專利名稱：非侵害式血壓連續(xù)監(jiān)測裝置的制作方法
背景技術(shù)：
本發(fā)明涉及動脈血壓測量裝置。本發(fā)明特別涉及較連續(xù)、非侵害地測量動脈血壓的傳感組件。
血壓測量一般有四種基本方法侵害法、搏動描記法、聽診法和壓力計法。侵害法也稱作動脈管法(A-Line)，涉及到把一針插入動脈中。與一液柱連接的一變換器用來確定該動脈血壓。使用合適儀器，便可確定收縮、平均和舒張壓。這一方法很難建立，費用高且易于發(fā)生醫(yī)療事故。侵害法或動脈管法的建立存在若干問題。常會發(fā)生共振而造成很大誤差。同時，當(dāng)導(dǎo)管端部形成血塊或?qū)Ч芏瞬烤o靠動脈壁時，就會產(chǎn)生很大誤差。為消除或減小這些誤差，這一建立必須不斷調(diào)整。需要有熟練醫(yī)務(wù)人員把針插入動脈中，這樣就提高了這一方法的費用。也可能發(fā)生傳感或損傷神經(jīng)之類的醫(yī)療事故。
其它血壓測量法是非侵害性的。搏動描述記法測量血壓在一充氣橡皮囊袖帶中的振動的振幅。橡皮囊袖帶緊壓病人的相應(yīng)動脈后增壓到不同大小，當(dāng)即時振幅達到最大值由全部袖帶壓力確定平均袖帶壓力即可確定平均血壓。由壓力振動與最大振幅成一定比例時的袖帶壓力即可確定收縮壓和舒張壓。
聽診法也要對套在病人相應(yīng)動脈上的一袖帶充氣。袖帶充氣后須能放氣。隨著袖帶放氣，開始出現(xiàn)搏動音時即指示出收縮壓。當(dāng)搏動音變悶或消失時即指示出舒張壓。聽診法只可用來確定收縮壓和舒張壓。
由于搏動描記法和聽診法都要對袖帶充氣，因此很難進行不斷的測量。測量次數(shù)受到舒服地對袖帶充氣所需時間以及測量時放氣所需時間的限制。由于袖帶套壓動脈周周較大區(qū)域上充氣，因此袖帶的充氣和放氣使病人感到不舒服。因此，搏動描記法和聽診法不適用于長期反復(fù)使用。
搏動描記法和聽診法無法精確并前后一致地確定收縮和舒張壓的數(shù)值。搏動描記法使用任意的比例確定收縮壓和舒張壓。同樣，聽診法需要判定搏動音何時開始、何時消失。而在作此判定時搏動音非常弱。因此，聽診法由于信噪比很低而不精確。
確定動脈血壓的第四種方法為壓力計法。壓力計法一般涉及一變換器，包括放置在淺動脈上方的一組壓敏件，用力下壓該變換器而把下方動脈的壁壓平坦又不閉合該動脈。該組壓敏件一般至少有一維度小于血壓待測的下方動脈的管腔。變換器放置成其中至少一個壓敏件位于下方動脈的至少一部分上方。壓敏件之一的輸出用來監(jiān)測血壓。該選定的壓敏件測得的血壓決定于把變換器緊壓到病人皮膚上的下壓壓力。這些壓力計裝置測量直接來自手腕的基準壓力并使該壓力與動脈血壓發(fā)生關(guān)連，但當(dāng)病人移動時，就需要重新校準壓力計裝置，因為該裝置的增益會發(fā)生變化。由于這些壓力計裝置的精度決定于一壓敏件在底下動脈上方的精確定位，因此放準變換器是極為重要的。因此使用這些壓力計裝置時放準變換器須花很多時間并容易發(fā)生誤差。
搏動描記法，聽診法和壓力計法依靠傳感在底下動脈受壓縮或被壓平時血壓搏動造成的力或位移來測量和檢測血壓。血壓的傳感是靠測量血壓搏動在垂直于底下動脈的方向上所施加的力，但在這些方法中，由于血壓搏動越過緊壓在病人動脈上方的皮膚上的傳感器的邊緣，因此血壓搏動還包括與底下動脈平行的力。特別是，使用搏動描記法和聽診法時，平行力作用在袖帶的邊緣或側(cè)部。使用壓力計法時，平行力作用在變換器的邊緣上。血壓搏動作用在傳感器上的這些平行力在壓敏件上造成壓力梯度，這一不平均的壓力梯度造成至少兩種不同壓力，第一是在壓敏件邊緣上的壓力，第二是在壓敏件緊下方的壓力。因此，搏動描記法、聽診法和壓力計測測得的血壓不精確且前后不一致。
發(fā)明綜述一具有一用來傳感病人動脈中的血壓的傳感器的傳感器包括一變換器、一可壓縮側(cè)壁、一柔性膜片和流體耦合介質(zhì)，該側(cè)壁與變換器隔離而把變換器支撐在動脈上方，該膜片與變換器的傳感器相間距，流體耦合介質(zhì)位于變換器的傳感面與柔性膜薄之間而把動脈的血壓搏動從該柔性膜片傳導(dǎo)到變換器的傳感器。在一實施例中，流體耦合介質(zhì)與側(cè)壁分開，從而使力無法從側(cè)壁經(jīng)流體耦合介質(zhì)傳至變換器。
附圖的簡要說明

圖1為一具有一套在病人手腕上的傳感組件的血壓監(jiān)測裝置的主體圖；圖2為圖1血壓監(jiān)測裝置的方框圖3為套在病人手腕2和圖1傳感組件的剖面圖；圖4為具有一傳感器的圖1傳感組件的剖面圖；圖5為圖4傳感器的另一實施例的剖面圖。
優(yōu)選實施例的詳細說明圖1示出一測量并顯示病人手腕12中一動脈(未畫出)中的血壓的血壓監(jiān)測裝置10。監(jiān)測裝置10包括腕套組件13、傳感組件14、電纜15和監(jiān)視器16。
腕套組件13包括傳感器支撐件18和帶20。傳感器支撐件18套到手腕12上而位于底下動脈(未畫出)上方而把傳感組件14支撐在底下動脈之上。傳感器支撐件18最好為剛性。
帶20為一柔性帶，最好用尼龍制成。帶20鎖住在傳感器支撐件18上并套在手腕12上而把傳感組件14保持在手腕12上。
傳感組件14用電纜15與監(jiān)視器16電連接，一般包括電動機組件22和傳感器24。電動機組件22與傳感器支撐件18連接并與傳感器24機械連接。電動機組件22把一可變的下壓壓力施加到傳感器24上，從而隨著傳感組件14把變動的下壓壓力施加到下方動脈上而傳感并測量血壓。
