壓力的方法，其特征在于其中所述的隨時間改變壓縮水平的行為包括以一個至少部分地是該個體心率的一個函數(shù)的速率改變該壓縮水平。
17.根據(jù)權(quán)利要求16所述的用于測量一個活的個體血管內(nèi)壓力的方法，其特征在于其中所述的心率是用前述的感應(yīng)器測得的。
18.根據(jù)權(quán)利要求1所述的用于測量一個活的個體血管內(nèi)壓力的方法，其特征在于其中所述的調(diào)整的行為包括確定至少一個該個體的生理學(xué)參數(shù)；確定前述至少一個生理學(xué)參數(shù)與前述的由所述血管測得的至少一個壓力值一個調(diào)整因數(shù)之間的關(guān)系；及利用前述調(diào)整因數(shù)調(diào)整所述的至少一個壓力值。
19.根據(jù)權(quán)利要求18所述的用于測量一個活的個體血管內(nèi)壓力的方法，其特征在于其中所述的至少一個參數(shù)包括身體脂肪含量。
20.根據(jù)權(quán)利要求2所述的用于測量一個活的個體血管內(nèi)壓力的方法，其特征在于該方法進(jìn)一步包括相對于所述的血管沿大致側(cè)邊的方向改變所述的至少一個傳感器的位置，以最優(yōu)化前述確定的行為的前述理想條件。
21.根據(jù)權(quán)利要求20所述的用于測量一個活的個體血管內(nèi)壓力的方法，其特征在于該方法進(jìn)一步包括相對于所述的血管沿大致接近的方向改變所述的至少一個傳感器的位置，以最優(yōu)化前述確定的行為的前述理想條件。
22.根據(jù)權(quán)利要求21所述的用于測量一個活的個體血管內(nèi)壓力的方法，其特征在于其中所述的理想條件包括最大脈搏壓力，且至少一個所述的改變的行為包括在所述的改變的行為過程中，測量至少一個壓力波形；在一個范圍內(nèi)的位置上改變該感應(yīng)器的位置；及確定所述的脈搏壓力在一個給定的壓縮水平下最大化時的位置。
23.根據(jù)權(quán)利要求1所述的用于測量一個活的個體血管內(nèi)壓力的方法，其特征在于該方法進(jìn)一步包括在由該感應(yīng)器得到的至少一個壓力波形內(nèi)確定一個平均壓力；及其中所述的調(diào)整的行為包括將前述的調(diào)整因數(shù)應(yīng)用于在該平均值以上和以下的壓力值。
24.根據(jù)權(quán)利要求23所述的用于測量一個活的個體血管內(nèi)壓力的方法，其特征在于其中所述的放置的行為包括使感應(yīng)器的至少一部分與覆蓋于前述血管上的組織保持接觸，該方法進(jìn)一步包括使用前述感應(yīng)器隨時間變化地壓縮前述血管；基于由前述感應(yīng)器所確定的壓力，確定一個與前述血管相關(guān)的理想的脈膊壓力條件存在位置的壓縮水平；及將前述感應(yīng)器維持在前述理想條件存在處的前述壓縮水平或此水平附近。
25.根據(jù)權(quán)利要求23或24所述的用于測量一個活的個體血管內(nèi)壓力的方法，其特征在于其中所述的將調(diào)整因數(shù)應(yīng)用于所述的平均值以上和以下壓力值的行為包括應(yīng)用一個正(+)調(diào)整因數(shù)于在該平均值以上的收縮壓，而應(yīng)用一個負(fù)(-)調(diào)整因數(shù)于該平均值以下的舒張壓。
26.一種調(diào)整由一個活的個體得到的未調(diào)整的血壓測量值的方法，其特征在于該方法包括確定一個該個體的第一個生理學(xué)參數(shù)；確定一個該個體的第二個生理學(xué)參數(shù)；形成一個上述的第一與第二個生理學(xué)參數(shù)之間的關(guān)系；及利用該關(guān)系來調(diào)整前述的未調(diào)整的血壓測量值。
27.根據(jù)權(quán)利要求26所述的調(diào)整由一個活的個體得到的未調(diào)整的血壓測量值的方法，其特征在于其中所述的第一個生理學(xué)參數(shù)包括該個體的體重指數(shù)(BMI)。
28.根據(jù)權(quán)利要求27所述的調(diào)整由一個活的個體得到的未調(diào)整的血壓測量值的方法，其特征在于其中所述的第二個生理學(xué)參數(shù)包括該個體的腕圍(WC)。
