專利名稱：具有充液袖帶的動脈血壓監(jiān)視器的制作方法
具有充液袖帶的動脈血壓監(jiān)視器本發(fā)明要求2007年3月28日提交的美國臨時專利申請?zhí)?0/920， 733的利益，將
其引入本文作為參考。

背景技術：
1.發(fā)明領域 本發(fā)明一般地涉及用于非入侵式監(jiān)視動脈血壓的方法和醫(yī)學設備，且具體涉及使
用可膨脹的袖帶的裝置和方法。 2.現(xiàn)有技術描述 血壓監(jiān)視已經(jīng)迅速成為公認的，和在許多情形中，人類和獸醫(yī)治療必不可少的方面。這樣的監(jiān)視器現(xiàn)在是急救室、重癥和病危護理單位、和手術室、以及家庭中患者環(huán)境的常規(guī)部分。 已使用了四種公知的技術來非入侵性地監(jiān)視受試者動脈血壓波形，S卩，聽診、示波測量法、張力測量法和流量測量法。聽診、示波測量法和流量測量法技術使用閉合動脈，例如，受試者臂動脈的標準可膨脹袖帶(cuff)。聽診技術通過監(jiān)視在袖帶緩慢縮小或膨脹時發(fā)生的某種科羅特科夫音確定受試者的心臟收縮和心臟舒張壓。示波測量技術，在另一方面，通過測量袖帶縮小或膨脹時在袖帶中發(fā)生的小壓力波動確定這些壓力，以及受試者的平均壓力。流量測量法技術依靠檢測袖帶下游的血流變化。 測量血壓的示波測量法是商購自動系統(tǒng)中最流行的方法。該方法依靠測量動脈反壓力的變化，所述反壓力諸如由可受控放松或膨脹的可膨脹袖帶所施加。在一些情形中，袖帶壓力的變化是連續(xù)的，且在其他情形中，是遞增的。在基本所有示波測量系統(tǒng)中，傳感器(壓力傳感器)監(jiān)視動脈反壓力波動，且處理電子組件將這些波動的選擇參數(shù)轉換為血壓數(shù)據(jù)。 在示波測量法中，平均血壓值是在時間上對應于壓力波動方框圖峰值的平均袖帶壓力。通常估計心臟收縮血壓為壓力波動峰值前衰減壓力斜面的壓力，其在時間上對應于壓力波動方框圖振幅等于峰值振幅的一部分處。通常，心臟收縮血壓是方框圖峰值前衰減袖帶壓力時的壓力，其中該方框圖的振幅是峰值振幅的0. 57-0. 45。類似地，心臟舒張血壓是方框圖峰值后衰減袖帶壓力時的壓力，其在時間上對應于方框圖振幅等于峰值振幅不同部分處。通常，心臟舒張血壓常規(guī)估計為峰值后衰減袖帶壓力時的壓力，其中方框圖的振幅等于峰值振幅的0. 82-0. 74。其他運算法則也是本領域中已知的。 聽診法還涉及圍繞患者協(xié)同操作的動脈放置的袖帶的膨脹。當袖帶膨脹超過心臟在對動脈壁上施加的最高壓力時，科羅特科夫音消失時指示心臟收縮壓。當袖帶壓力升高超過大氣壓時，科羅特科夫音首次出現(xiàn)時指示心臟舒張壓。聽診法只能用于確定心臟收縮和心臟舒張壓，且它不確定平均壓力。 通常，波動和聽診法都缺乏確定心臟收縮和心臟舒張壓數(shù)值的準確性和一致性。示波測量法應用任意的比率來確定心臟收縮和心臟舒張壓數(shù)值。結果，示波測量法有時不產(chǎn)生與由動脈-線法(例如插入的導管)獲得的更直接且一般更準確的血壓值相一致的血壓值。此外，因為由袖帶檢測的波動信號振幅與袖帶平均壓力相比非常低，所以即使小量噪音也能夠導致不準確測量的血壓值。類似地，聽診法需要作出科羅特科夫音何時開始和何時停止的判斷。該檢測在科羅特科夫音達到其最低值時進行。這是特別明顯的，因為聲波經(jīng)過不同密度的介質，諸如生物學組織、空氣、可膨脹囊、袖帶織物、擴音器元件等傳播。結果，波動和聽診法由于低信噪比，所以不準確。 用于確定動脈血壓的第三種方法是張力測量法。張力測量法典型地涉及包括位于表面動脈上的壓力敏感元件陣列的傳感器。向傳感器施加向下的力，從而壓平其下面的動脈壁，而不閉合動脈。血壓通過測量血壓脈搏在與下面的動脈垂直的方向上施加的力來感知。 用于確定動脈血壓的第四種方法是流量測量法。該方法依靠檢測袖帶下游血流的變化并使所述變化與袖帶壓力相關聯(lián)。 作為測量臂動脈(上臂)動脈壓力的備選方案，前臂(肘以下)和腕部監(jiān)視器也是可行的和實用的測量位置。它們主要依靠橈和尺動脈的閉合。由于這些動脈中的血流小于在臂動脈中的血流，信噪比進一步降低。使用腕部袖帶的另一個問題是很難對著橈骨和尺骨閉合橈動脈和尺動脈，因為這些骨骼作為壓縮動脈的可靠支持物而言太小。此外，腕部動脈附近的許多腱可以干擾閉合，從而導致袖帶和動脈之間差的機械連接。