傳感器24與電動機組件22連接，當(dāng)置于手腕12上時，傳感器24位于下方動脈上方，傳感器24傳感并測量下方動脈中的血壓搏動。
監(jiān)視器16用電纜15接至電動機組件22和傳感器24，監(jiān)視器16包括控制開關(guān)或各輸入端25a-25h、數(shù)字顯示器26a-26c和顯示屏28。輸入端25a-25h控制監(jiān)視器16并使監(jiān)視器16可校準，輸入端25a-25c為控制監(jiān)視器16的硬件鍵，輸入端25d-25h為可執(zhí)行各種功能的可編程軟件鍵，數(shù)字顯示器26a-26c分別連續(xù)顯示收縮壓、舒張壓和平均血壓。顯示屏28顯示血壓搏動、波形并即時指導(dǎo)操作員。監(jiān)視器16接收傳感器24所傳感的血壓搏動信號并計算收縮壓、舒張壓和平均血壓，這些值一旦確定，監(jiān)視器即以模擬和數(shù)字兩種方式顯示相應(yīng)數(shù)值，監(jiān)視器16還控制電動機組件22。
工作時，傳感器24用帶子套到手腕12上而位于橈側(cè)動脈上方。電動機組件22在橈側(cè)動脈上方推動傳感器24而變動加到手腕12上的壓力，由于該壓力和是變動的，因此傳感-動脈血壓波形，測量一心搏周期中隨時間而變動的血壓振幅即可獲得動脈血壓波形或形狀。該波形的形狀是所加壓力的函數(shù)，監(jiān)視器16的數(shù)字信號處理電路即可用它計算收縮壓、舒張壓和平均血壓。顯示器26a-26c和顯示屏28即顯示出計算出的各血壓值。
圖2為血壓監(jiān)測裝置10的方框圖，從圖2中可清楚看到，監(jiān)視器16還包括輸入信號處理器30、模擬-數(shù)字轉(zhuǎn)換器32、微處理器34、輸入端25a-25h、電動機驅(qū)動器18、顯示器26a-26c和28以及電源42。工作時，微處理器34接收輸入端25a-25h的輸入信號。輸入端25a-25h還可為一鍵盤或其它輸入裝置。輸入端25a-25h用來校準微處理器34。
微處理器34控制電動機驅(qū)動器38而變動電動機組件22加到傳感器24上的向下壓力。傳感器24把向下壓力加到病人的位于動脈緊上方的人體上。電動機組件22加到傳感器24上的向下壓力隨時間的推移而增大。隨著傳感器24所加力或向下壓力的增大，血壓搏動的振幅也增大，直到達到最大振幅，一旦達到最大振幅或最大能量傳導(dǎo)，隨著動脈開始壓扁而越過最大能量傳導(dǎo)點，血壓搏動的振幅開始減小。
傳感器24傳感并檢測下方動脈中的血壓搏動的振幅和形狀。傳感器24發(fā)出表示傳感到的血壓搏動的振幅的電傳感信號。這些傳感信號傳送到監(jiān)視器16的輸入信號處理器30，輸入信號處理器30處理傳感信號并濾掉所有無用的噪聲和其它效應(yīng)，傳感信號然后從輸入信號處理器30傳送到模擬數(shù)字轉(zhuǎn)換器32，模擬-數(shù)字轉(zhuǎn)換器32把傳感信號轉(zhuǎn)變成數(shù)字形式。表示傳感到的血壓搏動的振幅的數(shù)字信號傳送到微處理器34。
根據(jù)表示傳感到的血壓搏動的振幅和形狀，微處理器34測量各搏動周期隨時間而變的振幅和形狀而確定波形位置。確定動脈波形信息時以大大高于心率的速率對動脈波取樣，以便測量到精確的動脈血壓波。微處理器34從該信息中算出收縮、平均和舒張血壓，當(dāng)傳感器24表面上不存在壓力梯度時，與具有血壓振幅峰值或最大能量傳導(dǎo)的搏動周期對應(yīng)的向下壓力大致等于動脈平均血壓。根據(jù)動脈平均血壓，微處理器34算出舒張和收縮血壓。
微處理器34也可從各搏動波形的血壓振幅與傳感器24所加向下壓力之間的關(guān)系中計算血壓。這些結(jié)果可從具有最大能量傳導(dǎo)的波形前后的各波形中導(dǎo)出。
此外，微處理器34還可從各搏動波形的形狀中計算血壓，這些結(jié)果可從部分波形下方的面積算出或從任何數(shù)量參數(shù)上的上升時間的形狀中算出，算出的血壓顯示在顯示器26a-26c上。電源42向監(jiān)視器16和電動機組件22供電。
圖3為沿圖1中3-3線剖取的剖面圖，示出腕套組件13以及置于病人的其中具有動脈44的手腕12上的傳感器組件14。圖3更詳細地示出傳感器支撐件18、腕套組件13的帶20和傳感器組件14的傳感器24，傳感器支撐件18包括框架46、隔板48、閂50、穩(wěn)定支撐件52和螺釘54?？蚣?6為彎曲成部分地圍住手腕12的金屬框架。框架46包括下部穿帶孔56a、56b和調(diào)節(jié)槽58，穿帶孔56a、56b位于框架46下端。穿帶孔56b使帶20的端圈20a結(jié)牢到框架46上。帶20穿過穿帶孔56a后回繞，自由端20b連接到閂50上。調(diào)節(jié)槽58從穿帶孔56b上方向著框架46頂端向上伸展。調(diào)節(jié)槽58使穩(wěn)定支撐件52可在槽58中上下移動，從而可根據(jù)傳感器組件14裝到其上的具體體形調(diào)節(jié)穩(wěn)定支撐件52。框架46把電動機組件22和傳感器24支撐在手腕12的動脈44的上方，框架46還支撐手腕12下方的帶20。因此，傳感器24的相對手腕12保持在一穩(wěn)定位置上而可傳感并測量血壓搏動。
隔板48安裝在框架46的水平頂部上而位于傳感組件14與框架46之間，隔板48把傳感組件14與框架46隔開。
