专利名称：连接时间变量信号的装置及方法
技术领域：
本发明涉及一种连接时间变量信号的装置和方法，特别是涉及一种监测设备输出波形(例如血压波形)的调节和模拟的连接时间变量信号的装置和方法。
背景技术：
时间变量波形或信号已逐渐在许多领域得到了广泛的应用，包括工业、研究及医药等。在医药领域中，一个非常重要的应用是测量生物(例如人和犬科动物)的动脉血压。作为所谓的“侵入的”动脉血压监测装置的一部分，一次性的压力传感器被普遍用于通过动脉测量对象的血压，通过以适当速度注射正常的生理盐水使一条合适的动脉血管保持通畅，然后将传感器放入动脉血管。KVO(或“使血管畅通”)是指能防止血管穿刺针在血管里形成凝块的最小流速。一次性压力传感器(DPT)是通过硅应变波束技术实现的一个无源电阻桥。用于病人监控的一次性压力传感器电气接口可以从不同供货商处买到，例如惠普、安捷伦、飞利浦、通用电气、玛惠、德恩-欧美达、德塔斯高、伟林、太空实验室、Criticare、Criticon和韦.威利医疗等。病人监测仪产生励磁信号激活压力传感器的桥式电路，并提供信号调节DPT的输出，以便在病人监测仪的显示器上显示被测主体的血压波形。
以上所述各种监测仪采用不同的方法激活电桥并显示输出信号。在一种简单电路中(请参阅图1所示)，压力传感器100的电桥101由恒定直流电压源102驱动。由电压源102产生的直流电压值可以是从1V到10V间的任意值，但一般设定为5V。电阻器R1 104、R1 106、R2 106、R3 108、R4110、R5 112、R6 114在消耗功率时会产生自热效应，此电压值(5V)将使这种效应减到最小。功率消耗使电桥检测电阻R3 108、R4 110、R5 112和R6 114的温度发生了变化，导致它们的电阻值改变。电阻的变化使得电桥101的输出产生我们不希望出现的误差。通常，一次性压力传感器的生产厂家会增加附加电阻(图中未显示)以补偿这些温度效应，以特定值(如5uV/V/mmHg)对传感器的输出进行校正。但最小化元件的自热效应仍然限制了误差的量级，因此这种电气补偿不可能成为最佳的方法。
如图1所示，通过+E 120和-E 122的端子，将驱动信号施加给DFP100。电阻器R1 104、R2 106限制了桥电流，补偿了温度差距。当将压力施加给转换器时，改变了硅应变波束的几何形状，因此降低了R3 108和R6114的电阻值，而R4 110和R5 112的电阻值等量增加。这种变化数量级一般是电阻值的1％，通常被称作“德尔塔R”或ΔR。在典型的布置中，电阻R3 108、R4 110、R5 112和R6 114具有同样的标称值，通常用Rb表示。通常为R1和R2选用相同的阻值，以使终端+S 130和-S 132的标称电压等于驱动电压Ed的一半。在这种情况下，桥101的输出阻抗将会为Rb，输入阻抗由以式1给出Zin＝R1+R2+Rb(式1)Zin和Zout(Rb)的典型值分别为3K欧姆和300欧姆。给定以上定义值，经过终端+S 130和-S 132的桥输出电压可用以式2表示Es=+s-(-s)=Ed×[dRZin]]]>(式2)公式2是在以下六个假设前提下通过分析等效平衡电桥布置200(图2)得出的(i)电阻R1 202＝R2 202；(ii)桥200平衡时，电阻R3 204、R4206、R5 208和R6 210阻值全部相等，都等于Rb。(iii)桥不平衡时，如图3所示，电阻R3、R4、R5、R6变化同样的值(dR)。(iv)通过终端+S 230和-S 232的负载是一个无穷大的差动阻抗。(v)+S和+E或-E间没有负载。并且(vi)-S和+E或-E间没有负载。
请参阅图2所示，当图2中的桥平衡时，终端1 240和终端2 242间的电阻值给出为Rb。(也就是说，2×Rb与2×Rb并联得出有效的电阻值Rb。)在图3不平衡结构中，终端1 340和终端2 342间的电阻值仍为Rb，因为数值(R3+R4+dR-dR)＝2Rb与(R5+R6+dR-dR)＝2Rb并联时，得出有效电阻值Rb。同样，电桥输出阻抗Zout＝Rb。
请参阅图3、图4所示，图3的不平衡电路可被简化为如图4所示等值电路400。因此励磁电源Ed的输入阻抗由以式3给出Zin＝R1+R2+Rb (式3)电源Eb(也就是通过电桥的等效电压)和励磁电源Ed间的关系有以下公式4给出
Eb=Ed×[RbR1+R2+Rb]]]>(式4)但是，注意到(R1+R2+Rb)＝Zin，因此，Eb可由以式5表示Eb=Ed×[RbZin]]]>(式5)由于通过电桥的电压Eb是恒定值(因此Rb也是恒定值)，可以单独分析电桥。不平衡等效电路500如图5所示。节点+S502的电压由式6给出。
E(+S)=Eb×[Rb+dRRb+dR+Rb-dR]]]>=E(+S)=Eb×[Rb+dR2xRb]]]>=E(+S)=Eb×[12+dR2xRb]]]>(式6)可以得出节点-S504电压的相似表达(式7)E(-S)=Eb×[12-dR2xRb]]]>(式7)差动输出Es即为简单的E(+s)-E(-s)，如下E(S)=Eb×{[12+dR2xRb]-[12-dR2xRb]}=]]>E(S)=Eb×[dRRb]]]>(式8)最后，将式5的结果代入式8，得出上式2E(s)=Ed×[dRZin]]]>为使所有DPT的性能相同，生产过程中以标准灵敏度5uV/V/mmHg将其校正。这意味着，外施压力为100mmHg，驱动电压Ed为5V，则输出Es为2.5Mv。按照上式2，电阻值差dR应为1.5欧姆。对于Zin为3千欧，这种DPT的满压力为300mmHg，要求值为4.5欧姆的电阻值差，得出输出电压为7.5mV。
可以看出，差动电阻dR是压力的函数dR＝Ks×Zin×P(式9)这里Ks＝放大因数5uV/V/mmHg，P＝被测压力将结果代入式2，得出电桥的转换函数，式10Es＝Ed×Ks×P(式10)注意到输出电压Es是压力P、输入变量(Ks)和由测量仪提供的驱动电压Ed的函数。
对于5V直流的情况，输出的信号处理在范围上受到很大限制；例如，用放大仪器放大电桥输出，用2极低滤过器过滤输出，该滤过器的截止频率高于血压信号中任何重要的频率分量。典型的过滤截止阀频率是45HZ。
当使用者不想从上述的DPT中得到波形，而是希望能施加给监测仪一个波形并显示一个波形时(如从由Assignee制造的数字型非侵入式血压测量仪)，DPT必须和监测仪断开，用新的信号源替代。对于具有固定的直流5V驱动电源，电路应便于将新的信号源(例如数字)连接到病人监测仪，如图6所示。
如图6所示，接口电路600的电阻R1 602允许病人监测仪监测3千欧阻抗值(Zin)。使用DPT时，Zin经常为这个值。另外，电阻R2 606和电阻R3 608设定差动输出电阻抗(Zout)为300欧。输出节点S+610相对于参照放大器U1 616偏移+2.5V，放大器U2 618和U3 620(及其相关组件)按照式11设定-S输出-S＝2.506-0.0025×Ein(式11)+S和-S间的差动输出值由式12给出Es＝-0.006+0.0025×Ein(式12)固定偏差-6mV(图6所示示例电路)通过大多数病人监测仪可被“零化”或取消，输出电压Es是输入电压的函数，按比例调为1V输入等于100mmHg。另一种可用监测仪将-6mV消零的方法是为放大器U2 618增加零位调节器。
如图6所示的电路600(或其它相似电路)一般用于驱动具有恒定直流+5V励磁电压的监测仪时。如果我们试图驱动现存的不同型号的监测仪，该电路便暴露出其严重的缺点，许多病人监测仪不能用恒定+5V直流励磁，而是用双极正弦波驱动，或甚至用2KHz到5KHz间的脉冲作为载波驱动，该脉冲用压力信号调制。监测仪为了减小电桥偏移、去除噪音而采用交流电源驱动。而且，他们需要同步解调器作为信号调整电路的一部分，以恢复血压调制信号。