29.根據(jù)權(quán)利要求28所述的調(diào)整由一個活的個體得到的未調(diào)整的血壓測量值的方法，其特征在于其中所述的形成的行為包括形成一個前述BMI與前述WC的比例。
30.根據(jù)權(quán)利要求29所述的調(diào)整由一個活的個體得到的未調(diào)整的血壓測量值的方法，其特征在于其中所述的使用的行為包括將前述比例與一個調(diào)整因數(shù)相關(guān)聯(lián)；及將前述的未調(diào)整的測量值乘以前述的調(diào)整因數(shù)。
31.根據(jù)權(quán)利要求30所述的調(diào)整由一個活的個體得到的未調(diào)整的血壓測量值的方法，其特征在于其中所述的關(guān)聯(lián)的行為包括提供前述的比例的多個不連續(xù)的區(qū)間；為每個前述的區(qū)間提供一個前述的調(diào)整因數(shù)值；及基于前述比例對應(yīng)的值獲得一個前述調(diào)整因數(shù)的前述值。
32.根據(jù)權(quán)利要求30所述的調(diào)整由一個活的個體得到的未調(diào)整的血壓測量值的方法，其特征在于其中所述的關(guān)聯(lián)的行為包括提供一個至少所述的調(diào)整因數(shù)與所述的比例之間的第一個函數(shù)關(guān)系；及基于所述的比例和所述的第一個函數(shù)關(guān)系確定所述的調(diào)整因數(shù)。
33.根據(jù)權(quán)利要求32所述的調(diào)整由一個活的個體得到的未調(diào)整的血壓測量值的方法，其特征在于其中所述的第一個函數(shù)關(guān)系是線性的。
34.根據(jù)權(quán)利要求32所述的調(diào)整由一個活的個體得到的未調(diào)整的血壓測量值的方法，其特征在于其中所述的第一個函數(shù)關(guān)系與前述調(diào)整因數(shù)、前述BMI和前述WC。
35.根據(jù)權(quán)利要求32所述的調(diào)整由一個活的個體得到的未調(diào)整的血壓測量值的方法，其特征在于其中所述的第一個和第二個生理學(xué)參數(shù)基本上與該個體的血壓無關(guān)。
36.一種測量一個活的個體血管內(nèi)壓力的裝置，其特征在于該裝置包括一個壓力感應(yīng)器，被調(diào)整用于檢測與前述血管對應(yīng)的壓力，并產(chǎn)生一個相關(guān)的信號；及一個處理器，可操作地連接于前述感應(yīng)器，所述的處理器被設(shè)置用來，至少部分地基于前述的信號及提供給該處理器的調(diào)整數(shù)據(jù)，產(chǎn)生前述血管內(nèi)的前述血壓的一個估計。
37.根據(jù)權(quán)利要求36所述的測量一個活的個體血管內(nèi)壓力的裝置，其特征在于該裝置進(jìn)一步包括至少一個與前述感應(yīng)器對應(yīng)的存儲裝置，所述的至少一個存儲裝置內(nèi)存儲有所述的調(diào)整數(shù)據(jù)；至少一個壓平組合，被調(diào)整用于施加偏壓于前述血管附近的組織的一部分；及一個控制器，可操作地耦合于前述至少一個壓平組合，并被調(diào)整用來控制其位置。
38.根據(jù)權(quán)利要求37所述的測量一個活的個體血管內(nèi)壓力的裝置，其特征在于其中所述的血管包括一個人體的橈動脈，所述的組織的一部分位于該個體的腕部。
39.根據(jù)權(quán)利要求37所述的測量一個活的個體血管內(nèi)壓力的裝置，其特征在于其中所述的感應(yīng)器物理地與前述的至少一個壓平組合耦合，并包括至少一個工作面，該工作面與所述的組織相接觸，所述的組織的一部分至少部分地覆蓋與所述血管之上。
40.根據(jù)權(quán)利要求37所述的測量一個活的個體血管內(nèi)壓力的裝置，其特征在于其中所述的控制器和處理器包括一個單集成電路(IC)裝置。
41.根據(jù)權(quán)利要求37所述的測量一個活的個體血管內(nèi)壓力的裝置，其特征在于該裝置進(jìn)一步包括至少一個計算機(jī)程序，被調(diào)整用來控制施加于所述組織的一部分的偏壓的水平。
