非侵入地確定血球比率的方法和設備的製作方法

2023-05-11 19:55:21

專利名稱：非侵入地確定血球比率的方法和設備的製作方法
技術領域：
本發明涉及測定全部血液的填密細胞容量或紅細胞(紅血球)的相對容量百分比，即眾所周知的血球比率，本發明尤其涉及通過有關技術非侵入地來作此確定的方法和設備。
背景技術：
通常，通過經由注射器從病人的靜脈或利用毛細管從其手指或刺孔中獲取病人血樣來獲得血球比率。然後對裝入細長試管中的血液進行離心分離，試管中固態血液柱的高度百分比就表示血球比率。
近來，已利用精細而昂貴的細胞計數實驗室儀器來獲得血球比率，這種儀器也可用於區分白血球細胞、血小板等。然而，同離心分離方法相同，此方法也必須以侵入方法取出病人的血液作分析。
在日常的醫療過程中，諸如在醫院中每天所進行的血液分析工作，必須從病人體內獲得血液，然後對抽出的血液進行離心分離或分析，這不會帶來很大的不便，因為血樣的容量較大(有昂貴的自動設備)，所以一般從實驗室得到結果所需的時間延誤是可以接受的。然而，在急救室和休克創傷部門中碰到的災難性情況下，以及在可能失血的手術過程中，已有技術的血球比率確定設備和方法存在明顯的缺陷。
在上述環境下，可能沒有時間來抽血，實際上也不可能辨認出要抽血的靜脈。在手術過程中斷續抽血不是做不到，但非常不容易，而且定期分析血樣也費時費力。此外，血球比率可能因未觀察到的失血而以加速度變化並下降，到急救或手術人員後來通過實驗室人員而知道問題所在時，病人可能已經處於危急之中或甚至死亡。
在IEEE Transactions of Biomedical Engineering，Vol.BME-27，No.3，March1980 pp.156-161中的「用導納體積描記術非侵入地測量血球比率」中已提出非侵入地測量血球比率。然而，上述文章中所述的方法涉及把肢體諸如手指浸入電解液(NaCl溶液)中並改變電解液濃度，通過使電解液的電阻率與肢體中血液的電阻率相匹配，來補償脈動的導納變化；然後在電阻率單元中確定電解液的電阻率，並通過非線性最小二乘方遞歸定標曲線把此電阻率轉換成血球比率值，而該曲線是通過使不同紅血球濃度的離心分離的血球比率與先前從同樣樣品的血液電阻率測量值中直接取得的電阻率數據相匹配而產生的。根據發明人的知識，在引用的文章中所述的技術除了不適用於急救或手術室的環境以外，沒有進一步的研究驗證或實際應用。
從概念上來說，名為「阻抗體積描記術」的測量技術，即使用阻抗技術來獲取波形的測量技術來源於古代生物醫學。醫學著作中大量地描述了對血管的研究、對呼吸的研究以及通過阻抗技術確定心血排出量(從心臟流出的血液的實際容量)的嘗試。雖然根據這個概念在商用儀器上進行了許多嘗試，但沒有證據表明這些技術工作得特別好。然而，阻抗體積描記術的變型建立了細胞內以及細胞外組織成分的電學模型，並把響應於在兩個頻率下所加電流的組織阻抗的測量值相比較，以對細胞內和細胞外的組織成分進行量化。雖然電學組織模型與本發明所要解決的問題沒有直接關係，但這個模型有助於理解本發明。
近幾年，眾所周知，已使用一種脈衝血氧定量技術，在實行全身麻醉時測量血氧。雖然脈衝血氧定量法沒有提供血球比率指示，但這有助於理解本發明的方法和設備。脈衝血氧定量法有賴於這樣一個事實，即在血氧定量計中所使用的兩個光(一般為紅光和近紅外光)的波長處，充氧血色素的吸光率與減氧血色素的吸光率是不同的，而且兩個頻率下的吸光率都具有脈動分量，此分量對位於光源和血氧定量計的檢測器之間的病人體內動脈血液容積的波動有貢獻。對每個波長確定對動脈血液的脈動有貢獻的脈衝或AC吸收率響應分量，把它作為表示組織層吸光率的基線或DC分量，包括靜脈血液、毛細管血液和非脈動動脈血液。然後由其各自的DC分量分割AC分量，以獲得與入射光強無關的吸光率，並用分割結果產生憑經驗可能與SaO2有關的比值，即病人血液的含氧飽和度。在Anesthesiology，Vol.70，No.1(1989)pp.98-108中K.K.Tremper等人的「脈衝血氧定量法」中可以發現對脈衝血氧定量法所進行的有益的討論。

發明內容
本發明提供一種非侵入地確定血球比率的方法和設備。在實行本發明時，把刺激和傳感電極加到包含動脈、毛細管和靜脈等血管的人體部分，來測量血液的阻抗。為了方便，通常把電極加到手指上。在一定頻率範圍內用交變電壓驅動刺激電極。
在本發明的一個較佳實施例中，讀出的電壓信號被高輸入阻抗電壓檢測器放大，被模擬-數字轉換器轉換到數字域，然後被混頻器解調成兩個複合波形，一個波形表示刺激電流，另一個波形表示選擇頻率處的讀出電壓。由微型計算機處理這兩個波形，以確定組織阻抗掃描指數。然後，改變血液容量並進行另一次組織阻抗掃描。在一較佳實施例中，使用壓力袖帶(cuff)來改變血液容量。使用分別在一個血液容量和另一個血液容量所進行的兩個組織掃描來確定血液的阻抗掃描。通過一相似模型從總阻抗中分離出全部血液的阻抗。通過辨認血液阻抗掃描的圖形，使全部血液阻抗指數與血球比率相關。本發明的一部分也打算通過以神經網絡分析相移圖形，從而使用本發明的較佳實施例確定血球比率。
在已提交或以後增加或修改的權利要求書中定義了尋求保護的本發明。如果在權利要求中不包括說明書或附圖中所述或所示的限制，則應認為該權利要求不包括此限制。
附圖概述通過以下結合附圖對較佳實施例詳細描述的回顧，可使本領域內的初級技術人員更全面地理解本發明，其中

圖1A包括一大血管中全部血液的第一級電學模型的電路示意圖；圖1B包括在相應於圖1A電學模型的大血管中液體和膜細胞的示意圖；圖2A包括一小血管中全部血液的第一級電學模型的電路示意圖；圖2B包括在相應於圖2A電學模型的小血管中液體和膜細胞的示意圖；圖3A示出肢體在低血液容量時的總阻抗；圖3B示出肢體在高血液容量時的總阻抗；圖4包括本發明系統的一個較佳實施例的方框示意圖；圖5A包括加上電極的肢體的仰視平面圖；圖5B包括圖5A肢體的側視圖；圖6包括圖4系統的電極箱的更詳細方框示意圖；圖7包括圖4信號發生器、解調器和電極箱的無線形式的示意圖；圖8包括圖4信號發生器和解調器的更詳細的方框示意圖；
圖9包括圖4氣泵、螺線管和壓力袖帶的更詳細的方框示意圖；圖10包括圖4頻率發生器的更詳細的示意圖；圖11包括本發明的兩頻率實施例的組合圖和示意圖，其中電極加到病人的肢體；圖12包括圖11的實施例所使用的恆流源實施例的示意圖；圖13包括圖11的實施例所使用的AM檢測器實施例的示意圖；圖14包括圖11的實施例所使用的A/D轉換器實施例的示意圖；圖15包括在實行本發明時測得的模擬電壓信號的無比例圖，示出超過信號基線的信號中的脈動分量相當小；以及圖16包括脈動血管部分中全部血液的阻抗及其周圍組織中阻抗的一階電氣近似的電路示意圖。
本發明的較佳實施方式A.多頻率實施例1.基本的電學模型圖1A是表示大血管中全部血液承受交變電流I時的近似特性的電路模型。電路路徑12中的電阻器10表示細胞外或血漿成分的電阻RBE。並聯電路路徑14中的電容器16和電阻器18表示紅細胞或紅血球細胞膜的電容CBC和細胞內液體的電阻RBI。在低頻下(諸如50kHz)，全部血液的阻抗(例如，路徑12和14的阻抗)主要歸因於細胞外血液成分電路路徑12，而在較高頻率下(例如，1MHz)，紅血球細胞膜的電容性質導致阻抗主要歸因於電路路徑14，從而減少了全部血液阻抗的大小。
圖1B示出在血漿24中包含許多紅血球細胞22的大血管20。可看出，即使在低頻下，也有通過血漿24的電流路徑。
圖2A是表示小血管全部血液承受交變電流I時的近似特性的電路模型。圖2B示出一個小血管26，其中細胞22基本上與血管26一樣寬，以免在細胞22和血管26的壁之間形成血漿路徑。在此情況下，電流I的路徑通過與電阻RBI和RBE串聯的電容CBC。相應地，流過血管26的阻抗和電流量隨電流I的頻率的增高而變化。雖然不知道小血管對大血管的比值，但可以相信，小血管在整個肢體阻抗中的效果是明顯的。(有一些比小血管稍大從而在細胞周圍允許小路徑的血管。)可以理解，在圖1A和2A中，在電流I的頻率為f＝1/(RsCBC2π)時產生最大阻抗相移，這裡Rs是大血管情況下的RBI，Rs是小血管情況下的RBI+RBE。已發現在大血管中，在大約1.6MHz處產生血液的最大相移。如下所述，使用最大相移來確定血球比率。在血液阻抗測量中，大血管模型佔最大地位。然而，我們相信也不應忽略小血管的貢獻，將在低於1.6MHz處產生小血管的主導相移。我們也相信可在整個頻譜的值中反映出小血管的效果。
然而，當電流如下所述經過肢體時，電流不只經過血液，也經過組織、骨骼等。可通過如下所述的過程，從肢體的總阻抗中分離出血液的阻抗。簡單地說，在圖3A中，阻抗ZU表示在通過肢體的血液流未經限制時肢體的總阻抗。在圖3B中，通過肢體的血液流受到限制，ZB表示限制的結果而累積的附加血液的阻抗。在限制狀態期間肢體的總阻抗為ZR。可以計算ZU和ZR，ZB＝(Zu×ZR)/(ZU-ZR)。因此，除了血液以外，不必確定肢體部分的貢獻。