當科羅特科夫音用于確定心臟收縮和心臟舒張壓時，需要將擴音器直接定位到受監(jiān)視的動脈上，否則甚至更多地降低信噪比且準確性將受到巨大危害。為了解決由以上因素產(chǎn)生的誤差問題，提議了許多袖帶設計。其中之一是使用直接應用于動脈的充液入侵式袖帶，如授權給K即p等的美國專利號美國專利號4， 256， 094中所述，通過參考將其引入本文。通過參考引入本文中的授權給Lem的美國專利號3， 527， 204教導了雙袖帶，其中充液腔位于充氣腔頂上并在患者肢體上施加的壓力通過向氣體和液體施加壓力而形成。具有并行囊的雙袖帶設計記述在授權給Schmalzbach的美國專利號3， 752， 148中，將其通過參考引入本文。具有兩個分層放置的腔的雙氣腔設計記述在美國專利號7，250，030中，將其通過參考引入本文。袖帶外表面上的半剛性外層記述在授權給Clemmons的美國專利號6， 224， 558中，將其通過參考引入本文。授權給Sano等的美國專利號7， 250， 030描述雙腔袋，其中兩個腔填充同樣類型的流體。這些和其他設計未能解決許多準確性問題，今后需要進一步改進袖帶系統(tǒng)。
發(fā)明概述 本發(fā)明涉及可膨脹的袖帶，其包括第一腔(囊)，所述第一腔(囊)可以通過疊置在患者肢體外表面上的加壓裝置針對患者肢體擠壓。在一個實施方案中，所述加壓裝置包括填充氣體或空氣的第二腔，且稱為AFC(充氣腔)。第一腔位于患者手臂、前臂、腕部或指部和AFC之間。第一腔填充不可壓縮的物質，諸如液體或凝膠，且可以與壓力傳感器相連接并且，在一些實施方案中，與獲取科羅特科夫音的擴音器相連接。第一腔稱為LFC(充液腔)。液體或凝膠的密度相對接近血液密度。在操作過程中，AFC壓縮LFC，LFC隨之針對支撐骨骼壓縮動脈。充滿血液的動脈和雙腔袖帶的LFC之間的機械連接得到改善。因為LFC很大程度地包繞手臂或腕部，所以袖帶的定位變得不太關鍵。
附圖簡述 通過參考附圖更詳細地描述本發(fā)明的實施例實施方案的其他詳細信息和方面，其中

圖1是具有位于上臂上的動脈壓力監(jiān)視器的人肢體的圖解； 圖2是具有與充氣腔(AFC)相連的氣泵和壓力傳感器的雙腔袖帶的圖示； 圖3是具有與充液腔(LFC)相連的液泵和壓力傳感器的雙腔袖帶的圖解； 圖4是具有與AFC相連的泵的雙腔袖帶的圖示，而壓力傳感器和擴音器與LFC相
連； 圖5是袖帶壓力和科羅特科夫音之間關系圖表； 圖6是具有單獨的擴音器的監(jiān)視器的圖示； 圖7是用于發(fā)現(xiàn)心臟收縮壓力水平的袖帶壓力增加的圖示； 圖8是具有手指體積描記傳感器的臂袖帶的圖解； 圖9是手指光_體積描記傳感器的圖示； 圖10是袖帶壓力波動和手指光_體積描記傳感器輸出信號之間的關系的圖示；
圖11是波動和科羅特科夫音之間關系的圖示； 圖12是充氣和充液腔組合的橫截面視圖，其中充液腔具有可變的壁厚度； 圖13是2個具有共用壁的袖帶腔的橫截面視圖； 圖14是具有較厚的外壁的充液腔的橫截面視圖； 圖15是具有邊緣裂開的充氣腔的雙腔袖帶的橫截面視圖； 圖16是傾度傳感器的電路連接結構圖； 圖17是處于傾斜位置處的傾度傳感器的圖解； 圖18是具有儲氣器的血壓監(jiān)視器的圖示； 圖19是采用板形式的彈性囊的透視圖； 圖20是采用預成型形狀的彈性囊的透視圖； 圖21是具有厚邊緣壁套的充液袋的橫截面視圖，禾口 圖22是袖帶和顯示器之間無線連續(xù)的結構圖。 優(yōu)選實施方案 本發(fā)明涉及動脈血液非入侵式測量法，其可以包括，例如，示波測量法、聽診、和流
量測量法。所有這些方法均使用加壓袖帶。示波測量法依靠分析袖帶壓力的波動，而聽診法基于分析在被壓縮的動脈中產(chǎn)生的聲波(科羅特科夫音)。這兩種系統(tǒng)的組合可以潛在地用于改進準確性。 圖1舉例說明具有可膨脹袖帶6的動脈血壓監(jiān)視器4，所述袖帶6包裹在患者的上臂1周圍。監(jiān)視器4包括電子模塊5和顯示器7。袖帶6可以膨脹并由此針對支持肱骨2壓縮臂動脈3，由此導致該動脈中血流的限制。袖帶6包含至少一個可以填充流體_氣體或液體_的腔(囊)。在現(xiàn)有技術的裝置中，普遍使用氣體作為囊填充流體。
備選地，袖帶6可以位于前臂或腕部上，從而分別針對橈骨10或尺骨9壓縮橈12和/或尺11動脈。本發(fā)明的一個方面是在作為袖帶一部分的腔內(nèi)使用不可壓縮的液體。對充液腔施加壓力，其隨之針對患者手臂施加壓力。這需要使用加壓裝置，所述加壓裝置向腔內(nèi)液體并隨后向患者肢體或指部中的動脈施加壓力。加壓裝置可以包括多種組件，諸如AFC、氣泵、軟管等。這些組件可以與LFC直接相連或可以位于LFC外部，這取決于它們的特定功能和目的。如下所述，存在許多設計加壓裝置的方法。