閂50固定裝到框帶46上的穿帶孔56b與調(diào)節(jié)槽58之間，閂50可松開地把帶20的自由端20b固定到框架46上而使手腕12支撐在并位于框架46、傳感器24和帶20之間。
穩(wěn)定支撐件52一般由一V形桿構(gòu)成，包括與框架46的調(diào)節(jié)槽58平行伸展的第一腿52a和伸展在手腕12上和上方的第二腿52b，螺釘54把穩(wěn)定支撐件52可滑動地連接到框架46上。螺釘54穿過第一腿52a和調(diào)節(jié)槽58，螺釘54和槽58配合而使穩(wěn)定支撐件52可相對手腕12垂直定位。從而，穩(wěn)定支撐件52的第二腿52b下壓手腕12抵住帶20而制止手腕12移動，同時就可傳感并測量動脈44中的血壓搏動。
帶20由柔性長帶構(gòu)成，帶20的第一端穿過穿帶孔56b后固定在自身上而形成端圈20a，帶20的第二自由端20b穿過穿帶孔56a后在手腕12下方繞回到閂50處用閂50可松開地閂緊到框架46上，帶20把手腕12縛緊在框架46和傳感器24的下方。
從圖3中還可看得最清楚，傳感器24與電纜15連接，它包括支樞塊銷62、支樞塊64、變換器66、凸緣68、側(cè)壁70、箍圈72、膜片74、壓力或流體耦合介質(zhì)76和流體凝膠入口，支樞塊銷62的第一端與支樞塊64連接，第二端與電動機組件22連接。支樞塊銷62把傳感器24連接到電動機組件22上。
支樞塊64與支樞塊銷62的第一端連接，支樞塊64的下端與變換器66連接。支樞塊64把傳感器24連接到電動機組件22上。
變換器66為盤形，變換器66連接在支樞塊64與凸緣68之間。變換器66中有一傳感動脈44中血壓搏動的壓阻傳感橋(未示出)之類的壓敏件。
凸緣68為環(huán)形，并稍稍下凹而使傳感器24更為符合手腕12的形狀，凸緣68固定連接到變換器66的外圓周上，凸緣68支撐側(cè)壁70并把側(cè)壁70連接到變換器66上。
側(cè)壁70為圈形、可壓縮，它連接在凸緣68的底面上，側(cè)壁70與變換器66的變換傳感件(未畫出)分離，但低靠動脈44周圍組織而把變換器66支撐在動脈44以及動脈44周圍組織上方。因此，變換器66在動脈44上方無需精確定位。同時，側(cè)壁70與變換器66不是遠離到在動脈44周圍圍定足夠大的面積而引起病人的不適。由于側(cè)壁70把變換器66與動脈44周圍的組織分開，因此減少了因病人無意中移動所造成的血壓側(cè)量誤差。
此外，側(cè)壁70使傳感器74上的壓力梯度大致為零，從而傳感器24可更精確地測定血壓。側(cè)壁70在水平方向上不脫離變換器66的外周而向外擴展。由于側(cè)壁70可壓縮，因此側(cè)壁70緩沖并吸收血壓搏動沿著傳感器24周邊越過側(cè)壁70所施加的力或壓力，側(cè)壁70還把力施加到動脈44周圍的組織上。側(cè)壁70所施加的力大致等于動脈44周圍組織所施加的力而抵消或中和組織所施加的力，因此，側(cè)壁70所施加的力把組織緊壓到一中和位置，從而可更精確地測定動脈44的血壓。側(cè)壁70施加到動脈44周圍組織上的力耦合到凸像68。凸緣68與變換器66耦合，但不耦合到變換器66的變換傳感件(未畫出)。因此，變換器66的變換傳感元件并不傳感側(cè)壁70用來把組織緊壓到中和位置而施加的力。傳感器24的這一中和效應(yīng)使血壓監(jiān)測裝置10更精確地測定動脈44的血壓而消除了周圍組織的力所造成的誤差。因此，側(cè)壁70減小或消除了傳感器24上在流體耦合介質(zhì)76中的不均勻的壓力梯度而在傳感器24上造成大致為零的壓力梯度。因此，傳感器24更前后一致地、更精確地測定血壓，側(cè)壁70最好用閉孔泡沫體制成。或者，側(cè)壁70也可用開孔泡沫體或其它可壓縮材料或結(jié)構(gòu)制成。
由于側(cè)壁70為柔性而可壓縮，因此傳感器在緊抵人體上時側(cè)壁70不會緊壓下方動脈而是更好地符合手腕12的體形。但是，由于側(cè)壁70并不向外擴張，因此側(cè)壁70在緊抵手腕12時并不拉緊膜片74。由于膜片74不受拉力，因此傳感器24進一步消除了變換器66上的壓力梯度，從而可更精確、更前后一致地測定血壓。
箍圈72通常為由纖維之類材料制成的柔性圈，箍圈套住側(cè)壁70而防止側(cè)壁70以離開變換器66外周的方向向外擴張。
膜片74最好用柔性薄聚合物或橡膠制成。膜片74伸展在側(cè)壁70之間而在變換器66前方形成室79，膜片74最好在側(cè)壁70之間而不受拉力。膜片74把血壓搏動從第一面80傳導(dǎo)到室79中的第二面82。
流體耦合介質(zhì)76最好為凝膠，盡管它也可以是能把壓力從膜片74傳導(dǎo)到變換器66的任何流體或液體，流體耦合介質(zhì)76裝在膜片74、側(cè)壁70、凸緣68和變換器66之間的室79中。流體耦合介質(zhì)76介于膜片74與變換器66之間而把血壓搏動從膜片74的面82傳導(dǎo)到變換器66。
傳感器24連續(xù)、精確地傳感下方動脈中的血壓搏動。由于側(cè)壁70可壓縮，因此傳感器24緩沖血壓搏動越過傳感器24的上緣底下而伸展到傳感器24上的與動脈平行的力。此外，傳感器24與手腕12的體形更為貼合。由于側(cè)壁70和膜片74無法向外擴展而不受拉力，因此消除了變換器66上的壓力梯度，而且，傳感器24還中和了動脈44周圍組織所施加的力，因此可更精、更前后一致地測定血壓。而且，側(cè)壁70、膜片74和流體耦合介質(zhì)76形成一大面積傳感區(qū)供血壓搏動傳導(dǎo)到變換器66。因此，傳感器24并不依賴于變換器66在動脈上方的精確定位。傳感器24因此可長時間地即時、精確、連續(xù)地測定血壓而不致給病人帶來不適。
