图1示出用于测量和显示在病人的手腕12内的下方动脉中的血压
的一种手持血压测量设备。通过设备10，在茎突骨突起处对该桡动脉
手动地施加小量压力。当手动施加该压力时心脏压力波形被记录，并且
手动施加的相应的压紧压力也被记录。利用该心脏压力的压力波形，可
以产生波形参数。这些参数与通用系数一同被用于计算可被随后显示的
压力值。
血压测量设备10包括主壳体14、显示面板16、开/闭开关18、显
示选择开关20、传感器接口组件22、连接电缆24、连接塞26、以及安
装杆28。
壳体14包括所有测量设备10的电子元件。在图1所示的实施例中，
壳体14通常是圆柱形。其直径和长度使得壳体14可以容易地在测量过
程中由使用者(医务人员或病人)所握住。通过在轴向上向手腕12施加作
用力而施加该压紧压力，该作用力从壳体14通过杆28传送到传感器接
口组件22。
显示面板16最好是液晶显示器(LCD)。在一个优选实施例中，显
示面板16根据血压测量同时显示一对数值。其中一对数值表示收缩压
和舒张压。另一对数值表示脉搏率和平均血压。选择开关20允许使用
者选择要在显示面板16上显示的任何一对数值。
电源开关18被启动以接通壳体14内的电路的电源。在壳体14中
的定时电路自动在预定的静止时间之后切断电源，或者开关18也可以
手动切换到关闭状态。
传感器接口组件22被旋转地安装到杆28的末端。当通过把壳体14
向着动脉的方向移动而手动地施加压力时，该压力从壳体14通过杆28
传送到传感器接口组件22。传感器接口组件22通常在结构上类似于在
1995年2月16日申请的序号为08/388,751的名为“用于计算动脉的血
压的方法和装置”的共同未决专利申请中所述的传感器接口组件相类
似，该专利申请被转让给本专利申请的受让人Medwave(医疗波谱)公
司。
电缆24和连接塞26把传感器接口组件22连接到壳体14中的信号
处理器电路。
在操作中，传感器接口组件22被置于一动脉上，如桡动脉上(如图
1中所示)。另外，设备10可以被用于几个其它位置，例如颞动脉或足
背动脉。然后，用户开始通过从壳体14经过杆28向传感器接口组件22
施加轴向力而向该动脉施加作用力。施加到动脉上的力被以增加的方式
变动，使得随着施加不同大小的力，可以获得来自一系列脉冲的压力波
形数据。为了获得所需的可变作用力的模式，该设备10最好具有用户
反馈。在一个优选实施例中，反馈是以可听声的形式提供的。当施加压
力时，设备10对每次心输出量波形发出一个声调。每个声调被调制，
并且当心波形的幅度增加时产生较高声调的声音。通过听该声调，用户
可以知道以什么样的速率来向动脉施加压力。在动脉与传感器接口组件
22之间的最大能量转换点处，心压波形达到峰值幅度，因此产生最高
频率的声调。当用户继续向动脉施加更高的压力时。该心压波形的幅度
下降，从而声调的频率降低。通过听该声调，使用者可以用该设备10
进行可变的压力变动来测量血压。
对使用者的反馈可以也用其它方式来提供。例如，可以用调频和调
幅的结合来产生可听声。换句话说，当压力波形的幅度增加时，该声音
的音调(频率)和幅度(音量或响度)将改变。
在另一个实施例中，视觉反馈被显示给用户，使得能够施加正确的
压力区域。该视觉反馈可以通过显示面板16，或通过置于壳体14上的
发光二极管提供，例如该发光二极管在包含开关18和20的壳体14的
一端上。
图2是设备10的电路方框图。在传感器接口组件22中的压力转换
器30被电缆24和连接器26连接到壳体12中的电路。电源电路32包
括电池34、调节器36、和开关18。调节器36的输出是用于给其它电
路通电的电功率，这些电路包括放大器40、模数(A/D)转换器42、微处
理器44、扩音器46、显示面板16和选择开关20。微处理器44包括数