圖2舉例說明按照本發(fā)明的血壓監(jiān)視器的第一個實施方案，其包括位于AFC98(加 壓裝置的一部分)和患者肢體1或指部之間的第二腔(囊)LFC99。這兩個腔具有受到袖帶 6的支持，其可以由薄的易彎曲的織物或塑料材料制成丄FC不需要與AFC具有相同的尺寸。 在一些情形中，特別是當與水聽器一起使用時(見下)，它可以更小，但不能更大。袖帶包裹 肢體或指部并可以通過常規(guī)扣件120，例如VELCRO鎖定在適當?shù)奈恢?。排出閥39(壓力改 變裝置)可以受控制器22決定使AFC98與大氣通過空氣作用相連。最初，根據(jù)來自控制器 22的指令，排出閥39關閉并且氣泵20通過泵入空氣使AFC98膨脹。該泵起到加壓裝置的 一部分的作用。通過與AFC98通過連接體18和軟管13相連的壓力傳感器19測量空氣壓 力。當AFC98膨脹時，其內(nèi)部的空氣壓力針對手臂1壓縮其下的LFC99，且隨之針對支撐骨 骼2壓縮動脈3。 LFC99填充不可壓縮的物質或填充物，諸如液體，例如水或礦物油，其密度 與空氣密度相比更加接近血液密度得多。優(yōu)選地，LFC物質的密度應該與血液密度差別不 超過50%。血液密度是約1060kg/m3。水密度是1000kg/m 礦物油是866kg/m3。因此，水 和礦物油均可使用。備選地，LFC可以填充其他物質，諸如不可壓縮的水性或有機凝膠。所 有這些物質均具有相對接近血液密度的密度。填充物材料(物質)的粘度應該針對具體的 袖帶設計和制作方法調節(jié)，并且典型地應該不高于2000cP(厘泊)。例如，具有與水聽器相 連的相對長的管(例如，超過50mm)的LFC應該需要低粘度物質——接近水的粘度。相對 較短的管(例如小于10mm)可以使用具有高粘度，例如接近2000cP的材料。
LFC99是密封的且既不能另外填充也不能排出其液體或凝膠。注意LFC99由易彎 曲和柔韌材料，如乳膠或聚乙烯制成，所述材料可以符合患者的形狀而不在其套中形成褶 皺。應該注意防止由將填充材料擠壓到LFC邊緣側引起的"起泡"作用。這可以通過增厚 LFC囊99外套177的周圍部分175和176 (圖21)實現(xiàn)。 備選地，LFC可以由相對高粘度(超過10， OOOcP)樹脂模制為或制成為平的易彎曲 和柔韌板(圖19)，其中內(nèi)表面170將定位于朝向患者。該板在位于AFC下面時應該是彎曲 的。在另一個實施方案中，可以預成型LFC，以符合手臂或腕部形狀(圖20)，其內(nèi)表面171 位于朝向患者。關于圖19和20的實施方案的材料可以是任意合適的易彎曲彈性材料，諸 如乳膠或硅酮橡膠，其密度應該基本接近血液的密度。LFC99內(nèi)液體(或圖19和20中形成LFC材料)的壓力在其整個體積上均勻分布。 這導致一致且均勻地針對支撐骨骼2壓縮生物組織。因為LFC99中液體的密度接近動脈3 中血液的密度，所以動脈的波動與LFC99充分相連并隨之與AFC98經(jīng)過它們之間的大連接 表面190相連。注意，在該實施方案中，LFC是AFC和動脈之間的被動(無傳感器與之相連) 媒介物。來自AFC的動脈波動通過空氣壓力傳感器19和/或擴音器轉換(圖2中未顯示) 并反饋到控制器22中以進行信號處理和顯示。 圖3的第二個實施方案類似于圖2，區(qū)別在于LFC15不是動脈和壓力傳感器之間 的媒介物。此時，完全不使用AFC。 LFC15通過管17和延長部分18和24分別與液體壓力 傳感器19和水聽器25相連。儲液器122與液泵200相連，其隨之與管17相連，由此形成 閉合電路。液體16可以受控制器22指導，由儲液器122中泵送至LFC15中并且反之亦然。 LFC15，在向其中泵入液體16時，針對支撐骨骼2壓縮動脈3。這種排列產(chǎn)生甚至更好的信 噪比，因為在水聽器25和動脈3之間不存在中間填充空氣的囊。LFC15中的液體可以被任 何已知的蠕動或活塞式液泵加壓，所述液泵可以由電動機驅動。備選地，電-活化的聚合物
10(EAP)可以起加壓裝置的作用。 圖4舉例說明另一個優(yōu)選的實施方案，其中袖帶6包括2個填充相當不同密度的 流體的腔。第一腔是填充空氣的腔98(AFC)，其可以或可以不完全環(huán)繞患者手臂1。它的目 的是針對動脈3壓縮第二個充液腔99 (LFC) 。 AFC98可以通過排出閥39對大氣敞開，并可 以備選地在閥關閉時，通過氣泵20由大氣膨脹。所述泵是部分加壓裝置并且閥是壓力改變 裝置。電-活化的聚合物(EAP)，例如，當遭遇電流時能夠擴展和施加壓力的材料可以起加 壓裝置的作用。在該實施方案中，由LFC測量壓力、其波動和/或聲音，而加壓是通過AFC 或其他適當結構進行。 當AFC98膨脹時，其針對手臂1壓縮LFC99。 LFC99通過管97與水聽器95和液壓 傳感器96相連，這二者與控制器22電連接。備選地，壓力傳感器96可以與AFC98相連。 當在其他實施方案中時，LFC99中的液體可以是水、油、或任何其他不可壓縮的液體或凝膠。 半剛性支持物180疊置在袖帶外表面上，以防止AFC98向外拉伸和保持朝向患者的直接壓 力。 水聽器95作為單獨的元件，在當壓力傳感器96具有快速響應時的情形中，可以 不是必需的。使用具有約lms的響應速率的壓力傳感器不罕見。