專利名稱：增強和分析來自連續(xù)無創(chuàng)血壓設(shè)備的信號的裝置和方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明一般地涉及測量血壓的方法，更具體地涉及增強血壓信號的連續(xù)無創(chuàng)(non-invasive)動脈血壓(CNAP)測量。
背景技術(shù)：
脈搏輪廓分析(pulse contour analysis,PCA)是計算來自血壓脈搏、特別是來自
脈搏波的輪廓的參數(shù)的處理。PCA由測量血壓(BP)開始。血壓可以通過許多方法測量。作為一個示例，標(biāo)準(zhǔn)無創(chuàng)血壓計(non-invasivesphygmomanometer,NBP)可以放置于上臂或手腕上。NBP將壓力施加于動脈,導(dǎo)致其收縮并限制血流。當(dāng)壓力解除時，血流在動脈中恢復(fù)，可以測量心臟的收縮和舒張血壓。NBP間歇并且不連續(xù)地測量BP，所以它不能用于PCA。用于測量血壓的另一種設(shè)備是用于測量光體積描記(photo-plethysmographic,PPG)信號的具有紅外光源和光檢測器的指套(finger cuff)，該信號也可以從脈搏血氧儀(pulse oximetry)得知。該PPG信號被提供到在指套中產(chǎn)生反向壓力的控制系統(tǒng)中。眾所周知，當(dāng)PPG信號保持恒定時，該反向壓力等于動脈內(nèi)壓。因而，測量了該間接等于動脈內(nèi)壓的反向壓力。這種方法被叫做“血管卸載技術(shù)(Vascular Unloading Technique) ”,并且該連續(xù)壓力信號可以用于PCA。例如也可以使用諸如動脈內(nèi)導(dǎo)管的有創(chuàng)設(shè)備(invasive device)來測量血壓。動脈內(nèi)傳感器具有較高的頻率傳輸(高達(dá)200Hz)并且因此可以用于PCA?？梢詮陌坎敵隽?stroke volume, SV)、心輸出量(cardiac output,CO)、搏出量變化(stroke volume variation,PPV)、脈壓變化(pulse pressure variation,PPV) >以及總外周阻力(total peripheral resistance,TPR)的脈搏波的輪廓來計算某些示例參數(shù)。此外，PCA可以用于洞察人體血管性能(例如動脈硬度)的其它測量。因而，希望測量的血壓信號盡可能精確。有創(chuàng)設(shè)備具有過于令人不安和使患者疼痛的缺點，但是來自無創(chuàng)設(shè)備的信號有信號的逼真度或精確度的問題。

發(fā)明內(nèi)容
公開了增強血壓信號逼真度的系統(tǒng)和方法。在一個實施例中，公開了一種用于確定血壓輪廓曲線的方法，包括將光體積描記(PPG)系統(tǒng)放置于人體手指的動脈處，所述PPG系統(tǒng)基于所述動脈的容量產(chǎn)生PPG信號，所述PPG系統(tǒng)包括至少一個光源和至少一個光檢測器，修改所述PPG信號中具有頻率高于預(yù)定閾值頻率的分量，以及使用所修改的PPG信號計算血壓信號。在另一個實施例中，公開了一種用于確定血壓輪廓曲線的計算設(shè)備。所述計算設(shè)備包括壓力指套，放置于人體手指的動脈處，所述指套包括具有至少一個光源和至少一個光檢測器的PPG系統(tǒng)；壓力傳感器；以及控制器，用于控制所述指套中的壓力。所述PPG系統(tǒng)基于所述動脈的容量產(chǎn)生PPG信號，并且使用所述PPG信號計算壓力信號，以及將所述壓力信號施加于指套和手指。所述計算設(shè)備修改所述PPG信號中具有頻率高于預(yù)定閾值頻率的分量，并使用所述指套壓力以及所修改的PPG信號來計算血壓信號。在又一個實施例中，公開了一種用于消除連續(xù)無創(chuàng)動脈血壓設(shè)備的不需要的信號內(nèi)容的方法。所述方法包括將具有光體積描記(PPG)系統(tǒng)的指套放置于人體手指的動脈處，所述PPG系統(tǒng)基于所述動脈的容量產(chǎn)生PPG信號，從所述PPG信號中消除所述PPG信號的不需要的部分，并從所述PPG信號的剩余部分重建所述PPG信號。