2.系統概述參考圖4，血球比率測量系統30包括一信號發生器和解調器(SGD)34，它通過導體38向電極箱36發出一信號，並通過導體40接收從電極箱36測得的信號。SGD 34通過導體32和RS-232埠向個人計算機(PC)42提供信號，這些信號表示通過病人肢體的電流以及獲得的電壓。可在各種頻率，諸如10kHz到10MHz的頻率範圍內測量電壓和電流。
通過測量不同血液容量的肢體的阻抗，把血液本身的阻抗與血液、肌肉、骨骼等肢體總阻抗分離。如下所述，可使用氣泵、螺線管和壓力袖帶28使肢體中的血液容量發生變化。
PC 42確定血球比率。可單獨根據SGD 34發出的信號確定血球比率，或結合特定病人有關的各種其它數據，諸如年齡、性別、體重、體溫、疾病等或與普通病人有關的各種其它數據來確定血球比率。因此，如下所述，也可使用神經網絡。可以在PC 42或虛線所示的獨立計算機52中實現神經網絡。
3.電極箱和電極參考圖4、5A和5B，電極箱36通過電極48A和48B向病人肢體44(諸如具有指甲46的手指)提供交變電流信號。(圖5A示出鄰近左手大拇指的兩個手指的下側。)通過電極50A和50B測量肢體44兩端的電壓降。電極48A和48B之間的電壓可能是大約3伏。電極48A、48B、50A和50B可以是標準的市售電極。
電極48A、48B、50A和50B可通過覆蓋電極和一部分肢體44的膠帶54方便地固定就位。然而，膠帶54最好不限制血液流動。膠帶54可以在肢體44的周圍延伸1/2到3/4。除了使電極固定就位以外，膠帶54粘住肢體44，從而更容易控制測量過程。也可使用夾板或聚酯薄膜。
參考圖6，電極箱36包括50歐姆的終端(termination)緩衝器60，它在導體38上接收來自SGD 34頻率為ω的正弦信號。傳感電阻器64串聯在緩衝器64和連接了電極48A的導體66A之間。
電極48A、48B、50A和50B通過導體66A、66B、70A和70B連到電極箱36，這些導體最好儘可能短。也可使用圖7所示的無線通信，包括發射機76A、76B和76C以及接收機78A、78B和78C。無線通信在手術室環境下特別有用。
再參考圖6，測量放大器68嚮導體72提供信號A1sin(ωt+θ1)，該信號表示跨電阻器64兩端的電壓降，這裡「A1」是幅度，θ1是相對於原始信號sinωt的相位差。測量放大器68提供高輸入阻抗，並在對電阻器64兩端的電壓降進行放大時阻擋導體66A處共模電壓。測量放大器68可包括三個具有公知結構的運算放大器。
測量放大器74嚮導體78提供信號A2sin(ωt+θ2)，該信號表示電極50A和50B之間的電壓，這裡「A2」是幅度，θ2是相對於原始信號sinωt的相位。電極48A和50B之間肢體44中的電容以及測量放大器68和74的速度和相位響應差引起θ1和θ2之間的相位差。
因此，應如此選擇和構成測量放大器68和74，以把其相位響應差減到最小。使用虛擬負載，脫離設備校正放大器68和74中的速度和相位響應差。其後，PC42存儲校正信息並減去任何差值。
測量放大器74阻擋導體66B和70B之間的共模電壓，並對導體70A和70B之間的差分電壓進行放大。測量放大器74可包括三個具有公知結構的運算放大器。
RF開關80在導體84上信號的控制下，把導體72上的信號或導體78上的信號傳遞到導體40。RF開關80可以每秒110次(＝2×55)的速率進行切換。
4.信號發生器和解調器(SGD)
參考圖8，SGD 34在導體38上產生信號，並在導體40上對信號進行解調和濾波。SGD34可包括微處理器94，它內置有諸如HC6805之類的EPROM。如以下結合圖9所述，微處理器94通過導體84向SGD 34到RF開關80的各種元件以及通過導體88A、88B和88C向氣泵、螺線管和壓力袖帶28提供控制信號。微處理器94也通過導體32與PC 42進行通信。
頻率發生器100對導體96產生公式(1)所示的數字正弦信號FGSINFGSIN＝sinωt (1)，這裡假設幅度是單一的。信號sinωt從導體96提供給混頻器和濾波器104以及DAC 110。通過緩衝器112把來自DAC 110的模擬正弦信號提供給導體38。由PC 42提供給頻率發生器100的頻率控制字來控制FGSIN的頻率。
頻率發生器100也對導體98產生公式(2)所示的數字餘弦信號FGCOSFGCOS＝cosωt(2)，這裡假設幅度是單一的。當然，cosωt的相位與sinωt的相位相差90度。信號cosωt從導體98提供給混頻器和濾波器106。
低通濾波器116通過緩衝器118接收到來自導體40上電極箱36的信號。低通濾波器116除去諧波頻率分量或進行混頻。選中22MHz的值，以允許在20MHz高的頻率以sinωt測量組織的阻抗。然而，模擬電路難於把所需的相位容限保持在大約10MHz以上。對於10MHz的上限，低通濾波器116可具有較低的截止頻率。通過ADC 120把來自低通濾波器116的濾波信號轉換成數位訊號，並傳遞到混頻器和濾波器104和106。
DAC 110、ADC 120和頻率發生器100可以60MHz定時。然而，如果頻率發生器100所產生的sinωt的最大頻率為100MHz，則DAC 110、ADC 120和頻率發生器100可以諸如30MHz定時。
ADC 120把測得的電流指示信號MC提供給導體90。信號MC來自圖6中的導體72，並經過RF開關80、緩衝器118、低通濾波器116和ADC 120的處理。信號MC如以下的公式(3)所示MC＝G A1sin(ωt+θ1+φ) (3)，這裡A1和θ1分別是導體72處信號的幅度和相位，G和φ分別是緩衝器118、低通濾波器116和ADC 120所產生的增益和相移。
ADC 120也把測得的電壓指示信號MV提供給導體90。信號MV來自圖6中的導體78，並經過RF開關80、緩衝器118、低通濾波器116和ADC 120的處理。信號MV如以下的公式(4)所示MV＝G A2sin(ωt+θ2+φ) (4)，這裡A2和θ2分別是導體78處信號的幅度和相位，G和φ分別是緩衝器118、低通濾波器116和ADC 120所產生的增益和相移。當然，信號MC和MV只是電流指示信號和電壓指示信號的例子，除了示出的電路以外，也可使用其它電路來產生合適的電流和電壓指示信號。
在混頻器和濾波器104中，乘法器124把導體96上的sinωt乘以ADC 120的輸出。當RF開關80在導體72上傳遞信號時，乘法器124的輸出為以下公式(5)所示的積PCI(電流同相)PCI＝G A1sin(ωt+θ1+φ)×sinωt＝((G A1/2)cos(θ1+φ))-((G A1/2)sin(2ωt+θ1+φ)) (5)，這裡G、A1、θ1和φ同公式(3)中的定義。混頻器和濾波器104表示混頻器和濾波器106。
60Hz的數字低通濾波器128濾除((G A1/2)sin(2ωt+θ1+φ))分量以及各種噪聲，只留下DC分量，即((G A1/2)cos(θ1+φ))。信號((G A1/2)cos(θ1+φ))被加到導體134，並叫做CI，這裡「C」表示電極48A和48B之間的電流，「I」代表「同相」。可以公知方式進行卷積的乘法器和加法器構成數字低通濾波器128。
當RF開關80在導體78上傳遞信號時，乘法器124的輸出為以下公式(6)所示的積PVI(電壓同相)PVI＝G A2sin(ωt+θ2+φ)×sinωt＝((G A2/2)cos(θ2+φ))-((G A2/2)sin(2ωt+θ2+φ)) (6)，這裡G、A2、θ2和φ同公式(4)中的定義。
60Hz的數字低通濾波器128濾除((G A2/2)sin(2ωt+θ2+φ))分量以及各種噪聲，只留下DC分量，即((G A2/2)cos(θ2+φ))。信號((G A2/2)cos(θ2+φ))被加到導體134，並叫做VI，這裡「V」表示電極50A和50B之間的電流，「I」代表「同相」。
把原始信號與變化的信號相混合來獲得幅度和相位信息的技術叫做「相關」技術。
在混頻器和濾波器106中，乘法器(未示出)把導體98上的cosωt乘以ADC 120的輸出。當RF開關80在導體72上傳遞信號時，乘法器124的輸出為以下公式(7)所示的積PCQ(電流正交)PCQ＝G A1sin(ωt+θ1+φ)×cosωt＝((G A1/2)sin(θ1+φ))+((G A1/2)sin(2ωt+θ1+φ)) (7)，這裡G、A1、θ1和φ同公式(3)中的定義。注意，從與正弦信號相差90度的餘弦信號中得出正交項。
60Hz的數字低通濾波器128濾除((G A1/2)sin(2ωt+θ1+φ))分量以及各種噪聲，只留下DC分量，即((G A1/2)sin(θ1+φ))。信號((G A1/2)sin(θ1+φ))被加到導體136，並叫做CQ，這裡「C」表示電極48A和48B之間的電流，「Q」代表「正交」。
當RF開關80在導體78上傳遞信號時，乘法器124的輸出為以下公式(8)所示的積PVQ(電壓正交)PVQ＝G A2sin(ωt+θ2+φ)×cosωt＝((G A2/2)cos(θ2+φ))-((G A2/2)sin(2ωt+θ2+φ)) (8)，這裡G、A2、θ2和φ同公式(4)中的定義。