這樣的快速傳感器，除測 量LFC中的壓力外，還可以起水聽器作用，以獲得壓力的低頻和高頻范圍。壓力傳感器頻譜 應該包含與液體壓力、壓力波動和科羅特科夫音相關的組分。這些組分可以通過硬件或軟 件帶通濾波器分開。信號濾波器在進一步處理前分開這些組分。典型地，具有約O-lHz帶 寬的低通濾波器應該傳遞LFC壓力信號。具有約0. 5-20Hz通帶的帶通濾波器切出壓力波 動。第三帶通濾波器用于傳遞較高頻率的科羅特科夫音信號并應該具有約10-200Hz的帶 寬。壓力信號的最慢變化成分對應于袖帶壓力水平，較快的壓力變化成分對應于動脈波動， 而最快的變化成分對應于科羅特科夫音。較快和最快組成與最慢組成的關聯(lián)可以用作動脈 血壓(心臟收縮、心臟舒張和平均值)的指示。 在本文中所述的任何實施方案中，動脈壓力可以在袖帶壓力增高或降低過程中測 量，這取決于設計和所用的運算法則。因此，排出閥39(如果有)和泵20或200按照預編 程的順序操作。電子模塊5中的所有電子裝置都與控制器22電連接，其負載功率源自電源 21。控制器22計算動脈血壓并在顯示器23上輸出測量的結果。在一些實施方案中，電子 模塊可以與袖帶物理去偶，并通過電纜或無線裝置與之相連(圖22)。在該情形中，袖帶和 其他壓力相關部分(泵20、閥39、等)位于發(fā)射器部件300中，而顯示器323處于接收器部 件301中，所述接收器部件301還包括接收器304、接收天線305、處理器322、和電源321。 發(fā)射天線303與發(fā)射器302相連。發(fā)射器部件300的常規(guī)組件，諸如電源、開關，未顯示在 圖22中。 科羅特科夫音涉及如圖5中所示的變化囊壓力26，其中垂直軸代表壓力。壓力的 緩慢衰減傾角27導致出現(xiàn)科羅特科夫音(圖5的下部)和壓力傾角27的波動28。通過選 擇閾值33，兩個科羅特科夫音信息包31和32可以檢測為分別與心臟收縮和心臟舒張壓29 和30相對應。注意，用于心臟收縮和心臟舒張壓檢測的閾值33不必須相同。
依賴于LFC的實際設計，來自LFC的科羅特科夫音振幅可能不足夠強以進行信號 處理。因此，可以使用單獨的擴音器250(圖6)。該擴音器可以位于LFC99外部，但在AFC98 下。在測量過程中，擴音器250應該位于協(xié)同操作的動脈3上。注意，壓力傳感器96可以定位于更靠近LFC，從而最小化噪音水平。 為了患者的舒適度，施加在動脈上的最大壓力不應該比心臟收縮壓高太多。最大 壓力可以由袖帶壓力波動或科羅特科夫音的峰值振幅確定，如圖7中所示。泵20小步膨脹 袖帶(線26)。當泵停止在動脈壓力水平50時，檢測到科羅特科夫音量級36。然后，通過 相對小步，例如，20mm Hg/步，持續(xù)壓縮，以達到下一個壓力水平30并再次測量科羅特科夫 音量級。這逐步持續(xù)進行，直到科羅特科夫音量級明顯降低時，達到袖帶壓力53。這是袖 帶壓力超過心臟收縮和心臟舒張血壓兩者的指示。達到壓力53后，增加另外的壓力，例如， 30mm Hg，并且然后開始準線性收縮。由于每次心跳與科羅特科夫音信息包的出現(xiàn)相對應， 所以為了確保高測量分辨率，袖帶收縮速度應該在2-5mm Hg/心跳。心臟收縮57和心臟舒 張58閾值可以被確定為固定的或浮動的水平，以檢測科羅特科夫音信息包31和32，由此控 制器22可以使它們與心臟收縮55和心臟舒張56壓力相關聯(lián)。 在進行閾值比較前，用示波測量法壓力波動大小與科羅特科夫音相乘可以是有用 的。該乘法可能需要在科羅特科夫音和壓力波動經(jīng)歷按比例預處理后進行，所述預處理可 以包括實驗確定的比例函數(shù)。該乘法應該增大信噪比并改善閾值比較。換言之，代替對兩 個信號中每一個分別進行閾值比較，其中可能存在假閾值檢測，而首先將兩個信號相乘，以 使得由此產(chǎn)生的信號的信號水平遠高于由此產(chǎn)生的信號的噪音水平。然后由該乘法得到的 乘積可能需要乘以換算系數(shù)，并與預選擇的固定或可變閾值進行比較。比較的結果與通過 壓力傳感器測量的袖帶壓力相對應。另一種改進噪音抗擾性的方法是經(jīng)由當袖帶壓力波動 首先與閾值比較時和然后在其自身閾值比較前，比較器輸出脈沖用作門控科羅特科夫音的 選通脈沖。實際上，算術上，門控是乘法的形式(乘以O或單位，如在邏輯與(AND)函數(shù)中 所示)。這圖解在圖11中，其中壓力波動90與閾值93相比較，從而產(chǎn)生脈沖92。這些脈 沖選擇科羅特科夫音波91并僅傳遞符合與(AND)邏輯函數(shù)的那些聲波(110)。因此，聽診 和波動信號的組合可以改善準確性和噪音抗擾性。 心臟收縮和心臟舒張壓可以針對袖帶壓力上升或下降傾角檢測。然而，由于在上 升傾角(膨脹)過程中經(jīng)常存在的泵噪音，這可能不在所有設計中實用。