流體入口78伸入凸緣68中而與室79相通，流體入口78使室79充滿流體耦合介質(zhì)76。
電纜15使傳感器24與監(jiān)測器16電連接。電纜15包括變換器引線83、地線84、接插件86、電纜88和夾子90，變換器引線83與變換器66電連接。變換器引線83傳導(dǎo)變換器66上的表示所傳感的血壓搏動的信號。
地線84的一端上有接地夾92，接地夾92夾住流體入口78，地線84的另一端與電纜88電連接，地線84使傳感器組件24接地。
接插件86使變換器引線83與電纜88電連接，電纜88的第一端與接插件88連接，第二端與(圖1所示)監(jiān)測器16連接，電纜88使得傳感器24把表示所傳感的血壓搏動的信號傳導(dǎo)到用來測定信號的監(jiān)測器16上，夾子90把電纜88連接到傳感器支撐件18的框架46上并使電纜88不致被拉脫。
圖4為沿圖1中4-4線剖取的傳感組件14和腕套組件13的傳感器支撐件18的剖面圖。圖4更詳細地示出傳感器24和電動機組件22。為清晰起見省略了傳感器支撐件18的一些部分，從圖4中可最清楚地看到傳感器24的支樞塊銷12和支樞塊64。如圖4所示，支樞塊銷62的頂端62a分叉而與電動機組件22靠摩擦連接。由于支樞塊銷62分叉，因此支樞塊銷62的直徑可變大或變小，因此，壓縮支樞塊銷62而減小其直徑而無需使用工具即可把支樞塊銷62和傳感器24從電動機組件22上取下。支樞塊64中有一凹座供支樞塊銷62的底端62b插入。支樞塊64可以支樞塊銷62的底端62為支點轉(zhuǎn)動而使傳感器24精確定向。
從圖4中可看得最清楚，變換器66一般為盤形，它包括變換器架94和變換器元件96，變換器架94包括一伸入變換器架94底端的中心孔98。變換器架94的頂端與支樞塊64連接，變換器架的底端固定連接到凸緣68上。變換器元件96支撐、安裝在變換器架94的孔98中。
變換器元件96在本技術(shù)領(lǐng)域中是眾所周知的，它有一傳感面100。傳感面100對室79中由流體耦合介質(zhì)76傳導(dǎo)的壓力變化很敏感，變換器元件96在變換器架94的孔98中放置成使得變換器元件96的傳感面100面向孔98的下方，變換器元件96最好包括一壓阻傳感橋，變換器元件96傳感病人動脈的血壓搏動。
電動機組件22使傳感器24緊壓動脈上方的皮膚，從而可在范圍變動很大的各種壓力下傳感血壓搏動的振幅。從圖4中可看得最清楚，電動機組件22包括底板106、外套筒108、上下外軸承圈110a和110b，軸承滾珠112a和112b、上下內(nèi)軸承圈114a和114b、內(nèi)套筒11 6、絲桿118、止動臂1 20、止動軸122、驅(qū)動輪124、電動機126、主動軸128、主動輪130、皮帶132、球134和承窩136。
底板106為一細長形剛性平板，其上有套筒孔138、止動軸孔1 40和主動軸孔142，套筒孔138的直徑可供外套筒108、內(nèi)套筒116和絲桿118從中穿過，止動軸孔140的直徑可供止動軸122從中穿過。主動軸孔142使主動軸128把電動機126與主動輪130相連接。
外套筒108為圓柱形，包括孔144、上部內(nèi)肩146、下部內(nèi)肩148和下部外肩150?？?44穿過外套筒108，在外套筒108的頂端和底端處，孔144擴大而分別形成上部內(nèi)肩146和下部內(nèi)肩148。在外套筒108的底端處，套筒108的外徑收縮而形成下部外肩150，下部外肩150抵靠底板106的套筒孔138從而把外套筒108固定連接到底板106上。上部內(nèi)肩146和下部內(nèi)肩148支撐外軸承圈110。內(nèi)軸承圈114套在內(nèi)套筒116上。內(nèi)軸承圈110和外軸承圈114共同把一環(huán)形陣列的軸承滾珠112支撐在它們之間。從而，外套筒108可轉(zhuǎn)動地支撐內(nèi)套筒116。
內(nèi)套筒116為圓柱形，包括上部外肩152、下部外肩154和螺紋內(nèi)孔156。內(nèi)套筒116在頂端和底端處的外徑收縮而分別形成上部外肩152和下部外肩154。肩152和154分別支撐內(nèi)軸承圈114a和114b。內(nèi)螺紋孔156穿過內(nèi)套筒156并接納絲桿118。
絲桿118穿過內(nèi)套筒116的螺紋孔156。支樞塊銷62的頂端插入在絲桿118的底端中。從而，絲桿118連接并支撐傳感器24。絲桿118還與止動臂120連接。
止動臂120為一細長臂，其第一端固定連接在絲桿118的底端上，第二端固定連接在止動軸122的底端上。止動軸122從止動臂120向上穿過底板106的止動軸孔140，止動臂120和止動軸122防止絲桿118轉(zhuǎn)動。同時，止動臂120和止動軸122允許絲桿118上下移動，從而，內(nèi)套筒116與絲桿118的相對轉(zhuǎn)動因絲桿118的螺紋與內(nèi)套管116的螺紋相嚙合而使絲桿118上下移動，由于傳感器24與絲桿118連接，因此上下移動絲桿118即可改變傳感器24施加到動脈上方皮膚上的壓力。隨著壓力的變動，就可產(chǎn)生由傳感器24的變換器66測量的動脈血壓波形。