60Hz的數字低通濾波器128濾除((G A2/2)sin(2ωt+θ2+φ))分量以及各種噪聲，只留下DC分量，即((G A2/2)sin(θ2+φ))。信號((G A2/2)sin(θ2+φ))被加到導體136，並叫做VQ，這裡「V」表示電極50A和50B之間的電壓，「Q」代表「正交」。
信號CI和CQ提供與電極48A和48B之間電流的幅度和相位有關的信息。信號VI和VQ提供與電壓電極50A和50B之間的幅度和相位有關的信息。信號V和C是複數(即，它們具有同相分量VI和CI以及正交分量VQ和CQ)。
同相和正交阻抗波形VI、VQ、CI和CQ被傳送到計算機諸如PC 42，在其中可以55樣品/秒的速率計算複數阻抗。
5.PC中的計算可如下對信號VI、VQ、CI和CQ進行分析。
通過以下的公式(9)來確定電流分量的大小CMAGCMAG＝(CI2+CQ2)1/2(9)，這裡CI和CQ是導體134和136上來自混頻器和濾波器104和106的信號。
通過以下的公式(10)來確定電流分量的相位Cφ
Cφ＝tan-1(CQ/CI)(10)。
通過以下的公式(11)來確定電壓分量的大小VMAGVMAG＝(VI2+VQ2)1/2(11)，這裡VI和VQ是導體134和136上來自混頻器和濾波器104和106。
通過以下的公式(12)來確定電壓分量的相位VφVφ＝tan-1(VQ/VI)(12)。
阻抗Z是複數V和C的比值。
通過以下的公式(13)來確定阻抗分量的大小ZMAGZMAG＝VMAG/CMAG＝GA2/GA1＝A2/A1(13)，這裡依據公式(11)和(9)確定VMAG和CMAG。
通過以下的公式(14)來確定阻抗分量的相位ZφZφ＝Vφ-Cφ＝(θ2+φ)-(θ1+φ)＝(θ2-θ2) (14)，這裡依據公式(12)和(10)來確定Vφ和Cφ。
把來自血液本身的阻抗與來自血液、組織、骨骼等的總阻抗相分離。可如下進行此分離。在掃描的每個頻率處，在通過肢體44的血液流未經限制，因而肢體具有正常或未經限制的血液容量時，通過計算VI、VQ、CI和CQ來確定肢體阻抗。然後，在對通過肢體44的血液流進行限制，因而肢體具有限制的血液容量(它可高於或低於未經限制的血液容量)時，在相同的頻率上進行另一次掃描。限制方法如下所述。
圖3A和3B示出限制引起血液容量增加的情況。如圖3A所示，在肢體未經限制時，較低血液容量下肢體的總阻抗為ZU。如圖3A所示，在肢體未經限制時，較高血液容量下肢體的總阻抗為ZR。阻抗ZB相當於ZU與阻抗ZB並聯，這裡ZB是在較高容量下存在的血液，它在較低容量下不存在。(此模型假設外部血液具有與通過肢體的其它全部血液相同的血球比率。)通過以下公式(15)計算阻抗ZRZR＝(ZB×ZU)/(ZB+ZU) (15)。ZR和ZU都可測得，可從它們計算出ZB。對公式(15)中的阻抗ZB求解就得到以下的公式(16)ZB＝(ZU×ZR)/(ZU-ZR) (16)，這適用於限制引起血液容量增加的情況。
在限制引起血液容量減小的情況下，ZU相當於ZR與ZB並聯，這裡ZB是在較高容量下存在的血液，它在較低容量下不存在。然後，通過以下公式(17)計算阻抗ZRZU＝(ZB×ZR)/(ZB+ZR) (17)。ZR和ZU都可測得，可從它們計算出ZB。對公式(17)中的阻抗ZB求解就得到以下的公式(18)ZB＝(ZU×ZR)/(ZR-ZU) (18)，這適用於限制引起血液容量減小的情況。
雖然血液阻抗ZB包括大小和相位，但相位好象更明顯地表現了血球比率。然而，可在神經網絡的圖形分析中使用ZB的相位和大小。
在大約10kHz到大約10MHz範圍內對各種頻率重複確定ZB的過程。可使用各種步驟。在本實施例中，可使用每倍頻程3個步驟到每倍頻程10個步驟，這裡倍頻程是10kHz、20kHz、40kHz、80kHz、160kHz等。
使用少量或較多步驟各有優缺點。大量步驟可用於平均動脈脈動噪聲，但需要更多的時間，因此，其危險在於血液容量將在較長的測量時間中發生不想有的變化。
發明人已發現，相位變化從大約10kHz到1.6MHz的範圍內增大(作為負數)，然後開始減小(雖然在比1.6MHz低得多的地方可能有一個轉折點)。(de Vries，P.M.J.M.等人在Med.Biol.Eng. Comput，31，445-448(1993)中的「血球比率連續在線測量的人體血液介電性能的推論」中提及了1.6MHz的最大相位。)然而，期望最大相位變化依據各種因素而改變。因此，提出一個神經網絡的方案。
6.較佳步驟可使用以下的步驟。「掃描」指把頻率上下限之間各種頻率的信號逐步加到電極48A的處理。如上所述，這在電極48A和48B之間產生一電流，並在電極50A和50B之間產生一電壓。在每個頻率處收集VI、VQ、CI和CQ信號將花費55分之一秒。數字濾波器128需要大約9毫秒來實現所需的60Hz帶寬。相應地，數字濾波器128在一個頻率下花費9毫秒對PCI進行處理，然後花費9毫秒對PVI進行處理。然後，在另一個頻率下，花費9毫秒對PCI再次進行處理，然後花費9毫秒對PVI再次進行處理。混頻器和濾波器106中的相應數字濾波器對PCQ和PVQ進行同樣的處理。
在一個較佳實施例中，通過編寫軟體，從而頻率的下限和上限為10kHz和10MHz，下限和上限之間步驟的數目在11和101個頻率之間。如果選用101個頻率，則完成掃描要花費1.8秒(＝101/55)。
「重複」指在改變血液容量以前快速而連續地進行的「掃描」次數。在一個較佳實施例中，通過編寫軟體，從而可以有1和10範圍內的重複。進行多次重複的原因如下。動脈脈動使血液容量發生小的交變波動。脈動可影響相位。如果進行多次重複，則可平均動脈脈動所引起的相位變化，並可減少這個影響。
「測量」指在特定的血液容量下完成設定次數的重複掃描。在一個較佳實施例中，編寫軟體，從而可取25之內的任何測量次數。例如，在未經限制的血液容量下進行第一次測量。在限制的血液容量下進行第二次測量。可以在未經限制的血液容量或某些其它血液容量下進行第三次測量，等等。依據限制壓力(諸如來自袖帶)和血管循環，在限制壓力變化後，肢體44的血液容量要達到一個新的平衡需花費大約10秒到45秒。
為了減少測試時間，不要進行更多不必要的測量。每次測量有較多次數的掃描可平衡脈動變化。已發現，即使在同一時間附近進行測量，這些測量也可能產生不同的結果。因此，應進行足夠的測量，以保證準確的結果。可能需要多個循環，以產生令人滿意的結果。如果首先進行的幾次測量給出具有小標準偏差的結果，則不必做完所有的測量。
在值的選擇方面有各種折衷。例如，相對於動脈脈動，血液容量中有大的變化，可產生高的信噪比。然而，大的血液容量變化要花費更長的時間，並使毛細管層張開而容納附加的血液容量。
當然，通過改變軟體，可改變用於頻率、步驟、掃描、重複和循環的各種值和限制。
7.神經網絡方案神經網絡可分析非常複雜的噪聲數據，並找出可用於確定基本參數的圖形(或數據組合)。通常這些圖形對於觀察者不是很明顯的。在統計意義上，神經網絡能進行非線性非參數回歸。
找出解決複雜數據分析問題的神經網絡方法可涉及許多科學領域。有許多不同的神經網絡範例，每個範例都使用特定數目的重要參數。這些選擇需要一定的經驗、反覆實驗等。尋找系統神經網絡設計方案在人工智慧領域中是非常活躍的研究領域。
相信本發明有關的特定範例是那些產生連續有價值的輸出並經過指導練習的範例。這是一種對神經網絡進行構形的技術，其中網絡反覆地顯示出數據和正確的答案。這允許網絡在內部構成其本身的結構，從而從數據中提取我們認為對本發明很重要的特徵。
可從對每個病人或對象所進行的一些實驗中獲得臨床數據採集。可在某些變化的條件下(諸如被測試肢體有不同高度，給肢體加熱等)進行這些實驗。從而，對於同一血球比率，可以不同數據圖形造成一些不同情況。此外，也可進行抽血，以使用對含有對象全部血液的毛細管進行離心分離的「黃金標準」技術來準確地確定實際的血球比率。
通過收集有關每個對象的各種數據，並擁有足夠數量的對象，將使神經網絡訓練成可確定血球比率的基本參數。
神經網絡52可位於PC 42或鄰近的PC或其它計算機中。相應地，在圖4中，神經網絡52如虛線所示。
神經網絡可能考慮以下參數。相對於阻抗波形，神經網絡可考慮的參數包括頻率、幅度、相位及其偏差。相對於病人或對象，神經網絡可考慮的參數包括病人的年齡、體重、性別、體溫、疾病、加到肢體的熱量、血壓以及手臂高度和位置。當然，神經網絡不必考慮其中的每一個參數。
當然，神經網絡也會考慮通過對相應於獲得其它因素的病人的毛細管進行離心分離來測量血球比率。
可以兩種方式使用神經網絡。第一種，用於從與病人和波形有關的大量參數中獲得一組圖形和/或其它數據。第二種，一旦獲得了圖形和/或其它數據，則用數據網絡通過把特定病人的病人和波形數據與先前獲得的圖形和/或其它數據相比較，來確定特定病人(例如，可能是手術臺上的病人)的血球比率。
目前，相信數據網絡能夠處理出小血管效應，並從包含在大血管中的血液產生血球比率值。
如上所述，單詞「病人」包括從中獲得原始數據以產生這組圖形或數據的人，以及然後從這組圖形或數據中確定其血球比率的人。