如果使用圖4的 電路，LFC99中的噪音水平可以足夠低以使得在主要傾角上進行檢測。盡管如此，噪音水平 對于可接受的準確性水平而言仍可能太大。 一種改進加壓裝置表現(xiàn)的解決方案是使用安靜 的泵。另一種解決方案(圖18)是使用空氣箱160，所述空氣箱160在袖帶膨脹開始前受 到氣泵20(或外部泵)加壓。換言之，所述箱160可以在動脈壓力測量之前或之間被泵高 至足夠的高壓。該箱保持受壓的空氣并通過膨脹閥161將其釋放到袖帶98中。受壓氣筒 可以起儲存器的作用。袖帶膨脹速度可以受到壓力改變裝置諸如膨脹閥161內(nèi)部的可變形 通氣孔(未顯示)的控制。通氣孔的尺寸受到控制器22的控制。由于泵20在袖帶98膨 脹過程中被關閉，來自保存在箱160中的空氣的袖帶膨脹安靜得多。注意，如果使用預加壓 筒，則不需要氣泵。 LFC中的壓力應該均勻分布在與患者接觸的整個面積上。圖4的支持物80幫助 將壓力指向患者。然而，LFC的側面可以具有減小的彈性，這歸因于LFC套的制造方法或天 然彈性?？梢允褂萌舾杉夹g最小化這種作用。 一種技術圖解在圖12中，其顯示LFC99的后 壁131與邊緣側132和133相比具有增加的厚度。另一種解決方案顯示在圖14中，其中 LFC99的背側140比與患者(通過袖帶織物)相連的內(nèi)側130更厚。另一種解決方案顯示在圖15中，其中將AFC的邊緣側制成多層形式。在側面，AFC98被分成至少2個較薄的延 長部分134和135，它們之間具有空間136。注意，2個腔(囊)可以制成單一組件并共享共 用壁175，如圖13中所示。 本發(fā)明的一個另外的實施方案基于流量測量法，即檢測外周動脈中的血流。當將 壓力施加到動脈時，它減弱動脈血流。血液只有在外部施加的壓力小于心臟舒張壓時才能 夠自由地流經(jīng)動脈運動。高于心臟舒張但低于心臟收縮的壓力減小血流但不使其停止。當 施加在動脈上的外部壓力超過心臟收縮壓時，動脈塌陷并且血流停止。這種考慮因素允許 使用已知的檢測動脈血流的方法評估心臟收縮和心臟舒張壓。已知的血流監(jiān)視方法是多 普勒超聲波和激光監(jiān)視儀、電磁和熱擴散監(jiān)視儀、reogr即hic和光-體積描記法和若干其 他。圖8圖解具有上述任意類型的可膨脹袖帶的血壓監(jiān)視儀的實例，其具有位于袖帶指部 下游的外周血流傳感器(檢測器)60。傳感器60與監(jiān)視器5通過電纜61相連。
光-體積描記類型的血流傳感器60如圖9中所示，并包括受電路73控制的發(fā)光 源70和光檢測器71，所述電路73利用信號74經(jīng)由電纜61與電子模塊5通信?；颊叩闹?部65(例如，食指)插入到夾子66中，夾子66可以包括由活動樞軸67接合的兩個加載彈 簧的夾片68和69。夾片針對發(fā)光源70和光檢測器71輕微擠壓指部65。由發(fā)射器70發(fā) 射的光束穿過皮膚、脂肪、毛細血管并在骨骼75上反射掉。它返回到光檢測器71，光檢測 器71將其轉換為電子信號。具有脈動血的毛細血管充血調節(jié)指部內(nèi)的光傳播。當袖帶中 的壓力80由0緩慢增加(圖10)到心臟舒張壓83時，光檢測器71中的光信號81波沒有 可感知的變化。心臟舒張壓83通過后，光波82開始下降直到它們在與心臟收縮壓88相對 應的水平84處完全消失。然后，光檢測器71將輸出基線信號85(無波)。當袖帶縮小和壓 力86下降時，光波動87重新出現(xiàn)。 注意，類似的傳感器60也可以用作常規(guī)脈沖血氧計傳感器，但僅在袖帶壓力低于 心臟收縮壓時。為了檢測血液氧合，加入第二光源(發(fā)射器)72。發(fā)射器70和72的波長可 以不同，例如， 一個是紅光且另一個是近紅外光。 另一個準確性的問題涉及動脈中的血液的流體靜力壓。為了醫(yī)學診斷的目的，必 須由位于主動脈水平的動脈測量動脈壓。低于主動脈水平測量的壓力應該似乎更高而高于 主動脈時應該似乎更低。其原因是作用于血液上的重力。通常，當袖帶位于上臂時這不是 嚴重的問題，因為該位置自然地位于接近主動脈的水平。然而，當袖帶位于其他位置時，例 如在腕部，患者的腕部通常處于完全低于主動脈水平，除非患者處于仰臥位置。流體靜力壓 增加約0. 7mmHg/每低于主動脈水平1厘米。結果，當袖帶位于靜置于桌面上的腕部上，且 患者坐在桌邊時，對于平均成年人，袖帶位于低于主動脈約15cm。這將導致測量的心臟收縮 和心臟舒張壓高約10mmHg。該誤差可以一定程度地通過將腕部舉到主動脈水平或通過算術 校正測量的心臟收縮和心臟舒張壓數(shù)值補償。算術校正是將偏移量(offset)加入心臟收 縮和心臟舒張壓。偏移量數(shù)值可以是恒定的或可變的，其受到相對應主動脈水平的袖帶水 平的控制。 為了檢測袖帶的位置，可以使用多種類型的位置傳感器。