字信号处理电路50、只读存储器(ROM)和电可擦除可编程只读存储器
(EEPROM)52、随机存取存储器(RAM)54、定时电路56、和输入/输出
端口58。
转换器30测量传到传感器接口组件22中的转换器30的流体压力，
并且通过电缆24和连接塞26提供电信号。在一个优选实施例中，转换
器30是压阻压力转换器。
转换器30的输出是表示所检测压力的模拟电信号。该信号由放大
器40所放大并被提供给模数转换器42的输入端。到模数转换器42的
模拟信号被转换为数字数据并且提供给微处理器44的数字信号处理电
路50。
根据所接收的压力数据，微处理器44执行计算以确定血压值。这
些计算将参照图4-6更加具体地描述。当每个脉搏产生一个心波形时，
微处理器44驱动扩音器46产生作为所检测波形的一个函数而变化的可
听声。该可听声音的频率或幅度(或者这两者)的变化指导用户向动脉施
加可变的压力。
当完成一个测量周期时，微处理器44执行计算以确定收缩压、舒
张压、平均血压和脉搏率。根据选择开关20的设置，微处理器44向显
示器16提供显示控制信号。对于选择开关20的一个位置，显示收缩压
和舒张压。对于选择开关20的另一个位置，显示脉搏率和平均血压。
当按下选择开关20时可以显示其它数据。
图3A和3B详细示出传感器接口组件22(和杆28的末端)。传感器
接口组件22包括顶板150、上杯152、上夹持件154、隔膜夹持件156、
内部安装环158、外部安装环160、侧壁隔膜162、缓冲环164、内隔膜
166和外隔膜168。
环158和160以及侧壁隔膜162的上部外端都安装在肩204中。
转换器30置于顶板150中的入口272内。出口274与流体通道208
相连接。孔276还与流体通道208和流体填充腔210相连通。制动器278
使得杆28啮合定位，并且根据需要移去该杆。多导线电缆24把转换器
30连接到连接器26。
流体通道208与传感器接口腔210流体连通。流体耦合介质填充连
接到转换器30的腔体210和通道208。球体28旋转地安装在插座152a
中。由于插座152a与传感器接口腔210相邻，因此传感器接口组件22
被在一低支点附近旋转地耦合到杆28。这使得传感器接口组件22可以
稳定地定位在下方动脉之上。另外，该低支点使得用户可以在隔膜168
上施加更加直接均匀的作用力。因此，由用户(通过壳体14和杆28)手
动施加的压紧压力更加均匀地施加到下方动脉之上。
上夹持件154的外表面或周边向外突出以形成支梁230。支梁230
部分地支持侧壁隔膜162，其被部分地夹持在环158与支梁230之间。
在该优选实施例中，用粘合剂来把该表面结合在一起。可以使用象超声
焊接或压入配合这样的其它方法。扩展腔240使得内隔膜166最初改变
形状，而仅仅在体积上受到小的变化。
隔膜夹持件156被延长，圈环包括孔276和下凸缘252。孔276延
伸通过隔膜夹持件156并确定流体通道208的一部分。凸缘252从隔膜
夹持件156的下端向外凸出。隔膜夹持件156配合在上夹持件154和孔
232中，直到隔膜夹持件156的内边缘夹持在下凸缘252与上夹持件154
的下端之间。隔膜夹持件156最好粘接到上夹持件154上。另外，隔膜
夹持件156可以被压入配合在上夹持件154中。
侧壁隔膜162和环158和160确定耦合到环164的环状可变形腔
260。侧壁隔膜162最好由象聚氨基甲酸乙酯这样的可弯曲材料的普通
圆形薄片形成，并且被部分地填充有流体。隔膜162具有配合上夹持件
154的上部分234的周围的一圆孔。隔膜162包括外边缘部分162a和
内边缘部分162b。外边缘部分162a被夹持在外环160和顶板150之间。