42.根據(jù)權(quán)利要求37所述的測量一個活的個體血管內(nèi)壓力的裝置，其特征在于其中所述的至少一個計算機(jī)程序被進(jìn)一步調(diào)整用來維持所述的偏壓水平，以使得與所述血管對應(yīng)的脈搏壓力被充分最大化。
42.根據(jù)權(quán)利要求36所述的測量一個活的個體血管內(nèi)壓力的裝置，其特征在于其中所述的調(diào)整數(shù)據(jù)是至少部分地基于至少一個與該活的個體相關(guān)物理參數(shù)而選擇的。
43.根據(jù)權(quán)利要求42所述的測量一個活的個體血管內(nèi)壓力的裝置，其特征在于其中所述的至少一個物理參數(shù)包括該個體的體重指數(shù)。
44.根據(jù)權(quán)利要求42所述的測量一個活的個體血管內(nèi)壓力的裝置，其特征在于其中所述的至少一個物理參數(shù)包括一個至少部分地基于該個體的腕圍的指數(shù)。
45.根據(jù)權(quán)利要求37所述的測量一個活的個體血管內(nèi)壓力的裝置，其特征在于其中所述的壓力傳感器和所述的至少一個存儲裝置包括一個大體單一的組合，該組合被調(diào)整為可從該裝置拆卸。
46.根據(jù)權(quán)利要求45所述的測量一個活的個體血管內(nèi)壓力的裝置，其特征在于其中所述的至少一個存儲裝置內(nèi)存儲了調(diào)整數(shù)據(jù)，該調(diào)整數(shù)據(jù)適用于具有一個落在一個預(yù)定范圍的物理參數(shù)的個體。
47.根據(jù)權(quán)利要求46所述的測量一個活的個體血管內(nèi)壓力的裝置，其特征在于其中所述的物理參數(shù)包括一個體重指數(shù)。
48.根據(jù)權(quán)利要求46所述的測量一個活的個體血管內(nèi)壓力的裝置，其特征在于其中所述的物理參數(shù)包括身體脂肪含量。
49.根據(jù)權(quán)利要求46所述的測量一個活的個體血管內(nèi)壓力的裝置，其特征在于其中所述的單一組合被可視地編碼，用來確定其可能會使用的前述物理參數(shù)的范圍。
50.根據(jù)權(quán)利要求49所述的測量一個活的個體血管內(nèi)壓力的裝置，其特征在于其中所述的可視編碼包括顏色編碼，與每一個范圍對應(yīng)的單一組合具有一個不同的顏色。
51.根據(jù)權(quán)利要求36所述的測量一個活的個體血管內(nèi)壓力的裝置，其特征在于其中所述的應(yīng)用于一個給定個體的調(diào)整數(shù)據(jù)是基于對由該個體得到并被提供給該裝置地至少一個物理參數(shù)的測量而選擇的。
52.根據(jù)權(quán)利要求51所述的測量一個活的個體血管內(nèi)壓力的裝置，其特征在于其中所述的提供的行為包括使用一個輸入裝置將所述的測量值輸入到所述的裝置內(nèi)。
53.一種相對于一個血管定位一個壓力感應(yīng)器的方法，其特征在于該方法包括將所述感應(yīng)器放置于所述的血管附近，以使得存在至少一定程度的壓力耦合于所述的血管及所述的感應(yīng)器之間；當(dāng)從所述的感應(yīng)器獲得一個第一個壓力信號時，沿至少一個相對于所述血管的第一個方向移動所述的感應(yīng)器；當(dāng)獲得至少一個第二個壓力信號時，沿至少一個相對于所述血管的第二個方向移動所述的感應(yīng)器；及分析所述的第一及第二個信號，以確定兩者間的至少一種關(guān)系。
54.根據(jù)權(quán)利要求53所述的相對于一個血管定位一個壓力感應(yīng)器的方法，其特征在于其中所述的第一及第二個方向基本上是橫穿所述血管的縱軸的。
55.根據(jù)權(quán)利要求54所述的相對于一個血管定位一個壓力感應(yīng)器的方法，其特征在于其中所述的第一及第二個方向基本共線。
56.根據(jù)權(quán)利要求53所述的相對于一個血管定位一個壓力感應(yīng)器的方法，其特征在于其中所述的每個移動的行為包括相對所述血管以一個基本恒定的速率移動所述的感應(yīng)器。
