非入侵式动脉血压监视器使用可膨胀袖带，所述可膨胀袖带包括填充不可压缩的液体或凝胶的第一囊。所述囊可以受到叠置于其外表面上的加压装置作用的加压。在优选的实施方案中，加压装置是充气的第二囊，其与气泵和排出阀相连接。所述第一囊位于患者身体和所述第二囊之间。在操作过程中，所述第二囊挤压第一囊，第一囊随之将患者动脉对着支撑骨骼挤压。提高了患者充满血液的动脉和双囊袖带的充液囊之间的机械连接，从而检测处于宽频范围内的压力波动。与所述第一囊相连接的压力传感器还起水听器的作用，所述水听器用于获得来自闭合肢体或指部任何部分的机械振动。这容许改进动脉压的计算。
1.用于从人或动物患者身体表面非入侵性测量动脉血压的监视系统，包括：加压袖带，其具有外和内表面并包括第一腔，所述第一腔由易弯曲材料制成并适合被放置以在所述袖带的内表面与患者身体表面邻接，所述第一腔包括具有与血液密度基本相似的密度的第一物质；
用于产生代表所述第一物质的压力的信号的压力传感器；
电子模块，其可操作地分析从所述压力传感器接收的信号并确定动脉血压，和用于呈现与所述动脉血压相对应的信息的显示器。
2.权利要求1的监视系统，其中所述加压装置是第二腔，所述第二腔由易弯曲材料制成并邻接所述第一腔，这样这两个腔分层地置于患者身体表面上，其中所述第二腔位于所述内表面处并容纳具有比所述第一物质的密度更低的密度的第二物质。
3.权利要求2的监视系统，其中所述第一物质包括不可压缩的流体且所述第二物质包括气体；
4.权利要求1的监视系统，还包括用于改变所述第一物质或所述第二物质内的压力的压力改变装置。
5.权利要求1的监视系统，还包括与所述加压装置相连接的储存器。
6.权利要求1的监视系统，其中所述第一物质包括液体或凝胶。
7.权利要求1的监视系统，还包括与所述第一腔和所述电子模块相连接的水听器。
8.权利要求1的监视系统，其中所述电子模块包括至少两个信号滤波器，第一滤波器是通过低于1Hz的频率的低通滤波器且第二滤波器是通过在高于0.5Hz频率范围内的信号的带通滤波器。
9.权利要求1的监视系统，还包括位于与所述第一腔相邻接的扩音器。
10.权利要求1的监视系统，其中所述第一腔由具有可变厚度的易弯曲材料制成。
11.权利要求1的监视系统，还包括置于所述可膨胀袖带外表面上的半刚性支持物。
12.权利要求1的监视系统，还包括与所述电子模块相连接的血流检测器。
13.权利要求11的监视系统，其中所述血流检测器包括第一发光源和第一光传感器。
14.权利要求12的监视系统，还包括第二发光源，所述第二发光源产生处于与来自所述第一发光源不同的光谱范围内的光。
15.通过使用可膨胀袖带确定由患者身体的心脏产生的动脉血压的方法，包括以下步骤：改变所述可膨胀袖带内的压力；
在所述袖带内产生与收缩压和舒张压相对应的测量血压的数值；
通过对每个所述数值应用各自的偏移量，产生代表所述动脉血压的校正信息，其中所述偏移量与所述袖带相对于所述患者身体的位置有关，和输出所述校正信息。
16.权利要求15的确定动脉血压的方法，还包括以下步骤：测量所述袖带相对于心脏的位置；
17.权利要求16的确定动脉血压的方法，其中测量袖带的位置包括确定所述袖带相对于重力的倾角。
18.通过使用加压袖带测量患者身体的动脉血压的方法，包括下列步骤：用所述袖带包绕所述患者身体；
检测所测量的袖带压力的波动和生成与所述袖带压力波动相对应的第一信号；
检测所述袖带中的科罗特科夫音，并生成与所述科罗特科夫音量级相对应的第二信号；
使所述乘积与所述袖带中测量的压力相关联，从而确定收缩压或舒张压数值，和将所述收缩压或舒张压数值提供给输出装置。
19.权利要求18的测量动脉血压的方法，还包括使所述乘积与至少一个阈值水平相比较的步骤；
20.权利要求19的测量动脉血压的方法，其中所述阈值水平与所述第一或第二信号相关。
21.权利要求18的测量动脉血压的方法，还包括使所述乘积乘以实验选择的换算系数的步骤。
22.通过使用加压袖带从患者身体外表面确定动脉血压的方法，所述加压袖带包含两个填充具有不同密度的流体的易弯曲囊，所述方法包括下列步骤：将含有较低密度流体的第二囊置于含有较高密度流体的第一囊上；
使所测量的压力的缓慢变化成分与所测量的压力的快速变化成分相关联；
23.权利要求22的确定动脉血压的方法，还包括使用无线传送来自所述袖带的数据的步骤。
24.用于向身体施加压力和检测来自身体的信号的加压袖带，所述袖带包括：含有基本不可压缩材料的第一腔，所述第一腔具有位于与所述身体相邻接的第一侧面和第二相反侧面；