内边缘部分162b被截留并支持在环158与上夹持件154的支梁230之
间。隔膜162由可弯曲材料制成，并且当腔体260部分地填充有流体时
向外凸出。腔体260可在垂直方向上压缩和膨胀，以能够符合下方动脉
周围的病人人体组织。从而，顶板150与病人人体组织之间的距离可以
根据病人人体组织的轮廓在侧壁隔膜162外围附近变化。另外，由于允
许流体流过腔体260并在其各个部位，因此病人人体组织周围的压力均
等。
缓冲环164通常由环状的可压缩环所构成，并且最好由泡沫橡胶或
者其它象开口泡沫塑料或闭口泡沫塑料这样的脉冲缓冲材料所构成。环
164位于侧壁隔膜162与隔膜166和168之间。缓冲环164与腔体201
内的流体耦合介质相隔离。因为环164由可压缩材料所形成，因此环164
吸收并缓冲在与下方动脉相平行方向上的作用力，该作用力是当血压脉
冲跨过传感器接口组件22时由该血压脉冲对传感器接口组件22所施加
的。因为底部环164与流体耦合介质相隔离，因此由环164所吸收和接
收的作用力不能被传送到该流体耦合介质。而是，这样作用力对通过环
164和侧壁隔膜162传送到顶板150。因为这些通道与流体耦合介质相
区别并分离，因此腔体210和流体耦合介质与这些作用力相隔离。另外，
环164还压住动脉周围的组织，以中和或补偿由该组织所施加的作用
力。
上隔膜166是具有内部部分166a、中间部分166b、外部部分166c
和适于环绕隔膜夹持件156的内径的可弯曲材料的环状薄片。内部部分
166a嵌在或夹在隔膜夹持件156的唇缘252与上夹持件154的底部边
缘之间。内部部分166a最好附着地固定在唇缘252与上夹持件154之
间。
中间部分166b位于内部部分166a与外部部分166c之间。而中间
部分166b与扩展腔240相邻，并与环164和腔体260相隔离。由于中
间部分166b被置于扩展腔240附近，因此中间部分166b被允许最初向
上移到扩展腔240中，使得腔体260、环164和外隔膜168符合向上动
脉周围的病人人体组织，和腔体260仅仅受到小的体积变换。当环164
压向动脉周围的病人人体组织以中和或补偿由组织所施加的作用力时，
隔膜168也被压缩。但是，因为中间部分166b被允许滚进扩展腔240，
因此腔体210不会受到对应于压力的大的体积下降和大的体积增加。因
此，传感器接口组件22允许较大的作用力通过环164施加到病人人体
组织上，以中和动脉周围的组织，而当侧壁的高度改变时，不会造成腔
体210中压力的相应较大改变。从而，传感器接口组件22获得更加连
续和准确的血压测量。
外隔膜168通常是能够把作用力从外表面传送到腔体210内的流体
中的可弯曲材料的环形薄片。外隔膜168耦合到内隔膜166并且被构成
为置于下方动脉之上的病人人体组织上。外隔膜薄片168包括非活动部
分或裙边168a和活动部分168b。裙边168a构成隔膜168区域，其中内
隔膜166，即外部分166c，被热封或结合到外隔膜168上。裙边168a
和外部部分166c通常是两个可弯曲材料的热封或结合薄片，与下方动
脉平行的作用力传送通过裙边168a和外部分166c、并且由环164的可
压缩部分所缓冲。
活动部分168b构成外隔膜薄片168的一部分，它不结合到内隔膜
166上。活动部分168b被置于下方并在环164的内径中。活动部分168b
是传感器接口组件22的活动区域，其接收脉冲压力并把该脉冲压力传
送到转换器30。隔膜168的活动部分168b、隔膜166的中间部分166b
和隔膜夹持件156确定传感器接口腔210。
在腔体210内的耦合介质可以由能够把压力从隔膜168传送到转换
器30的任何流体(气体或液体)所构成。流体耦合介质连接的隔膜168的