因此，为了使用非DPT设备，如前述数字NIBPM来驱动监测以，需要一个电路来模仿无源转换桥的电气分布和操作。这种电路的转换函数必须与无源电桥的转换函数有效一致，输入输出阻抗也必须与无源电桥的阻抗相匹配。还必须要保持前述灵敏因数5uV/V/mmHg(或选定监测仪的其它相应数据)。电路必须在任意类型励磁源的情况下都能有效工作，包括任意极性的恒定电压源、任意流向的恒定电流源，和具有任意波形、占空度和从1KHz至10KHz频率直流偏移的任意交流电压或电流源。
美国专利4705047号，1987年11月10日版，由贝利发表的题为“生理测量仪器的输出电路”，阐述了一种数字生物测量仪器的输出电路。该电路为生理参数的数字信号显示提供了一些方法，能够对来自监测仪的励磁信号进行操作，产生一个响应信号，驱动监测仪产生该参数的可视显示。该励磁信号在数字-模拟转换器中进行缩放，然后校正数字信号为零偏移，施加给监测仪。用模拟励磁信号使输出回路驱动一个有模拟输入但不产生励磁信号的读出设备。然而，贝利的发明不能很好的适用于励磁信号的所有极性和范围，并且使用了繁难的偏移校正技术，这对许多应用来讲都不是最佳方法。
美国专利6471646号，2002年10月29日版，由Thede发表的题为“动脉模仿器”，提出了一种连接非侵入式血压监测仪和侵入式血压监测仪的动脉模仿器。该模仿器从非侵入式血压监测仪接收血压波形信号，并从侵入式血压监测仪接收转换励磁电压。模仿器将来自非侵入式血压监测仪的血压波形信号转变为模拟信号，作为励磁电压的函数按比例缩放。缩放后的模拟血压信号输入到侵入式血压监测仪，用来模拟将会从以导管为基础的血压转换器接收的信号。然而，这个系统使用了数字处理器(也就是微型控制器)及其相关运算法则来实现信号分析和缩放，这严重的减缓或妨碍了信号处理，提高了成本，增加了处理的复杂性。而且，Thede提出的模仿器在能够使用的输入励磁类型方面有限制，明显地不能使用交流励磁(见例极性检测电路)。
综上所述，急需一种改进的设备和方法以连接产生时间变量波形(如生物的收缩血压、舒张血压和生物的平均血压波形)的检测设备和监控设备。这种设备和方法理论上应(i)能够方便地适用于各种不同结构的监测仪或显示器(ii)具有很宽的动态范围(iii)能够对二进制数字输入进行操作(相对于要求先转化为模拟信号)(iv)能够保持要求的灵敏因数(v)对于任意类型的励磁源，包括任意级性的恒定电压源，都能操作(vi)对于任意流向的恒定电流源，都能操作(vii)对于任意波形、占空度和直流偏移的任何交流电压或电流源都能操作。而且，这种电路最好与监测仪电气隔离，运行稳定，在其模拟范围内具有最小的偏移或误差，并且当与监测仪电气连接时也能进行检测。
由此可见，上述现有的连接时间变量信号的装置及方法在结构、方法与使用上，显然仍存在有不便与缺陷，而亟待加以进一步改进。为了解决连接时间变量信号的装置及方法存在的问题，相关厂商莫不费尽心思来谋求解决之道，但长久以来一直未见适用的设计被发展完成，而一般产品又没有适切的结构能够解决上述问题，此显然是相关业者急欲解决的问题。
有鉴于上述现有的连接时间变量信号的装置及方法存在的缺陷，本发明人基于从事此类产品设计制造多年丰富的实务经验及专业知识，并配合学理的运用，积极加以研究创新，以期创设一种新型结构的连接时间变量信号的装置及方法，能够改进一般现有的连接时间变量信号的装置及方法，使其更具有实用性。经过不断的研究、设计，并经反复试作样品及改进后，终于创设出确具实用价值的本发明。
发明内容
本发明提供了一个改进的装置及方法，用于连接不同硬件环境中间的时间变量信号，包括从生物体得到的血压波形，满足了上述需要。首先，提出了一个用于连接两个硬件环境间时间变量信号的有用设备。在一个实施例中，该装置可用于精确模仿一种或多种类型的无源电桥压力转换器。该接口设备结构合理，可模仿压力转换器能产生的任何信号，包括频率从直流(也就是OHz)到几百赫兹的波形。这种设备的一个变型可提供一个电路，该电路可用于模仿由一次性无源电桥压力转换器(DPT)所能产生的一种或多种血压波形。该电路包括一个数字-模拟转换器(DAC)，能够接收来自相连血压监测仪和处理设备(如压力张力计，或组合压力/多普勒超声波系统及其附带信号处理器)的数字信号，然后用从DPT电桥装置复制的线性转换函数进行调整。该电路使用来自病人监测仪的励磁信号作为参考，可以不需要模拟信号合成，非常方便；相应地也不依赖于电压基准或其内在的误差。事实上，这种电路更加“通用”，可用于连接任何本质上结构不同监测设备，无论DPT的监测仪所用励磁源的类型，或者应用的输出信号调节的类型。该电路还包括一个可调缩放因数，该因数是基于两个电阻值比率的调节，固有很低的偏移，因此提高了准确性。
第二，本发明提出了一种利用二级设备模仿一级设备的时间变量输出信号的方法。该方法一般包括提供二级设备；为二级设备提供励磁电压；产生一个用于二级设备的时间变量波形的数字说明；将转换函数运用到数字说明，该转换函数本质的类似于一级设备的转换函数；基于，至少部分基于数字说明和转换函数产生输出信号，该输出信号本质的类似于一级设备产生的输出信号。在一个实施例中，一级设备包括一个无源电桥器件，时间变量波形包括从生物体内采到的血压波形，二级设备包括一个非侵入式血压监测仪(NIBPM)。这个非侵入式血压监测仪与常与先前的无源电桥DPT装置一起用的一种常规的监测设备连接，NIBPM的存在可通过特定阻抗(或者监测仪预定终端的电压)的存在监测到。这种方法还包括缓冲提供给NIBPM的励磁信号，合理布置反馈回路中的数模转换器，其中内部电流量是预定参数的函数(如转换器记数N)。
第三个方面，本发明提出了当监测仪(如病人监测仪)从它的检测设备(如多普勒血压探测仪)切断时用于监测的一种改进的切断电路。这种切断电路通过检测与监测仪有关的信号检测监测仪的存在；例如，测量仪用来激励常与其一起工作的无源电桥的驱动信号。本发明的切断电路不直接计算信号，而是计算缓冲后的信号值。在一个实施例中，切断电路物理上放在检测设备中。一个窗口比较器转换函数用来检测；这样，只要部分驱动信号波形超过了预定信号的量级，窗口比较器的输出就会在预定状态锁定。这种方法保证了任何形状和占空度的任何信号都会被这种电路检测到。另外还用长时间的恒定值来避免零(点)交叉波形或其它由于感应多余的或假信号而产生的暂态电压。
本发明的第四个方面是提出了一种改进的测量生物血压的非侵入式测量设备。在一个实施例中，仪器包括；(i)多普勒超声波系统，适用于测量主体的血液动力特性，如血液动能和速度，确定动脉血压，产生与之有关的至少一个二进制数字信号；并且(ii)上述的接口电路。血液动力参数测量系统包括与超声波转换器和压力转换器有效耦合的信号处理器，和适用于控制施加于压力转换器的拉平压力的拉平设备。信号处理器(及其相关运算法则)产生一个校正函数，基于测量数据和得出的校正函数确定血压。将血压测量数据反馈到接口电路，接口电路调整这些数据，使得可以与测量仪进行数据交换。这种接口电路完全适用于与任何类型的检测设备交换数据(无论生产厂家)，因此这种装置可以非常方便地用于非侵入式测量主体的血压，不管使用怎样的监测设备。在第二个实施例中，超声波系统测量主体血管的有关参数，基于，至少部分基于计算所收集数据的时间频率分布确定血压。在另一个实施例中，设备中配置了无线电(如高频)数据线路，使得主体血压的数字说明传送到接口线路，紧挨病人监测仪放置，因此不必需要电线。
本发明的第五个方面是提出了一种改进的监测主体血压的装置。这种设备一般包括一个非侵入式血压监测仪(NIBPM)，通过上述模拟电路与监测系统耦合。后者可用于监控或很方便的分析、显示和记录给定对象的血压波形数据(及其它相关数据)。在一个实施例中，NIBPM设备包括多普勒超声波系统，适用于测量对象的血液动力特性，如血液动能和速度，由此确定动脉血压，产生至少一个与之有关的二进制数字信号。这里用到前述接口电路在NIBPM和监测仪之间提供硬件连接。监测仪器能够通过接口电路从NIBPM接收模拟信号，并在监测仪的处理器中分析数据，以得出(或显示)血压的最终测量值。