位于与所述第一腔的第二侧面相邻接的加压装置，这样所述第一腔位于所述身体和所述加压装置之间；
其中所述加压装置被选择性地受压和减压以使得压力由所述加压装置被选择性地施加于所述第一腔，所述第一腔随之将压力施加给所述身体。
25.权利要求24的袖带，其中所述加压装置包括含有气体的第二腔。
26.权利要求24的袖带，其中所述身体是人身体且将向所述压力施加于所述身体是起挤压身体内动脉的作用。
27.权利要求24的袖带，其中向所述身体施加压力提供来自所述身体的信号与所述第一腔的机械连接。
压力传感器，其可操作地指示所述第一腔或加压装置内的压力，所述压力传感器与所述控制器通讯，从而将关于所述第一腔或所述加压装置内的物质的压力的信息提供给所述控制器。
29.权利要求24的袖带，还包括用于检测由所述身体产生的声音信号的扩音器，其位于与所述第一腔相邻接并且在所述加压装置和所述身体之间。
30.权利要求24的袖带，还包括与所述第一腔相连接用于检测与所述第一腔相连接的信号的水听器。
31.权利要求25的袖带，其中指示所述第二腔内气体压力的信号由气体压力传感器转换并作为信号提供给所述控制器。
32.权利要求28的袖带，其中指示所述第一腔内压力的信号由所述压力传感器转换并作为信号提供给所述控制器。
33.权利要求32的袖带，其中所述压力传感器具有足够快的响应速率，从而使其能够检测所述身体内的压力信号和来自所述第一腔的压力波动信号。
34.权利要求28的袖带，还包括多个用于分离所述液体压力信号、所述压力波动信号和所述科罗特科夫音的滤波器。
35.权利要求28的袖带，还包括所述袖带和外部电子装置之间的电子界面，其中所述界面是有线和无线之一。
36.权利要求25的袖带，其中所述第一腔和所述第二腔形成具有分开所述第一腔和所述第二腔的共用壁的单一结构。
37.权利要求24的袖带，还包括用于指示所述袖带和所述身体一部分之间的相对定位的倾斜传感器。
38.权利要求24的袖带，还包括位于所述第二腔的外侧上的支持结构。
39.权利要求24的袖带，其中所述第一腔由包括易弯曲和柔韧材料的材料形成。
40.权利要求24的袖带，其中所述第一腔由乳胶或聚乙烯形成。
41.权利要求24的袖带，其中所述第一腔包括周围部分，其具有大于所述第一腔中间部分的厚度的厚度。
42.权利要求24的袖带，其中所述第一腔包括后壁，其具有大于所述第一腔周围部分的厚度的厚度。
43.权利要求24的袖带，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.权利要求24的袖带，其中所述第一腔成型为扁平的易弯曲或柔韧板。
45.权利要求24的袖带，其中将所述第一腔预成型以符合所述身体的形状。
46.权利要求25的袖带，还包括用于对所述第二腔的气体选择性地加压的加压装置。
47.权利要求24的袖带，其中所述加压装置包括电活化聚合物、空气箱、或加压气筒。
48.权利要求24的袖带，其中所述不可压缩材料包括具有这样的密度的材料，所述密度基本在人血液密度的50％以内。
49.权利要求24的袖带，其中所述不可压缩的材料包括选自由水、矿物油、水性凝胶、和有机凝胶组成的组的材料。
50.用于向人身体的一部分施加压力和检测指示来自所述身体的动脉压的信号的加压袖带，所述袖带包括：含有基本不可压缩材料的第一腔，所述第一腔具有位于与所述人身体相邻接的第一侧面和第二相反侧面；
含有气体的第二腔，所述第二腔位于与所述第一腔的所述第二侧面相邻接，这样所述第一腔位于所述人身体和所述第二腔之间；
用于对所述第二腔的气体进行选择性地加压和减压的加压装置，这样压力被选择性地由所述第二腔施加给所述第一腔，所述第一腔随之将压力施加给所述人身体内的动脉；
控制器，其可操作以选择性地控制所述加压装置，以对所述第二腔的气体加压；
压力传感器，其可操作以指示所述第一腔内材料的压力，所述压力传感器与所述控制器通讯，从而将关于所述第一腔内材料压力的信息提供给所述控制器；
电子分析模块，其使用关于所述第一腔内材料的压力的信息，由此指示所述人身体收缩和舒张压。
51.权利要求50的袖带，其中所述压力传感器具有足够快的响应速率，从而使其能够检测身体内的压力信号和来自所述第一腔的压力波动信号。
52.权利要求50的袖带，其中所述第一腔和所述第二腔形成具有分开所述第一腔和所述第二腔的共用壁的单一结构。
53.权利要求50的袖带，还包括用于指示所述袖带和所述身体一部分之间的相对定位的位置传感器。