驅(qū)動輪124為圓形輪，驅(qū)動輪124的外周上有一大小可供皮帶132嵌入的凹槽，驅(qū)動輪124在底板106下方固定連接到內(nèi)套筒116的底端上。轉(zhuǎn)動驅(qū)動輪124即可轉(zhuǎn)動的套筒116而升降絲桿118。
電動機126固定安裝在底板106上，電動機126驅(qū)動主動軸128。主動軸128穿過主動軸孔142而與底板106下方的主動輪130連接，主動輪130為圓形，其外周上有一大小可供皮帶132嵌入的凹槽，皮帶132嵌入在驅(qū)動輪124和主動輪130的凹槽中，皮帶132套在驅(qū)動輪124和主動輪130上而在驅(qū)動輪124和主動輪130之間傳遞轉(zhuǎn)動。
工作時，電動機126轉(zhuǎn)動主動輪130，主動輪130轉(zhuǎn)而轉(zhuǎn)動驅(qū)動輪124和內(nèi)套筒116。從而，由電動機26轉(zhuǎn)動主動輪130即可視主動輪130和內(nèi)套筒116的轉(zhuǎn)動方向而升降絲桿118。通過升降絲桿118和傳感器24，電動機126就可控制并連續(xù)變動傳感器24加到動脈上方皮膚上的下壓壓力。傳感器24與動脈間的這一相互作用即可使血壓監(jiān)測裝置10更好地測定血壓。
球134包括中心孔158和外凸面160，中心孔158從球134的頂端伸展到底端。中心孔158供外套筒108壓套到球134中，外凸面160與承窩136摩擦嚙合而使傳感組件14得以定位。球134的外凸面160還使傳感組件14正確定向以便精確工作。
承窩136為長方形，它與傳感器支撐件18的框架46連接。承窩136包括內(nèi)凹孔162。內(nèi)凹孔162與球134的外凸面160嚙合而引導(dǎo)球134在承窩136中的定位，從而在工作時使傳感組件14獲得正確定向。
傳感器24從外部連續(xù)測量動脈中的血壓，由于傳感器24非侵害地計算血壓，因此血壓測量的成本低且不會發(fā)生醫(yī)療事故。此外，傳感器24連續(xù)測量血壓。由于傳感器24比搏動描記法和聽診法使用的袖帶小，因此傳感器24只在病人動脈上方較小的面積上施加下壓壓力。從而可減小血壓測量時給病人帶來的不適。由于傳感器24無需充氣或放氣，因此可經(jīng)常作連續(xù)測量。同時，傳感器24可精確、前后一致地測定血壓。由于傳感器24的側(cè)壁、膜片和流體耦合介質(zhì)形成一很大傳感面積供血壓搏動傳導(dǎo)到變換器66上，因此傳感器24并不依賴于變換器66在動脈上方的精確定位，從而傳感器24在測量血壓時對病人移動的束縛更小。而且，由于傳感器24的側(cè)壁緩沖并吸收血壓搏動造成的與動脈平行的力，因此消除了變換器66上的不均勻壓力梯度。傳感器24的側(cè)壁還緊抵動脈周圍的組織而中和或抵消組織所施加的力。從而傳感器24更前后一致地、更精確地傳感血壓。
圖5為圖4所示傳感器24的一備選實施例(傳感器180)的剖面圖。為便于說明，傳感器180的與傳感器24相同的部件用相同標(biāo)號表示。傳感器180包括變換器66、凸緣182、側(cè)壁184、膜片186和流體耦合介質(zhì)188。如上所述，變換器66裝在支樞塊銷62上，它包括變換器架94和變換器元件96。變換器架94與凸緣182連接而支撐變換器元件96。
變換器元件96在本技術(shù)領(lǐng)域中是眾所周知的，它包括傳感面100。傳感面100對由流體耦合介質(zhì)188傳導(dǎo)的壓力變化敏感。變換器元件96最好包括一壓阻傳感橋。變換器元件96傳感病人動脈的血壓搏動并把檢測到的血壓搏動經(jīng)電纜15傳到監(jiān)視器16(未畫出)以便進行測定和分析。
凸緣182連接在變換器66與側(cè)壁184之間，它包括板190、頂部192、外圈194、上部襯套196和下部襯套198，板190為一環(huán)形扁平頸圈。板190緊套在變換器66的變換器架94的底部上。板190為把變換器66裝到頂部192上提供一支撐面。
頂部192為一環(huán)形扁平平臺、底座或臺架，它包括凹座200、孔202和肩204，凹座200伸入頂部192的頂面，其形狀最好與板190的形狀相同。凹座200供板190和變換器66與頂部192同軸線地緊固在頂部192上。
孔202從頂部192的底面直通到頂部192的頂面。孔202最好與變換器元件96的傳感面100同軸線?？?02的直徑的大小做成可供上部襯套196插入。
肩204由頂部192在頂面處的外周向外伸展而成。肩204和頂部204的外周的大小做成可供外圈194緊套其上。肩196防止外圈194無意中向上移動且形成供外圈194緊套其上的表面。
外圈194為一圓環(huán)，其內(nèi)徑做成足以在肩204下方插入頂部192，圈194在肩204下方套到頂部192的外周上而局部支撐緊夾在其間的側(cè)壁184。外圈194最好用粘合劑緊固到頂部192和側(cè)壁184上?；蛘?，外圈194也可壓套到頂部192和側(cè)壁184上。