本发明的第六个方面是提出了一种利用上述设备和方法对主体进行处理的改进方法。这种方法一般包括利用检测设备从主体获取数据；根据至少部分所得数据产生一级信号；利用调节电路调节一级信号，产生二级信号；将二级信号提供给监控设备。后者产生我们想要的参数的说明，并根据参数说明对主体进行处理。在一个典型的实施例中，从主体获得的数据包括来自人体桡动脉的血液动力参数(如压力、速度、动能)，检测设备包括上述超声波NIBPM系统及其相连的接口电路。NIBPM系统产生的动脉血压的数字说明被输入到接口电路，然后接口电路调整这些信号，使其能够被任意监测系统“广泛”使用。被选定的监测系统获取调整过的血压信号，并显示其波形或其它说明(如平均血压、收缩压和舒张压的数值)，以备医务人员使用。医务人员根据所显示的信息制订出医治方法(如开药或再作检查)。
综上所述，本发明特殊的连接时间变量信号的装置及方法，其具有上述诸多的优点及实用价值，并在同类产品及方法中未见有类似的结构设计及方法公开发表或使用而确属创新，其不论在产品结构、方法或功能上皆有较大的改进，在技术上有较大的进步，并产生了好用及实用的效果，且较现有的连接时间变量信号的装置及方法具有增进的多项功效，从而更加适于实用，而具有产业的广泛利用价值，诚为一新颖、进步、实用的新设计。
上述说明仅是本发明技术方法的概述，为了能够更清楚了解本发明的技术手段，而可依照说明书的内容予以实施，并为了让本发明的上述和其他目的、特征和优点能更明显易懂，以下特举出多个较佳实施例，并配合附图，详细说明如下。
图1是一个现有技术下在一次性压力传感器(DPT)中用于激励和复原无源电阻桥输出信号的典型电路示意图。
图2是电气等效于图1电路的平衡电桥示意图。
图3是图2的等效电路示意图，只是在不平衡条件下。
图4是电气等效于图3电路的不平衡电桥示意图。
图5是图4不平衡电桥电路的示意图，引用它的简化电路以单独说明电桥电阻Rb。
图6是一个现有技术下用于连接非DPT信号源和固定直流电源监测仪的典型电路示意图。
图7是一个现有技术下典型的无源桥设备示意图，图示说明了它对施加于电桥输入驱动的正弦波励磁信号的响应。
图8是本发明接口电路一个典型实施例示意图。
图9是本发明接口电路第二个典型实施例的局部示意图。其中光频隔离器放置在连接到DAC的数据线路中，提供电气隔离。
图10是断开电路的一个典型实施例的示意图，该电路可在连接如图8、9所示接口电路时选择使用。
图10a是说明与图10断开电路比较仪相伴随的开窗功能操作的图表。
图11是本发明接口电路的第三个典型实施例的示意图，同时包括自检功能。
图12是一个逻辑流图，是按照本发明利用二级设备模拟一级设备的时间变量输出方法的一个典型实施例。
图13是本发明用于测量生物血压的非侵入式设备的一个典型实施例的功能结构示意图。
图13a是本发明用于测量生物血压的非侵入式设备的第二个典型实施例的功能结构示意图，其中接口电路紧挨着病人监测仪放置。
图14是本发明用于测量生物血压的非侵入式设备的第三个典型实施例的功能结构示意图，运用了无线(例如高频ISM波段)数据传输器。
图14a是图14中监测接收器一个实施例的前景，阐述了其中的构成因素。
图15是一个逻辑流图，是利用前述设备和方法对主体进行处理的一个典型实施例。
具体实施例方式
为更进一步阐述本发明为达成预定发明目的所采取的技术手段及功效，以下结合附图及较佳实施例，对依据本发明提出的连接时间变量信号的装置及方法其具体实施方式
、结构、方法、步骤、特征及其功效，详细说明如后。
请参阅附图，其中所有相同的数字代表相同的器件。
我们已经谈到过，虽然在这里本发明主要是在讲一种通过人体桡动脉(也就是腕关节部位)获取循环系统血液动力参数的一种方法和设备，但本发明还可以体现为或适用于人体其它部位参数的监控，还可以监控其它温血动物的那些参数。而且，从广义上来讲，本发明还适用于医学以外的其它希望得到传感器和相关监测设备的通用功能和相关联系的领域，如流体系统的压力监测仪。本发明可用于驱动任何处理时间变量信号(如200Hz或更小)的电桥式传感设备的信号处理电路。这些应用、使用和不同的实施都属于所附权力要求书所述范围。
正如这里用到的，名词“非侵入式血压监测仪”或“NIBPM”是指不管用什么方法，部分或全部的采用非侵入方式的任何用于测量或判断生物血管血压的仪器。
请参阅图7所示，分析了一种典型的现有技术的无源电桥装置对施加于其驱动输入的正弦波的响应。假设电桥700完全匹配，输出+S 702和-S 704也是与励磁电压相位一致的正弦波，但幅值只是输入(驱动)电压的一半。如果电桥700感应到一个施加电压(如100mmHg)，它的阻值改变了ΔR，+S 702和-S 704的输出正弦波幅值也分别改变了1.25mV，但改变方向不同。图7中典型电桥700的差动输出将会是与励磁电压相位一致的正弦波，幅值为2.5mV。差动输出的幅值将会随血压波形传输到变化频率非常低的设备。特别地，血压信号的周期约在1.7秒(35下/分)到0.25秒(240下/分)。通过同步解调带有励磁正弦波的输出信号，可以得到血压波形。
回想一下无源电桥的转换函数，Es＝Ed×Ks×P(上述式10)，可以看出，任何用于模拟无源电桥的接口电路输出都会是压力信号P和驱动励磁电源Ed的函数。转换函数进一步表明，接口电路的各变量之间像无源电桥一样必定存在乘法运算。由于Ed可为双极，所以至少是二次乘法。
由于要求电路可以在直流电源和交流电源的情况下都能运行，所以需要良好的直流稳定性。由于接口电路可以缩放为象一个转换器，驱动为直流5V时，它的输出为25uV/mmHg。如果在10°到40°的运行温度时，偏移误差必须小于1mmHg，那么偏移必须小于0.833uV/℃。而且，DPT按规定只能允许1.875mV(75mmHg)的直流偏移，接口电路也必须满足这个要求。
请参阅图8所示，阐述了改进的接口电路800，是满足上述要求的本发明的一个实施例。如图8所示，电路800作为接口，连接非侵入式血压测量系统(如由Assign生产的)和由某个厂家生产的适用于无源电桥转换器或其它监测设备(图中未示)的现有技术监测装置。特殊地，插座或连接器J1 802在接头1(+E)808连接到提供驱动励磁电源Ed的监控器806。电阻器R1 810和R4 812提供输入电阻，在本实施例中选定额定3千欧。在前述无源电桥进行操作时，监控器806寻找这样的电阻，以确定无源电桥转换器是否电气连接。另外，监控器也可以通过在+S 814或-S 816中寻找信号检测无源电桥转换器的存在。
在图8的实施例中，电阻器R1和R4形成一个2∶1的分流器，并将Ed/2的信号作为运算放大器U1B 817和U2A 818的输入信号。运算放大器817、818各包括由德克萨斯仪器公司生产的型号为OPA2277集成电路(IC)放大器，其它型号的、无论集成与否，均可使用。这种运算放大器的结构和运行在电子技术中广为人知，这里不再赘述。两只运算放大器均作为电压输出器(作为瞬时讨论，假设电阻器R5 820中没有电流)，使得它们的信号输出电压仍可用Ed/2表示。电阻器R2 822和R3 824将放大器的输出信号连接到转换器的输出连接器+S 814和-S 816终端，向监控器提供阻值为300欧的差动输出阻抗，虽然其它电阻值会被代替。前述OPA2277放大器具有极小的偏差(如25uV)和很小的偏移(如0.1uV/℃)，所以最坏情况下的输出偏差只在50uV的数量级(相当于大约2mmHg压力)。在10°到40°的温度范围内，这个阶段的总偏移数量级在3uV。