54.权利要求50的袖带，还包括位于所述第二腔的外侧上的支持结构。
55.权利要求50的袖带，其中所述第一腔由包括易弯曲和柔韧材料的材料形成。
56.权利要求50的袖带，其中所述第一腔包括具有大于所述第一腔中间部分的厚度的厚度的周围部分。
57.权利要求50的袖带，其中所述不可压缩材料包括具有这样的密度的材料，所述密度基本在人血液密度的50％以内。
58.使用加压袖带检测人身体血压的方法，所述方法包括下列步骤：将加压袖带置于与所述人身体的一部分相邻接，并检测指示来自所述身体的动脉压的信号，所述袖带包括含有基本不可压缩材料的第一腔，所述第一腔具有位于与所述人身体相邻接的第一侧面和第二相反侧面；
含有气体的第二腔，所述第二腔位于与所述第一腔的第二侧面相邻接，这样所述第一腔位于所述人身体和所述第二腔之间；
使用所述第二腔作为加压装置以选择性地对所述气体加压和减压，使得压力由所述第二腔被选择性地施加于所述第一腔，所述第一腔随之将压力施加给所述人身体内的动脉；
使用控制器选择性地控制所述加压装置，从而对所述第二腔的气体加压；
使用压力传感器指示所述第一腔内材料的压力，所述压力传感器与所述控制器通讯，从而将关于所述第一腔内材料的压力的信息提供给所述控制器；
使用电子分析模块分析关于所述第一腔内材料的压力的信息，从而指示所述人身体的收缩和舒张压。
具有充液袖带的动脉血压监视器
[0001] 本发明要求2007年3月28日提交的美国临时专利申请号60/920,733的利益，将其引入本文作为参考。
[0002] 发明背景1.发明领域
[0003] 本发明一般地涉及用于非入侵式监视动脉血压的方法和医学设备，且具体涉及使用可膨胀的袖带的装置和方法。
[0004] 2.现有技术描述
[0005] 血压监视已经迅速成为公认的，和在许多情形中，人类和兽医治疗必不可少的方面。这样的监视器现在是急救室、重症和病危护理单位、和手术室、以及家庭中患者环境的常规部分。
[0006] 已使用了四种公知的技术来非入侵性地监视受试者动脉血压波形，即，听诊、示波测量法、张力测量法和流量测量法。听诊、示波测量法和流量测量法技术使用闭合动脉，例如，受试者臂动脉的标准可膨胀袖带(cuff)。听诊技术通过监视在袖带缓慢缩小或膨胀时发生的某种科罗特科夫音确定受试者的心脏收缩和心脏舒张压。示波测量技术，在另一方面，通过测量袖带缩小或膨胀时在袖带中发生的小压力波动确定这些压力，以及受试者的平均压力。流量测量法技术依靠检测袖带下游的血流变化。
[0007] 测量血压的示波测量法是商购自动系统中最流行的方法。该方法依靠测量动脉反压力的变化，所述反压力诸如由可受控放松或膨胀的可膨胀袖带所施加。在一些情形中，袖带压力的变化是连续的，且在其他情形中，是递增的。在基本所有示波测量系统中，传感器(压力传感器)监视动脉反压力波动，且处理电子组件将这些波动的选择参数转换为血压数据。
[0008] 在示波测量法中，平均血压值是在时间上对应于压力波动方框图峰值的平均袖带压力。通常估计心脏收缩血压为压力波动峰值前衰减压力斜面的压力，其在时间上对应于压力波动方框图振幅等于峰值振幅的一部分处。通常，心脏收缩血压是方框图峰值前衰减袖带压力时的压力，其中该方框图的振幅是峰值振幅的0.57-0.45。类似地，心脏舒张血压是方框图峰值后衰减袖带压力时的压力，其在时间上对应于方框图振幅等于峰值振幅不同部分处。通常，心脏舒张血压常规估计为峰值后衰减袖带压力时的压力，其中方框图的振幅等于峰值振幅的0.82-0.74。其他运算法则也是本领域中已知的。
[0009] 听诊法还涉及围绕患者协同操作的动脉放置的袖带的膨胀。当袖带膨胀超过心脏在对动脉壁上施加的最高压力时，科罗特科夫音消失时指示心脏收缩压。当袖带压力升高超过大气压时，科罗特科夫音首次出现时指示心脏舒张压。听诊法只能用于确定心脏收缩和心脏舒张压，且它不确定平均压力。
[0010] 通常，波动和听诊法都缺乏确定心脏收缩和心脏舒张压数值的准确性和一致性。示波测量法应用任意的比率来确定心脏收缩和心脏舒张压数值。结果，示波测量法有时不产生与由动脉-线法(例如插入的导管)获得的更直接且一般更准确的血压值相一致的血压值。此外，因为由袖带检测的波动信号振幅与袖带平均压力相比非常低，所以即使小量噪音也能够导致不准确测量的血压值。类似地，听诊法需要作出科罗特科夫音何时开始和何时停止的判断。该检测在科罗特科夫音达到其最低值时进行。这是特别明显的，因为声波经过不同密度的介质，诸如生物学组织、空气、可膨胀囊、袖带织物、扩音器元件等传播。结果，波动和听诊法由于低信噪比，所以不准确。