傳感器的一個實例是可 以與袖帶物理相連的傾斜(斜度)傳感器。傾斜傳感器(檢測器)將關于重力測量袖帶傾 斜的程度。這對應于接近主動脈水平的手臂升高。 許多類型的傾斜檢測器是本領域中已知的且可以用于該目的。圖16顯示斜面檢測器150的最簡單形式，其包括被完全包封的由電絕緣材料，諸如ABS樹脂制成的主體151 。 將三個電導接觸器152、153和154包埋在主體151中。在中間接觸器154處存在凹槽156。 主體151內(nèi)部，存在由電導材料諸如鍍鎳鋼制成的球155。當斜面檢測器如圖16所示處于 水平時，球155靜置于凹槽156中。電線158將接觸器152、 153和154與控制器22相連接。 當袖帶處于水平位置(例如，患者的腕部靜置于桌面上)時，球155與接觸器152和153不 相接觸。這導致所有接觸器彼此絕緣并且電線158中的電信號對控制器22指示袖帶的水 平位置?？刂破?2在顯示器23上顯示需要重新定位腕部(將腕部升高至心臟水平)，或備 選地，通過將偏移量與測量的心臟收縮和心臟舒張壓相加進行算術校正。偏移量數(shù)值可以 實驗獲得，且典型地在_6到-12mmHg之間(負偏移量是典型的)。 如果袖帶和相連的斜面檢測器150按方向157旋轉(圖17)，則表示患者的腕部 被舉起。旋轉足夠的角度導致球155由中間位置滾動，使接觸器152和154短路。這對控 制器22指示腕部處于正確的(舉高的)位置并且不需要校正測量的動脈壓。自然地，圖 16和17中所示的最簡單的斜面檢測器150僅具有兩種狀態(tài)腕部的正確位置和不正確位 置。測量實際傾角程度的更復雜的斜面檢測器可以通過改變偏移量的大小提供測量動脈壓 的更準確校正。然后，控制器可以通過由測量的動脈壓(心臟收縮和心臟舒張二者)加上 或減去偏移量，產(chǎn)生一組數(shù)。這些校正的血壓數(shù)可以顯示在顯示器23上。然而，對于許多 實際情形，圖16中所示的最簡單形式通常足夠。 盡管顯示和描述了本發(fā)明的特殊實施方案，但是本領域中的技術人員應該清楚可 以在不偏離本發(fā)明的條件下在其更廣泛的方面進行改變和改進，且因此，所附權利要求的 目的是包括所有這些屬于本發(fā)明真實精神和范圍的改變和改進。
1權利要求
用于從人或動物患者身體表面非入侵性測量動脈血壓的監(jiān)視系統(tǒng)，包括加壓袖帶，其具有外和內(nèi)表面并包括第一腔，所述第一腔由易彎曲材料制成并適合被放置以在所述袖帶的內(nèi)表面與患者身體表面鄰接，所述第一腔包括具有與血液密度基本相似的密度的第一物質；加壓裝置，其壓縮所述第一物質；用于產(chǎn)生代表所述第一物質的壓力的信號的壓力傳感器；電子模塊，其可操作地分析從所述壓力傳感器接收的信號并確定動脈血壓，和用于呈現(xiàn)與所述動脈血壓相對應的信息的顯示器。
2. 權利要求1的監(jiān)視系統(tǒng)，其中所述加壓裝置是第二腔，所述第二腔由易彎曲材料制 成并鄰接所述第一腔，這樣這兩個腔分層地置于患者身體表面上，其中所述第二腔位于所 述內(nèi)表面處并容納具有比所述第一物質的密度更低的密度的第二物質。
3. 權利要求2的監(jiān)視系統(tǒng)，其中所述第一物質包括不可壓縮的流體且所述第二物質包括氣體；
4. 權利要求l的監(jiān)視系統(tǒng)，還包括用于改變所述第一物質或所述第二物質內(nèi)的壓力的 壓力改變裝置。
5. 權利要求l的監(jiān)視系統(tǒng)，還包括與所述加壓裝置相連接的儲存器。
6. 權利要求l的監(jiān)視系統(tǒng)，其中所述第一物質包括液體或凝膠。
7. 權利要求l的監(jiān)視系統(tǒng)，還包括與所述第一腔和所述電子模塊相連接的水聽器。
8. 權利要求l的監(jiān)視系統(tǒng)，其中所述電子模塊包括至少兩個信號濾波器，第一濾波器 是通過低于1Hz的頻率的低通濾波器且第二濾波器是通過在高于O. 5Hz頻率范圍內(nèi)的信號 的帶通濾波器。
9. 權利要求1的監(jiān)視系統(tǒng)，還包括位于與所述第一腔相鄰接的擴音器。
10. 權利要求1的監(jiān)視系統(tǒng)，其中所述第一腔由具有可變厚度的易彎曲材料制成。
11. 權利要求1的監(jiān)視系統(tǒng)，還包括置于所述可膨脹袖帶外表面上的半剛性支持物。
12. 權利要求1的監(jiān)視系統(tǒng)，還包括與所述電子模塊相連接的血流檢測器。
13. 權利要求11的監(jiān)視系統(tǒng)，其中所述血流檢測器包括第一發(fā)光源和第一光傳感器。
14. 權利要求12的監(jiān)視系統(tǒng)，還包括第二發(fā)光源，所述第二發(fā)光源產(chǎn)生處于與來自所 述第一發(fā)光源不同的光譜范圍內(nèi)的光。