在图8的实施例中，利用技术领域广为人知的U1A 826型单一增益放大器缓冲励磁电压Ed，然后输入到12位双极多端数字-模拟转换器(DAC)U3830。本实例中运用了12位DAC，但其它字位(如8位、10位、14位或16位)和运行特性(如“闪电”DAC)的数字-模拟转换器也可以使用。同时注意到在本实施例中，DAC还支持双极多端功能，DAC830的数字输入端832、834、836传输血压波形信号。在其它函数中，DAC830实现了电桥转换函数表达的多级函数，称为式13Ed×p (式13)在反馈回路840中，DAC830与运算放大器U2B 842和U4 844相连形成一个双极的可编程的浮动电流源。在运行中，DAC830的基准输入848引起内部电流流动，其幅值是DAC830的计数N的函数。电流通过内部反馈电阻(本实施例中为10千欧)连接到DAC830的接头“2”850。DAC的求和点(未显示)被放大器U2B 842的反馈作用锁定在0V。DAC830的接头“2”处的输出电压由式14给出PDAC=-Ed×N4096]]>(式14)
在实施例中，该信号作为1(单元)的增益，由测量放大器U4 844提供。由于这种连接，通过电阻器R6 854的电压为ER6=Ed×N4096]]>(式15)放大器U2B 842调整其输出电压以满足上式15。电阻器R6 854另一端的电压等于Ed/2。这样，放大器U2B 842的输出电压为E(U2B7)=Ed2-[Ed×N4096]]]>(式16)流经R6 854的输出电流也流经R5 820，增加了U2A 818的输出信号。经过分析可以看出，流过R6 854的电流由以下关系式给出I=EdR6×N4096]]>(式17)这里N是通过串联-并联接口(SPI)(接头“5”、“6”、“7”)832、834、836输入DAC830的计数。在实施例中，N可以设定为0到4095间的任何数值。因此，如果Ed为5V，N＝3000，按照式17电流I就会是44.388uA。注意到当驱动电压Ed反极性，电流I反方向，+S 814的输出信号也反相。
经过R5 820，电流I产生的电压由下式给出ER5=R5×EbR6×N4096]]>(式18)这样使得U2A 818的输出等于E(+S)=Ed2+[R5×EdR6×N4096]]]>(式19)由于-S 816的电压也是Ed/2，则差动输出为Es=KsxEdxN4096]]>(式20)在此Ks=R5R6,0≤N≤4095]]>
注意到如果用压力P代替数量N/4096，式20就与前述无源电桥的转换函数具有相同的格式。
R5 820和R6 854的比率设定了电路的灵敏因数和压力传感函数的放大因数。比如，对于5uV/V/mmHg，Ks＝0.002048。注意到在本实施例中，合理设定常数使N的幅值为0.1mmHg/次。这样N＝3000，得出3000×0.1＝300mmHg。
另外，在本实施例中，选择了低温反应(25ppm/oC)和匹配到0.1％的电阻R1 810和R4 812，R5 820和R6 854也应为低温反应型(10ppm/oC)，精确度高于等于0.05％。理论上，常温环境下电阻(R5和R6)应为自定义网络，以将差动温度梯度降到最小。对于所示R5 820和R6 854的值，300mmHg时输出信号的额定精度在0.02％之内。
相对于需要血压(BP)输入信号的模拟表达，图8中的实施例电路800的一个优势为，该电路能够使用血压(BP)输入信号的数字表达。由于在输入之前没有数字和模拟的任何转化，避免了与模拟合成有关的精确度、偏移、非线性等不良效应，所以这种能力意义重大。
由于与电路800相连监控器提供的驱动信号Ed，电路800擅长比率调整。特别地，Ed的任何变化以适当的比率反应到输出+S和-S。同时，电路800的输出比率也是可调的，其转换函数如式20所示是固有线性的，其中Ks等于R5和R6的比。另一个优势在于，将信号输入到DAC830前，(数字)BP信号的数字处理过程很容易完成，所以任何BP信号畸变和异常都可以用众所周知的信号处理技术很方便地消除。
由于血压是动态信号(也就是时间变量)，每当BP值变化时都应将新的BP值的数字信号传送到DAC830。虽然本发明中会用到其它数据(高或低)，Assignee曾在一个实施方法中提出，每个心动周期提出1000个数据就足以解决问题。在这个方法中，N的每一取值大约需要3微秒来加载，所以全部更新DAC830中的数据需要3毫秒(也就是说，1000个值X3E-06秒/值)。相比之下，最快的心动周期为250毫秒。实践中，只需要千分之四十的心动周期就足以确定典型的血压波形信号。这就允许DAC用160Hz那样低的频率取样，以适应高达每分钟240跳的心动周期。
为便于校正，可将DAC830的N设定为0，相关检测设备清零(如可以通过其前操作板转换器零控制来实现)。在前面例子中，与100mmHg相关，DAC830的N设定为1000。这种方法提供了恒定输出，便于在监测仪上演示，并提供了阶段校验。如果由于某中原因监测仪的读数偏离了100mmHg校准值，数值能很方便地被补偿，如通过与电路相连的非侵入式血压监测仪(NIBPM)插入一个误差项。在一个实施例中，误差项可通过由Assignee生产的与NIBPM设备相连的输入键盘输入，当然用其它方法(软件或其它)也可以有相同结果。
本发明的另一实施例接口电路900(图9)中，通过光频隔离�？�955将到DAC930的数字编程线路932、934和936光频隔离，电路900中使用了电子技术中众所周知的隔离电源957。这种方法的优势在于提供接口电路的完全浮动隔离，消除了接地回路的潜在可能，保护了病人和/或操作者的安全等。
应该认识到，虽然本发明的前实施例中的接口电路(图8和图9)都在讲一些电路板中分离的电气元件(运算放大器、电阻、电容等)，但电路及其相关辅助组件都可能被包含在一个或更多集成电路(IC)设备中，这些集成电路使用众所周知为普通技术的半导体合成和加工技术。如果需要的话，这些集成电路甚至包括传感设备(如NIBPM)的电子元件。例如，在单一硅管中，信号处理器、ADC、接口电路800可能会作为特定应用集成到集成电路(ASIC)中。还会有一些其他应用(包括多级集成电路的使用)，所有的这些不同的和供参考的实施例均在所附权力要求书所列范围内。
(切断电路)参阅图10所示，说明了本发明一个实施例，监测仪切断电路1000。通过检测监测仪用于激励正常连接的无源电桥的驱动信号，电路1000可以检测病人监测仪是否电气连接。电路1000查看图10中标为Edbuf1010的信号(图8中U1A 826的接头1)的缓冲形式，而不直接检测信号。
这里显示了切断电路1000的结构和运行。如图10所示，驱动信号Ed施加给比较器U8A 1012和U8B 1014。在实施例中，比较器的阈值由电阻R211016、R25 1018和R27 1020设定为一个预定值+/-1V。如图10a所示，接有“或”线的连接1022在U8A 1012和U8B 1014的输出形成一个多窗口比较器排列1024和转换函数。这样，只要某部分驱动信号波形超过了预定值的幅值，(如|1V|)，多窗口比较器1024的输出就会降低。这种结构能够保证，任何信号，无论直流、交流，无论波形或循环周期，都能被比较器1012、1014和输出连接1022构成的多窗口比较器检测到。多窗口比较器的输出阻抗比较低，通过电阻R241028将电容C11 1026放电。只要经过电容C11 1026的电压低于比较器U9A 1030(如+1V)的阈值，比较器U9A 1030的输出就会很低。如果由于电气切断监测设备的原因丢失了驱动信号Ed，多窗口比较器排列1024就会到达高阻值状态，C11 1026通过电阻R22 1034开始充电至选定电压(如+5V)。当通过C11 1026的电压超过了预定值(如+1V)，比较器U9 1030的输出上升，说明监测仪电气切断。该检测的时间常数(τ)由R22 1034和C11 1026设定，在本实例中大约为100mS。本实施例中使用较长时间恒定值，确保信号的瞬时消失不会被电路1000检测到，如正弦波驱动信号的阶段性零(点)交叉。对于前述100mS时间常数，驱动信号频率能降低至100Hz。然而，在实际中，电路接收到的驱动信号频率要高的多，一般在2到5KHz。