此處參考附圖對本發(fā)明的示例實施例進行了描述，其中圖I示出用于測量血壓的使用光體積描記(PPG)系統(tǒng)控制指套(cuff)壓力的血管卸載技術(shù)(VUT)控制系統(tǒng)的現(xiàn)有技術(shù)。圖2描述不同的恒定指套壓力下的PPG信號v(t)之間的傳遞函數(shù)。圖3示出在搜索(開環(huán))和測量(閉環(huán))模式下的余留PPG信號v(t)的脈沖示例。圖4示出以不同的控制增益和概念使用不同頻率范圍的框圖。圖5是校準(zhǔn)方法的框圖。圖6示出由于動脈的血管收縮導(dǎo)致的余留PPG信號v(t)中的變化。圖7描述具有一個時間變化輸入信號和若干輸入?yún)?shù)的脈沖輪廓分析(PCA)的現(xiàn)有技術(shù)。圖8是新的PCA方法和設(shè)備的框圖。圖9示出可以根據(jù)本申請所述的系統(tǒng)和方法使用的計算設(shè)備示例。
具體實施例方式描述了測量和增強血壓(BP)信號的系統(tǒng)和方法。這個修改的更精確的信號因而可以用以更精確地計算患者的多種參數(shù)，例如，諸如每搏輸出量、心輸出量、總外周阻力、以及動脈硬度。該方法提取已知的“血管卸載技術(shù)”的光體積描記(PPG)信號的交流(AC)分量。這個信號與被測壓力信號結(jié)合，用作脈搏輪廓分析(Pulse Contour Analysis,PCA)的
第二輸入。圖I示出典型的VUT系統(tǒng)100及其控制原理。VUT系統(tǒng)100用于獲得PPG信號，其可以用以控制指套壓力，該指套壓力等于連續(xù)動脈血壓。VUT系統(tǒng)100包括位于指套102內(nèi)的“光體積描記(PPG) ”系統(tǒng)，該系統(tǒng)具有一個或多個光源104和一個或多個光檢測器106。將PPG信號提供到在指套102中產(chǎn)生壓力的控制系統(tǒng)114。在操作中，人體手指108放置于指套102中。指套102測量手指108的動脈110中的血量。在心臟收縮期，當(dāng)手指108中的血量增加時，控制器114增加指套102的壓力Pc;uff(t)，直至通過指套的壓力而擠出過量的血量。另一方面，在心臟舒張期，手指中的血量減少，并且因此控制器144減小Pc;uff(t)，所以動脈中的總血量保持恒定。由于血量隨時間保持恒定，即v(t)隨時間保持恒定，指套壓力Pc;uff(t)和動脈內(nèi)壓part(t)之間的壓力差為零。因此，Part (t)等于指套壓力Peuff⑴，Pc;uff⑴例如可以利用壓力計(壓力測量儀)測量。因此，動脈內(nèi)壓part(t)本身是間接測量的，并且獲得反映測量區(qū)域(即，手指)中的動脈血量變化的PPG信號V (t)。由于PPG信號保持恒定，反向壓力消除了動脈血量變化，并且動脈的直徑也是恒定的。因此，在測量期間保證了動脈注入，而在靜脈中從指尖返回的血量略微減少。由于多種原因，這樣的間接測量可能不精確。例如，由于指套中的壓力可能不能實時追蹤動脈中的壓力，V(t)不是真正恒定的。因而，當(dāng)指套壓力追蹤動脈內(nèi)的壓力時，v(t)呈現(xiàn)類似于交流(AC)的分量(稱作VAC(t))。VUT方法由于其產(chǎn)生壓力信號而依靠它們的 閥系統(tǒng)。典型地，這樣的閥系統(tǒng)的上限截止頻率限定于15-40HZ。因此，指套中的反向壓力Pcuff (t)通常比產(chǎn)生vAC(t)的信號源慢。如從指套到組織(tissue)的連結(jié)、從泵到閥系統(tǒng)和從閥系統(tǒng)到指套的空氣供應(yīng)等的附加因素限制了控制系統(tǒng)。這些因素限制了 VUT并導(dǎo)致剩余的vAe(t)。此外，脈壓取決于從根據(jù)“PhysioCal ”標(biāo)準(zhǔn)或者經(jīng)驗地選擇的最大PPG信號幅度Vfflax (t)而計算的控制回路增益。這些增益不能為無窮大，這對于vAe(t)等于零時是必要的。當(dāng)從￥_(0計算時，控制器增益可以不是最優(yōu)的。圖2中示出了對于恒定指套壓力(pcl, pT，pC2)(分別為線2b，2a，2c)的Pcuff (t)、Part⑴和 ⑴之間的基本機制。典型的S型p-v傳輸曲線取決于Pc;uff而產(chǎn)生不同的PPG 目號v(t)。眾所周知，vAC(t)的幅度取決于Peuff并且最聞為Peuff =平均BP。對于不同的Poiff有不同的V⑴形狀。注意PPG信號的反向特性。來自光源104的光被血液吸收。手指中的血液越多(即，在心臟收縮期間)，穿過手指照射的光越少，并由光檢測器106檢測的光也越少。真實的平均BP如下計算(對于模擬信號和時間序列)
I frI N~lmeanBP = -· \art{t)dt =—■ YjPi(I)