[0011] 用于确定动脉血压的第三种方法是张力测量法。张力测量法典型地涉及包括位于表面动脉上的压力敏感元件阵列的传感器。向传感器施加向下的力，从而压平其下面的动脉壁，而不闭合动脉。血压通过测量血压脉搏在与下面的动脉垂直的方向上施加的力来感知。
[0012] 用于确定动脉血压的第四种方法是流量测量法。该方法依靠检测袖带下游血流的变化并使所述变化与袖带压力相关联。
[0013] 作为测量臂动脉(上臂)动脉压力的备选方案，前臂(肘以下)和腕部监视器也是可行的和实用的测量位置。它们主要依靠桡和尺动脉的闭合。由于这些动脉中的血流小于在臂动脉中的血流，信噪比进一步降低。使用腕部袖带的另一个问题是很难对着桡骨和尺骨闭合桡动脉和尺动脉，因为这些骨骼作为压缩动脉的可靠支持物而言太小。此外，腕部动脉附近的许多腱可以干扰闭合，从而导致袖带和动脉之间差的机械连接。
[0014] 当科罗特科夫音用于确定心脏收缩和心脏舒张压时，需要将扩音器直接定位到受监视的动脉上，否则甚至更多地降低信噪比且准确性将受到巨大危害。为了解决由以上因素产生的误差问题，提议了许多袖带设计。其中之一是使用直接应用于动脉的充液入侵式袖带，如授权给Kapp等的美国专利号美国专利号4,256,094中所述，通过参考将其引入本文。通过参考引入本文中的授权给Lem的美国专利号3,527,204教导了双袖带，其中充液腔位于充气腔顶上并在患者肢体上施加的压力通过向气体和液体施加压力而形成。具有并行囊的双袖带设计记述在授权给Schmalzbach的美国专利号3,752,148中，将其通过参考引入本文。具有两个分层放置的腔的双气腔设计记述在美国专利号7,250,030中，将其通过参考引入本文。袖带外表面上的半刚性外层记述在授权给Clemmons的美国专利号6,224,558中，将其通过参考引入本文。授权给Sano等的美国专利号7,250,030描述双腔袋，其中两个腔填充同样类型的流体。这些和其他设计未能解决许多准确性问题，今后需要进一步改进袖带系统。
[0015] 发明概述
[0016] 本发明涉及可膨胀的袖带，其包括第一腔(囊)，所述第一腔(囊)可以通过叠置在患者肢体外表面上的加压装置针对患者肢体挤压。在一个实施方案中，所述加压装置包括填充气体或空气的第二腔，且称为AFC(充气腔)。第一腔位于患者手臂、前臂、腕部或指部和AFC之间。第一腔填充不可压缩的物质，诸如液体或凝胶，且可以与压力传感器相连接并且，在一些实施方案中，与获取科罗特科夫音的扩音器相连接。第一腔称为LFC(充液腔)。液体或凝胶的密度相对接近血液密度。在操作过程中，AFC压缩LFC，LFC随之针对支撑骨骼压缩动脉。充满血液的动脉和双腔袖带的LFC之间的机械连接得到改善。因为LFC很大程度地包绕手臂或腕部，所以袖带的定位变得不太关键。
[0017] 附图简述
[0018] 通过参考附图更详细地描述本发明的实施例实施方案的其他详细信息和方面，其中：
[0019] 图1是具有位于上臂上的动脉压力监视器的人肢体的图解；
[0020] 图2是具有与充气腔(AFC)相连的气泵和压力传感器的双腔袖带的图示；
[0021] 图3是具有与充液腔(LFC)相连的液泵和压力传感器的双腔袖带的图解；
[0022] 图4是具有与AFC相连的泵的双腔袖带的图示，而压力传感器和扩音器与LFC相连；
[0023] 图5是袖带压力和科罗特科夫音之间关系图表；
[0024] 图6是具有单独的扩音器的监视器的图示；
[0025] 图7是用于发现心脏收缩压力水平的袖带压力增加的图示；
[0026] 图8是具有手指体积描记传感器的臂袖带的图解；
[0027] 图9是手指光-体积描记传感器的图示；
[0028] 图10是袖带压力波动和手指光-体积描记传感器输出信号之间的关系的图示；
[0029] 图11是波动和科罗特科夫音之间关系的图示；
[0030] 图12是充气和充液腔组合的横截面视图，其中充液腔具有可变的壁厚度；
[0031] 图13是2个具有共用壁的袖带腔的横截面视图；
[0032] 图14是具有较厚的外壁的充液腔的横截面视图；
[0033] 图15是具有边缘裂开的充气腔的双腔袖带的横截面视图；
[0034] 图16是倾度传感器的电路连接结构图；
[0035] 图17是处于倾斜位置处的倾度传感器的图解；
[0036] 图18是具有储气器的血压监视器的图示；
[0037] 图19是采用板形式的弹性囊的透视图；