上部襯套196為一包括臺階或翼梁206和孔208的外表面或外周向外突起而形成翼梁206。翼梁206抵靠頂部192的底面而局部支撐局部夾緊在頂部192與翼梁206之間的側(cè)壁184。在該優(yōu)選實施例中，頂部192的底面192與翼梁206之間用粘合劑把該部分側(cè)壁184夾緊在其間?；蛘撸砹?06也可壓套到頂部192底面上而緊固并支撐側(cè)壁184。翼梁206還把襯套196的外周分成上部210和下部212之兩部分。上部210緊套在頂部192的孔202中，上部210的高度最好約等于頂部192在頂部192底面與凹座202之間的厚度，從而使襯套196接靠變換器架94的底面，上部210最好用粘合劑粘牢在頂部192的孔202中。下部212伸展在翼梁206下方，下部212、翼梁206和側(cè)壁184界定膨脹腔214，膨脹腔214使膜片186在只經(jīng)受很小體積變化時初步改變形狀。
孔208穿過襯套196而含有一部分流體耦合介質(zhì)188?？?08的直徑大小做成可供下部襯套198插入。
下部襯套198為一包括孔216和下唇218的細長、環(huán)形薄圈?？?16穿過下部襯套198而含有一部分流體耦合介質(zhì)188，唇218從襯套198下端向外突出，下部襯套198插入上部襯套196的孔208中直到唇218抵靠上部襯套196的下緣。下部襯套198最好用粘合劑粘牢到上部襯套198上?；蛘?，下部襯套198也可壓套到上部襯套196中。下部襯套196的唇218抵靠上部襯套196而把膜片186支撐在唇218與襯套196之間。
凸緣182用作供變換器66、側(cè)壁184和膜片186固定其上的底壓或支撐構(gòu)件。由于凸緣182的板190、頂部192、外圈194、上部襯套196和下部襯套198都互相嵌接而把變換器66、側(cè)壁184和膜片186鑲嵌在其中，因此凸緣182使傳感器180的制作和裝配成本低而花費時間少。
側(cè)壁184把變換器66支撐并隔開在動脈上方，它包括頂部側(cè)壁或頂圈220和底部側(cè)壁或底圈222。頂圈220為連接在凸緣182頂部192與底圈222之間的環(huán)形可壓縮圈。圈220最好用乙烯樹脂之類的柔性材料圓板221制成，其中有流體225。板221有一孔，孔的大小做成可套到上部襯套196的上部210上。板221包括外緣部224和內(nèi)緣部226，外緣部224夾緊在外圈194與頂部192之間。內(nèi)緣部226夾緊在頂部192與上部襯套196的翼梁206之間。因此，圈220形成其一部分灌有流體225的連續(xù)環(huán)形室。由于圈220用柔性材料制成且只是局部灌注流體225，因此頂圈220可壓縮而可與動脈四周的病人體形符合。從而，頂部192與病人體表之間在側(cè)壁1 84周邊上的距離可根據(jù)病人體表的外形而變動。而且，由于流體225可在環(huán)形圈220中流動，因此沿著圈220周邊上的壓力為病人體表所抵消。
底部側(cè)壁或底圈222為一環(huán)形可壓縮柔性圈，最好用泡沫橡膠或開孔泡沫體或閉孔泡沫體之類的搏動緩沖材料制成。圈222與頂圈220與膜片186同軸線地位于頂圈220與膜片186之間，圈222與流體耦合介質(zhì)188隔離。由于圈222用可壓縮材料制成，因此圈222吸收并緩沖血壓搏動在越過傳感器180的同時作用在傳感器180上的平行于動脈方向上的力。由于底圖222與流體耦合介質(zhì)188隔離，因此圈222吸收或受到的力無法傳到流體耦合介質(zhì)188上，而是經(jīng)圈222和圈220傳到頂部192。由于這一路徑獨立且與流體耦合介質(zhì)188隔離，因此流體耦合介質(zhì)188與這些力隔離。此外，底圈222還緊抵動脈周圍的組織而中和或抵消組織施加的力，可以看出，底圈222也可局部圍住作用部240。
膜片186為由上部膜片230和下部膜片232構(gòu)成的薄壁形液囊。上部膜片230為一具有內(nèi)部234、中部235和外部236的環(huán)形柔性材料片，其內(nèi)徑的大小做成可套在下部襯套198上。內(nèi)部234夾緊在下部襯套198的唇218與上部襯套196的底緣之間而從凸緣182上支撐住膜片186。內(nèi)部234最好用粘合劑粘牢在唇218與上部襯套196之間。
中部235位于內(nèi)部234與外部236之間。中部235鄰接膨脹腔214而與側(cè)壁184的圈220和222隔離。由于中部235鄰接膨脹腔214，因此中部235隨著側(cè)壁184和膜片186與動脈周圍的病人體表相貼合而起初向上移入膨脹腔214，同時內(nèi)裝流體耦合介質(zhì)188的腔的體積只有微小變動。隨著底圈222緊抵動脈周圍的病人體表而中和或抵消該組織所施加的力，膜片186也被壓縮。但由于中部235可卷入膨脹腔214中，因此內(nèi)裝流體耦合介質(zhì)188的腔的體積減小并不大，從而壓力也提高不多。因此，傳感器180可通過側(cè)壁184把更大的力施加到病人體表上而中和動脈周圍組織所施加的力，同時隨著側(cè)壁184高度的變動又不會造成內(nèi)裝流體耦合介質(zhì)188的腔中的壓力有很大變動，從而傳感器180能更精確、更前后一致地測定血壓。
外部236是上部膜片230的最外邊緣，外部236在側(cè)壁184的圈222中伸展并伸出到圈222之外。外部236最好不粘到或連接到圈222的底面上，上部膜片230的外部236在側(cè)壁184的圈222的內(nèi)徑之內(nèi)一定距離處粘接到下部膜片232上而使中部235無法抵靠側(cè)壁184的圈222。為進一步防止外部235抵靠圈222，中部235最好用柔性的，但又具有足夠剛性而防止中部235向外彎曲抵靠圈222的材料制成。