57.根據(jù)權(quán)利要求53所述的相對于一個血管定位一個壓力感應(yīng)器的方法，其特征在于其中所述的分析的行為包括確定一個所述第一個壓力信號中的第一個異常；確定一個所述第二個壓力信號中的第二個異常；及比較所述的第一及第二個異常的位置，以確定相對于所述血管的它們之間的空間關(guān)系。
58.根據(jù)權(quán)利要求57所述的相對于一個血管定位一個壓力感應(yīng)器的方法，其特征在于其中所述的第一及第二個異常每個均包括一個脈搏壓力(PP)最大值。
59.根據(jù)權(quán)利要求58所述的相對于一個血管定位一個壓力感應(yīng)器的方法，其特征在于該方法進(jìn)一步包括，如果所述的確定空間關(guān)系的行為表示這兩個極大值發(fā)生于分開一個大于預(yù)定距離的位置，則或者丟棄第一個信號，或者丟棄第二個信號。
60.根據(jù)權(quán)利要求58所述的相對于一個血管定位一個壓力感應(yīng)器的方法，其特征在于其中所述的分析的行為包括，如果沒有檢測到PP最大值，則需丟棄所述的第一和第二個信號中的至少一個。
61.根據(jù)權(quán)利要求53所述的相對于一個血管定位一個壓力感應(yīng)器的方法，其特征在于該方法進(jìn)一步包括，在所述的分析的行為被執(zhí)行之前，至少沿所述的第一及第二個方向多次額外地移動所述的感應(yīng)器，以分別產(chǎn)生相應(yīng)個數(shù)的額外的信號，所述的額外的信號與所述的第一及第二個信號一起被分析，以確定與一個脈搏壓力(PP)最大值存在位置相應(yīng)的所述感應(yīng)器的空間位置。
62.一種驗(yàn)證生理學(xué)壓力數(shù)據(jù)的方法，其特征在于該方法包括從一個個體得到多個壓力數(shù)據(jù)；得到多個與該個體內(nèi)至少一種生理學(xué)現(xiàn)象相關(guān)的第二數(shù)據(jù)；及至少部分地基于所述的第二數(shù)據(jù)驗(yàn)證所述壓力數(shù)據(jù)的至少一部分。
63.根據(jù)權(quán)利要求62所述的驗(yàn)證生理學(xué)壓力數(shù)據(jù)的方法，其特征在于其中所述的得到多個壓力數(shù)據(jù)的行為包括得到至少一個張力法壓力波形，且所述的得到多個第二數(shù)據(jù)的行為包括由該個體得到一個ECG。
64.根據(jù)權(quán)利要求63所述的驗(yàn)證生理學(xué)壓力數(shù)據(jù)的方法，其特征在于其中所述的驗(yàn)證的行為包括從所述的ECG提取心率信息；將所述的壓力波形中的變化與所述的心率信息相關(guān)聯(lián)。
65.根據(jù)權(quán)利要求64所述的驗(yàn)證生理學(xué)壓力數(shù)據(jù)的方法，其特征在于其中所述的驗(yàn)證的行為進(jìn)一步包括在所述的壓力波形中確定至少一個不是由該個體得的心動周期造成的所述的變化；及在一個隨后的血壓計算中略去所述得至少一個變化。
全文摘要
本發(fā)明是關(guān)于一種利用參數(shù)以非侵入方式測量血液動力參數(shù)的方法及裝置，一種改進(jìn)的方法及裝置，用于以非侵入的方式測量一個或多個與一個活的個體的循環(huán)系統(tǒng)相關(guān)的血液動力參數(shù)。一方面，該發(fā)明包括了一個用于測量一個血液動力參數(shù)(如動脈血壓)的方法，該方法是通過壓平或擠壓接近血管組織的某些部位直到得到一個滿意的條件，然后測量該血液動力參數(shù)。這種壓平作用有效地降低了由接近血管的該組織造成的轉(zhuǎn)移及其他損失，因此促進(jìn)了準(zhǔn)確穩(wěn)固的壓力測量。本發(fā)明還闡述了一個被調(diào)整并用來維持最佳壓平效果的計算公式。該發(fā)明還包括用于根據(jù)該生物體的生理學(xué)來衡量此類血液動力參數(shù)，及根據(jù)測得的參數(shù)對該生物體提供治療的方法及裝置。
文檔編號A61B5/022GK1627916SQ03803300
公開日2005年6月15日 申請日期2003年2月4日 優(yōu)先權(quán)日2002年2月5日
發(fā)明者L 格蘭特 斯圖亞特, I 沃思 格雷戈里, H 馬克爾 威廉 申請人:坦西斯醫(yī)藥股份有限公司