活动部分168b与转换器30之间，以把血压脉冲传送到转换器30。因
为流体耦合介质包含在传感器接口腔210内，其与传感器接口组件22
的侧壁相隔离，因此流体耦合介质不把与下方动脉相平行的血压脉冲、
来自下方动脉周围的组织的作用力和其它由侧壁所吸收的作用力传送到
转换器30。结果，传感器接口组件22更加精确地测量和检测动脉血压。
传感器接口组件22提供在下方动脉中的血压的外部测量。因为传
感器接口组件22非侵入式地检测血压，因此能够以较低成本测量血压，
并且没有医疗风险。因为传感器接口组件22与示波器方法和听诊方法
中所用的较大的套相比相对较小，因此传感器接口组件22仅仅向病人
的下方动脉上的相对较小区域施加压紧压力。从而，血压测量对病人造
成不适的程度较小。因为传感器接口组件22不需要充气和放气，因此
可以更快、更频繁地进行测量。
另外，传感器接口组件22更加符合病人人体组织，使得病人更加
舒适，从而获得更加连续和准确的血压测量。因为腔体260可变形并且
部分填充有流体，因此腔体260更加符合病人人体组织，并且使施加到
病人人体组织上的压力更加均衡。因为环164可压缩，并且因为隔膜168
可弯曲并可以向内弯拱或变形，因此环164和隔膜168更好地符合病人
人体组织。但是，同时传感器接口组件22在环164和隔膜168压向病
人人体组织时不会发生传感器接口腔210内压力较大的突然上升。腔体
260和环164向病人人体组织施加作用力，以中和由下方动脉周围的组
织所施加的作用力。因为腔体260和环164都可压缩，因此当侧壁压向
病人时，该侧壁的高度减小。隔膜166和168也相一致。但是，因为内
隔膜166的中间部分166b可以向上的移到扩展腔240中，传感器接口
腔210不会受到较大的体积减小和相应较大的压力增加。因此，侧壁能
够向病人人体组织施加较大作用力，而不造成相应较大误差，由于侧壁
高度的改变和外隔膜168形状的改变使得传感器接口腔210中压力增加
而产生误差。
同时，传感器接口组件22允许准确和连续的血压测量。因为血压
脉冲可以通过大的检测面积传送到转换器30，因此传感器接口组件22
不取决于下方动脉上的活动部分168b的精确定位。因此，传感器接口
组件22更加能够在测量时容许病人移动。
另外，传感器接口组件22实现跨过传感器的活动面或部分168b的
零压力梯度，实现转换器与下方动脉之间的零压力梯度，衰减或缓冲平
行于传感器的检测表面的压力脉冲，并且中和下方动脉周围组织的作用
力。传感器接口组件22与病人相接触，并且通过裙边168和活动部分
168b向病人人体组织施加作用力。但是，在接口腔210中的压力基本
上等于通过活动部分168施加的压力。通过裙边168a由传感器接口组
件22施加的剩余作用力被通过侧壁(环164和腔260)传送到顶板150，
该剩余作用力中和或补偿由下方动脉周围的组织所施加的作用力。结
果，传感器接口组件22的几何形状和结构提供裙边168a和活动部分168b
之间的压力的适当比例，以中和下方动脉周围的组织，并且精确地测量
动脉的血压。另外，因为在传感器接口腔210中的流体耦合介质与侧壁
相隔离，因此与下方动脉相平行的压力脉冲、来自下方动脉周围组织的
作用力、以及由侧壁所吸收的其它作用力不被通过流体耦合介质传送到
转换器30。从而，传感器接口组件22还实现转换器30与下方动脉之
间的零压力梯度。
血压测量设备10从由传感器接口组件22所检测的所检测波形压力
幅度和利用所存储的系数组从该压力幅度推导的其它参数确定血压值。
压力幅度被在每个采样点确定。
设备10根据如下公式计算收缩血压值(S)、平均血压值(M)和舒张
血压值(D)：
M＝Fm(P1m，…，Pnm，C1m，…，Cnm)