Z=O其中T是脈沖間隔(秒)并且N是跳動樣本Pi的數(shù)量。在實際測量開始前，在VUT設(shè)備的搜索模式中使用恒定的Peuff檢測平均BP。當(dāng)PPG幅度vAC；(t)最大時，Peuff表示平均BP。這個起始的Peuff是所謂的起始置位點(setpoint)
Ptoo在測量模式期間，控制系統(tǒng)的回路關(guān)閉，也就意味著Peuff關(guān)于v(t)交替變化并且取決于控制器增益g。根據(jù)VUT原理，vAJt)的幅度減小到最小。理想地，vAe(t)為零，但這是不可能的，因為增益是實際值并且不為無窮大，并且存在閥截止頻率。圖3示出Pc;uff圍繞置位點ρτ交替變化并由v(t)控制的機制?？刂茥l件是保持v(t)恒定，并且因此保持手指內(nèi)的血量恒定。這僅可以對vAC(t)的最小幅度實現(xiàn)。注意控制系統(tǒng)的反向特性。由于PPG信號的反向特性，v(t)的增加會降低Peuff，并且V⑴的減小會增加Pmff。
在某些實施例中，具有多于一個控制回路是有利的。圖4示出這樣的控制系統(tǒng)的框圖。在這個典型實施例中，v(t)分成不同的頻率范圍。用具有截止頻率和fw的濾波器獲得脈動(pulsatile) vAe(t)、低頻Vlii⑴和超低頻vVIjF(t)。更有利的是三個頻率范圍具有不同的增益gAe、gu和gv『這允許應(yīng)用到v(t)的增益有最佳增益?？梢詫⑹Ｓ嗟拿}動PPG信號vAC (t)、以及其它V (t)的頻帶、以及控制系統(tǒng)的狀態(tài)變量(例如增益、截止頻率等)用于多變量傳遞函數(shù)T，其可以用于將被測Pc;uff (t)增強為P++(t)。等式(2)是當(dāng)使用η個控制回路時更普遍的公式p++(t) = P (t) +T [V1 (t) , V2 (t). . . vn (t) ;g1 g2. . . gn ;fcl, fC2· · · fcJ (2)已經(jīng)示出了低于0. IHz的頻率范圍對p++(t)沒有貢獻(xiàn)。用于在圖4中描述的實施例的等式⑵將作如下簡化，因為僅vAe(t)和\F(t)對有意義的信號有貢獻(xiàn)p++(t) = p(t)+T[vAC(t) , vLF(t) ；gAC, gLF ；fLF, fVLF] (3)當(dāng)采用正確的置位點時可以使用線性函數(shù)?？梢匀鐖D2-4中所見，在正確的置位點，Pt是斜率最大的點，并且因此達(dá)到最大的脈動Vm: (t)、低頻Vlp (t)和超低頻Vvlp (t)?？梢越凭€性插值p++ (t) = ρ (t) +T [vAC (t) · gAC vLF (t) · gLF](4)其中T表示線性插值后的剩余傳遞函數(shù)。在一個示例中，T可以是不同的線性化的v(t)*增益倍數(shù)之間的不同比例因數(shù)的矢量。由于生理原因，當(dāng)在不同的位置(即手指、上臂、腕、腿等)上測量時，脈沖波形不同。這樣，因為在手指動脈110中的血壓測量不同于在人體其它區(qū)域測量的血壓，所以手指動脈血壓設(shè)備與標(biāo)準(zhǔn)設(shè)備相比缺乏精確性。一種增強VUT壓力信號Peuff (t)并因而增加信號的精確性的方法是將在手指上測量的信號V與標(biāo)準(zhǔn)上臂血壓計(NBP)進行校準(zhǔn)。這樣做的一個原因是在手指動脈上測量的BP相對于上臂而言存在內(nèi)在生理的和流體靜力的差別，因為上臂很接近心臟水平面而手指可以在任一地方。此外，BP的脈壓(PP)取決于控制循環(huán)增益，并且這些增益是來自控制系統(tǒng)而不是生理的參數(shù)。當(dāng)根據(jù)“physiocal”標(biāo)準(zhǔn)從最大vAe(t)幅度確定增益時,這個幅度取決于實際的血管張力(血管收縮或血管舒張)。這不具有關(guān)于BP的信息。當(dāng)通過增加增益直至系統(tǒng)開始以共振頻率擺動而經(jīng)驗地選擇增益時，這個(這些)增益也取決于血管張力和系統(tǒng)條件。這同樣不具有關(guān)于BP的信息。最大vAC(t)幅度僅表示搜索模式中的恒定指套壓力等于平均BP。由于這個值取決于實際的血管張力(血管收縮或血管舒張)，所以它本身大致相當(dāng)于“門牌號碼”，并且因此取決于待測患者的植物神經(jīng)系統(tǒng)的狀態(tài)。校準(zhǔn)方法包括沿直線轉(zhuǎn)換信號p++ (t) = k*pcuff (t) +d(5)其中可以從NBP值如下計算k和d :