下部膜片232為可把力從膜片232外表面?zhèn)鞯絻?nèi)表面的柔性材料圓片，圓片232連接到上部膜片230上而可放置到動脈上方的病人體表上。下部膜片232包括非作用部或裙部238和作用部240，下部膜片232的裙部238供上部膜片230也即外部236粘接到下部膜片232上之用。由于裙部238和外部236為相粘合的柔性材料片，因此與動脈平行的力傳過裙部238和外部236后被圈212的可壓縮材料吸收。此外，由于裙部238和外部236最好伸出到側(cè)壁184的圈222之外而不固緊在圈222上，因此裙部238、外部236和作用部240可向里彎曲而與動脈周圍的病人體表更好地貼合。
作用部240由下部膜片232中不與上部膜片230粘接的部分構(gòu)成。作用部位于側(cè)壁184的圈222下方圈222的內(nèi)徑內(nèi)。膜片186的作用部240是傳感器180的接受血壓搏動并將之傳到變換器66的作用區(qū)。膜片186的作用部240、上部膜片230的中部235、下部襯套198的孔216和上部襯套196的孔208構(gòu)成作用室242。
作用室242為一從膜片186的作用部240經(jīng)孔208和216伸展到變換器元件96的傳感面100的細長形流體通道或腔。作用室242與側(cè)壁1 84隔離。作用室242中有流體耦合介質(zhì)188。
雖然流體耦合介質(zhì)188可以是能把壓力從膜片186傳導(dǎo)到變換器66的任何流體或液體，但它最好為凝膠。流體耦合介質(zhì)188的兩頭分別與膜片186的作用部240和變換器66接界，從而把血壓搏動從作用部240傳導(dǎo)到變換器元件96的傳感面100。由于作用室242中的流體耦合介質(zhì)188與側(cè)壁184隔離，因此流體耦合介質(zhì)188不把與動脈平行的血壓搏動、動脈周圍組織造成的力以及由側(cè)壁184吸收的其它力傳導(dǎo)到變換器66。因此，傳感器180更精確地測量、檢測動脈血壓。
與傳感器24一樣，傳感器180可從外部連續(xù)測量動脈血壓。由于傳感器180非侵害地計算血壓，因此血壓測定的成本低，也不會發(fā)生醫(yī)療事故。此外，傳感器180連續(xù)測量血壓。由于傳感器180比搏動描記法和聽診法使用的袖帶小，因此傳感器180只在病人動脈上方較小面積上施加下壓壓力，從而血壓測量給病人帶來的不適減少。由于傳感器180無需充氣或放氣，因此可連續(xù)地、更頻繁地測量血壓。
而且，傳感器180與人體貼合得更好，因此病人感到更舒服，血壓測量也更精確、更前后一致。由于圈220可壓縮且局部灌有流體，因此圈220與人體貼合得更好并能補償沿著圈220加到人體上的壓力。由于底圈222可壓縮并由于膜片的186為柔性且可向里彎曲或變形，因此圈222和膜片186也更好地與人體貼合。但是同時，當(dāng)?shù)兹?22和膜片186緊抵人體時，傳感器180在作用室242中的壓力并不突然陡升。頂圈220和底圈222把力施加于人體上而中和動脈周圍組織所施加的力。由于圈220和222都可壓縮，側(cè)壁184緊抵人體時其高度減小。從而膜片186也被壓縮。但是，由于上部膜片230的中部可向上移入膨脹腔214，因此局部由膜片186界定的作用室242的體積減小并不多，相應(yīng)地壓力也就增加不多。從而，側(cè)壁184可對人體施加更大的力，但又不會造成作用室242中壓力因側(cè)壁184高度的變動和膜片186形狀的變動而升高很多而帶來誤差。
同時，傳感器180可精確而前后一致地計算血壓，由于傳感器180的側(cè)壁184、膜片186和流體耦合介質(zhì)188構(gòu)成一大傳感面積供血壓搏動傳導(dǎo)到變換器66上，因此傳感器180并不依賴于變換器66在動脈上方的精確定位。從而，傳感器180在測量血壓時對病人移動的束縛小。
而且，傳感器180在作用面或作用部240上的壓力梯度為零，在變換器與下方動脈之間的壓力梯度為零，減輕或緩沖了與傳感器的傳感面平行的血壓搏動并中和了動脈周圍組織的力。傳感器通過裙部238和作用部240抵靠并加力于人體。但是，作用室242中的壓力大致等于經(jīng)作用部240所加壓力。傳感器180經(jīng)裙部238施加的、用來中和或抵消動脈周圍組織所施加的力的其余力通過側(cè)壁184傳到頂部192。因此，傳感器180的幾何形狀和結(jié)構(gòu)在裙部238與作用部240之間提供合適的壓力而抵消動脈周圍組織造成的力，從而精確測量動脈血壓。而且，由于作用室242中的流體耦合介質(zhì)188與側(cè)壁184隔離，平行于動脈的血壓搏動、動脈周圍組織造成的力和其它力為側(cè)壁184吸收而不經(jīng)流體耦合介質(zhì)188傳到變換器66上。因此，傳感器180在變換器66與動脈之間的壓力梯度也為零。
可以看出，變換器66也可與凸緣182、側(cè)壁184和膜片186相間距地單獨安置。在這樣一種實施例中，作用室242從作用部240通過管子之類的導(dǎo)管件伸展到變換器元件96的傳感面100。室242中的流體耦合介質(zhì)188把血壓從膜片232傳到單獨放置的變換器元件96。
雖然上面結(jié)合優(yōu)選實施例說明了本發(fā)明，但熟悉本技術(shù)領(lǐng)域的人士可以看出，在本發(fā)明精神和范圍內(nèi)可在形式和細節(jié)方面作出改動。
權(quán)利要求
