基于无创血压测量的患者脉波逼近方法、逻辑单元及其系统的制作方法
【技术领域】
[0001] 本发明涉及基于无创血压测量的患者脉波逼近方法。本发明还涉及用于基于无创 血压测量来逼近患者脉波的逻辑单元以及相应的系统。
【背景技术】
[0002] 技术熟练的从业者，例如有经验的医师，可从分析患者的动脉血压的曲线进展，即 脉波，来获得关于患者健康状况的有用信息。可通过将导管引入到患者的血管之一中，而以 有创的方式来可靠地测量患者的脉波。但是，有创血压测量方法相对复杂，有时伴随以对患 者的不良副作用，例如血栓栓塞并发症、出血以及感染。
[0003] 众所周知的，能更少危险且更便捷地确定患者的动脉血压值的方式是使用所谓的 "示波式无创血压测量方法"。如在图1中示意性显示的那样，通过该方法，能将压力袖带施 加到患者的肢体之一上，优选为施加到位于其心脏高度处的上臂上。然后，通常以恒定速率 使压力袖带内的压力增大或减小，由此向患者肢体内的动脉施加压力。例如，可使压力袖带 内的压力从等于或小于动脉舒张血压DAP的值增大至等于或大于患者的动脉收缩血压SAP 的值。也就是说，使压力袖带内的压力相对于对应于多个心跳的时间段而连续增大。
[0004] 图2示意性地显示了相对于时间的心电图信号（ECG信号）。如在图3中示意性显 示的那样，与压力袖带相连的血压计（如图1所示）不仅示出了施加到压力袖带上的连续 增大的压力，还附加地（由于原理作用=反应）显示了脉搏。在下文中，用语"脉搏"指的 是由患者的心跳所引起的压力震荡。
[0005] 图4是专门显示了由血压计相对于时间而显示出的脉搏（即，由患者的心跳所引 起的压力震荡）的示例性图表（在该图表中省略了由连续增大袖带压力而引起的压力变 化）。如在该图表中所示那样，已经测得了（由患者的相应数量的心跳所引起的）脉搏信 号序列。在图4中所示的压力震荡是通过使曲线围绕着零压力线（即零压力值）周期性震 荡的方式而绘制的。由零压力线下方的曲线所包围的区域与由零压力线上方的曲线所包围 的区域大体相对应。在图4中的小圈示出了与单次心跳相关联的下极值和上极值。也就是 说，患者的单次心跳产生了从曲线的第一下极值持续到曲线的随后第二下极值的脉搏。这 种由所谓的"示波式无创血压测量方法"测得的脉搏信号的序列的表达方式，以及如何确定 与单次心跳相关联的下极值与上极值，是本领域的技术人员所熟知的。
[0006] 图4所示的曲线的两个连续的下极值（或上极值）之间的距离大体恒定（这对应 于患者的心率）。但是，与单次心跳相关联的测得脉搏信号的振幅和大体形状彼此显著不同 (即使这样，在检测时间内的患者的实际脉波仍然保持大体不变）。例如，与单次心跳相关 联的测得脉搏信号的振幅不是恒定的，而是图4中所示的曲线更类似于钟形。另外，在较高 的袖带压力处测得的脉搏信号比那些在较低的袖带压力处测得的脉搏信号更加不规则。这 种现象是由所谓的"示波式无创血压测量方法"测得的脉搏信号所特有的。
[0007] 上述示波式无创血压测量方法相对流行，这是因为其使得技术熟练的从业者能 (通过使用经验性方法）容易地确定患者的动脉收缩血压SAP和动脉舒张血压DAP。众所 周知，在钳制压力等于动脉收缩压力SAP处的振荡振幅介于最大振荡振幅的45-57%之间， 通常为50%，而在钳制压力等于动脉舒张压力DAP处的振荡振幅则介于最大振荡振幅的 75-86%之间，通常为80%。因此，由血压计在相应时刻示出的绝对压力值与动脉舒张血压 DAP和动脉收缩血压SAP相对应。值得注意地是，作为传统的血压计的替代，同样可使用电 子传感器。上述原理还能施用于其他物理值，例如加速度、声反射及光反射。
[0008] 不利地是，用这种已知的血压测量方法不能可靠地确定患者的动脉血压的脉波形 状。但是如上所述，患者的脉波的准确形状能够为技术熟练的从业者（例如有经验的医师） 提供（关于该患者的健康状况的）重要信息。
[0009] EP0078090A1描述了一种至少在理论上能确定患者的动脉脉波的无创血压测量 方法。根据这种方法，将填充流体的压力袖带连接到患者的手指上。光源和光检测器集成 在该压力袖带内，其中光源和光检测器形成了光电体积描记器的一部分。袖带压力是基于 体积描记信号、经由快速作用电压阀以闭环操作方式来控制的，以使得手指内的动脉容积 保持在预定值。由此，测量压力袖带内的压力能允许确定患者的动脉血压。这种方法在文 献中还已知为"容积钳制法"。