,SBP-DBP~ sBP-dBP(6)d = SBP-k · sBP(7)其中SBP和DBP是從NBP校準(zhǔn)設(shè)備(即，上臂血壓測量指套)測量的心臟收縮和心臟舒張的值，并且sBP和dBP是從未校準(zhǔn)的指套測量的心臟收縮和心臟舒張的值。
這種方法缺乏精確性，因為斜率k不僅是縮放的BP脈搏，而且是低血壓和高血壓性發(fā)作。這個BP趨勢不需要人工放大，因為平均BP是由改進的VUT系統(tǒng)正確地檢測的。高的k值會高估BP趨勢,例如，k = 2時，40mmHg的BP下降可能會顯示為80mmHg。甚至這種方法也會顯示負(fù)值。此外，這種方法放大BP的自然節(jié)奏(例如，O. IHz的Traube-Hering-Mayer波)，并且使其看上去非常不像生理結(jié)果。圖5示出進一步改進由PPG系統(tǒng)測量的信號的精確度的方法。方法僅包括將具有高于某個閾值(例如，O. 3Hz)的頻譜的信號分量乘以斜率k。低于截止頻率的信號分量保持不被放大。此外，加上偏置d。這樣，放大公式如下表示p++(t) = k*pAC (t)+pLF (t)+d(8)其中pAC(t)是被測血壓的具有高于閾值頻率的頻率的分量，并且Pw(t)是被測血壓的具有低于閾值頻率的頻率的分量。脈沖波頻譜本身高于實際的脈搏率或者脈搏頻率。對于正常的每分鐘跳動60次的脈搏率，脈搏頻率是IHz，并且這個頻率在人體中會回落至O. 5Hz (每分鐘跳動30次)。當(dāng)采用傳遞函數(shù)從而傳遞脈搏的波形(例如，從手指到上臂的波形)時，這個傳遞函數(shù)以其可能的最低跳動頻率的頻率范圍開始，最低跳動頻率近似為O. 3Hz。低于這個頻率的傳遞函數(shù)可以是恒定的。如果該傳遞函數(shù)取決于脈搏頻率，將會更有利。這可以通過將秒標(biāo)準(zhǔn)化為心臟跳動來實現(xiàn)。Pbrach (t) = Tnorm (p++(t))=Pbrach (t) = Tnorni (k*pAC(t)+pLF (t)+d)=pbrach (t) = pLF (t)+d+Tnorni(k*pAC(t))(9)如從等式(9)可見，由于Tnmi對于較低的頻率是恒定的(例如是1)，僅脈搏頻譜Pac(t)需要轉(zhuǎn)換。這個算法可以是PCA方法的一部分并且在本發(fā)明的設(shè)備中計算。已知的檢測和增強VUT信號的方法的另一個問題是，基本PPG系統(tǒng)不能檢測由血管收縮或血管舒張(血管舒縮變化-vasomotoric changes)引起的血量的變化，其可以例如由藥物引起。換句話說，本系統(tǒng)不能在由血管活動(vasoactivity)引起的v(t)的變化相對于實際血壓變化之間進行區(qū)分。因而，為了進一步增強BP波形，可以使用算法來檢測由于血管舒縮變化導(dǎo)致的血管中(例如手指動脈中)的變化。該算法在低于
O.02Hz的超低頻(VLF)帶中增加了 BP頻帶，其中血管舒縮活動起作用。這個VLF頻帶低于Traube-Hering-Mayer波(O. IHz)和呼吸頻率(約O. 2Hz)。注意在本文件中，由于Traube-Hering-Mayer波和呼吸頻率二者被看作是在所謂的LF回路內(nèi)，因此這兩個生理頻率被稱為LF帶。這個VLF頻帶被來自生理的或藥物感應(yīng)的血管收縮或血管舒張的血管舒縮變化擾亂。圖6示出由于血管收縮導(dǎo)致的典型的V (t)變化，其用一個新的S型傳遞函數(shù)來表示。Pcuff停留在置位點Pn盡管置位點Pt2才是正確的。幅度減小，但是血管收縮同樣在波形中產(chǎn)生更顯著的變化。這種行為用于重建VLF頻帶。這些血管活動可以導(dǎo)致生理BP變化。通過VLF頻帶的消除和重建增強BP信號。當(dāng)在找到起始置位點Ptci并且為搜索模式中的至少一個控制回路確定至少一個增益系數(shù)之后關(guān)閉控制回路時，這個算法與其功能性一起開始。Ptci等于實際的平均BP。如上所述，控制系統(tǒng)的增益不能為無窮大并且因此vAC⑴不為零。這樣，Peuff不準(zhǔn)確地等于口啦。如果Vac (t)是負(fù)的(心臟收縮部分)，Pcmff跟隨Part (Peuff < Part)。當(dāng)VAC(t)在其正(心臟舒張)半波時，Pcuff引導(dǎo)Part (Peuff > Part)?？紤]增益設(shè)置為零的示例。在這種狀況下，可如圖2a所見，Ptci和Praff處于平均BP，并且vAe(t)具有其最大幅度。在負(fù)曲線下的區(qū)域等于跳動的正半波下的區(qū)域。因而，與指示平均BP的Peuff相比，Part時而較大時而較小(as often greater as lower)。這指示置位點Ptci是正確的。因此，這種現(xiàn)象可以用于置位點追蹤。當(dāng)交替信號的負(fù)半波和正半波相等時，下列公式成立[ vAC(t)dt = 0(10)