雖然用許多圖形(諸如公式)來製作實際用於大多數目的的查詢表可能太複雜，但也可使用查詢表。
8.氣泵、螺線管和壓力袖帶28
改變血液容量有各種方法。例如，如果肢體44是手指，則可通過在病人的上臂周圍進行靜脈限制或在病人的手腕處進行動脈阻塞來改變血液容量。
在靜脈限制的情況下，袖帶最好產生小於心臟舒張壓的壓力，從而動脈可泵入血液，但在袖帶壓力下血液不會流出，直到肢體44中的壓力等於袖帶壓力。在動脈阻塞的情況下，阻止動脈血液進入肢體44，通過靜脈從肢體44中抽出血液，以產生較低的血液容量。已發現，在靜脈限制期間檢測到的相位變化與動脈阻塞期間檢測到的相位變化可能是不同的。
與動脈阻塞相比，相信用壓力袖帶進行靜脈限制更容易實行。為了通過阻塞獲得限制，應阻塞尺骨和徑向動脈，這可能很困難。此外，大約10％的人具有也應被阻塞的中間動脈。然而，可以相信，動脈阻塞使大血管抽空，但在很大程度上對毛細管沒有影響，而靜脈限制更傾向於形成新的毛細管屈張和/或改變血管空間的幾何形狀。
參考圖9，氣泵、螺線管和壓力袖帶28可如下工作。氣泵152給管子154提供增大的氣壓。當需要壓力袖帶156來增壓時，微處理器94啟動螺線管160，螺線管160使管子154中的增壓流入管子162。通過壓力換能器164把管子162中的壓力告訴微處理器94。當需要袖帶156減壓時，微處理器94啟動螺線管168，通過它把管子162連到排氣裝置。可用獨立的開關或在微處理器94的控制下接通氣泵152。
通過調節病人手臂的傾斜度和高度可使容量變化為最大。
相信肢體的移動可明顯地改變阻抗。
9.附加信息可依據圖10所示的公知慣例來構成頻率發生器100。參考圖10，加法器180在導體112上接收到16位的頻率字FW，加法器180響應於FW產生相位字PW。所需的正弦頻率＝FW×時鐘頻率/216。依據最大的所需正弦頻率，時鐘頻率可以是例如30MHz或60MHz。正弦/餘弦查詢表PROM 182接收到相位字PW，然後產生正弦和餘弦信號。正弦信號可以是127.5×sin(PW×2π)/2048，餘弦信號可以是127.5×cos(PW×2π)/2048。當然，以上只是一個例子，也可使用各種其它的公知技術。
最好把電流注入電極48A和48B之間的肢體44，並測量電極50A和50B之間的電壓。也可在電極50A和50B之間注入電流，並測量電極48A和48B之間的電壓，但這不太理想。在不太理想的另一布局情況下，最好測量電極50A注入的電流以及電極50B接收到的電流，以計入可能傳到人體另一部分的任何電流。此外，在不太理想的另一布局情況下，最好使電極50B和48B更靠近電極48A和50A，從而使電極更窄。
可通過磁場而不是電極產生電流。
導體98上來自信號發生器100的異相信號最好是餘弦信號，它們的相位與導體96上的正弦信號(有時也叫做正交信號)的相位相差90度(或270度)。此外，除了相位與導體96上的各個正弦信號的相位相差90度以外，異相信號同它們還可以有其它關係。在此情況下，必須和/或最好有三個或更多的信號，而不只是兩個信號。
在圖4和8所示的實施例中，與微處理器相反，以硬體(包括例如具有加法器、乘法器和門陣列的編程專用硬體)執行頻率發生器100、低通濾波器116和128以及混頻器和濾波器104和106的功能。此外，在PC 42、另一個微處理器系統或在軟體中執行某些或全部功能。
當然，PC 42不一定是「個人計算機」，也可以是任意的其它各種計算機，諸如MacIntosh、Sun微系統等。
為了消除RF開關80，可使用四個混頻器和濾波器，而不是兩個。
這裡所使用的「導體」實際上可包括多導電線，諸如在並行數字傳輸的情況下。換句話說，可以並行或串行方式傳輸數字數據。可以有地線。導體38和40都可以是50歐姆的同軸電纜。
權利要求書中所使用的單詞「連接」、「可連接」或「連到」不限於直接連接。
B.雙頻率的實施例雖然上述多頻率實施例是較佳的，但也要描述以下確定血球比率用的雙頻率技術。
1.背景再參考圖1，它示出當全部血液在承受交變電流時的大致性能，電流路徑12中的電阻10表示細胞外或血漿組分的響應，而代表紅細胞或紅血球組分的並聯電路路徑14包括電容16和電阻18。在低頻處(諸如50kHz)，全部血液阻抗主要歸因於細胞外血液組分電路路徑12，而在較高頻率處(例如，1Mhz)，紅血球細胞膜的電容本質導致主要由電路路徑14形成的阻抗，從而減少全部血液阻抗的大小。於是，簡單地說，低頻阻抗與高頻阻抗的比值代表紅血球的相對容量百分比或血球比率。沒有紅細胞的電容現象變得很明顯的準確頻率或窄頻帶，但是有電容分量相對快速增加的頻率過渡區。以下將更詳細地說明，因血液的頻率響應特性低於或高於上述過渡區而引起的阻抗大小之差使得運用本發明的從業者可利用病入的電學刺激來非侵入性地確定血球比率。然而，為了利用全部血液中基於頻率的阻抗之差來確定血球比率，必須除去阻抗測量的人體部分的主要人體組織阻抗分量。
圖15包括依據本發明，在附著於病人的電刺激端的傳感器進行測量的時期內，解調電壓信號包絡線的代表區域，測得的電壓正比於並因而代表了全部血液加周圍組織的總阻抗。如圖所示，信號包絡線包括主導的DC或基線分量和小的AC或脈動分量。由病人的組織、非脈動動脈血液、受激人體部分的靜脈和毛細管血液產生DC分量。AC分量只由脈動血液產生，因此它實際代表給定頻率的全部血液的阻抗。不同頻率下的AC分量將具有基本上相同的電壓包絡線形狀，而只因上述全部血液阻抗晌應的頻率相關特性，在大小方面有所不同。通過只隔離和應用信號的AC或脈動分量，消除了病人血管外組織的阻抗效應，並可使用低頻脈動阻抗與高頻脈動阻抗的比值來確定血球比率。
2雙頻率系統和方法圖11是本發明的雙頻率實施例，示出包含動脈(也叫做脈動血管部分)的病人人體部分220，在動脈的外部放有外部刺激電極222和內部傳感器電極224，這些電極最好是環形電極，從而包圍人體部分220。四電極方法是標準的工程學技術，它有助於消除接觸電阻造成的誤差，它除了用於本發明以外，不構成本發明的一部分。
以電流源226和228所提供的兩個頻率A和B所構成的恆定電流合成載波波形來驅動功率或刺激電極222。所加恆定電流的峰-峰幅值最好是2mA或更小。頻率A和B應非常不同，以對病人血液的電容分量所引起的每個頻率提供明顯不同的血液阻抗響應，從而使阻抗差有利於實施本發明。已發現50kHz的低頻A和1MHz的高頻B提供了可使用的差分響應，因為它們分別遠遠低於和高於響應的電容分量變得很明顯的頻率過渡區。應注意，為了病人的安全，使用比50kHz低得多的頻率是不可取的，因為更低的頻率可引起心率不齊。
每個頻率以恆定的電流刺激人體部分220的組織，由內部傳感器電極224測量每個頻率獲得的電壓信號。由於電流刺激恆定，所以每個頻率測得電壓的包絡線正比於該頻率的組織阻抗。分別用於頻率A和頻率B的AM檢測器230和232測量電壓信號的包絡線，並把獲得的信號傳輸到A/D轉換器234，轉換器234把這些信號轉換成數字域，以隔離信號的脈動分量並由編程處理單元響應於來自鍵盤238的命令進行進一步的處理，編程處理單元最好是通用型微型計算機236。微型計算機236重複地選取每個頻率處與時間匹配且經轉換的脈動信號分量區段，相對於各個載波波形的電壓基線對它們進行歸一化，然後產生歸一化脈動信號分量的一系列區段比。取這些比值的平均值，最好使用加權平均法來求平均值，此方法對較明顯的比值進行較重的加權，較明顯比值包括表現出電壓幅值隨時間有最大變化的脈動分量區段。這些比值的加權平均值代表血球比率，後者是由微型計算機36在相應比值和血球比率值的內部查詢表中選取的，並由顯示器240顯示給從業者，該顯示器240可包括圖解屏幕顯示器、數字顯示器或兩者兼而有之。
圖12中所示圖11中電流源226和228的一個實施例使用電晶體300作為近似的電流源，該電晶體是通過所需頻率處的自動增益控制(AGC)乘法器322由振蕩器302來驅動的，獲得的輸出信號驅動電力變換器304，繼而該信號輸出到病人的刺激電極222。為了病人的安全，對使用通過電力變壓器304和傳感變換器306耦合的變換器的每個電流源進行隔離。應注意，在本領域內眾所周知，變換器304和306應如此纏繞，以使其響應在有關頻率處最大，而對人為幹擾敏感度最小。從變換器306的輸出線圈中拾取檢測或調整信號，並通過緩衝器308把信號傳輸到相位鎖定迴路同步AM檢測器317，該檢測器包括檢測器倍增器310、相位鎖定迴路312、正交放大器134和低通濾波器316。相位鎖定迴路在本領域中眾所周知，安裝了這些迴路的AM同步檢測器也是如此，因此這裡將不再對其結構和功能進行進一步的描述。然而，在2222 Qume Drive，San Jose，California95131的EXAR公司出版的1987 EXAR Databook，pp.6-62到65以及11-68到71中，尤其是在適用於本發明的AM同步檢測器的製造中對相位鎖定迴路、其操作、變化和應用性進行了簡要而精採的描述。檢測器317把檢測到的電流驅動信號的包絡輸出到差分放大器318，以與來自基準320的輸入信號進行比較，差分放大器318的輸出信號控制AGC乘法器322，由振蕩器302把所需的頻率(A或B)加到AGC乘法器的輸出上。於是，建立了一個伺服控制迴路，以使電流源有基本上恆定的輸出。除了振蕩器302所授予的頻率不同以外，電流源226和228基本上相同。