已经谈到过，比较器U9A 1030的输出包括一个逻辑电平兼容信号，能够被5V的1042电源控制的任何处理器通过输入/输出(I/O)接口读取。注意到，由于U9A 1030是一个开放的收集比较器，R2 31038能被返回到任何电源电压，如1.5V、1.8V或3.3V，与很宽范围内的现代微处理器或其它部件兼容。
(带有自检功能的接口(和切断)电路的交替实施例)请参阅图11所示，说明了本发明一种接口(和切断)电路的交替实施例。我们将注意到，与图8、图10、图9中的实施例相比，图11的实施例中电路1100可用于在不同方面提供增强的功能，包括下面将用大篇幅来介绍的自检功能。然而，电路11也非常复杂，当增加的成本与这种增强的功能的需求相比不是重大问题时，电路11相应地会成为最佳选择。
如图11所示，接口电路1100的各种模拟电路的电源电压设定为+/-7.5，以降低功率要求和电路1100的发热速率，增加它的可靠性。另外，与图8、10的电路相比，R19 1110和R17 1112构成电压分流器后，放大器U11B 1126缓冲驱动电压Ed 1108(+E)。U11B 1126的输出经由开关S1B 1174用于驱动DAC U6 1130的基准输入1148、比较器U1A 1170和U1B 1172。A/D转换器(图中未示)可用电压Ed/2 1162进行测量。进一步地，为了补偿这种结构造成的放大因数误差，改变了电阻R7 1120和R8 1154的阻值，比例为244.1∶1。这些改动将电路的放大因数保持在10/mmHg。
另外，电路1100的多窗口比较器U1A 1170、U1B 1172的基准电压从+/-1V变为+/-0.5V。这是通过改变分压器中的电阻R3 1176、R4 1178和R5 1180的阻值来实现的。
如图11所示，监测电路的输出比较器使用了一个施密德触发逻辑门NC7WZ14 1181。其输出能够驱动3.3V或5V的逻辑设备，对其它适用于提高类似功能而缓冲电压不同的设备，都可以代替。比较器1181的输出可由微处理器(或其它相类似的处理器)直接读取。
图11中的电路1100通过节流器T1 1165、电容器C17 1166、C22 1167、C24 1168和C28 1169，提供高频干扰(RFI)保护。通过过电压固定端子U9 1184，还提供病人监视器连接器输出1102的静电放电(ESD)保护。这种保护的结果是，将病人监测仪的驱动电压(+E)1108的范围限定在+/-7.5V或15Vp-p。
如前所述，图11的1100电路还包括一个自我检测分电路1177，该电路以一种独立的方式确保传至病人监测仪806的输出信号正确。下面将详细介绍此电路1177。
为了以一种独立的方式确保病人监视器电路运行正确，切断来自病人监视器(PM)806的外部的驱动电压，用已知信号1185取而代之。在本实施例中，已知基准由一个精确的电压基准设备(图中未示)产生；为S1A 1186提供+2.500V电压。S1A 1186和S1B 1174有效的形成一个电子单极双掷开关，由控制线TAMI 1187的状态控制。正常运行时，S1A关，S1B开。当需要检查PM电路的功能时，TAMI 1187设为真，S1A 1186开，S1B 1174关。这样就切断了外部PM的驱动信号，将已知的+2.5V基准电压连接至DAC、U61148、U7A 1117、U7B 1118、U1A 1170、U1B 1172。监视器输出1182在这种情况下应升高，并能由微处理器校验。这样就校验了电路检测至PM连接的功能。就该电路而言，+2.5V的基准电压时与来自PM外部的+5V驱动信号时的表现一致。+2.5V基准1185可由二级A/D转换器(未示出)借助在BEFMON 1189的缓冲器U11A 1188的输出读去。这样就有利地保证了基准的独立校验。
为校验电路的零偏移状态，DAC 1130的次数被设定为0000。在这种情况下，模拟了一个0mmHg信号，U7A 1117和U7B 1118的输出被标定为+2.500V。理论上它们的差值应为0，但在本实施例中两个放大器都有一个25uV的有限偏移。因此，差动输出应为50uV，等效于5V驱动时的2mmHg。为测量此输出信号，U10 1190通过电阻R13 1122和R6 1124并联到U7A 1117和U7B 1118的输出。U10的增益经由R16 1191和R15 1192设定为400。于是输出信号TLFDBK 1193的放大因数为10mV/mmHg。对于零状态，TLFDBK1193在+/20mV范围内。按照图示，R14 1194、C23 1195、R12 1196和C181197的网络在U10 1190的输入形成了一个单极低通滤波器，其标称切断频率为1.6kHz。滤波器阻止高频信号进入U10 1190，影响其输出。U10 1190本身也有高达50uV的偏移，由于偏移也相当于+/-2mmHg，所以必须补偿偏差。开关S1C 1198就是起到这个作用的，开关S1C 1198通过电阻R13 1122和R6 1124连接到U7A 1117和U7B 1118的输出之间。开关S1C 1198开，ZMAI1199设为真(逻辑值为0)。这样就减小了U7A 1117和U7B 1118的差动偏移误差，允许A/D转换器(图中未示)测量TLFDBK 1193上U10 1190的偏移误差。开关S1C 1198开，A/D转换器(图中未示)再测量TLFDBK 1193上U10 1190的输出。这个代表真的“0”信号值传输给了PM，并且成为所有非零输出参照的基线。
必须指出本例中做了区别对待测量，所有A/D测量沟道中所有偏移误差都被取消了。如果某次测量值超过了预定范围，则出现错误，产生警报(例如能看见，能听到等)，或激活其它状态(如书面的数据跟踪报告)为了补偿微小的差动输出+/-2mmHg，设置TMAI 1189＝0、ZMAI 1199＝1、DAC1130计数＝0000以使PM调整归零。
自检分支电路1177的另一优势在于，在正常运行过程中，当外部PM使用恒定直流驱动信号时，能够确定电路监测仪适配器接口电路1100的运行。现在大多监测仪都是这样的，虽然其中一些监测仪仍使用正弦波交流驱动或脉冲直流驱动。当使用一个固定交流驱动时，A/D转换器能够测量Ed/21162的驱动信号值。知道了这一点，任何压力信号值的输出都可以计算得出，并与TLFDBK 1193的实际测量输出相比较，如果这些值与预定范围不一致，即出现故障，会有相应的报警(或其它措施)。在前述例子中，假设外部病人监测仪驱动是+6.000V，A/D应在Ed/21162测得+3.000V。我们知道，实际驱动电压为2X+3.000＝6.000V，则输出信号可由下式21计算得出Es＝(5uV/V/mmHg)×(+6.000V)×400×Pout(式21)其中Pout以mmHg表示。对于Pout的一个值为100mmHg(DAC1130计数＝1000)，Es应等于+1.2V。Es可在TLFDBK1193测得。注意在本实施例中，输出信号设为零值，DAC 1130＝0000，以消除偏移误差。
若外部PM806使用正弦波交流驱动或正的直流驱动，则只能切换到+2.5V基准校验运行。当系统第一电源耗尽或监测由于某种原因暂停时，可以采取这种做法。
(模拟时间变量输出的方法)请参阅图12所示，说明了本发明中利用二级设备模拟一级设备时间变量信号的一种方法。应该认识到，虽然以下的讨论着重在讲无源点桥转换器，如前面所讲的设备(“一级设备”)及其相连的监测仪，和非侵入式血压监测仪(“二级设备”)，本发明的方法论还适用于医学领域以内或以外的其它设备，如工业中流体系统压力的测量。