t = 0當(dāng)一個跳動中的vAC(t)的積分不為零時，波形變化。圖2描述了這種現(xiàn)象2a示出(t)的正半波和負(fù)半波相等，2b示出有低置位點和較大負(fù)半波的信號，并且2c示出具 有高置位點和較大正半波的信號。等式(10)為第η個跳動計算控制偏差Pn，其指示置位點變化
KPn= \vACit)dt(11)
tU-I其中Pn = O- >置位點正確Pn < O- >置位點低Pn > O- >置位點高當(dāng)增益不為零時，這種現(xiàn)象也是真實的，Peuff引導(dǎo)并跟隨Part，并且vAC⑴被最小化。當(dāng)S型p-v傳遞函數(shù)由于血管收縮變化而變化時，這種現(xiàn)象也是真實的?，F(xiàn)在，比例控制偏差P用于VLF頻帶的重建。對此，同樣需要積分部分(integralpart) I，并且第η個跳動的新置位點如下
ηpTn =PT0+gi 'Y4Pn+gp-Pn(12)
O根據(jù)脈動部分的增益gA。、并根據(jù)生理節(jié)奏來確定控制回路增益gl和gP。這個追蹤(或重建)算法用允許高通濾波器(例如，數(shù)字濾波器)消除VLF頻帶。所有(例如)低于O. 02Hz的頻譜都被消除，僅使用LF頻帶和脈動交流分量。注意，通過將被測PPG信號v(t)減去(t)而不是減去信號vD。的直流(DC)分量而計算vAe(t)。圖7示出具有一個單一時間變化輸入信號、動脈內(nèi)導(dǎo)管或無創(chuàng)設(shè)備、以及若干輸入?yún)?shù)的現(xiàn)有技術(shù)PCA。當(dāng)對PCA使用VUT時，pcuff不等于part。這由剩余PPG信號vAC(t)指示。此外，控制系統(tǒng)的狀態(tài)變量指示血管舒縮變化。也可以使用剩余的信息增強PCA算法。不能使用標(biāo)準(zhǔn)PCA方法，因為其必須用如vAC⑴的附加輸入信號以及用于確定置位點Pt(其等于平均BP)的信號來擴展。有意義的信號可以是指示置位點是否由于血管舒縮變化而必須被校正的Pn。另外的狀態(tài)變量可以用于確定血管特性。圖8表示PCA方法和設(shè)備的框圖。VUT部分提供狀態(tài)變量以及壓力Peuff (t)、vAC(t)、和pn。所述方法也可以包括用于計算增強的壓力信號p++的方法。此外，所述方法計算PCA參數(shù)，如C0、SV、SVV、PPG、動脈硬度等，并且提供和顯示這些參數(shù)和p++。另外，所述方法可以從標(biāo)準(zhǔn)NBP獲得間歇的BP讀數(shù)(如心臟收縮BP、平均BP和心臟舒張BP)。此外，所述方法可以提供有來自為了知道該設(shè)備的比例因數(shù)而具有IBP輸入的另一個設(shè)備的激勵電壓。與僅有一個壓力或PPG輸入的現(xiàn)有PCA相比，由于PCA方法具有多個輸入信號,現(xiàn)在的PCA方法是多端口網(wǎng)絡(luò)或算法。PCA方法處理這樣的多個輸入。所述方法的一個實施例是順序模式，其中首先計算P++并且將其接著用于標(biāo)準(zhǔn)PCA。用這種方法，關(guān)于血管舒縮變化的信息可能會丟失。因而，優(yōu)選實施例使用線性和非線性多端口算法。另外，這些算法可以計算來自輸入時間序列的信號標(biāo)記，其可以是(例如)在曲線下的區(qū)域或曲線的一部分、信號的工作循環(huán)、比率(例如，(平均BP-心臟舒張BP)/(系統(tǒng)BP-心臟舒張BP))、心臟舒張衰減、信號和對數(shù)信號統(tǒng)計動量的線性回歸等。這些標(biāo)記可以與人體測量的患者信息(如身高、體重、年齡、性別，等)和通過VUT控制系統(tǒng)及其狀態(tài)變量而獲得的信息一起用于PCA參數(shù)的計算。所述計算可以由多元多項式方程實現(xiàn)。這種多元方程的權(quán)重可以由生理的先驗信息確定，或者利用使用