[0038] 图20是采用预成型形状的弹性囊的透视图；
[0039] 图21是具有厚边缘壁套的充液袋的横截面视图，和
[0040] 图22是袖带和显示器之间无线连续的结构图。
[0041] 优选实施方案
[0042] 本发明涉及动脉血液非入侵式测量法，其可以包括，例如，示波测量法、听诊、和流量测量法。所有这些方法均使用加压袖带。示波测量法依靠分析袖带压力的波动，而听诊法基于分析在被压缩的动脉中产生的声波(科罗特科夫音)。这两种系统的组合可以潜在地用于改进准确性。
[0043] 图1举例说明具有可膨胀袖带6的动脉血压监视器4，所述袖带6包裹在患者的上臂1周围。监视器4包括电子模块5和显示器7。袖带6可以膨胀并由此针对支持肱骨2压缩臂动脉3，由此导致该动脉中血流的限制。袖带6包含至少一个可以填充流体-气体或液体-的腔(囊)。在现有技术的装置中，普遍使用气体作为囊填充流体。
[0044] 备选地，袖带6可以位于前臂或腕部上，从而分别针对桡骨10或尺骨9压缩桡12和/或尺11动脉。本发明的一个方面是在作为袖带一部分的腔内使用不可压缩的液体。对充液腔施加压力，其随之针对患者手臂施加压力。这需要使用加压装置，所述加压装置向腔内液体并随后向患者肢体或指部中的动脉施加压力。加压装置可以包括多种组件，诸如AFC、气泵、软管等。这些组件可以与LFC直接相连或可以位于LFC外部，这取决于它们的特定功能和目的。如下所述，存在许多设计加压装置的方法。
[0045] 图2举例说明按照本发明的血压监视器的第一个实施方案，其包括位于AFC98(加压装置的一部分)和患者肢体1或指部之间的第二腔(囊)LFC99。这两个腔具有受到袖带6的支持，其可以由薄的易弯曲的织物或塑料材料制成。LFC不需要与AFC具有相同的尺寸。
在一些情形中，特别是当与水听器一起使用时(见下)，它可以更小，但不能更大。袖带包裹肢体或指部并可以通过常规扣件120，例如VELCRO锁定在适当的位置。排出阀39(压力改变装置)可以受控制器22决定使AFC98与大气通过空气作用相连。最初，根据来自控制器
22的指令，排出阀39关闭并且气泵20通过泵入空气使AFC98膨胀。该泵起到加压装置的一部分的作用。通过与AFC98通过连接体18和软管13相连的压力传感器19测量空气压力。当AFC98膨胀时，其内部的空气压力针对手臂1压缩其下的LFC99，且随之针对支撑骨骼2压缩动脉3。LFC99填充不可压缩的物质或填充物，诸如液体，例如水或矿物油，其密度与空气密度相比更加接近血液密度得多。优选地，LFC物质的密度应该与血液密度差别不
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超过50％。血液密度是约1060kg/m。水密度是1000kg/m，矿物油是866kg/m。因此，水和矿物油均可使用。备选地，LFC可以填充其他物质，诸如不可压缩的水性或有机凝胶。所有这些物质均具有相对接近血液密度的密度。填充物材料(物质)的粘度应该针对具体的袖带设计和制作方法调节，并且典型地应该不高于2000cP(厘泊)。例如，具有与水听器相连的相对长的管(例如，超过50mm)的LFC应该需要低粘度物质——接近水的粘度。相对较短的管(例如小于10mm)可以使用具有高粘度，例如接近2000cP的材料。
[0046] LFC99是密封的且既不能另外填充也不能排出其液体或凝胶。注意LFC99由易弯曲和柔韧材料，如乳胶或聚乙烯制成，所述材料可以符合患者的形状而不在其套中形成褶皱。应该注意防止由将填充材料挤压到LFC边缘侧引起的“起泡”作用。这可以通过增厚LFC囊99外套177的周围部分175和176(图21)实现。
[0047] 备选地，LFC可以由相对高粘度(超过10,000cP)树脂模制为或制成为平的易弯曲和柔韧板(图19)，其中内表面170将定位于朝向患者。该板在位于AFC下面时应该是弯曲的。在另一个实施方案中，可以预成型LFC，以符合手臂或腕部形状(图20)，其内表面171位于朝向患者。关于图19和20的实施方案的材料可以是任意合适的易弯曲弹性材料，诸如乳胶或硅酮橡胶，其密度应该基本接近血液的密度。
[0048] LFC99内液体(或图19和20中形成LFC材料)的压力在其整个体积上均匀分布。这导致一致且均匀地针对支撑骨骼2压缩生物组织。因为LFC99中液体的密度接近动脉3中血液的密度，所以动脉的波动与LFC99充分相连并随之与AFC98经过它们之间的大连接表面190相连。注意，在该实施方案中，LFC是AFC和动脉之间的被动(无传感器与之相连)媒介物。来自AFC的动脉波动通过空气压力传感器19和/或扩音器转换(图2中未显示)并反馈到控制器22中以进行信号处理和显示。