如图12所示，方法论1200的第一步骤包括，提供一个非侵入式监测仪(NIBPM)，一个压力式张力测量仪，如本例中使用的由Assignee生产。当然无数种其它类型和结构也可以代替使用。NIBPM经过1024连接到前述现有技术下的一个病人监测系统(如由通用电气生产)。基于由病人监测仪(级1026)提供给NIBPM的外施电压，在病人监测仪中(或是病人监测一种预定端子的电压)，通过一个阻抗在两个或更多端子间并联，可在级1028方便地检测NIBPM的连接。在步骤1210，励磁信号由前述接口电路800、900、1100缓冲。注意到前述接口电路800、900、1100(或其它想要的组合)均可与方法1200一致使用。
在步骤1212，通过与之相连的压力传感器(也可是声传感器)产生的数据，NIBPM产生一个时间变量血压波形的数字表达说明。该信号的产生与由监测仪施加的励磁信号完全无关。利用接口电路800、900、1100，转换函数运用到数字表达说明(步骤1214)，该转换函数本质上类似于前述无源电桥的转换函数。
最近，经过步骤1216，接口电路800、900、1100产生的输出信号可与病人监测系统兼容(也可以“普遍地”与其它厂家的病人监测系统兼容)。步骤1216的输出信号至少部分基于提供给电路800、900、1100中DAC 830、1130的波形(如血压)的数字表达形式，相应地，病人监测设备806施加的驱动信号802、1102，和施加的转换函数、输出信号，都应在本质上类似于在相当的励磁信号和压力波形下由无源电桥产生的相应项。
(血液动力的测量装置)请参阅图13所示，说明了一种非侵入式测定生物血液动力参数(如动脉血压)的改进设备。在图13的典型实施例中，设备1300(及其它)包括(i)一个血压测量系统1302，适用于测量生物的血压和/或其它血液动力特性(如血液动能和速度)，产生与之相关的至少一个二进制数字信号(ii)前述接口电路800、900、1100。血压/血液动力参数测定系统1302一般包括一个与一个或多个压力转换器1308有效耦合的信号处理器1304和一个拉平设备1310，适用于控制施于转换器的拉伸压力。根据测得的数据，信号处理器1304(及其相关的运算法则)确定动脉血压。本发明一个很重要的优点是，除了它对前述不同类型的监测仪有广泛的适用性以外，它还适用于任意数量的不同参数的测量设备，不管调整适用于医学应用如测量血压还是其它设备。例如，本发明可与未定的第09/534900号美国专利申请介绍的设备和技术结合使用，该申请题为“用于一个生物循环系统的非侵入式动脉血压测量方法和装置”，于2000年3月23日提交，由Assignee代理，在此通过其中的参照引入，并进行使用。另一方面，前述申请阐述的方法一般包括以下步骤从对象血管测量初次参数；从对象血管测量二次参数；根据二次参数得出修正函数；利用得出的修正函数修正初级参数。一旦修正后，应阶段性地或连续地监控二次参数。参数的变化说明了我们感兴趣的血液动力特性的变化。在一个典型的实施例中，一次参数包括一个压力波形，二次参数包括血管中血液的整个血流动能。血压波形测量过程中，挤压血管以感受血管和循环系统中血液动力特性的变化；在此挤压过程中，测量动能和/或速度并用于测定一个或多个异常(如动能和速度波形中的“峰值”)。根据异常产生修正函数，并运用测得的血压波形，生成血管中实际血压的修正波形。在一个实施例中，修正方法包括，从对象血管中测量血压波形；至少再一次从相同血管测量二次参数；根据二次参数至少一处血压波形的异常；根据测得的二次参数和至少一处异常得出修正函数；至少一处将修正函数运用于血压波形，产生血管中压力的修正说明；连续监测二次参数以确定血压随时间的变化。
另一种方法，未定的09/815082号美国专利申请介绍的设备和技术，题为“用于一个生物循环系统的非侵入式动脉血压测量方法和装置”，于2001年3月22日提交，也由Assignee代理，在此由其中的参照引入，可与本发明结合使用。一方面，这种方法用到了血管中的血流方向。这种方法包括将声能传输到血管；将声能反射的信号水平作为血管中声能传播的函数进行估算，在反射范围内至少确定一个信号水平缩减的区域。在一个实施例中，从A模式包络中可以得出损耗量度。反向散射损耗的整体作为深度的函数用于识别异常(如“高顶”)，这些异常加以适当约束后用来测量流量的深度。在另一个实施例中，利用在预先选定的深度间隔进行损耗计算，分析反向散射能量(如A模式信号)，识别信号水平缩减的区域。另一方面，测定血管的至少一面壁的方法包括将声能传输到血管；测定血管中至少一个区域的流量；测定至少一面血管壁相对于流量的位置；其中测定位置包括分析从传输声能得到的A模式数据。在一个实施例中，通过比较给定的平均流量处的深度监测血管壁。在另一实施例中，方形包络信号水平(幅值)与流量的信号水平相比。另一方面，一种改进的测量血管直径的方法包括将声能传输到血管；测定血管中与流量有关的区域；测定第一面血管壁相对于流量的位置；测定第二面血管壁相对于流量的位置；根据，至少部分根据第一面血管壁和第二面血管壁的位置确定至少一部分血管的直径。
然而，应该认识到，甚至其它测量血压的技术，均可由本发明中血压/血液动力参数测定设备1300完成。包括如，未定的09/342549号美国专利申请，题为“非侵入式动脉血压测量方法和装置”，于1999年6月29日提交；现在出版于2002年10月29日的美国专利6471655，或未定的09/489160号美国专利申请，题为“非侵入式动脉血压测量方法和装置”，于2000年1月21日提交，均由Assignee代理，在此可合为一个完整的技术。更广一点来讲，任何成文的产生电子输出(无论是测量生理参数还是其它)的传感设备都可能与本发明一致使用。
由测量系统1302产生的数字范围血压数据反馈到接口电路1300，1300如前述调节信号，允许无缝数据与选定的病人监测仪进行交换。如前所述，接口电路1300适用于与任何型号的病人监测设备(无论任何生产厂家)交换数据，因此无论使用怎样的病人监测仪，图13中的设备1300可方便地用于主体的非侵入式测量。
图13中设备还适用于包含带有电工连接器1322的单一的或离散设备1320，连接器1322可直接插进病人监测仪相应的电工插座。由于电工插座因病人监测仪的不同而不同。连接器1322可配合适配器1324连接到第一部分1326，并通过第二部分1328与病人监测仪1342的插座1340配合。在所示实例中，适配器1324包括一个阴阳插座(也就是说，NIBPM设备1 320的连接器1322与第一部分1326的阴极连接器1320连接，第二部分1328的阳极连接器1332与相应的监视器的阴极连接器1340连接)。由于传送磁励电压到传感设备1300的电气端子从临时触头屏蔽，这种病人监测仪阴插座结构被广泛地用于减小电气振动危害。然而，还应当认识到，调节器1324其它结构功能也可由本发明同样完成，包括如阴/阴、阳/阳、阳/阴(与图13实例中阴/阳不同)。而且，还可以使用单级或多级调节器结构，如，希望有两台或多台NIBPM设备1320(或混合结构的设备)与一台病人监视器1342电气连接的情况下。前述主题下的其它结构或变化也可以实现，所有这种结构或变化都在所附权力要求书所涵盖范围之内。
进一步，明显地，设备1300的连接器1322可调节适用于和选定病人监测仪1342的电工插座1340直接相连。例如，如果特定的医疗/措施设备只用一种型号的病人监测仪，它们被希望能够通过连接器1322连接到NIBPM设备，连接器1322可由这种型号病人监测仪的电工插座1340直接连接，从而避免了需要单独调节器的麻烦(及与其相关的费用、安全性或电气性能等项目)。