圖13所示，用於本發明圖11實施例的AM檢測器230和232是置於相位鎖定迴路周圍的AM同步檢測器。從傳感器或病人測量電極224測得的極小電壓信號被測量放大器400放大，並傳送到每個AM檢測器230和232的檢測器倍增器402和相位鎖定迴路404，相位鎖定迴路的輸出被低通濾波器408濾波。於是檢測器230和232的輸出分別為低頻和高頻下測得的電壓波形的包絡線，它們固有地代表這些頻率處的阻抗。如上所述，在本領域中，相位鎖定迴路和同步AM檢測器及其結構和功能是眾所周知的，對於更詳細的描述，讀者可再次參考1987EXAR Databook中的上述頁。
如圖14的較佳實施例所示，由A/D轉換器234接收來自AM檢測器230和232的解調電壓信號包絡線，A/D轉換器234包括一對電平移動器500，由經由數字-模擬轉換器502來自微型計算機236的電平設定命令驅動每個電平移動器，以擴展高解析度模擬-數字(A/D)轉換器單元504的範圍，從而滿足測得阻抗的可變(脈動)分量一般只構成測得總阻抗的大約百分之一(1％)這樣一個事實。模擬多路復用器506響應於來自微型計算機236的信道選擇命令從AM檢測器230或232中選擇適當的信號，並把選中的信號饋送到模擬-數字轉換器單元504以轉換成數字域。
用於獲得在實施本發明中有關脈動波形分量的一個較佳方法是利用高解析度比如具有20-22位分辨能力的A/D轉換器單元504，並對整個波形數位化，該波形包括小的AC(脈動)分量和大得多的DC(基線)分量。這提供了足夠大的動態範圍，從而可隔離每個頻率處波形的脈動或AC分量，以提供有意義的數據。然而，此方法需要相當昂貴的A/D轉換器單元，另一種方法是把電壓鉗位電平設定在DC分量的幅值上，從波形中減去該電平並放大餘下的信號。電壓鉗位方法不太昂貴，因為它在A/D轉換器單元中需要較少位數的分辨能力。
然後，微型計算機236在相同的時段內反覆從檢測器230和232中拾取經轉換的模擬值的區段，經相關進一步減少噪聲的影響，然後在計算頻率A和B處與時間匹配的數位化脈動分量信號區段的一系列比值前，把它們除以其各自載波波形的電壓基線來進行歸一化。在一較佳實施例中，使用本領域內眾所周知的加權平均技術取這些比值的平均值，該技術在拾取數位化信號的時段內根據電壓幅值對時間的變化進行相對加權。換句話說，對於一對與時間匹配的分量區段，每個Δt的ΔV越大，則獲得的比值越大，在平均處理中對該比值進行更重的加權。由微型計算機236通過事先從臨床研究構成的相應比值和血球比率值的查詢表把加權的平均比值(代表血球比率)與血球比率值相關，並在顯示器240上以數字和/或圖表的形式顯示給從業者。當然，反覆且基本上連續地進行從測量病人人體部分220兩端的電壓到最終在顯示器240上輸出病人血球比率的上述處理，從而可明顯看出血球比率的變化趨勢。使用查詢表的經驗數據是因為全部血液模型所使用的電學近似為一次近似，模型響應嚴密的偏差是不準確的。此外，任何這樣的偏差將產生隨選中的兩個頻率以及設備不同級的增益係數而變化的校正結果。
對本領域內熟練的從業者很明顯的是，由於有關信號的信號幅值極低，所以用於實施本發明的設備的所有元件都應選擇低噪聲輸出的元件。
3.分析和比較a.血液的阻抗已由實驗校正建立了圖1所示代表血液一次電學模型。有趣的是，注意到在生物醫學工程學中確認了該模型。見Med.Biol.Eng. Comput，31，445-448(1993)中Vries，P.M.J.M.等的「用於連續在線測量的人類血液介電性能的含義」。
然而，以前相信最相關的頻率範圍位於50kHz和1MHz之間，現在證明稍有不同，在高頻端有所擴展。事實上，後來建立的頻率範圍基本上位於100kHz和10MHz到20MHz之間。
發明人根據特殊準備的測試管的大量情況，已經確認在後一個頻率範圍(100kHz和10MHz到20MHz)內依據圖1模型的血液的電學特性。通過把圓柱形玻璃管的直逕取作1cm來形成測試管。測試管的一端用包含掩埋電極的絕緣體來封閉。然後把血液樣品與非常少量的肝磷脂一起注入測試管，以防止樣品在測試管中凝固。然後把絕緣材料製成的可移去的塞子插入測試管的開口端；在適當定位塞子時，塞子也可具有浸入血液的掩埋電極。然後在有關的範圍內進行頻率掃描並測量響應，從而以簡單的方式(在此結構中，測試管以一種雙端電子器件操作)測量血液的阻抗特性。
由於停滯的血液具有沉澱效應，即懸浮的紅細胞將由於重力而慢慢地沉澱，所以為了保證復驗性，在進行長時間的測試時攪動測試管是內含物是很重要的。
b.用於非侵入地確定血球比率的電學模型為了使本領域的一般技術人員能更完整而全面地理解本發明，應再次重申以下的電學模型是一併行模型。事實上，雖然本申請背景技術部分中所使用的脈衝血氧定量術的模擬可適用於現在的所謂「小信號」或體積描記方法，如果極端地實行，該模擬可能不太適用。尤其是，使電學推導直接等價於脈衝血氧定量術的光學問題將導致一串行電學模型。然而，如圖11所示被測試人體部分220的適當電學模型將是圖1的一次近似，它代表與類似電路平行的脈動血管部分中的血液，其值將代表大部分背景組織細胞內外空間和細胞膜的電容。此模型如圖16所示，通過並行方式由血液附加容量的阻抗ZB來橋接背景組織阻抗ZT。一種自然的方法是在心臟循環期間把血液附加容量加入肢體部分，其中心臟的泵(pumping)作用引起血液增量容量周期性地增加和減少。如圖16所示，ZB＝血液阻抗RBE＝血液的細胞外電阻RBI＝血液的細胞內電阻CBM＝細胞膜電容ZT＝組織阻抗RTE＝組織的細胞外電阻RTI＝組織的細胞內電阻CTM＝組織的細胞膜電容此模型的解法很簡單，本領域內一般技能的電氣工程師都能把此模型解出來。成功的解法是使用模型的並行本質，通過從測得的總阻抗中除去ZT的效果而找到ZB。一旦確定了ZB，可發現血球比率是RBI/(RBI+RBE)的某個函數。不能知道此函數的精確特性；然而，通過進行大量的校準型測量並把結果插入上述查詢表中，可在儀器設計中根據經驗確定血球比率。然後，在用於實際環境中的病人的本發明設備中利用此查詢表。
使用以下在足夠低(小於100kHz(＜100kHz))的頻率下即電容基本上為開路以及在足夠高(大於20MHz(＞20MHz))的頻率下即電容基本上為短路或閉路時的測量概念可獲得解決些問題的簡化公式。
c.雙頻率技術作為上述原始的發明概念，以阻抗幅值的觀點來解決此問題(血球比率確定)。由於用於模擬相關生理學的等效電路包含電抗性元件(電容器)，所以頻譜兩端的阻抗為複數；即，幅值和相位都是相關的(或，同樣，為實部和虛部)。然而，如上所述，通過使用足夠低和足夠高的測量頻率，可使電容性元件分別斷開或閉合。於是，預期測量頻率處的相位可達到零或接近零。
實際上，為了解決非侵入地確定血球比率的問題，難於製造在20MHz處性能良好的電氣裝置。然而，可使用雙頻率技術，其中在進行附加的假設時，兩個頻率中較高的一個頻率低於20Mhz。例如，血液阻抗Z的倒S形曲線在100kHz處是水平的，然後在超過100kHz時向下傾斜，直到在20MHz處再次變為水平，在大約10MHz處開始拉平。因此，利用查詢表和對應於在10MHz而不是在20MHz時測得的血球比率之高頻經驗值，可獲得相當高的精度。此外，通過使用兩個以上的頻率例如三個或更多的頻率可解開電路所表示的方程式，如果這些頻率如此選擇，從而在這些頻率處測得的阻抗之間有足夠的差別。使用至少一個附加頻率還可避免使用20MHz的高頻。該技術涉及更多的數學知識，至少有另一個附加的未知量，但它卻是一種更精巧的方法，通過曲線擬合可在一定程度上獲得比雙頻率方法更接收的血球比率。
然而，圖3-10中系統和方法方案沒有忽略相位。已確定檢測到的波形相對於輸入信號的相位角(相位偏移)與存在的細胞膜的數量相關，繼而與血球比率相關。此外，如果如上所述在測試管中直接測量血液，並重新獲得幅值和相位，發明人已發現相位在1.6MHz附近達到最大響應(也已被上述Vries等人所確認)。這是大致相應於倒S形阻抗/頻率曲線轉折點的頻率範圍。於是，如果製造適當的硬體，則可由利用檢測到的信號相位並結合阻抗幅值的雙頻率測量法來解決非侵入地確定血球比率的問題，其高頻明顯地低於20MHz。
d.修正的小信號方案如以上相對於本發明的雙頻率實施例所述，在以電學方式測量包含脈動血管空間的肢體時，脈動分量(眾所周知的體積描記術信號)在基線DC信號中佔非常小的百分比。一般，此體積描記術信號是基線幅值的0.05％-0.1％。由於所需的動態範圍，這需要上述經過精密設計的儀器。
然而，相對於本發明的雙頻率實施例，在小信號方案中已發現另一個問題。該問題是由於體內血液流動(發明人已確定為非均質)的本質所引起的。因此，這意味著血液中所有的成分即血漿和懸浮的細胞粒子不是相互步調一致地流動的；響應於不規則路徑、擾動等，血漿中的紅細胞濃度可表現出較高濃度的範圍，繼之以較低濃度的範圍。於是，在心臟循環的進程中，血管空間中任意給定點處的「瞬時血球比率」都會有小小的變化。於是，如果能在動脈中的某個給定點處放置微小的「理想觀測器」，則此觀測器可檢測到人體中瞬時血球比率從39變到41，而通常在人體中測得的血球比率為40。