S＝Fs(P1s，…，Pns，C1s，…，Cns)
D＝Fd(P1d…，Pnd，C1d，…，Cnd)
其中Fm、Fs、Fb是线性或非线性函数，P1m、P1s、P1d、…、Pnm、Pns、
Pnd是从波形压力幅度推导来的参数，并且C1m、C1s、C1d、…、Cnm、Cns、
Cnd是根据临床资料在调训过程中获得的系数。
特别地，设备10根据如下公式计算收缩血压值(S)、平均血压值(M)、
舒张血压值(D)：
M＝C1mP1m+C2mP2m+…+CnmPnm
S＝C1sP1s+C2sP2s+…+CnsPns
D＝C1dP1d+C2dP2d+…+CndPnd
其中P1m、P1s、P1d、…、Pnm、Pns、Pnd是从波形压力幅度推导来的
参数。这些参数可以从波形的形状特性计算或者根据几个波形的特定点
之间的关系从曲线函数计算。该参数还可以根据压紧压力值和波形上的
特定点之间的时间段计算。数值C1m、C1s、C1d、…、Cnm、Cns、Cnd是
根据临床资料在调训过程中获得的系数。
另外，脉率(PR)还可以用如下公式确定：
PR = PR 1 + PR 2 + PR 3 + PR 4 4 ]]>
为了确定脉率，检测四个独立波形或心跳，并且对其进行时间平均
以确定脉率。最好，用于确定脉率的波形包括具有最大压力幅度的波形、
在具有最大压力的波形之前的两个波形以及在该具有最大压力的波形之
后的波形。一旦确定四个波形后，每个波形的脉率被确定。然后，四个
波形的脉率的和被4除，以确定脉率PR。对于每个波形的脉率(PR)被
根据如下公式确定：
图4、5和6示出可以用于计算血压值代表参数。图4示出当随着
时间施加变化压力时由下方动脉所表现出来的一系列示例波形。垂直刻
度以mmHg(毫米汞柱)表示压力，而水平刻度表示在时间上测量的由脉
冲所施加的血压值的各个采样点。在优选实施例中，转换器38产生连
续的电信号，表示以128次每秒的速度采样的波形压力。
在优选实施例中，由传感器接口组件22施加的压紧压力(在图1和
3中示出)被变动经过增加的压紧压力的预选范围。最好，压紧压力的变
动范围一般从约20mmHg开始。然后，该压紧压力(在可听或视觉反馈
的提示或指导下)稳定增加。最好每个变动范围在约20mmHg的初始压
紧压力与在以前变动过程中具有最大压力幅度的波形的约150％的平均
压紧压力的最后压紧压力之间。
根据压紧压力的每次变动过程中所检测和所采用的压力波形信号或
者由转换器30所产生的数据，微处理器44从所推导的参数和存储的系
数组推导用于计算血压值的预选参数。如图4中所示，参数可以直接从
绝对波形压力中推导而得，该绝对波形压力与压紧压力一样随时间而变
化。该参数可以从波形的形状推导而得，波形的形状包括特定波形的斜
率、在所选采样点的绝对压力、到波形上的所选采样点的上升时间以及
对应于波形上的特定采样点的压紧压力。可以看出，各种参数可以从图
4中所示的绝对波形压力推导而得。参数还可以基于特定的点或采样点
的函数。
图5示出图4中所示的多个波形500的数值或参数如何用于推导其
它参数。图5示出几个数据点510。每个数据点510表示从图4中所示
的变动得到的所选波形。曲线520是通过把点510拟合到预选函数或关
系所推导而得的。然后从曲线520推导出象峰值530这样的参数。可以
看出，象斜率这样的各种其它参数可以从曲线520推导出来。从曲线520
推导出来的参数最终基于图4中所示的压力波形500，该压力波形是从
来自转换器30的所检测压力波形数据或信号产生的。但是，由于曲线
520是用多个波形500推导的，因此从曲线520推导的参数表示多个波
形之间的全部关系。换句话说，从曲线520推导的参数表示多个波形
500(图4中所示)相互之间的关系。数据点510表示校正的相对波形压力。