请参阅图13a所示，说明了非侵入式测定生物体血液动力参数仪器的第二个实施例。在图12a实施例中，设备1380合理布局，使接口电路800、900、1100紧挨病人监测仪1342放置，并具体地作为连接1322和1340的适配器1384的一部分。接口电路组件(包括DAC、比较器、放大器、电阻器和电容器等)安置在一个小波形因数基体1386上，如冲印的电路板。微型电路板在微电子/电路面板安装技术中经常听到，此处不再赘述。接口电路800、900、1100电气安装在NIBPM数据输出和病人监测仪插座1340电路间，使得由NIBPM产生的数据提供给如DAC830(参照图8)、地面、励磁电源(Ed)、必要的基准电位的输入端子，然后在电路800、900、1100中适当点驱动接口电路。将带有元件的基体1386装进成型的1390，1390在聚合体/人造橡胶材料上挤压装配件，从而提高装配件的耐用性和对外界影响，如温度变化、潮湿、灰尘、电磁噪声和物理损伤的抵御能力。该装配件在电磁屏蔽中也可以很方便地使用，如工艺中常用的锡铜合金屏蔽件，就可以装在成型件1390中。
附图14所示另一实例中，图13中的设备(和病人监测仪)中可在设备1400和病人监测仪1342间设置无线电线路1402，这样接口电路800、900、1100就可以紧挨病人监测仪1342放置了。如图14所示，无线电线路1402包括一个在电子技术中常用的高频(RF)传输系统。例如，在一种情况下，一个RF收发器1410和调制器1412都是符合有名的“蓝牙”无线接口标准。蓝牙“3G”无线电技术允许使用者在不同的通讯设备之间，如移动设备(如手机、PDA、笔记本电脑、本地或远距离病人监控站等类似的)、台机或其它固定设备，进行无线和瞬时连接。由于蓝牙使用高频传输，数据转换实时进行。蓝牙拓扑支持点-点和点-多点的连接。可以设定多端“从”设备与“主”设备交换数据。比较流行的是，本发明中的NIBPM设备1406配装蓝牙无线组后，可以直接与具有蓝牙技术的其它合适的、包括监测仪1342中安装的病人监测接收器1427在内的移动或固定设备交换数据，也可以和其它蓝牙设备如手机、PDA、笔记本电脑或台机交换数据。
监测接收器1427包括一个蓝牙兼容接收器1429，适用于接收NIBPM设备中相应接收器1410以高频形式发出的二进制数字数据，然后将二进制数字数据解码作为接口电路800、900、1100中DAC830的输入。因此，无线电线路1402对接口电路和监测仪1342的操作是高效透明的。
监测接收器1427可与病人监测仪插座1340搭配使用(直接或如上述通过适配器1324)，这样，1427就可以“简单地”插入插座1440，不需要支持。监测接收器1427的蓝牙接收器1429和接口电路800、900、1100的元件(及其它辅助元件)，都可以容纳在接收器1427的长方体元件(图14a)中，当然其它形式也可以(如圆柱体、球体、正方体等)。另外，应该看到，为节省设备1400内的空间，1400中的信号处理器和接收器/解调器组件都体现在一个全集成的“系统片(SoC)”特定集成电路(ASIC)，这种技术在半导体领域内经�？梢蕴�。
SoC、ASIC与一种数字信号处理器(DSP)芯、嵌入程序、数据随机存储器、高频接收电路、调制器、数模转换器(ADC)和必需的模拟接口电路联合运行，支持血压数据(或其它)到接收器1427的去阳、转换、处理、和传输功能。SoC设备设计由超高速集成电路(VHSIC)硬件语言(VHDL)会同技术中常见的设计和合成工具完成。虽然其它的半导体加工方法，包括如0.35微米或0.1微米都可代用，但根据要求的集成程度，上述实施例设备中采用了0.18微米的MOS加工制品。
另外，一些使用本发明NIBPM(或其它相当设备)进行血压监测/分析的不同主体，可以使用单一监测接收器1427在一个集中地点实时接收监测。特别地，监测仪接收器1427和接收器1429适用于从远方设备(如NIBPM)接收一系列(在蓝牙主厦，虽然有时增减，但现在是7个)复杂信号，其中个体信号由接口电路800、900、1100(带有电子技术中常听说的同步多路传输或处理硬件)同步多路传输或处理。因此，一台设置为接收那么多复杂、同步数据的病人监视器1342可用于一次监测多个主体。
蓝牙的适用设备在2.4GHz ISM波段运行。ISM波段允许无许可证的用户使用，包括医疗器械，所以可以很方便地使用。图14中的接收器1410的最大发射功率水平在mW范围内，因此不会因电磁辐射造成主体对象生理伤害。众所周知，在无线电通讯技术中，接收器1410天线系统的发射功率可根据接收器1410的相对距离进行控制和调整，因此进一步减小了整个系统对生理个体造成的电磁影响。
本实施例中调制器1412用到了一个或多个移频键控的变形，如高斯移频键控或高斯最小偏移键控这些技术上常用来调制载波技术的方法，虽然其它类型的调制(如相位调制或幅值调制)也可用。
通过频分多址(FDMA)、跳频技术(FHSS)、直接序列展频技术(DSSS，包括码分多址)，利用假声传播代码或甚至时分多址，都可以完成设备的光谱地址，仅以用户的需要为准。例如，如果愿意的话，在检测中可以用符合IEEE Std.802.11的设备代替前述蓝牙接收器/调制器。任何能够满足系统带宽要求的无线接口均可使用。在另一实施例中，可用红外设备(如红外数据组“IrDA”)代替，或者与前述RF链接1402联合使用。
(提供治疗方法的方法)请参阅图15所示，介绍了一种利用前述得到的详细的血液动力数据和接口电路设备对主体提供治疗方法的方法。可以看到，以下所述方法主要针对于生物体的血压测量，利用本发明还可测得除血压外的其它参数，还可以提供更多的治疗方法和方法。
如图15实施例，方法1500的第一步骤1502包含利用监测设备获得主体的数据，如前述的NIPBM。从主体获得的数据包括血液动力数据(例如压力、流速，动能)，如从桡动脉。基于至少部分基于1502步骤获得的数据，在1504步骤产生一个数字信号；在前述未决的美国专利申请中已清楚地阐述了血压信号的产生。下一步骤1506，利用接口电路800、900、1100把数字信号转化为模拟信号。在此与先前描述相同，接口电路和其他的事物一样有一个转换函数将数字信号转换为模拟信号，使得能充分地复制想要的目标装置的输出信号，这种无源电阻桥广为人知。
在1508步骤，将调节后的模拟信号提供给监视器，后者实时产生一个想要的参数表示。例如校准后的舒张压、收缩压、从主体获得的平均压力的波形或舒张压、收缩压、从主体获得的平均压力的数值。最后一个步骤1510，根据1508步骤的参数说明得出主体的治疗方法。医务人员根据显示的参数给出处方，如配药或其他的检测。根据主体循环系统的状态或反应，此校准测量法的数据采集和分析可能会花费相当长的一段时间。另一方面，治疗方法可以按照监视器的(或来源于监视器)输出信号自动提供，例如病人血压水平快速下降而引起的警报声，校准NIBPM或其他主体的监测装置输出的参数。
虽然按照本方法规定的使用顺序操作阐述了本发明的一些方面，前面的描述仅是本发明众多方法的一部分实例，还可按照特殊的要求进行修改。某些步骤在特定的环境下可忽略或可有选择的进行操作。另外，在上述实例中某些步骤或功能也可添加，或改变两个或更多的步骤顺序。这些变化都在本发明的权利要求书的范围内。
以上所述体现出本发明在不同实例中的新颖之处，但任何熟悉本专业的技术人员，在不脱离本发明实质和以下权利要求的范围内，依据本发明的技术实质对以上实施例所作的形式上和内容上不同的删减、替代和改动，均仍属于本发明技术方法的范围内。以上所述的仅是本发明的较佳实施例而已，仅作为实例说明，并非对本发明作任何意义上的限制，本发明的范围应以权利要求书为准。
权利要求
1.一种可模拟一级或多级波形的电路，其特征在于其包括一个数字-模拟转换器(DAC)，接受来自能够产生至少一个时间变量的至少一个波形测量仪器的数字输入；产生一个至少与所述数字输入部分有关的模拟输出信号；以及至少一个可与上述DAC的输出有效耦合的放大器，前述至少一个放大器可以动作，能够满足输出电压与外施励磁电压间的预置关系。
2.根据权利要求1所述的电路，其特征在于其中所述的DAC包括一个多级DAC，所述的浮动电流源为双极性。
3.根据权利要求1所述的电路，其特征在于其中所述的电路与一个监测设备有效耦合，所述的模拟输出信号可进一步与所述的监测设备产生的励磁电压至少部分相关。