雖然就絕對值而言，血球比率中的變化看上去很小，但它們將對使用本發明的非侵入技術而獲得的血球比率產生相當大的影響。這個現象來自於以下的假設，即觀測到的體積描記變化主要是由觀測到的全部血液容量的變化而引起的，而且它代表全部血液。事實上，測得的變化是真實血液容量變化與血漿中紅細胞局部密度變化的結合。可以想像，密度變化的相對百分比實際上大於基線體積描記的百分比。即使建立了理想的設備，這種情況也可導致明顯錯誤的結果。
在使用小信號方案時，因瞬時血球比率的變化而產生上述問題，其解決方法是恢復以下血液流動中血球比率假設的正確性。通過對被測量肢體應用機械「幫助」來實行此修正的小信號方案。為了理解此「幫助」的基本原理，考慮在把壓力袖帶加到肢體並採用充氣-放氣循環時出現的情況。當最初把袖帶充氣到比心臟收縮壓高一定數量的壓力時，該壓力導致動脈空間完全消失；結果，任何血液都不能流過袖帶在心臟循環任意點處所產生的障礙，體積描記信號完全受到抑制。當打開袖帶放氣閥並使袖帶緩慢放氣時，在心臟循環的高壓部分期間，袖帶近端處的血液柱可稍稍侵入袖帶下的肢體區域。就在袖帶被放氣到心臟收縮壓時，少量血液可在短暫的瞬間完全穿過阻塞區。隨著袖帶壓力繼續下降，雖然對於壓力低於阻塞袖帶壓力的心臟循環部分來說，動脈仍舊被完全阻塞，但絕大部分血液可穿過阻塞區。最後，隨著袖帶被放氣到心臟舒張壓，血液可在整個心臟循環中穿過阻塞區。
現在，再次考慮袖帶壓力正處於心臟收縮值的情況。能完全穿過阻塞區的少量血液幾乎完全是血漿，因為與全部血液相比，血漿的粘性較小，接近完全阻塞的動脈的電阻非常高。當袖帶壓力繼續下降時，血液所表現出的電阻也下降，有更多的細胞成分可以流動。想要獲取的效果是在至少在心臟循環的一小部分中保持動脈阻塞，穿過阻塞區的血液至少在時間上表示全部血液。
於是，通過在一部分心臟循環期間用壓力袖帶來阻塞動脈，保證體積描記信號表示動脈中血液的總容量，而不是因心臟舒張而產生的小部分附加容量。此外，如果穿過阻塞區的血液在時間上表示全部血液，則可對體積描記波形進行積分來解決此問題。
已發現，在袖帶壓力處於平均動脈壓力範圍內時，可產生引起上述所需結果的適當條件。此壓力區不是決定性的，它相應於信號中體積描記分量的幅值變為最大值時的壓力範圍。
為了實行依據此體積描記術的本發明，把袖帶加到上述靠近刺激和傳感器電極的人體部分(肢體)。把袖帶置於電極附近、遠離電極或電極上都是可行的，目前還未確認袖帶相對於電極的較佳位置。可通過已有技術中公知的氣泵、放氣閥和傳感器(壓力換能器)來控制袖帶中的壓力及其充氣和放氣，這些裝置最好由血球比率確定設備的微型計算機來控制。
也應該看到，由於使採樣與袖帶充氣/放氣循環定時之間保持相當精確的同步非常重要，所以修正的小信號方案應與兩個選中的頻率下對上述人體部分進行同步刺激一起使用。
e.大信號方案結合圖3-10所述的多頻率方案叫做大信號方案。相反，雙頻率方案叫做小信號方案。已發現和證實以下的阻抗效應允許使用電氣測量方法來確定血球比率。通過觀察血液與背景組織並注意血液所引起的分量；即減去背景組織起作用的部分，可把這個概念擴展到非侵入性的領域。通過測量體積描記信號，來使用因心臟循環中固有的動作而引起的血液容量的自然變化。在所述小信號方案中，利用壓力袖帶來避免血液流動非均質性的不利影響。
由結合圖3-10所述的系統和方法來實行血液中大的漂移。此方法的本質是消除了人為的血液流動。使用從解平行模型而獲得的公式，運用減去背景組織阻抗的同一原理。
此過程需要以靜止檢查的肢體(預先加上了壓力袖帶)進行初步的背景測量。然後對袖帶進行充氣，使氣壓稍低於心臟舒張壓。此氣壓水平允許血液在整個心臟循環中流過動脈；然而，袖帶壓力足以使靜脈阻塞。為了方便起見，也可把靜脈視作非脈動血管部分。於是，出現了在把全部血液加到肢體時阻止血液向外流動的情況。這能暫時隔斷肢體的血管空間中整個血液的附加容量。現在，如果進行附加的測量，則可簡單地使用上述背景測量並結合附加測量以應用這些解平行模型(圖16)的公式來得到血球比率。已確定作為此方案結果的差分信號幅值在2％-5％的數量級，與基線相比，較之體積描記術信號的幅值有了明顯提高。應注意，大信號方案是一靜態技術，其中在測量期間隔斷的血液增量不流動。結果，消除了因非均質血液流動而引起的人為因素。此外，由於大信號方案是一靜態技術，所以通過在所需的頻率處進行掃描或快速採樣，可在不同的頻率下對病人的身體部分進行連續刺激，而不是進行同步刺激。
與小信號方案相同，最好由血球比率確定設備的微型計算機來控制實行大信號方案的壓力袖帶操作。
C.血壓的測量由於修正的小信號和大信號方案所使用的測量設備包括應用壓力袖帶的以及阻抗測量所需的電極，所以此設備也可用於使用不同技術(而不是在目前非侵入自動血壓監測器中常用的技術)來測量血壓。
當前自動血壓監測所使用的技術一般利用示波測量法。它包括對壓力袖帶下面動脈中的脈動所引起的壓力袖帶本身的壓力變化進行分析。已確認此方案可導致相當正確的心臟收縮壓和平均血壓，但通常可導致不正確的心臟舒張壓。然而，從用戶的觀點來看，可以發現由於示波測量技術的簡便性(可把袖帶用作壓力設備的媒體以及測量裝置)，所以該技術被廣泛接受。這導致心臟舒張壓的不準確測量與便於使用之間作出妥協。
雖然本發明的血壓確定技術包括把附加的接口連到病人，但已這樣來非侵入地獲得血球比率。因此，與示波測量技術相比，本發明的設備事實上可獲得更準確的血壓讀數，這是很吸引人的。
已發現使用壓力袖帶和阻抗確定電極及電路的有關測量點如下開始時對袖帶充氣，以抑制體積描記信號；當袖帶放氣時，心臟舒張壓就是再次出現體積描記波形的點；當袖帶繼續放氣時，平均動脈壓力是體積描記信號的最大強度點；當袖帶進一步放氣時，心臟收縮壓處於體積描記波形的形態停止隨袖帶繼續放氣而發生進一步變化。
D.結論雖然藉助於某些示例的較佳實施例描述了本發明，但本領域內的一般技術人員應理解本發明不限於此，從而可以在以下所要求的本發明範圍內對較佳實施例進行增刪和修改。
權利要求
1.一種用於非侵入地確定病人人體部分中全部血液的血球比率的系統，其特徵在於所述系統包括信號發生電路，產生各種頻率的交變和正交信號；處理、檢測和應用電路，響應於交變信號提供通過人體部分的電流信號，檢測所加的電流信號並響應於此產生電流指示信號，以及對一部分人體部分檢測電壓信號並響應於此產生電壓指示信號；處理和解調電路，接收並混合電流指示信號與交變和正交信號，以產生同相和正交電流指示信號，並接收和混合電壓指示信號和交變和正交信號，以產生同相和正交電壓指示信號；以及評估電路，接收和處理同相和正交電流指示信號以及同相和正交電壓指示信號，以確定血球比率。
2.如權利要求1所述的系統，其特徵在於評估電路包括一神經網絡，在其中把經處理的同相和正交電流指示信號以及同相和正交電壓指示信號的參數與預先收集的數據相比較，以確定血球比率。
3.如權利要求2所述的系統，其特徵在於比較中還包括與病人有關的參數。
4.如權利要求2所述的系統，其特徵在於預先收集的數據包括與經處理的同相和正交電流指示信號以及同相和正交電壓指示信號有關的參數，這些參數是各種人而不只是該病人的參數。
5.如權利要求1所述的系統，其特徵在於所述系統利用大量病人來獲得一組血球比率數據。
6.如權利要求1所述的系統，其特徵在於還包括血液流動限制裝置，用於限制血液在人體部分中的流動，從而允許人體部分中的血液容量至少在第一和第二容量之間變化；以及處理、檢測和應用電路至少對第一和第二容量產生電流指示信號和電壓指示信號。
7.如權利要求5所述的系統，其特徵在於血液流動限制裝置包括壓力袖帶。
8.如權利要求1所述的系統，其特徵在於人體部分包括病人手指的一部分。
9.如權利要求1所述的系統，其特徵在於各個頻率範圍從10kHz到10Mhz。
10.如權利要求1所述的系統，其特徵在於處理和解調電路包含在微處理器系統中。
11.如權利要求1所述的系統，其特徵在於信號發生電路包含在微處理器系統中。
12.如權利要求1所述的系統，其特徵在於處理和解調電路以及信號發生電路包含在微處理器系統中。
13.如權利要求1所述的系統，其特徵在於處理、檢測和應用電路包括一開關，電壓指示信號和電流指示信號交替通過此開關。
14.如權利要求1所述的系統，其特徵在於處理和解調電路包括低通濾波器，在所述低通濾波器的輸出端提供同相和正交電流指示信號以及同相和正交電壓指示信號。
15.一種用於非侵入地確定病人人體部分中全部血液的血球比率的系統，其特徵在於所述系統包括信號發生電路，產生各個頻率的交變信號以及相對於所述交變信號的異相信號；處理、檢測和應用電路，響應於交變信號提供通過人體部分的電流信號，並檢測所加的電流信號並響應於此產生電流指示信號，以及檢測一部分人體部分的電壓信號並響應於此產生電壓指示信號；處理和解調電路，接收並混合電流指示信號和電壓指示信號以及交變和異相信號，以產生同相和異相電流表示信號以及同相和異相電壓表示信號；以及評估電路，接收和處理同相和異相電流表示信號以及同相和異相電壓表示信號，以確定血球比率。