[0049] 图3的第二个实施方案类似于图2，区别在于LFC15不是动脉和压力传感器之间的媒介物。此时，完全不使用AFC。LFC15通过管17和延长部分18和24分别与液体压力传感器19和水听器25相连。储液器122与液泵200相连，其随之与管17相连，由此形成闭合电路。液体16可以受控制器22指导，由储液器122中泵送至LFC15中并且反之亦然。LFC15，在向其中泵入液体16时，针对支撑骨骼2压缩动脉3。这种排列产生甚至更好的信噪比，因为在水听器25和动脉3之间不存在中间填充空气的囊。LFC15中的液体可以被任何已知的蠕动或活塞式液泵加压，所述液泵可以由电动机驱动。备选地，电-活化的聚合物(EAP)可以起加压装置的作用。
[0050] 图4举例说明另一个优选的实施方案，其中袖带6包括2个填充相当不同密度的流体的腔。第一腔是填充空气的腔98(AFC)，其可以或可以不完全环绕患者手臂1。它的目的是针对动脉3压缩第二个充液腔99(LFC)。AFC98可以通过排出阀39对大气敞开，并可以备选地在阀关闭时，通过气泵20由大气膨胀。所述泵是部分加压装置并且阀是压力改变装置。电-活化的聚合物(EAP)，例如，当遭遇电流时能够扩展和施加压力的材料可以起加压装置的作用。在该实施方案中，由LFC测量压力、其波动和/或声音，而加压是通过AFC或其他适当结构进行。
[0051] 当AFC98膨胀时，其针对手臂1压缩LFC99。LFC99通过管97与水听器95和液压传感器96相连，这二者与控制器22电连接。备选地，压力传感器96可以与AFC98相连。当在其他实施方案中时，LFC99中的液体可以是水、油、或任何其他不可压缩的液体或凝胶。
半刚性支持物180叠置在袖带外表面上，以防止AFC98向外拉伸和保持朝向患者的直接压力。
[0052] 水听器95作为单独的元件，在当压力传感器96具有快速响应时的情形中，可以不是必需的。使用具有约1ms的响应速率的压力传感器不罕见。这样的快速传感器，除测量LFC中的压力外，还可以起水听器作用，以获得压力的低频和高频范围。压力传感器频谱应该包含与液体压力、压力波动和科罗特科夫音相关的组分。这些组分可以通过硬件或软件带通滤波器分开。信号滤波器在进一步处理前分开这些组分。典型地，具有约0-1Hz带宽的低通滤波器应该传递LFC压力信号。具有约0.5-20Hz通带的带通滤波器切出压力波动。第三带通滤波器用于传递较高频率的科罗特科夫音信号并应该具有约10-200Hz的带宽。压力信号的最慢变化成分对应于袖带压力水平，较快的压力变化成分对应于动脉波动，而最快的变化成分对应于科罗特科夫音。较快和最快组成与最慢组成的关联可以用作动脉血压(心脏收缩、心脏舒张和平均值)的指示。
[0053] 在本文中所述的任何实施方案中，动脉压力可以在袖带压力增高或降低过程中测量，这取决于设计和所用的运算法则。因此，排出阀39(如果有)和泵20或200按照预编程的顺序操作。电子模块5中的所有电子装置都与控制器22电连接，其负载功率源自电源21。控制器22计算动脉血压并在显示器23上输出测量的结果。在一些实施方案中，电子模块可以与袖带物理去偶，并通过电缆或无线装置与之相连(图22)。在该情形中，袖带和其他压力相关部分(泵20、阀39、等)位于发射器部件300中，而显示器323处于接收器部件301中，所述接收器部件301还包括接收器304、接收天线305、处理器322、和电源321。
发射天线303与发射器302相连。发射器部件300的常规组件，诸如电源、开关，未显示在图22中。
[0054] 科罗特科夫音涉及如图5中所示的变化囊压力26，其中垂直轴代表压力。压力的缓慢衰减倾角27导致出现科罗特科夫音(图5的下部)和压力倾角27的波动28。通过选择阈值33，两个科罗特科夫音信息包31和32可以检测为分别与心脏收缩和心脏舒张压29和30相对应。注意，用于心脏收缩和心脏舒张压检测的阈值33不必须相同。
[0055] 依赖于LFC的实际设计，来自LFC的科罗特科夫音振幅可能不足够强以进行信号处理。因此，可以使用单独的扩音器250(图6)。该扩音器可以位于LFC99外部，但在AFC98下。在测量过程中，扩音器250应该位于协同操作的动脉3上。注意，压力传感器96可以定位于更靠近LFC，从而最小化噪音水平。