訓(xùn)練集的機器學(xué)習(xí)方法來訓(xùn)練。也可以將所述方法結(jié)合使用高度校正系統(tǒng)來增強血壓信號。這樣的高度校正系統(tǒng)可以包括充液管，其中液體的密度相當(dāng)于血液的密度。管的一端放置于心臟水平，且另一端放置于指套上。阻止液體漏出的自由浮動隔膜可以連接于軟管的心臟端。在手指端并且直接連接到液體的壓力傳感器測量流體靜壓差。可以構(gòu)建這個高度校正系統(tǒng)的壓力傳感器，使得產(chǎn)生傳感器位置上的頻率或數(shù)字信號并將其提交到整體控制系統(tǒng)。期望將上述增強或修正的信號提供到其它設(shè)備(例如商業(yè)可用的病人監(jiān)護儀)，因為所有這些設(shè)備都具有用于標(biāo)準(zhǔn)IBP壓力的輸入。因而，無創(chuàng)信號可以顯示于屏幕上并且可以分配到其它監(jiān)視設(shè)備。為了測量動脈內(nèi)血壓(IBP)，多數(shù)病人監(jiān)護儀具有用于壓力傳感器的接口。IBP接口提供用于將血壓信號比例縮放為電壓的激勵電壓。增強的信號也可以數(shù)字分配到另外的設(shè)備或計算機，例如如圖9所描述的。增強的信號可以應(yīng)用于所有計算的值，如SV、CO、SVV、PPV、TPR、動脈硬度等，也可以應(yīng)用于增強的心臟收縮、心臟舒張以及平均BP值。為了確定縮放(scaling)范圍和因數(shù)，病人監(jiān)護儀提供激勵電壓。從說明書中知道最小和最大壓力。激勵電壓可以在本方法中作為輸入，并且可以將p++(t)或pbM;h(t)轉(zhuǎn)換為電壓a++(t),其仿真動脈內(nèi)傳感器的輸出電壓。轉(zhuǎn)換和增強的信號被傳送到其它的設(shè)備?？梢酝ㄟ^本設(shè)備、外部DAC的微處理器/計算機的模擬輸出、或者使用RC濾波器的PWM輸出來提供a++(t)，圖9是示出可以與本申請的系統(tǒng)和方法相關(guān)聯(lián)的計算設(shè)備200示例的框圖。計算設(shè)備200可以執(zhí)行本申請的方法，包括信號的修改、值的計算、以及算法的執(zhí)行。在非?；镜慕Y(jié)構(gòu)201中，計算設(shè)備200典型地包括一個或多個處理器201和系統(tǒng)存儲器220。存儲器總線230可以用于在處理器210和系統(tǒng)存儲器220之間進行通信。取決于需要的結(jié)構(gòu)，處理器210可以是包括但不限于微處理器(μ P)、微控制器(μ C)、數(shù)字信號處理器(DSP)、或其任何組合的任何類型。處理器210可以包括多于一級的緩存(諸如一級緩存211和二級緩存212)、處理器內(nèi)核213、以及寄存器214。處理器內(nèi)核213可以包括算術(shù)邏輯單元(ALU)、浮點單元(FPU)、數(shù)字信號處理內(nèi)核(DSP內(nèi)核)、或其任何組合。存儲器控制器215也可以用于處理器210，或者在某些實施方式中存儲器控制器215可以是處理器210的內(nèi)部部件。取決于需要的結(jié)構(gòu)，系統(tǒng)存儲器220可以是包括但不限于易失性存儲器(諸如RAM)、非易失性存儲器(諸如ROM、閃存等)或其任何組合的任何類型。系統(tǒng)存儲器220典型地包括操作系統(tǒng)221、一個或多個應(yīng)用程序222、以及程序數(shù)據(jù)224。例如，應(yīng)用程序222可以設(shè)計為從PPG系統(tǒng)接收特定輸入并且以這些輸入為基礎(chǔ)做出決定。例如，應(yīng)用程序可以設(shè)計為從PPG系統(tǒng)、NBP、以及其它可能的系統(tǒng)接收輸入。作為輸出，應(yīng)用程序222可以執(zhí)行以上所述的任何方法并且提供逼真度更高的BP信號。計算設(shè)備200可以具有附加的特性或功能，以及使基本結(jié)構(gòu)201之間的通信更便捷的附加接口。例如，總線/接口控制器240可以用于使基本結(jié)構(gòu)201和一個或多個數(shù)據(jù)存儲設(shè)備250之間經(jīng)由存儲接口總線241的通信更便捷。數(shù)據(jù)存儲設(shè)備250可以是可移動存儲設(shè)備251、非可移動存儲設(shè)備252、或者其組合?？梢苿哟鎯头强梢苿哟鎯υO(shè)備的示例包括(僅舉幾例)磁盤設(shè)備(諸如軟盤驅(qū)動器和硬盤驅(qū)動器(HDD))、光盤驅(qū)動器(諸如 壓縮光盤(CD)驅(qū)動器或數(shù)字通用盤(DVD)驅(qū)動器)、固態(tài)驅(qū)動器(SSD)、以及磁帶驅(qū)動器。計算機存儲介質(zhì)示例可以包括在任何用于信息存儲的方法或技術(shù)中執(zhí)行的易失性和非易失性、可移動和非可移動介質(zhì)，諸如計算機可讀指令、數(shù)據(jù)結(jié)構(gòu)、程序模塊、或其它數(shù)據(jù)。