16.如權利要求15所述的系統，其特徵在於評估電路包括一神經網絡，在其中把經處理的同相和異相電流表示信號以及同相和異相電壓表示信號的參數與預先收集的數據相比較，以確定血球比率。
17.如權利要求16所述的系統，其特徵在於比較中也包括與病人有關的參數。
18.如權利要求16所述的系統，其特徵在於預先收集的數據包括同其它人的經處理的同相和異相電流表示信號以及同相和異相電壓表示信號有關的參數。
19.如權利要求15所述的系統，其特徵在於還包括血液流動限制裝置，用於限制血液在人體部分中的流動，從而允許人體部分中的血液容量至少在第一和第二容量之間變化；以及處理、檢測和應用電路至少對第一和第二容量產生電流指示信號和電壓指示信號。
20.如權利要求15所述的系統，其特徵在於處理、檢測和應用電路包括加到病人人體部分的兩個外部電極和兩個內部電極，通過兩個外部電極加上電流信號並通過兩個內部電極檢測電壓信號。
21.如權利要求15所述的系統，其特徵在於處理、檢測和應用電路包括加到病人人體部分的兩個外部電極和兩個內部電極，通過兩個內部電極加上電流信號並通過兩個外部電極檢測電壓信號。
22.如權利要求15所述的系統，其特徵在於異相信號是相對於交變信號的正交信號。
23.一種用於非侵入地確定病人人體部分中全部血液的血球比率的系統，其特徵在於所述系統包括信號發生裝置，用於產生各個頻率的交變和正交信號；處理、檢測和應用裝置，響應於交變信號提供通過人體部分的電流信號，檢測所加的電流信號並響應於此產生電流指示信號，檢測一部分人體部分上的電壓信號並響應於此產生電壓指示信號；處理和解調裝置，用於接收並混合電流指示信號與交變和正交信號，以產生同相和正交電流指示信號，接收並混合電壓指示信號與交變和正交信號，以產生同相和正交電壓指示信號；以及評估裝置，用於接收和處理同相和正交電流指示信號以及同相和正交電壓指示信號，以確定血球比率。
24.如權利要求23所述的系統，其特徵在於評估裝置包括一神經網絡，在其中把經處理的同相和正交電流指示信號以及同相和正交電壓指示信號的參數與預先收集的數據相比較，以確定血球比率。
25.如權利要求24所述的系統，其特徵在於比較中還包括與病人有關的參數。
26.如權利要求24所述的系統，其特徵在於預先收集的數據包括與其它人的經處理的同相和正交電流指示信號以及同相和正交電壓指示信號有關的參數。
27.如權利要求23所述的系統，其特徵在於還包括血液流動限制裝置，用於限制血液在人體部分中的流動，從而允許人體部分中的血液容量至少在第一和第二容量之間變化；以及處理、檢測和應用裝置對至少第一和第二容量產生電流指示信號和電壓指示信號。
28.一種非侵入地確定病人人體部分中全部血液的血球比率的方法，其特徵在於所述方法包括把具有不同頻率的交變電流信號注入處於不同血液容量的人體部分，注入的交變電流信號響應於所產生的具有不同頻率的交變信號；提供代表注入人體部分電流信號的電流指示信號；測量流過電流信號的一部分人體部分兩端的電壓信號；提供代表測得電壓信號的信號的電壓指示信號；把電流指示信號與所產生的交變信號以及正交信號相混合，以產生同相和異相電流表示信號；把電壓指示信號與所產生的交變信號以及正交信號相混合，以產生同相和異相電壓表示信號；以及通過考慮同相和正交電流指示信號以及同相和正交電壓指示信號的參數來確定血球比率。
29.如權利要求28所述的方法，其特徵在於確定血球比率的步驟包括利用一神經網絡，在其中把經處理的同相和正交電流指示信號以及同相和正交電壓指示信號與預先收集的數據相比較，以確定血球比率。
30.一種用於形成一組數據的系統，用這些數據來確定特定病人全部血液的血球比率，其特徵在於所述系統包括信號發生電路，產生各個頻率的交變和正交信號；處理、檢測和應用電路，響應於交變信號提供通過大量病人人體部分的電流信號，檢測所加的電流信號並響應於此產生電流指示信號，以及檢測一部分人體部分上的電壓信號並響應於此產生電壓指示信號；處理和解調電路，接收並混合電流指示信號以及交變和正交信號，以產生同相和正交電流指示信號，接收並混合電壓指示信號以及交變和正交信號，以產生同相和正交電壓指示信號；以及評估電路，接收和處理同相和正交電流指示信號以及同相和正交電壓指示信號，把同相和正交電流指示信號以及同相和正交電壓指示信號與各個預先收集的數據相比較，以產生該組數據。
31.一種用於非侵入地確定具有阻抗的全部血液中紅血球相對容量百分比的設備，所述容量百分比也叫血球比率，其特徵在於所述設備包括一裝置，用於產生第一低載波頻率和至少一個第二高載波頻率的恆定電流，所述第一低頻低於其中所述紅血球明顯影響所述全部血液阻抗幅值的頻率範圍，所述至少一個第二高頻在所述頻率範圍內；一裝置，用於以所述第一低頻電流和所述至少一個第二高頻電流來刺激包括至少一個脈動血管部分的病人人體部分，所述血管部分包含所述全部血液；一裝置，用於在所述經刺激的病人人體部分兩端檢測所述第一低載波頻率和所述至少一個第二高載波頻率中每個頻率的電壓信號；一裝置，用於對所述檢測的電壓信號進行放大；一裝置，用於對所述經放大和檢測的電壓信號進行解調，以產生至少兩個複合波形，所述波形分別正比於所述第一低載波頻率和所述至少一個第二高載波頻率的所述全部血液阻抗的幅值；以及一裝置，用於對所述複合波形進行處理，以確定所述全部血液的所述血球比率。
32.如權利要求1所述的設備，其特徵在於用於產生所述第一低載波頻率和所述至少一個第二高載波頻率的恆定電流的所述裝置包括一信號發生器與一恆定電流放大器，所述處理裝置確定所述第一低載波頻率和所述至少一個第二高載波頻率。
33.如權利要求32所述的設備，其特徵在於所述信號發生器包括分別與第一和第二正弦/餘弦查詢表成對的第一和第二加法器，以產生所述第一低載波頻率和所述至少一個第二高載波頻率中的每個頻率。
34.如權利要求33所述的設備，其特徵在於每個所述第一和第二查詢表產生一正弦輸出，所述信號發生器還包括用於對所述輸出求和的第三加法器以及模擬-數字轉換器，所述轉換器用於把所述求和正弦輸出轉換成被所述恆定電流放大器所接收的數字域。
35.如權利要求32所述的設備，其特徵在於所述信號發生器產生一電壓波形，以被所述恆定電流放大器轉換成恆定電流源。
36.如權利要求31所述的設備，其特徵在於所述放大裝置包括一電壓檢測器。
37.如權利要求36所述的設備，其特徵在於所述電壓檢測器包括一具有共模抑制特性的測量放大器。
38.如權利要求31所述的設備，其特徵在於所述解調裝置包括一信號發生器和一信號解調器。
39.如權利要求38所述的設備，其特徵在於所述信號發生器包括分別與第一和第二正弦/餘弦查詢表成對的第一和第二加法器，以產生所述第一低載波頻率和所述至少一個第二高載波頻率中的每個頻率。
40.如權利要求38所述的設備，其特徵在於所述信號解調器包括成對的低通濾波器和用於接收所述放大的電壓信號的模擬-數字轉換器。
41.如權利要求40所述的設備，其特徵在於所述信號解調器還包括分別與第一、第二、第三和第四數字低通濾波器成對的第一、第二、第三和第四混頻器，每個所述混頻器/濾波器對接收所述成對的低通濾波器和模擬-數字轉換器的輸出以及來自所述第一查詢表的第一正弦輸出或第一餘弦輸出或來自所述第二查詢表的第二正弦輸出或第二餘弦輸出中的一個輸出，所述成對的混頻器和數字低通濾波器輸出所述兩個複合波形。
42.如權利要求31所述的設備，其特徵在於所述第一低載波頻率位於大約100kHz，所述至少一個第二高載波頻率位於從大約10MHz到大約20MHz的範圍內。
43.如權利要求31所述的設備，其特徵在於還包括用於選擇性地阻塞所述脈動血管部分的裝置。
44.如權利要求43所述的設備，其特徵在於所述選擇性阻塞包括局部阻塞。
45.如權利要求44所述的設備，其特徵在於所述選擇性阻塞包括基本上全部阻塞。
46.如權利要求43所述的設備，其特徵在於所述選擇性阻塞裝置包括包圍所述病人人體部分的可充氣袖帶。
47.如權利要求46所述的設備，其特徵在於通過把所述袖帶增壓到處於所述脈動血管部分平均壓力的範圍來進進行所述選擇性阻塞。
48.如權利要求43所述的設備，其特徵在於所述選擇性阻塞裝置位於靠近所述刺激裝置和所述檢測裝置的所述病人人體部分上。
49.如權利要求43所述的設備，其特徵在於由所述處理裝置來控制所述選擇性阻塞裝置。
50.如權利要求31所述的設備，其特徵在於所述病人人體部分還包括至少一個非脈動血管部分，所述設備還包括一裝置，用於選擇性地阻塞所述至少一個非脈動血管部分，而所述至少一個脈動血管部分保持不阻塞。
51.如權利要求50所述的設備，其特徵在於所述選擇性阻塞裝置包括包圍所述病人人體部分的可充氣袖帶。
52.如權利要求50所述的設備，其特徵在於由所述處理裝置來控制所述選擇性阻塞裝置。
53.如權利要求31所述的設備，其特徵在於還包括一裝置，用於在確定所述全部血液的所述血球比率時補償通過所述脈動血管部分的所述全部血液的非均質流動。