[0056] 为了患者的舒适度，施加在动脉上的最大压力不应该比心脏收缩压高太多。最大压力可以由袖带压力波动或科罗特科夫音的峰值振幅确定，如图7中所示。泵20小步膨胀袖带(线26)。当泵停止在动脉压力水平50时，检测到科罗特科夫音量级36。然后，通过相对小步，例如，20mm Hg/步，持续压缩，以达到下一个压力水平30并再次测量科罗特科夫音量级。这逐步持续进行，直到科罗特科夫音量级明显降低时，达到袖带压力53。这是袖带压力超过心脏收缩和心脏舒张血压两者的指示。达到压力53后，增加另外的压力，例如，30mm Hg，并且然后开始准线性收缩。由于每次心跳与科罗特科夫音信息包的出现相对应，所以为了确保高测量分辨率，袖带收缩速度应该在2-5mm Hg/心跳。心脏收缩57和心脏舒张58阈值可以被确定为固定的或浮动的水平，以检测科罗特科夫音信息包31和32，由此控制器22可以使它们与心脏收缩55和心脏舒张56压力相关联。
[0057] 在进行阈值比较前，用示波测量法压力波动大小与科罗特科夫音相乘可以是有用的。该乘法可能需要在科罗特科夫音和压力波动经历按比例预处理后进行，所述预处理可以包括实验确定的比例函数。该乘法应该增大信噪比并改善阈值比较。换言之，代替对两个信号中每一个分别进行阈值比较，其中可能存在假阈值检测，而首先将两个信号相乘，以使得由此产生的信号的信号水平远高于由此产生的信号的噪音水平。然后由该乘法得到的乘积可能需要乘以换算系数，并与预选择的固定或可变阈值进行比较。比较的结果与通过压力传感器测量的袖带压力相对应。另一种改进噪音抗扰性的方法是经由当袖带压力波动首先与阈值比较时和然后在其自身阈值比较前，比较器输出脉冲用作门控科罗特科夫音的选通脉冲。实际上，算术上，门控是乘法的形式(乘以0或单位，如在逻辑与(AND)函数中所示)。这图解在图11中，其中压力波动90与阈值93相比较，从而产生脉冲92。这些脉冲选择科罗特科夫音波91并仅传递符合与(AND)逻辑函数的那些声波(110)。因此，听诊和波动信号的组合可以改善准确性和噪音抗扰性。
[0058] 心脏收缩和心脏舒张压可以针对袖带压力上升或下降倾角检测。然而，由于在上升倾角(膨胀)过程中经常存在的泵噪音，这可能不在所有设计中实用。如果使用图4的电路，LFC99中的噪音水平可以足够低以使得在主要倾角上进行检测。尽管如此，噪音水平对于可接受的准确性水平而言仍可能太大。一种改进加压装置表现的解决方案是使用安静的泵。另一种解决方案(图18)是使用空气箱160，所述空气箱160在袖带膨胀开始前受到气泵20(或外部泵)加压。换言之，所述箱160可以在动脉压力测量之前或之间被泵高至足够的高压。该箱保持受压的空气并通过膨胀阀161将其释放到袖带98中。受压气筒可以起储存器的作用。袖带膨胀速度可以受到压力改变装置诸如膨胀阀161内部的可变形通气孔(未显示)的控制。通气孔的尺寸受到控制器22的控制。由于泵20在袖带98膨胀过程中被关闭，来自保存在箱160中的空气的袖带膨胀安静得多。注意，如果使用预加压筒，则不需要气泵。
[0059] LFC中的压力应该均匀分布在与患者接触的整个面积上。图4的支持物80帮助将压力指向患者。然而，LFC的侧面可以具有减小的弹性，这归因于LFC套的制造方法或天然弹性。可以使用若干技术最小化这种作用。一种技术图解在图12中，其显示LFC99的后壁131与边缘侧132和133相比具有增加的厚度。另一种解决方案显示在图14中，其中LFC99的背侧140比与患者(通过袖带织物)相连的内侧130更厚。另一种解决方案显示在图15中，其中将AFC的边缘侧制成多层形式。在侧面，AFC98被分成至少2个较薄的延长部分134和135，它们之间具有空间136。注意，2个腔(囊)可以制成单一组件并共享共用壁175，如图13中所示。
[0060] 本发明的一个另外的实施方案基于流量测量法，即检测外周动脉中的血流。当将压力施加到动脉时，它减弱动脉血流。血液只有在外部施加的压力小于心脏舒张压时才能够自由地流经动脉运动。高于心脏舒张但低于心脏收缩的压力减小血流但不使其停止。当施加在动脉上的外部压力超过心脏收缩压时，动脉塌陷并且血流停止。这种考虑因素允许使用已知的检测动脉血流的方法评估心脏收缩和心脏舒张压。已知的血流监视方法是：多普勒超声波和激光监视仪、电磁和热扩散监视仪、reographic和光-体积描记法和若干其他。图8图解具有上述任意类型的可膨胀袖带的血压监视仪的实例，其具有位于袖带指部下游的外周血流传感器(检测器)60。传感器60与监视器5通过电缆61相连。