[0010] 但是，实时地持续修正或重新调节压力袖带内的压力在技术上是困难的，并且易 于出错。另外，直到现在，这种方法仅适用于那种施加在患者手指上的压力袖带。手指却位 于相对远离患者心脏的位置，由此使得手指内的动脉血管的直径相对小于靠近心脏的动脉 血管的直径。由于在动脉血管的直径（突然）变化时（例如在动脉血管分叉时）发生的 由压力反射所导致的干扰效应，使得在手指处能测得的血压只会不精确地与在患者心脏处 的动脉脉波相对应。考虑到这些干扰效应，曾试图使用通常基于经验性统计参数的传递函 数，来根据在患者手指处测得的信号重建在患者主动脉内的脉搏曲线。但是，因为这些参数 不（或者不足以）适用于单个患者和个例，因此这种方法不具前景，有可能提供不精确的结 果。
【发明内容】
[0011] 因此，本发明的目的是提供一种基于无创血压测量而更好地逼近患者的中心动脉 脉波的方法和相应的装置。
[0012] 该目的是通过独立权利要求的主题内容而实现的。优选的实施方案则为从属权利 要求的主题内容。
[0013] 根据本发明的第一方面，提出了一种基于无创血压测量来逼近患者脉波的方法， 包括以下步骤：
[0014] (a)无创地测量患者的脉搏信号脉搏nj得⑴的序列n= 1......N，由此施加钳制 压力钳制"(0 ;
[0015] (b)使用加权函数对测得的脉搏信号脉搏n_a_ (t)进行加权，以获得加权脉搏信 号脉搏n_wx(t);
[0016] (c)对加权脉搏信号脉搏nWx⑴求和，以获得患者的脉波的逼近脉搏⑴。
[0017] 可简单地通过对相应数量的测得脉搏信号脉搏n__ (t)加权然后对加权后的脉搏 信号脉搏^^⑴求和，而获得良好的患者脉波逼近脉搏根据本发明的这种方法 允许毫无困难地测量靠近患者心脏（例如位于患者上臂处）的脉搏信号，从而大体避免了 如同上述容积钳制法那样地当在测量远离患者心脏的位置（例如位于患者手指处）的脉搏 信号时所发生的干扰效应。另外，根据本发明的这种方法能够在不需要像容积钳制法那样 地持续修正或重新调节压力袖带内的压力的情况下而确定患者的脉波逼近。
[0018] 在本发明方法的方法步骤（a)中，脉搏信号脉搏n il_⑴的序列n = 1……N是使 用（非恒定的）钳制压力钳制n(t)、以无创的方式来测得的。N与在检测期间内的患者单 次心跳的总数相对应。在图4所示的示例性图表中，在检测期间内已经测得了对应于32个 单次心跳的约32个"脉波"。因此，在本实施例中，N = 32,并由此n = 1……32。
[0019] 优选地，采用熟知并相对舒适的"示波式无创血压测量方法"（如上所述）来测量 患者的脉搏信号。在这种方法中，例如如图1所示，将钳制压力钳制 n(t)施加到患者的肢 体处，优选地施加到患者的上肢处。钳制压力（钳制n(t))优选地在患者的等于或小于动脉 舒张血压DAP的值和等于或大于动脉收缩血压SAP的值之间变化。如本领域中已知那样， 用于这种目的SAP和DAP能从在先的测量中估测或衍生出来。
[0020] 由此，可使钳制压力钳制n(t)连续增大或减小，优选地以大体恒定的速率连续增 大或减小。值得注意地是，增大速率或减小速率应足够低，以检测出足够数量的由患者的单 次心跳所引起的脉搏（优选为至少10个）。在例如大约一分钟的检测期间内，可使钳制压 力钳制 n(t)在动脉舒张血压DAP和动脉收缩血压SAP之间连续增大或减小。在该检测期 间内，可测得关联于例如患者的60个单次心跳的脉搏信号脉搏 n_a_ (t)，这为其他方法步 骤表示出非常良好的基础。但是，为了避免由施加有压力袖带的患者肢体内的血液循环阻 塞所导致的问题，钳制压力钳制 n(t)的增大速率或减小速率不应太低，即检测时间应优选 地不超过一分钟。
[0021] 如果钳制压力钳制n(t)的增大速率或减小速率适中（例如检测时间大约为一分 钟），那么为了简单起见，可将与单次心跳的时间段相关联的钳制压力钳制n (t)认为是大体 恒定的。例如，可以对与单次心跳的时间段相关联的钳制压力钳制n(t)进行逼近，以使其 与在相应心跳的开始时刻（t = 的实际钳制压力相对应（钳制n =钳制 在图4所示的实施例中，关联于第一检测心跳（n= 1)的钳制压力钳制"(〇由此与在第一 次心跳的开始时刻t = td」=5s的钳制压力相对应，即钳制i =钳制（t 。相应地， 关联于第二检测心跳（n = 2)的钳制压力钳制n(t)与在第二次心跳的开始时刻t = 2 =6s的钳制压力相对应，即钳制2 =钳制（t心跳_2)。
[0022] 但是，同样可以对关联于单次心跳的时间段的钳制压力钳制n(t)进行逼近，以使 其与例如在相应心跳的结束时刻或中间某处（优选地正好为中间时刻）的实际钳制压力相 对应。
[0023] 值得注意地是，如果在先测量并储存了脉搏信号脉搏n il_ (t)的序列，那么可略过 方法步骤（a)，并且根据本发明的方法可基于在先储存的信号值而直接从方法步骤（b)开 始。
[0024] 在本发明方法的方法步骤（b)中，对测得的脉搏信号脉搏n_a_ (t)进行加权