15. 通過使用可膨脹袖帶確定由患者身體的心臟產(chǎn)生的動脈血壓的方法，包括以下步驟改變所述可膨脹袖帶內(nèi)的壓力； 測量所述可膨脹袖帶內(nèi)的壓力；在所述袖帶內(nèi)產(chǎn)生與收縮壓和舒張壓相對應的測量血壓的數(shù)值；通過對每個所述數(shù)值應用各自的偏移量，產(chǎn)生代表所述動脈血壓的校正信息，其中所 述偏移量與所述袖帶相對于所述患者身體的位置有關，禾口 輸出所述校正信息。
16. 權利要求15的確定動脈血壓的方法，還包括以下步驟 測量所述袖帶相對于心臟的位置； 基于所測量的位置確定所述偏移量。
17. 權利要求16的確定動脈血壓的方法，其中測量袖帶的位置包括確定所述袖帶相對 于重力的傾角。
18. 通過使用加壓袖帶測量患者身體的動脈血壓的方法，包括下列步驟 用所述袖帶包繞所述患者身體；改變所述袖帶中的壓力； 測量所述袖帶中的第一壓力值；檢測所測量的袖帶壓力的波動和生成與所述袖帶壓力波動相對應的第一信號； 檢測所述袖帶中的科羅特科夫音，并生成與所述科羅特科夫音量級相對應的第二信號；使所述第一和第二信號相乘以生成一個乘積；使所述乘積與所述袖帶中測量的壓力相關聯(lián)，從而確定收縮壓或舒張壓數(shù)值，禾口 將所述收縮壓或舒張壓數(shù)值提供給輸出裝置。
19. 權利要求18的測量動脈血壓的方法，還包括使所述乘積與至少一個閾值水平相比 較的步驟；
20. 權利要求19的測量動脈血壓的方法，其中所述閾值水平與所述第一或第二信號相關。
21. 權利要求18的測量動脈血壓的方法，還包括使所述乘積乘以實驗選擇的換算系數(shù) 的步驟。
22. 通過使用加壓袖帶從患者身體外表面確定動脈血壓的方法，所述加壓袖帶包含兩 個填充具有不同密度的流體的易彎曲囊，所述方法包括下列步驟將含有較低密度流體的第二囊置于含有較高密度流體的第一囊上； 將所述第一囊定位在與所述患者身體表面相鄰接； 改變所述較高或較低密度流體的壓力； 測量所述較高或較低密度的流體的壓力；使所測量的壓力的緩慢變化成分與所測量的壓力的快速變化成分相關聯(lián)；計算所述患者的動脈壓；輸出所述患者的動脈壓。
23. 權利要求22的確定動脈血壓的方法，還包括使用無線傳送來自所述袖帶的數(shù)據(jù)的 步驟。
24. 用于向身體施加壓力和檢測來自身體的信號的加壓袖帶，所述袖帶包括 含有基本不可壓縮材料的第一腔，所述第一腔具有位于與所述身體相鄰接的第一側面和第二相反側面；位于與所述第一腔的第二側面相鄰接的加壓裝置，這樣所述第一腔位于所述身體和所 述加壓裝置之間；其中所述加壓裝置被選擇性地受壓和減壓以使得壓力由所述加壓裝置被選擇性地施 加于所述第一腔，所述第一腔隨之將壓力施加給所述身體。
25. 權利要求24的袖帶，其中所述加壓裝置包括含有氣體的第二腔。
26. 權利要求24的袖帶，其中所述身體是人身體且將向所述壓力施加于所述身體是起 擠壓身體內(nèi)動脈的作用。
27. 權利要求24的袖帶，其中向所述身體施加壓力提供來自所述身體的信號與所述第 一腔的機械連接。
28. 權利要求24的袖帶，還包括 控制器，其可操作地選擇性地對所述加壓裝置加壓；壓力傳感器，其可操作地指示所述第一腔或加壓裝置內(nèi)的壓力，所述壓力傳感器與所 述控制器通訊，從而將關于所述第一腔或所述加壓裝置內(nèi)的物質的壓力的信息提供給所述 控制器。
29. 權利要求24的袖帶，還包括用于檢測由所述身體產(chǎn)生的聲音信號的擴音器，其位 于與所述第一腔相鄰接并且在所述加壓裝置和所述身體之間。
30. 權利要求24的袖帶，還包括與所述第一腔相連接用于檢測與所述第一腔相連接的 信號的水聽器。
31. 權利要求25的袖帶，其中指示所述第二腔內(nèi)氣體壓力的信號由氣體壓力傳感器轉 換并作為信號提供給所述控制器。
32. 權利要求28的袖帶，其中指示所述第一腔內(nèi)壓力的信號由所述壓力傳感器轉換并 作為信號提供給所述控制器。
33. 權利要求32的袖帶，其中所述壓力傳感器具有足夠快的響應速率，從而使其能夠 檢測所述身體內(nèi)的壓力信號和來自所述第一腔的壓力波動信號。
34. 權利要求28的袖帶，還包括多個用于分離所述液體壓力信號、所述壓力波動信號 和所述科羅特科夫音的濾波器。
35. 權利要求28的袖帶，還包括所述袖帶和外部電子裝置之間的電子界面，其中所述 界面是有線和無線之一。
36. 權利要求25的袖帶，其中所述第一腔和所述第二腔形成具有分開所述第一腔和所 述第二腔的共用壁的單一結構。
37. 權利要求24的袖帶，還包括用于指示所述袖帶和所述身體一部分之間的相對定位 的傾斜傳感器。
38. 權利要求24的袖帶，還包括位于所述第二腔的外側上的支持結構。
39. 權利要求24的袖帶，其中所述第一腔由包括易彎曲和柔韌材料的材料形成。