4.根据权利要求1所述的电路，其特征在于其中所述的电路适用于一个或多个纷杂相异的监测设备的接口，此接口与这些监测设备产生的励磁无关。
5.根据权利要求4所述的电路，其特征在于其中所述的电路适用于频率范围从0Hz(DC)到200Hz的模拟波形。
6.根据权利要求4所述的电路，其特征在于其中所述的至少一个传感仪器包括NIBPM，所述的电路可用于模拟无源桥式转换器测量生物血压时产生的输出波形。
7.根据权利要求1所述的电路，其特征在于其进一步包括一级和二级电阻器，相对于所述DAC的输出和至少一级放大器布置，它们的电阻比决定了所述的电路的放大因数。
8.根据权利要求3所述的电路，其特征在于其进一步包括在所述电路中设有至少一个过滤器，适用于过滤所述检测设备和所述电路间的转换信号。
9.根据权利要求8所述的电路，其特征在于其中所述的至少一个过滤器包括一个轭流圈。
10.根据权利要求3所述的电路，其特征在于其进一步包括在所述电路中设有一个过电压保护器，适用于减轻前述检测设备产生的瞬变电压。
11.根据权利要求1所述的电路，其特征在于其进一步包括一个试验电路，该电路能够有效耦合于前述适用于模拟的电路，设定所述试验电路，检测前述适用于模拟的电路的至少一部分功能。
12.根据权利要求11所述的电路，其特征在于其中所述的试验电路能够在前述适用于模拟的电路正常运行时检测其功能性。
13.根据权利要求7所述的电路，其特征在于其中所述的一级电阻器和二级电阻器中至少一个可调，因此使放大因数可调。
14.根据权利要求1所述的电路，其特征在于其中所述的反馈回路中至少有一个放大器与所述DAC相连，形成一个浮动电流源。
15.一种利用二级设备模拟一级设备时间变量输出信号的一种方法，其特征在于该方法包括以下步骤提供一个具有至少一个与之相关的转换函数的一级设备；提供前述的二级设备，该二级设备应适用于感应至少一个时间变量参数，并随后显示基于感应参数的说明，至少是部分基于此的说明；为前述二级设备提供励磁电压；利用前述二级设备产生一个前述时间变量参数的表示；将一个转换函数运用于前述表示，所述的转换函数实质上应与前述一级设备的转换函数类似；以及基于，至少部分基于前述说明和前述转换函数，产生至少一个输出信号，所述至少一个输出信号实质上应与前述一级设备的输出信号类似。
16.根据权利要求15所述的方法，其特征在于其中所述的检测至少一个时间变量参数的过程包括检测生物血管中的血压波形。
17.根据权利要求16所述的方法，其特征在于其中所述的检测过程是非侵入性的。
18.根据权利要求16所述的方法，其特征在于其中所述的一级设备包括一个无源桥器件，产生一个表示的过程包括产生一个二进制数字说明。
19.根据权利要求18所述的方法，其特征在于其中所述的运用转换函数的过程包括以下步骤在数字-模拟转换器(DAC)中接收前述二进制数字说明；将前述二进制数字说明转换为模拟说明；放大前述模拟说明，产生放大信号，所述放大信号在反馈回路中提供给数字-模拟转换器，形成一个浮动电流源；以及在所述放大信号和运用于前述二级设备的励磁信号间产生预定关系。
20.根据权利要求15所述的方法，其特征在于其进一步包括，通过检测特定阻抗值的存在，检测前述二级设备和外施励磁信号间的电气联接。
21.根据权利要求15所述的方法，其特征在于其进一步包括，通过检测提供前述励磁信号设备预定终端电压的存在，检测前述二级设备和外施励磁信号间的电气联接。
22.一种决定监控设备和检测设备间电气联接状态的方法，其特征在于前述监控设备在运行中向前述检测设备提供励磁信号，其包括检测由前述监控设备提供的励磁信号的存在；缓冲前述励磁信号，产生缓冲励磁信号；以及分析前述缓冲励磁信号，识别前述电气联接状态中的标志性变化。
23.根据权利要求22所述的方法，其特征在于其中所述的分析过程包括将至少一个转换函数作用于前述缓冲励磁信号。
24.根据权利要求23所述的方法，其特征在于其中所述的作用过程包括运用窗口比较器转换函数。
25.根据权利要求22所述的方法，其特征在于其中所述的分析过程包括指定一个设定的时间常数，补偿零(点)交叉波形或其它短时瞬变电压。
26.设备，其特征在于其包括检测设备，被调整用于检测至少一种波形，产生与之相关的二进制数字说明；以及一个接口电路，能有效耦合于前述检测设备，前述接口电路能将转换函数作用于前述数字说明，并产生至少一个输出信号，前述至少一个输出信号基于，至少部分基于，前述二进制数字说明和前述转换函数，前述至少一个输出信号根本上类似于由无源电桥设备产生的输出信号。
27.根据权利要求26所述的设备，其特征在于其中所述的检测设备包括一个非侵入式的血压测量器。
28.根据权利要求27所述的设备，其特征在于其中所述的二进制数字说明包括生物血管中血压的数据说明。
29.根据权利要求28所述的设备，其特征在于，对于前述至少一种波形，至少能部分通过计算时间频率分布得出前述二进制数字说明。
30.根据权利要求28所述的设备，其特征在于其中所述的二进制数字说明能够通过以下得出(i)测量前述血管中第一批参数；(ii)挤压前述血管；(iii)在前述挤压血管的过程中测量前输血管的第二批参数；(iv)基于，至少部分基于前述第二批参数得出校准功能；并且(v)利用所述校准功能校正第一批参数。
31.根据权利要求30所述的设备，其特征在于其中所述的第一批参数包括前述血管中的血压，第二批参数包括血流动能。
32.根据权利要求26所述的设备，其特征在于其进一步包括一个无线通讯接口，所述无线通讯接口可用于前述检测设备和前述接口电路间的数据传输。
33.根据权利要求26所述的设备，其特征在于其进一步包括一个无线通讯接口，所述无线通讯接口可用于前述设备和前述监控设备间的数据传输。
34.根据权利要求32所述的设备，其特征在于其中所述的无线通讯接口利用高频能量传输数据。
35.根据权利要求34所述的设备，其特征在于其中所述的高频能量本质上是在ISM波段实现的。
36.根据权利要求34所述的设备，其特征在于其中所述的无线通讯接口包括一个展布频谱设备。
37.监控时间变量波形的设备，其特征在于其包括一个非侵入式血压测量仪，设置该设备使之至少能够产生一个与该时间变量波形有关的二进制数字说明；与前述测量仪数据交换的接口电路，该接口电路可按照至少一个转换函数调节前述二进制数字说明，并产生其模拟表达；一个监控设备，至少可以与上述接口电路连接，能够利用上述模拟信号监控前述波形。
38.根据权利要求37所述的设备，其特征在于其中所述的测量仪可用来检测至少一个血压波形，前述监控设备可用于分析或显示前述典型的血压波形的信息。
39.根据权利要求37所述的设备，其特征在于其中所述的至少一个转换函数实质上重复了无源桥式转换器的转换函数。
40.根据权利要求38所述的设备，其特征在于其中所述的至少一个转换函数实质上重复了无源桥式转换器的转换函数。
全文摘要
一个连接时间变量信号的装置及方法，其是一种改进的装置及方法，用于连接两个硬件环境中间的一个时间变量波形。一方面，本发明包括一个模拟电路，可精确模拟一种或更多种与结构复杂不同的监控设备和/或分析设备联和使用的检测设备(如无源电桥压力传感器)的输出，因此避免了对于不同监控设备/分析设备必需专业接口电路的麻烦。在一个典型实施例中，检测设备包括一个非侵入式血压测量仪(NIBPM)，可借助本发明的接口电路广泛应用于连接现有技术的病人监测仪。本发明的另一方面是，提出了一个改进的能够联合接口电路运行的NIBPM设备。同时还提出一种改进的切断电路，适用于探测检测设备和监控设备间的电气连接状态。
文档编号G01R13/00GK1625742SQ03803097
公开日2005年6月8日 申请日期2003年1月30日 优先权日2002年1月30日
发明者罗纳德·S·科奈罗 申请人:坦西斯医药股份有限公司
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