可以看出，象曲线这样的函数还可以利用图4中所示的绝对波形压力数
值推导而得。
波形被通过从波形的绝对压力减去压紧压力而“校正”，以产生相
对波形压力(或者称为幅度)。校正波形消除了在每个波形或心动周期过
程中由连续施加到动脉上的增加的压紧压力导致的波形特征。
在设备10的应用中，用户可能不施加线性增加的压力。设备10记
录该幅度和压紧压力。即使这些心跳不按照次序记录，即，具有相应较
高的压紧压力的心跳被在具有较低压紧压力之前记录，微处理器44仍
然可以产生所需的参数并计算压力。
图6还示出其他参数，其可以从图4中所示的波形压力数值推导出
来。图6示出从波形500选择的波形600。波形600最好是具有最大放
置或最大压力幅度的波形。另外，波形600可以是任何波形500(在图4
中示出)，例如紧接着在具有最大压力的波形之前或之后的波形。如图6
中所示，波形600被校正使得起始点602和结束点604具有相同的绝对
波形压力值。如进一步由图6所示，波形600被水平和垂直地按比例标
度以消除从波形600推导的参数的增益。最好，波形600被在水平(b)轴
上从0到21标度，从起始点602开始到结束点604结束。最好，波形
600被从0到1垂直标度，从其底部开始到其峰值结束。因为波形600
被水平和垂直地标度，因此参数可以被从波形600推导用于计算血压
值，而没有影响所计算血压值的特定病人的增益。增益是由于在动脉中
的实际压力与在手腕或人体组织表面所检测的压力之间的差别所造成，
该差别是由于中间组织的变化特性所造成的。标度波形600消除了由各
个病人所表现的任何增益。通过利用标度值来在表现600上定位相应点
或波形压力幅度，在波形600上的点一律地对应于由其他病人所表现的
波形上的相同点。
如图6所示，各种参数可以从标度的校正波形600推导而得。如图
6所示，这种参数包括在所选择点沿着垂直y轴的波形600的宽度、在
所选择点沿着水平b轴的各个波形压力幅度的比率、从在点602的波形
600开始处到所选择点的沿着垂直y轴的上升时间或经过时间。另外，
几个其他参数还可以从波形600推导出来，这些参数例如斜率和其他形
状特征。
一旦要被用于计算血压值的参数被选择时，必须确定对应于每个参
数的系数。系数表示特定参数组与要从特定参数组确定的结果血压值之
间的关系。系数最初从对具有已知血压的病人的临床试验确定。一般，
该已知血压值是用A-线或其他方法确定的，尽管这些方法难以准备、
昂贵并具有医疗风险，但是通常较准确。当用A-线或其他方法确定血
压时，传感器接口组件22被置于病人的下方动脉之上。变化的压力被
施加到具有已知血压的病人的动脉上。如上文所述，转换器30产生表
示动脉压力波形的所检测压力波形信号或数据。微处理器44接收所产
生的检测压力波形数据并从所所检测的压力波形数据推导出预选参数。
然后，用所选参数的推导值和已知血压值确定系数。对应于每个所选参
数的每个系数是已知血压值和所推导参数的一个函数。最好，对几个病
人进行临床试验以确定该系数。一旦获得，该系数被存储用于非侵入地
计算其他病人的血压值，而必使用更加耗时、昂贵和危险的A-线方法
并且不使用通常更加不准确的常规血压测量方法。每个特定的系数最好
被确定以用于从所有病人的推导病人参数计算血压值。另外，各个独立
系数可以被用于落在特定年龄组或其他从特殊化的组之内特定病人的波
形参数推导而得的血压值。
除了示出可以从波形压力数据推导参数的各种方法之外，图4、5
和6还示出用于在各个压紧压力变动过程中计算特定病人的收缩血压、
平均血压和舒张血压值。根据本发明的优选方法，一个变动、连续变化
的压紧压力被施加到下方动脉上。最好，在每次变动过程中施加的压紧