系統(tǒng)存儲器220、可移動存儲251以及非可移動存儲252是計算機存儲介質(zhì)的全部示例。計算機存儲介質(zhì)包括但不限于RAM、ROM、EEPR0M、閃存或其它存儲器技術(shù)，CD-ROM、數(shù)字通用盤(DVD)或其它光存儲，磁盒、磁帶、磁盤存儲或其它磁存儲設(shè)備，或者可以用于存儲需要的信息、并且可以由計算設(shè)備200訪問的任何其它介質(zhì)。這種計算機存儲介質(zhì)中的任何一個可以是設(shè)備200的部件。 計算設(shè)備200也可以包括用于使經(jīng)由總線/接口控制器240從各種接口設(shè)備到基本結(jié)構(gòu)201的通信更便捷的接口總線242。示例的輸出接口 260包括圖形處理單元261和音頻處理單元262，其可以配置為經(jīng)由一個或多個A/V端口 263與諸如顯示器或揚聲器的各種外部設(shè)備通信。示例的外圍接口 260包括串行接口控制器271或并行接口控制器272，其可以配置為經(jīng)由一個或多個I/O端口 273與諸如輸入設(shè)備(例如，鍵盤、鼠標(biāo)、筆、語音輸入設(shè)備、觸摸輸入設(shè)備等)或其它外圍設(shè)備(例如，打印機、掃描儀等)的外部設(shè)備通信。示例的通信接口 280包括網(wǎng)絡(luò)控制器281，其可以布置為經(jīng)由一個或多個通信端口 282使通過網(wǎng)絡(luò)通信的一個或多個其它計算設(shè)備290之間的通信更便捷。通信連接是通信介質(zhì)的一個示例。通信介質(zhì)典型地可以通過諸如載波或其它傳輸機制的調(diào)制數(shù)據(jù)信號中的計算機可讀指令、數(shù)據(jù)結(jié)構(gòu)、程序模塊、或其它數(shù)據(jù)來實施，并且包括任何信息傳遞介質(zhì)?！罢{(diào)制數(shù)據(jù)信號”可以是具有以這種方式設(shè)置或改變以在信號中編碼信息的一個或多個特征的信號。通過舉例的方式而不作為限制，通信介質(zhì)可以包括諸如有線網(wǎng)絡(luò)或直接有線連接的有線介質(zhì)，以及諸如聲學(xué)、射頻(RF)、紅外(IR)的無線介質(zhì)和其它無線介質(zhì)。此處使用的術(shù)語計算機可讀介質(zhì)包括存儲介質(zhì)和通信介質(zhì)二者。計算設(shè)備200可以作為諸如手機、個人數(shù)據(jù)助理(PDA)、個人媒體播放器設(shè)備、無線上網(wǎng)設(shè)備、個人耳機設(shè)備、特定應(yīng)用程序設(shè)備、或包括任何上述功能的混合設(shè)備的小型便攜(或移動)電子設(shè)備來實施。計算設(shè)備200也可以作為包括膝上型計算機和非膝上型計算機結(jié)構(gòu)二者的個人計算機來實施。
醫(yī)生習(xí)慣于在心臟水平上獲得的血壓值。由于手指可以處于不同的流體靜壓水平，手指和心臟水平之間的不同可以用這兩個位置之間的充液管校正。因而可以采用高度校正系統(tǒng)，從而消除手指傳感器和心臟水平之間的流體靜壓差。盡管此處參照特定實施例和應(yīng)用對本發(fā)明進行了上述描述，但本領(lǐng)域技術(shù)人員應(yīng)當(dāng)理解，在本發(fā)明構(gòu)思的精神之內(nèi)仍然可以進行變形、修改和改變，并且這也落入所附權(quán)利要求中說明的本發(fā)明的范圍之內(nèi)。
權(quán)利要求
1.一種用于確定血壓輪廓曲線的方法，包括 將光體積描記(PPG)系統(tǒng)放置于人體手指的動脈處，所述PPG系統(tǒng)基于所述動脈的容量產(chǎn)生PPG信號，所述PPG系統(tǒng)包括至少一個光源和至少一個光檢測器； 修改所述PPG信號中具有頻率高于預(yù)定閾值頻率的分量；以及 使用所述PPG信號的至少一個修改的分量計算血壓信號。
2.如權(quán)利要求I所述的方法，其中，將指套施加于所述手指的動脈，所述指套中的壓力由所述PPG信號控制，并且使用所述指套壓力和所述修改的PPG信號計算新的血壓。
3.如權(quán)利要求2所述的方法，其中，修改所述PPG信號中具有頻率高于預(yù)定閾值頻率的分量包括 將所述PPG信號分成具有頻率高于預(yù)定閾值頻率的第一分量以及具有頻率低于預(yù)定閾值頻率的第二分量； 修改所述第一分量；以及 將所修改的第一分量加到所述第二分量，以創(chuàng)建修改的PPG信號； 使用所修改的PPG信號以及所述指套壓力來計算所述血壓信號。