[0061] 光-体积描记类型的血流传感器60如图9中所示，并包括受电路73控制的发光源70和光检测器71，所述电路73利用信号74经由电缆61与电子模块5通信。患者的指部65(例如，食指)插入到夹子66中，夹子66可以包括由活动枢轴67接合的两个加载弹簧的夹片68和69。夹片针对发光源70和光检测器71轻微挤压指部65。由发射器70发射的光束穿过皮肤、脂肪、毛细血管并在骨骼75上反射掉。它返回到光检测器71，光检测器71将其转换为电子信号。具有脉动血的毛细血管充血调节指部内的光传播。当袖带中的压力80由0缓慢增加(图10)到心脏舒张压83时，光检测器71中的光信号81波没有可感知的变化。心脏舒张压83通过后，光波82开始下降直到它们在与心脏收缩压88相对应的水平84处完全消失。然后，光检测器71将输出基线信号85(无波)。当袖带缩小和压力86下降时，光波动87重新出现。
[0062] 注意，类似的传感器60也可以用作常规脉冲血氧计传感器，但仅在袖带压力低于心脏收缩压时。为了检测血液氧合，加入第二光源(发射器)72。发射器70和72的波长可以不同，例如，一个是红光且另一个是近红外光。
[0063] 另一个准确性的问题涉及动脉中的血液的流体静力压。为了医学诊断的目的，必须由位于主动脉水平的动脉测量动脉压。低于主动脉水平测量的压力应该似乎更高而高于主动脉时应该似乎更低。其原因是作用于血液上的重力。通常，当袖带位于上臂时这不是严重的问题，因为该位置自然地位于接近主动脉的水平。然而，当袖带位于其他位置时，例如在腕部，患者的腕部通常处于完全低于主动脉水平，除非患者处于仰卧位置。流体静力压增加约0.7mmHg/每低于主动脉水平1厘米。结果，当袖带位于静置于桌面上的腕部上，且患者坐在桌边时，对于平均成年人，袖带位于低于主动脉约15cm。这将导致测量的心脏收缩和心脏舒张压高约10mmHg。该误差可以一定程度地通过将腕部举到主动脉水平或通过算术校正测量的心脏收缩和心脏舒张压数值补偿。算术校正是将偏移量(offset)加入心脏收缩和心脏舒张压。偏移量数值可以是恒定的或可变的，其受到相对应主动脉水平的袖带水平的控制。
[0064] 为了检测袖带的位置，可以使用多种类型的位置传感器。传感器的一个实例是可以与袖带物理相连的倾斜(斜度)传感器。倾斜传感器(检测器)将关于重力测量袖带倾斜的程度。这对应于接近主动脉水平的手臂升高。
[0065] 许多类型的倾斜检测器是本领域中已知的且可以用于该目的。图16显示斜面检测器150的最简单形式，其包括被完全包封的由电绝缘材料，诸如ABS树脂制成的主体151。将三个电导接触器152、153和154包埋在主体151中。在中间接触器154处存在凹槽156。
主体151内部，存在由电导材料诸如镀镍钢制成的球155。当斜面检测器如图16所示处于水平时，球155静置于凹槽156中。电线158将接触器152、153和154与控制器22相连接。
当袖带处于水平位置(例如，患者的腕部静置于桌面上)时，球155与接触器152和153不相接触。这导致所有接触器彼此绝缘并且电线158中的电信号对控制器22指示袖带的水平位置。控制器22在显示器23上显示需要重新定位腕部(将腕部升高至心脏水平)，或备选地，通过将偏移量与测量的心脏收缩和心脏舒张压相加进行算术校正。偏移量数值可以实验获得，且典型地在-6到-12mmHg之间(负偏移量是典型的)。
[0066] 如果袖带和相连的斜面检测器150按方向157旋转(图17)，则表示患者的腕部被举起。旋转足够的角度导致球155由中间位置滚动，使接触器152和154短路。这对控制器22指示腕部处于正确的(举高的)位置并且不需要校正测量的动脉压。自然地，图16和17中所示的最简单的斜面检测器150仅具有两种状态：腕部的正确位置和不正确位置。测量实际倾角程度的更复杂的斜面检测器可以通过改变偏移量的大小提供测量动脉压的更准确校正。然后，控制器可以通过由测量的动脉压(心脏收缩和心脏舒张二者)加上或减去偏移量，产生一组数。这些校正的血压数可以显示在显示器23上。然而，对于许多实际情形，图16中所示的最简单形式通常足够。
[0067] 尽管显示和描述了本发明的特殊实施方案，但是本领域中的技术人员应该清楚可以在不偏离本发明的条件下在其更广泛的方面进行改变和改进，且因此，所附权利要求的目的是包括所有这些属于本发明真实精神和范围的改变和改进。