40. 權利要求24的袖帶，其中所述第一腔由乳膠或聚乙烯形成。
41. 權利要求24的袖帶，其中所述第一腔包括周圍部分，其具有大于所述第一腔中間 部分的厚度的厚度。
42. 權利要求24的袖帶，其中所述第一腔包括后壁，其具有大于所述第一腔周圍部分 的厚度的厚度。
43. 權利要求24的袖帶，其中所述第一腔包括后壁，其具有大于所述第一腔前壁的厚 度的厚度。
44. 權利要求24的袖帶，其中所述第一腔成型為扁平的易彎曲或柔韌板。
45. 權利要求24的袖帶，其中將所述第一腔預成型以符合所述身體的形狀。
46. 權利要求25的袖帶，還包括用于對所述第二腔的氣體選擇性地加壓的加壓裝置。
47. 權利要求24的袖帶，其中所述加壓裝置包括電活化聚合物、空氣箱、或加壓氣筒。
48. 權利要求24的袖帶，其中所述不可壓縮材料包括具有這樣的密度的材料，所述密度基本在人血液密度的50 %以內(nèi)。
49. 權利要求24的袖帶，其中所述不可壓縮的材料包括選自由水、礦物油、水性凝膠、 和有機凝膠組成的組的材料。
50. 用于向人身體的一部分施加壓力和檢測指示來自所述身體的動脈壓的信號的加壓袖帶，所述袖帶包括含有基本不可壓縮材料的第一腔，所述第一腔具有位于與所述人身體相鄰接的第一側面和第二相反側面；含有氣體的第二腔，所述第二腔位于與所述第一腔的所述第二側面相鄰接，這樣所述 第一腔位于所述人身體和所述第二腔之間；用于對所述第二腔的氣體進行選擇性地加壓和減壓的加壓裝置，這樣壓力被選擇性地 由所述第二腔施加給所述第一腔，所述第一腔隨之將壓力施加給所述人身體內(nèi)的動脈；控制器，其可操作以選擇性地控制所述加壓裝置，以對所述第二腔的氣體加壓；壓力傳感器，其可操作以指示所述第一腔內(nèi)材料的壓力，所述壓力傳感器與所述控制 器通訊，從而將關于所述第一腔內(nèi)材料壓力的信息提供給所述控制器；電子分析模塊，其使用關于所述第一腔內(nèi)材料的壓力的信息，由此指示所述人身體收 縮和舒張壓。
51. 權利要求50的袖帶，其中所述壓力傳感器具有足夠快的響應速率，從而使其能夠 檢測身體內(nèi)的壓力信號和來自所述第一腔的壓力波動信號。
52. 權利要求50的袖帶，其中所述第一腔和所述第二腔形成具有分開所述第一腔和所 述第二腔的共用壁的單一結構。
53. 權利要求50的袖帶，還包括用于指示所述袖帶和所述身體一部分之間的相對定位 的位置傳感器。
54. 權利要求50的袖帶，還包括位于所述第二腔的外側上的支持結構。
55. 權利要求50的袖帶，其中所述第一腔由包括易彎曲和柔韌材料的材料形成。
56. 權利要求50的袖帶，其中所述第一腔包括具有大于所述第一腔中間部分的厚度的 厚度的周圍部分。
57. 權利要求50的袖帶，其中所述不可壓縮材料包括具有這樣的密度的材料，所述密 度基本在人血液密度的50 %以內(nèi)。
58. 使用加壓袖帶檢測人身體血壓的方法，所述方法包括下列步驟 將加壓袖帶置于與所述人身體的一部分相鄰接，并檢測指示來自所述身體的動脈壓的信號，所述袖帶包括含有基本不可壓縮材料的第一腔，所述第一腔具有位于與所述人身體相鄰接的第一側 面和第二相反側面；含有氣體的第二腔，所述第二腔位于與所述第一腔的第二側面相鄰接，這樣所述第一 腔位于所述人身體和所述第二腔之間；使用所述第二腔作為加壓裝置以選擇性地對所述氣體加壓和減壓，使得壓力由所述第 二腔被選擇性地施加于所述第一腔，所述第一腔隨之將壓力施加給所述人身體內(nèi)的動脈；使用控制器選擇性地控制所述加壓裝置，從而對所述第二腔的氣體加壓；使用壓力傳感器指示所述第一腔內(nèi)材料的壓力，所述壓力傳感器與所述控制器通訊，從而將關于所述第一腔內(nèi)材料的壓力的信息提供給所述控制器；使用電子分析模塊分析關于所述第一腔內(nèi)材料的壓力的信息，從而指示所述人身體的 收縮和舒張壓。
全文摘要
非入侵式動脈血壓監(jiān)視器使用可膨脹袖帶，所述可膨脹袖帶包括填充不可壓縮的液體或凝膠的第一囊。所述囊可以受到疊置于其外表面上的加壓裝置作用的加壓。在優(yōu)選的實施方案中，加壓裝置是充氣的第二囊，其與氣泵和排出閥相連接。所述第一囊位于患者身體和所述第二囊之間。在操作過程中，所述第二囊擠壓第一囊，第一囊隨之將患者動脈對著支撐骨骼擠壓。提高了患者充滿血液的動脈和雙囊袖帶的充液囊之間的機械連接，從而檢測處于寬頻范圍內(nèi)的壓力波動。與所述第一囊相連接的壓力傳感器還起水聽器的作用，所述水聽器用于獲得來自閉合肢體或指部任何部分的機械振動。這容許改進動脈壓的計算。
文檔編號A61B5/022GK101730502SQ200880017734
公開日2010年6月9日 申請日期2008年2月19日 優(yōu)先權日2007年3月28日
發(fā)明者雅各·弗雷登 申請人:Kaz股份有限公司