1.一種在動脈受壓時測量被組織圍住的動脈中的血壓搏動的傳感器，該傳感器包括當(dāng)每一次搏動在傳感器下方經(jīng)過時傳感每一次搏動的血壓的傳感件；以及把該傳感件與動脈隔開的間隔件，其中，該間隔件包括一與該傳感件隔離而用來抵靠動脈周圍組織的柔性側(cè)壁。
2.按權(quán)利要求1所述的傳感器，其中，該傳感件包括一變換器；該傳感器還包括一與該變換器隔開的柔性膜片，其上有一用來傳導(dǎo)動脈的血壓搏動的作用部；以及連接在該變換器與該柔性膜片之間、把血壓搏動信號從動脈傳到該變換器的作用件。
3.按權(quán)利要求2所述的傳感器，其中，該作用件包括一種流體耦合介質(zhì)。
4.按權(quán)利要求2所述的傳感器，其中，該柔性介質(zhì)至少局部界定一與變換器相通的作用室；該作用件包括該作用室中的一種流體耦合介質(zhì)；該支撐件界定一鄰接該柔性膜片的膨脹腔，從而裝有流體耦合介質(zhì)的該作用室可改變形狀而不相應(yīng)改變?nèi)莘e和壓力。
5.按權(quán)利要求1所述的傳感器，它包括至少局部圍住該作用部、用來緩沖血壓搏動施加到傳感器上與動脈平行的力的部件。
6.按權(quán)利要求1所述的傳感器，其中，動脈周圍的組織在動脈受壓時施加一力；而該支持件還包括抵消動脈周圍組織所施加的該力的部件。
7.按權(quán)利要求1所述的傳感器，它包括補償作用部周圍壓力的部件。
8.按權(quán)利要求7所述的傳感器，其中，該壓力補償部件包括一圈住作用部的可壓縮圈，它有一頂面和一底面，該圈局部灌注有一種流體，從而頂面與底面之間的距離沿著該圈變動而貼合動脈周圍的人體。
9.按權(quán)利要求1所述的傳感器，其中，該柔性側(cè)壁與該作用件相隔離。
10.一種傳感被組織圍住的動脈中的血壓搏動的傳感器，該傳感器包括一變換器；一柔性膜片；一連接在該柔性膜片與該變換器之間的流體耦合介質(zhì)；以及一支撐在動脈上方而至少局部圍住該動脈并抵靠動脈周圍組織的可壓縮壁。
11.一種傳感病人動脈中的血壓的傳感器，該傳感器包括一傳感動脈的血壓搏動的壓力變換器，該變換器有一傳感面；一與該傳感面間距的柔性膜片，其中，該柔性膜片至少局部界定一與該壓力變換器的傳感面相通的作用室；一種在該作用室中、把動脈中的血壓搏動從該柔性膜片傳導(dǎo)到該變換器的傳感面的流體耦合介質(zhì)；以及一把該變換器與動脈隔開的間隔構(gòu)件，其中，該間隔構(gòu)件界定一鄰接該柔性膜片的膨脹腔，從而內(nèi)裝該流體耦合介質(zhì)的該作用室的形狀可改變，但容積和壓力不相應(yīng)改變。
12.一種傳感病人動脈中的血壓的傳感器，該傳感器包括一傳感動脈的血壓搏動的變換器，該變換器有一傳感面；一柔性膜片，其上有一傳導(dǎo)動脈血壓搏動的作用部；一連接在該柔性膜片與該壓力變換器的傳感面之間、把動脈中的血壓搏動從該柔性膜片傳導(dǎo)到該變換器的傳感面的流體耦合介質(zhì)；以及一與該變換器的傳感面和該流體耦合介質(zhì)相隔離、用來抵靠動脈周圍組織的側(cè)壁。
13.按權(quán)利要求12所述的傳感器，其中，該側(cè)壁為柔性，以便與動脈周圍的組織貼合。
14.按權(quán)利要求12所述的傳感器，其中，該側(cè)壁可壓縮。
15.一種傳感病人動脈中的血壓的傳感器，該傳感器包括一傳感動脈的血壓搏動的變換器，該變換器有一傳感面；一柔性膜片，其上有一傳導(dǎo)動脈的血壓搏動的作用部；一連接在該變換器的傳感面與該柔性膜片間的流體耦合介質(zhì)；以及一與該變換器相隔離、用來貼合動脈周圍組織并抵靠動脈周圍組織的柔性側(cè)壁。
16.按權(quán)利要求15所述的傳感器，其中，所述側(cè)壁包括一用來貼合動脈周圍組織的灌注有流體的部件，該灌注有流體的部件補償與動脈周圍組織抵靠的側(cè)壁周圍的壓力。
17.按權(quán)利要求15所述的傳感器，其中，所述側(cè)壁包括一放置成至少局部圍住動脈的可壓縮壁。
18.按權(quán)利要求17所述的傳感器，其中，該可壓縮壁包括一泡沫體壁。
19.一種用于一種非侵害地確定為組織所圍住的動脈中血壓的系統(tǒng)中的傳感裝置，它包括一用來抵靠動脈周圍組織的可壓縮側(cè)壁；其上有一與該側(cè)壁相隔離的傳感面的變換器；一用來傳導(dǎo)動脈的血壓搏動的柔性膜片；以及一種在該變換器的傳感面與該柔性膜片之間的流體耦合介質(zhì)。
全文摘要
其上有一傳感病人動脈中的血壓的傳感面(100)的一種傳感器(180)，包括一變換器(96)、一側(cè)壁(184)、一柔性膜片(186)和一流體耦合介質(zhì)(188)。側(cè)壁(184)與變換器(96)相隔離并把變換器(96)支撐在動脈上方。流體耦合介質(zhì)(188)連接在變換器(96)的傳感面(100)和柔性膜片(186)之間而把動脈中的血壓搏動從柔性膜片(186)傳導(dǎo)到變換器(96)的傳感面(100)上。在一實施例中，流體耦合介質(zhì)(188)與側(cè)壁(184)隔離。
文檔編號A61B5/02GK1134659SQ94194054
公開日1996年10月30日 申請日期1994年11月7日 優(yōu)先權(quán)日1993年11月9日
發(fā)明者G·肯特·阿奇博爾德, 蒂莫西·G·柯倫, 奧蘭德·H·丹尼爾森, 馬里烏斯·O·波利亞科, 羅杰·C·錫德 申請人:梅德韋夫有限公司