54.如權利要求31所述的設備，其特徵在於還包括一裝置，用於確定所述脈動血管部分中所述全部血液的血壓。
55.如權利要求54所述的設備，其特徵在於所述用於確定所述血壓的裝置包括用於選擇性地阻塞所述脈動血管部分的裝置。
56.如權利要求55所述的設備，其特徵在於由所述處理裝置控制所述用於選擇性阻塞所述脈動血管部分的裝置，以使之完全阻塞所述血管部分，接著把所述完全阻塞減少到足以引起在檢測裝置處出現體積描記波形信號的程度，把所述阻塞進一步減少到足以使所述體積描記波形信號的強度變為最大的程度，以及進一步減少所述阻塞，直到所述體積描記信號不再變化為止。
57.如權利要求56所述的設備，其特徵在於出現的所述體積描記波形表示所述脈動血管部分的心臟舒張壓，所述體積描記信號的所述最大信號強度表示所述脈動血管部分的平均壓力，所述體積描記波形停止變化的所述點表示所述脈動血管部分的心臟收縮壓。
58.如權利要求57所述的設備，其特徵在於所述選擇性阻塞裝置包括一袖帶，所述袖帶置於所述病人人體部分的周圍，並可充氣到足以阻塞所述脈動血管部分的壓力，通過與所述袖帶相連的壓力換能器裝置把所述脈動血管部分的所述心臟舒張壓、平均壓力和心臟收縮壓同所述血管部分的實際心臟舒張壓、平均壓力和心臟收縮壓相關，其輸出被所述處理裝置轉換成所述實際壓力。
59.如權利要求31所述的設備，其特徵在於所述用於產生恆定電流的裝置包括一裝置，用於以所述第二高載波頻率中多個頻率產生所述電流。
60.如權利要求31所述的設備，其特徵在於用於處理所述複合波形的所述裝置利用所述波形的幅值來確定所述全部血液的所述血球比率。
61.如權利要求31所述的設備，其特徵在於用於處理所述複合波形的所述裝置利用所述波形的幅值和相位來確定所述全部血液的血球比率。
62.如權利要求31所述的設備，其特徵在於所述第一低載波頻率位於大約100kHz，所述至少一個第二高載波頻率位於大約100kHz到大約10MHz之間的範圍內。
63.一種非侵入地確定具有一阻抗的全部血液紅血球相對容量百分比的方法，所述百分比也叫做血球比率，其特徵在於所述方法包括以第一低載波頻率和至少一個第二高載波頻率產生恆定電流，所述第一低頻低於其中所述紅血球明顯影響所述全部血液阻抗幅值的頻率範圍，所述至少一個第二高頻在所述頻率範圍內；用所述第一低頻電流和所述至少一個第二高頻電流來刺激包括至少一個脈動血管部分的病人人體部分，所述血管部分包含所述全部血液；在所述經刺激的病人人體部分兩端以所述第一低載波頻率和所述至少一個第二高載波頻率中每個頻率檢測電壓信號；對所述檢測的電壓信號進行放大；對所述經放大和檢測的電壓信號進行解調，以產生至少兩個複合波形，所述波形分別正比於所述第一低載波頻率和所述至少一個第二高載波頻率處所述全部血液阻抗的幅值；以及對所述複合波形進行處理，以確定所述全部血液的所述血球比率。
64.如權利要求63所述的方法，其特徵在於還包括以所述第二高載波頻率中多個頻率產生所述電流。
65.如權利要求63所述的方法，其特徵在於所述複合波形的處理利用所述波形的幅值來確定所述全部血液的所述血球比率。
66.如權利要求63所述的方法，其特徵在於所述複合波形的處理利用所述波形的幅值和相位來確定所述全部血液的血球比率。
67.如權利要求63所述的方法，其特徵在於所述第一低載波頻率位於大約100kHz，所述至少一個第二高載波頻率位於從大約10MHz到大約20MHz的範圍內。
68.如權利要求63所述的方法，其特徵在於所述第一低載波頻率位於大約100kHz，所述至少一個第二高載波頻率位於大約100kHz到大約10MHz之間的範圍內。
69.如權利要求63所述的方法，其特徵在於還包括選擇性地阻塞所述脈動血管部分。
70.如權利要求69所述的方法，其特徵在於所述選擇性阻塞包括局部阻塞。
71.如權利要求69所述的方法，其特徵在於所述選擇性阻塞包括基本上完全阻塞。
72.如權利要求69所述的方法，其特徵在於通過在所述脈動血管部分周圍加上處於所述脈動血管部分平均壓力範圍內的壓力來實現所述選擇性阻塞。
73.如權利要求69所述的方法，其特徵在於在其上進行所述刺激和所述檢測的所述病人人體部分的近端位置來實現所述選擇性阻塞。
74.如權利要求63所述的方法，其特徵在於所述病人人體部分還包括至少一個非脈動血管部分，所述方法還包括選擇性地阻塞所述至少一個非脈動血管部分，而所述至少一個脈動血管部分保持不阻塞。
75.如權利要求63所述的方法，其特徵在於還包括在確定所述全部血液的所述血球比率時補償通過所述脈動血管部分的所述全部血液的非均質流動。
76.如權利要求63所述的方法，其特徵在於還包括確定所述脈動血管部分中所述全部血液的血壓。
77.如權利要求76所述的方法，其特徵在於所述血壓的確定還包括選擇性地阻塞所述脈動血管部分。
78.如權利要求77所述的方法，其特徵在於為了確定血壓而對所述脈動血管部分進行所述選擇性阻塞包括完全阻塞所述血管部分，接著把所述完全阻塞減少到足以引起出現體積描記波形信號的程度，把所述阻塞進一步減少到足以使所述體積描記波形信號的強度變為最大的程度，以及進一步減少所述阻塞，直到所述體積描記信號不再變化為止。
79.如權利要求78所述的方法，其特徵在於出現的所述體積描記波形表示所述脈動血管部分的心臟舒張壓，所述體積描記信號的所述最大信號強度表示所述脈動血管部分的平均壓力，所述體積描記波形停止變化的所述點表示所述脈動血管部分的心臟收縮壓。
80.如權利要求79所述的方法，其特徵在於還包括所述選擇性的阻塞使用一袖帶，所述袖帶置於所述病人人體部分的周圍，並可充氣到足以阻塞所述脈動血管部分的壓力，通過與所述袖帶相連的壓力換能器裝置使所述脈動血管部分的所述心臟舒張壓、平均壓和心臟收縮壓與所述血管部分的實際心臟舒張壓、平均壓和心臟收縮壓相關，其輸出被處理成所述實際壓力。
81.一種用於非侵入地確定包含全部血液的病人人體部分的脈動血管部分中血壓的設備，其特徵在於所述設備包括一裝置，用於產生一載波頻率的恆定電流；一裝置，用於以所述恆定電流來刺激包括所述脈動血管部分的病人人體部分，所述血管部分包含所述全部血液；一裝置，用於在所述經刺激的病人人體部分兩端檢測所述載波頻率的電壓信號；一裝置，用於對所述檢測的電壓信號進行放大；一裝置，用於對所述經放大和檢測的電壓信號進行解調，以產生個體積描記波形信號；一裝置，用於檢測所述體積描記信號的存在、幅值和形狀。一裝置，用於選擇性地阻塞所述脈動血管部分，以完全阻塞所述血管部分並抑制所述體積描記信號，接著把所述完全阻塞減少到足以引起出現體積描記波形信號的程度，把所述阻塞進一步減少到足以使所述體積描記波形信號的強度變為最大的程度，以及進一步減少所述阻塞，直到所述體積描記信號波形不再變化為止。
82.如權利要求81所述的設備，其特徵在於出現的所述體積描記波形表示所述脈動血管部分的心臟舒張壓，所述體積描記信號的所述最大信號強度表示所述脈動血管部分的平均壓，所述體積描記波形停止變化的所述點表示所述脈動血管部分的心臟收縮壓。
83.如權利要求82所述的設備，其特徵在於所述選擇性阻塞裝置包括一袖帶，所述袖帶置於所述病人人體部分的周圍，並可充氣到足以阻塞所述脈動血管部分的壓力，通過與所述袖帶相連的壓力換能器裝置使所述脈動血管部分的所述心臟舒張壓、平均壓和心臟收縮壓與所述血管部分的實際心臟舒張壓、平均壓和心臟收縮壓相關。
84.一種用於補償病人人體部分的脈動血管部分中非均質血液流動，以增強在所述病人人體部分處檢測的血液相關參數準確性的方法，其特徵在於所述方法包括在所述病人的至少一部分心臟循環期間阻塞所述脈動血管部分，同時檢測所述血液相關參數。
85.如權利要求84所述的方法，其特徵在於所述阻塞還包括對所述脈動血管部分加上處於其平均壓範圍內的壓力。
86.一種用於補償病人人體部分的脈動血管部分中非均質血液流動，以增強在所述病人人體部分處檢測的血液相關參數準確性的方法，所述病人人體部分也包括非脈動血管部分，其特徵在於所述方法包括對所述病人人體部分加上足以阻塞所述非脈動血管部分而允許血液流過所述脈動血管部分的壓力，並檢測所述血液相關參數。
全文摘要
本發明的方法和設備是,通過以某頻率範圍的電流源來刺激包含血管部分的病人人體部分,利用與頻率相關的阻抗特性來非侵入地確定血球比率。血球比率測量系統包括信號發生器和把所加的信號發送到電極箱(36)的解調器[SGD](34),所述電極箱把個電流加到病人的肢體。電極箱(36)接收測得的電壓信號並把它們提供給SGD。SGD向個人計算機[PC](42)提供表示通過病人肢體的電流和獲得的電壓信號。可對於各個頻率,例如大約10kHz到大約10MHz的頻率範圍測量電流和電壓。通過確定在不同血液容量處測量值的差,從血液、組織、骨骼等肢體總阻抗中分離血液本身的阻抗。由PC根據SGD所提供的同相和正交數據來確定血球比率。在從血液阻抗圖形來確定血球比率時可使用一神經網絡。
文檔編號A61B5/022GK1244779SQ96194348
公開日2000年2月16日 申請日期1996年4月3日 優先權日1995年4月20日
發明者P·W·魯賓, A·L·卡明斯基 申請人:麥克考股份有限公司