压力从约20mmHg开始并随时间上升，直到在识别出具有最大的极大
压力的波形之后的至少两个波形由传换器30所检测为止。根据表示图
4中代表性地示出的波形的所产生的检测压力波形数据，微处理器44
利用所存储的系数组计算收缩血压、平均血压和舒张血压。收缩血压(S)
利用如下公式来计算：
S＝C1sP1s+C2sP2s+C3sP3s+C4sP4s+C5sP5s+C6sP6s+C7sP7s+C8sP8s+C9s
系数C1s-C9s是所存储的根据本发明的较先描述的方法而确定的系
数。C9s是补偿值。参数P1s和P2s是从相对波形压力幅度推导而得的，
该相对波形压力幅度对应于从图6中波形600所表示的标度和校正心跳
取出的标度数值。最好，参数P1s是由波形600上对应于沿着水平轴的
标度值b1的波形压力幅度除以波形600的最大波形压力幅度或峰值(点
606)所定义的比率。参数P2s最好是由波形600上对应于沿着水平b轴
的标度值b3的点608的波形压力幅度除以波形600的最大波形压力幅
度或峰值(点606)所定义的比率。
参数P3s是从波形的开始处到沿着波形600对应于特定垂直标度值
的特定点之间的上升时间或持续时间。最好，参数P3s是从波形的开始
处到波形600上的点610的上升时间或持续时间，点610是具有约为波
形600的最大压力幅度或峰值(点606)的高度的0.18倍的垂直高度。上
升时间和持续时间如图6中的612表示。
参数P4s是具有最高峰值或最大压力的未校正波形500a(图4中示出)
的平均压力。参数P4s由点700在图4上表示。参数P5s是紧接着在具有
最大的极大压力的未校正压力波形之后的未校正压力波形的收缩点。参
数P5s由图4上的点710所表示。
参数P6s是从象由多个波形500(图4中所示)的数值推导的曲线这样
的函数取出的参数。最好，参数P6s是图5中所示的曲线520的峰值压
力。该峰值由点530所表示。曲线520最好是通过把波形500(图4中示
出)的相对波形压力幅度拟合到如下函数或数学表达式而产生，该函数
为：
幅度＝exp(ax2+bx+c)
其中x＝每个压力波形的平均压力幅度。
参数P7s是表示波表600的宽度(由点616和618之间的片段614所
表示)的时间值，其对应于波形600的最大压力或峰值(点606)的所选百
分比。点616和618之间的持续时间通过计数在波形600上的点616和
618之间的由监视器26所取得样本数而确定。最好，参数P7s是在约为
0.9A的高度处波形600的宽度，其中A是波形600的最大波形压力幅
度(点606)。
参数P8s是是紧接着在具有最大的极大压力或峰值的波形500a之后
的未校正波形500c的最大斜率。
平均血压值(M)是用如下公式计算的：
M＝C1mP1m+C2mP2m+C3mP3m+C4mP4m+C5m
系数C1m-C5m是所存储的根据本发明的较先描述的方法而确定的系
数。C5m是补偿值。参数P1m和P2m是从相对波形压力幅度推导而得的，
该相对波形压力幅度对应于从图6中波形600所表示的标度和校正心跳
取出的标度数值。最好，参数P1m是由波形600上对应于沿着水平轴的
标度值b9的波形压力(点620)除以波形600的最大波形压力幅度或峰值
(点606)所定义的比率。类似地，参数P2m是由波形600上对应于沿着水
平轴的标度值b13的波形压力(点622)除以波形600的最大波形压力幅度
或峰值(点606)所定义的比率。
参数P3m与用于计算收缩血压的参数P4s相同。参数P4m与用于计算
收缩血压的参数P6s相同。
舒张血压值(D)用如下公式计算：
D＝C1dP1d+C2dP2d+C3dP3d+C4dP4d+C5dP5d+C6dP6d+C7dP7d+C8d