4.如權(quán)利要求2所述的方法，其中，所述修改包括使用通過放置于人體上臂的動脈上的血壓計為血壓獲得的值，校準(zhǔn)所述血壓信號中具有頻率高于預(yù)定閾值頻率的分量。
5.如權(quán)利要求2所述的方法，其中，所述修改包括；將所述血壓信號中具有頻率高于預(yù)定閾值頻率的分量乘以校準(zhǔn)因數(shù)，所述校準(zhǔn)因數(shù)從放置于人體上臂的動脈上的血壓計測量的血壓來計算。
6.如權(quán)利要求2所述的方法，其中，所述閾值頻率約為3Hz。
7.如權(quán)利要求I所述的方法，其中，所述修改包括；從所述PPG信號消除所述PPG信號的不需要的部分，以及從所述PPG信號的剩余部分重建所述PPG信號。
8.如權(quán)利要求2所述的方法，其中，所述計算使用人體測量參數(shù)。
9.如權(quán)利要求2所述的方法，進一步包括從所述血壓輪廓曲線計算生理參數(shù)。
10.如權(quán)利要求9所述的方法，其中，所述參數(shù)通過使用多端口算法來計算。
11.如權(quán)利要求9所述的方法，其中，所述參數(shù)通過使用輸入信號的一個或多個標(biāo)記來計算。
12.一種用于確定血壓輪廓曲線的計算設(shè)備，包括 壓力指套，放置于人體手指的動脈處，所述指套包括具有至少一個光源和至少一個光檢測器的PPG系統(tǒng)； 壓力傳感器； 控制器，用于控制所述指套中的壓力； 其中所述PPG系統(tǒng)基于所述動脈的容量產(chǎn)生PPG信號，使用所述PPG信號計算壓力信號，并且將所述壓力信號施加于所述指套和手指；以及 其中所述計算設(shè)備修改所述PPG信號中具有頻率高于預(yù)定閾值頻率的分量，并且使用所述指套壓力以及所修改的PPG信號來計算血壓信號。
13.如權(quán)利要求12所述的計算設(shè)備，其中，所述計算設(shè)備從所述控制器接收控制狀態(tài)信息。
14.如權(quán)利要求12所述的計算設(shè)備，其中，所述計算設(shè)備從校準(zhǔn)設(shè)備接收信息。
15.如權(quán)利要求12所述的計算設(shè)備，其中，所述計算設(shè)備從另一個設(shè)備接收縮放信息。
16.如權(quán)利要求12所述的計算設(shè)備，其中，所述計算設(shè)備從流體靜力校正系統(tǒng)接收信肩、O
17.如權(quán)利要求12所述的計算設(shè)備，其中，所述計算設(shè)備從患者接收人體測量信息。
18.如權(quán)利要求12所述的計算設(shè)備，其中，所述計算設(shè)備從一個或多個輸入信號計算生理參數(shù)。
19.一種用于消除連續(xù)無創(chuàng)動脈血壓設(shè)備的不需要的信號內(nèi)容的方法，包括 將具有光體積描記(PPG)系統(tǒng)的指套放置于人體手指的動脈處，所述PPG系統(tǒng)基于所述動脈的容量產(chǎn)生PPG信號，所述指套壓力通過所述PPG信號來控制； 從所述PPG信號中消除所述PPG信號的不需要的部分；以及 從所述PPG信號的剩余部分重建所述PPG信號。
20.如權(quán)利要求19所述的方法，其中，從所述PPG信號的剩余部分的脈動部分中計算所述重建。
21.如權(quán)利要求20所述的方法，其中，所述重建的PPG信號為
22.如權(quán)利要求18所述的方法，其中，所述PPG信號中具有所述PPG信號的不需要的部分的部分在預(yù)定頻率以下。
全文摘要
公開了一種增強血壓信號的系統(tǒng)和方法。通過光體積描記(PPG)系統(tǒng)測量手指中的動脈的容量，所述PPG系統(tǒng)產(chǎn)生PPG信號。這個PPG系統(tǒng)放置于指套內(nèi)，并且所述指套壓力由所述PPG信號控制。PPG信號中具有頻率高于預(yù)定閾值頻率的部分或分量接著例如通過將高頻率分量乘以校準(zhǔn)因數(shù)而被修改或增強。接著使用所述指套壓力和所修改的PPG信號來計算血壓信號。接著可以生成血壓輪廓曲線，并使用所述曲線計算多種參數(shù)。
文檔編號A61B5/022GK102791192SQ201080048387
公開日2012年11月21日 申請日期2010年10月29日 優(yōu)先權(quán)日2009年10月29日
發(fā)明者J.福廷, R.格魯倫伯格 申請人:Cn體系藥物技術(shù)有限公司