系数C1d-C8d是所存储的根据本发明的较先描述的方法而确定的系
数。系数C8d是补偿值。参数P1d是从相对波形压力幅度推导而得的，
该相对波形压力幅度对应于从图6中波形600所表示的标度和校正心跳
取出的标度数值。最好，参数P1d是由波形600上对应于沿着水平轴的
标度值b12的波形压力幅度(点624)除以波形600的最大波形压力幅度或
峰值(点606)所定义的比率。
参数P2d与用于计算收缩血压的参数P3s相同。最好，参数P3d是点
628和630之间的片段626的宽度。最好，点626和628是沿着波形600
位于0.875A高度处的点，其中A是波形600的最大压力幅度(点606)。
参数P3d的时间或宽度是通过计数由转换器38所产生的位于波形600上
的点626和628上方的各个波形压力幅度信号或者样本而确定。如果点
626和628落在各个波形压力幅度信号或样本之间，则采用插值来确定
参数P3d的时间宽度。
参数P4d与用于计算收缩血压的参数P4s与相同。参数P5d和P6d是
从图4中所示的绝对波形压力计算的。最好，参数P5d是具有最大的极
大压力值的未校正波形的舒张压数值。该舒张压数值由点720所表示。
参数P6d是紧接着在具有最大的极大压力幅度或峰值的波形(波形500a)
之后的未校正波形(500c)的舒张压数值。参数P6d由图4上的点730所表
示。
参数P7d从图4中所示的绝对波形压力推导而得。为了推导参数P7d，
沿着各个波形500的部分的斜率被确定。参数P7d是施加到下方动脉的
压紧压力，它对应于在具有最大斜率校正幅度的特定波形上的点。波形
的斜率校正幅度是通过把其幅度与整个波形500上的的最大斜率相乘，
并且把该结果除以对应于各个波形的斜率而获得。可以看出，各种改变
参数还可以用于在本发明的方法下计算血压数值。
在本发明的优选实施例中，还采用在1996年7月31日申请的序列
号为08/690,617的名为“分段估计方法”和在1996年7月31日申请的
序列号为08/690,627的名为“心跳开始检测器”中所述的波形分析。
总而言之，手持非侵式血压测量设备10提供现有的非侵入式血压
测量技术的多个重要优点。首先，设备10较小并且易于用在许多不同
环境中。例如，经常需要在运动的环境中测量血压，例如当医生和护士
忙于事故现场周围时，或者当要运送病人时。需要使用套子的现有技术
不适用于这些环境。
第二，设备10允许在非常短的时间内读取压力。现有技术方法可
能需要花一分钟或更多的时间来得到一个读数，而设备10一般在几秒
中之内提供压力的读数。
第三，设备10易于使用。利用可听或视觉反馈，用户非常快地学
会如何施加作用力，以获得血压读数。
第四，尺寸小、读取快、和易于使用的特点使得设备10在用户测
量其自身的血压方面的应用特别吸引人。
尽管，本发明已经参照优选实施例进行了描述，但是在本领域内的
专业技术人员将认识到可以在形式和细节上作为改变而不脱离本发明的
精神和范围。例如，尽管已经利用线性方程和所存储的系数描述了根据
波形参数的血压数值确定方法，但是根据本发明还可以使用采用非线性
方程、查找表、模糊逻辑和神经网络的其他方法。在其他实施例中，以
受控速率释放作用力的机械设备(例如，气筒)可以被使用，以有助于控
制由设备10所施加的压力变动。在这些实施例中，该释放设备可以参
照该设备所用在的手部或身体部位。释放速率而提供在所施加压力中的
变动，而不需要用户控制施加的作用力。该释放速率可以由用户所调节，
以补偿脉率。
在其它实施例中，可以使用补偿非线性压紧压力变动的算法。这是
通过记录压紧压力和脉冲形状而实现的使得该操作不执行线性变动。只
要有在变动的范围上记录的几个脉冲形状，则可以构成线性变动，而与
它们被记录的次序无关。