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1、(10)授权公告号 CN 101513344 B (45)授权公告日 2012.12.12 CN 101513344 B *CN101513344B* (21)申请号 200910004754.3 (22)申请日 2009.02.20 12/034,143 2008.02.20 US A61B 5/021(2006.01) (73)专利权人 通用电气公司 地址 美国纽约州 (72)发明人 LT赫尔什 S科卢里 RF唐胡 (74)专利代理机构 中国专利代理(香港)有限公 司 72001 代理人 柯广华 李家麟 US 5913826 A,1999.06.22, 全文 . US 6050951 A,。
2、2000.04.18, 全文 . US 2005143634 A1,2005.06.30, 全文 . (54) 发明名称 用于改进的非创血压估计的自适应频域滤波 (57) 摘要 本发明的名称为 “用于改进的非创血压估计 的自适应频域滤波” ， 公开了用于处理来自多个压 力步幅 38a-u 的示波数据以确定患者血压的系统 (10)。 连接到患者(14)的心率监视器(32)获得患 者的心率。 时域到频域转换器(54)接收示波数据 并将示波数据转换到频域。谐波频率计算器 (68) 连接到心率监视器 (32) 并至少推导出心率基频。 滤波器 (62) 连接到时域到频域转换器 (54) 以及 谐波频率计。
3、算器 (68)， 其产生滤波器频域示波信 号。 重构计算器(70)接收已滤波频域示波信号并 重构时域示波信号。本文中也公开了计算用于确 定患者血压的示波包络 (42) 的方法。 (30)优先权数据 (51)Int.Cl. (56)对比文件 审查员 吕媛 权利要求书 1 页 说明书 11 页 附图 8 页 (19)中华人民共和国国家知识产权局 (12)发明专利 权利要求书 1 页 说明书 11 页 附图 8 页 1/1 页 2 1. 一种处理用于确定患者的血压的示波数据的系统， 所述系统包括 ： 心率监视器 (32)， 其连接到患者以便获得在每个压力步幅处的患者心率 ； 谐波频率计算器， 其连接。
4、到心率监视器， 其中所述谐波频率计算器包括用于计算心率 基频的基频计算机 (64) 和用于计算心率的至少一个谐波频率的谐波计算机 (66， 68) ； 时域到频域转换器 (54)， 用于接收在每个压力步幅处获得的示波数据并将示波数据转 换到频域 ； 带通滤波器 (58， 60， 62)， 其连接到时域到频域转换器和谐波频率计算器以便产生已 滤波频域示波数据， 其中包括所述心率基频的带通滤波器 (58) 被用来对频域示波信号滤 波以产生第一已滤波频域信号， 并且包括所述心率的至少一个谐波频率的带通滤波器 (62) 被用来对频域示波信号滤波以产生第二已滤波频域信号 ； 重构计算器 (70)， 用于。
5、接收已滤波频域示波数据并从已滤波频域示波数据重构时域示 波信号 ； 示波包络计算器 (74)， 用于处理在每个压力步幅处的时域示波信号， 计算与每个压力 步幅相对应的示波包络数据点以便从示波包络数据点产生示波包络。 2. 根据权利要求 1 所述的系统， 其中将所述示波数据转换到频域使用快速傅立叶变换 FFT 来执行。 3. 根据权利要求 1 所述的系统， 其中计算所述心率的至少一个谐波频率包括计算一次 谐波频率和二次谐波频率。 4. 根据权利要求 3 所述的系统， 其中具有中心在所述一次谐波频率处的通带的带通滤 波器 (60) 被用来对所述频域示波信号滤波以产生第二已滤波频域信号 ； 以及 具。
6、有中心在所述二次谐波频率处的通带的带通滤波器 (62) 被用来对所述频域示波信 号滤波以产生第三已滤波频域信号。 5. 根据权利要求 1 所述的系统， 其中在将所述患者的心率与预定阈值比较并且所述患者的心率低于所述预定阈值时， 包括所述基频和所述至少一个谐波频率的单带通滤波器被用来对所述频域示波信号滤波。 6. 根据权利要求 1 所述的系统， 其中中心在所述心率基频处的合理窄的带通滤波器以 及中心在至少一个谐波频率处的至少一个窄带通滤波器被用来对频域示波信号滤波以便 产生第一已滤波频域信号。 7. 根据权利要求 1 所述的系统， 其中所接收的示波数据来自血压袖带信号的单个压力 步幅。 8. 根。
7、据权利要求 1 所述的系统， 还包括 ： 血压确定计算器， 其连接到示波包络计算器以便分析示波包络从而确定包括平均动脉 压、 收缩压和舒张压的患者血压。 9. 根据权利要求 6 所述的系统， 其中计算示波包络数据点还包括去除开头的和最后的 重构的振荡并从保留的重构的振荡确定示波包络数据点。 权 利 要 求 书 CN 101513344 B 2 1/11 页 3 用于改进的非创血压估计的自适应频域滤波 技术领域 0001 本公开涉及非创 (non-invasive) 血压监视的领域。更具体而言， 本公开涉及改进 的受伪像损害的示波数据处理的自适应滤波技术。 背景技术 0002 人类心脏周期性地收。
8、缩以便强制血液通过动脉。作为该抽动动作的结果， 压力脉 冲或振荡存在于这些动脉中并且使它们循环改变体积。 每次循环期间的最小压力就是公知 的舒张压而每次循环期间的最大压力就是公知的收缩压。已知为 “平均动脉压” (MAP) 的另 一个压力值表示在每次循环中测得血压的时间加权平均。 0003 虽然许多技术可用于确定患者的舒张压、 收缩压和平均动脉压， 通常用于非创血 压监视的这样一种方法被称为示波技术。测量血压的该方法涉及在患者身体的四肢周围 ( 例如患者上臂 ) 应用可充气的袖带。袖带随后充气到患者收缩压之上的压力并且随后以 一系列小的步幅增量地降低。 气动地连接到袖带的压力传感器测量整个放气。
9、过程的袖带压 力。传感器的灵敏度使得它能够测量由于血液流经患者动脉而在袖带中出现的压力波动。 在每次心跳时， 血液流动引起动脉体积上小的变化， 该变化传递到充气的袖带， 进一步引起 袖带中轻微的压力变化， 该变化随后由压力传感器检测。压力传感器产生表示与一系列小 的周期性压力变化组合的袖带压力水平的电信号， 这些压力变化关联于放气过程期间对于 每个压力步幅的患者心脏的心跳。已经发现这些变化 ( 称为 “复形 (complex)” 或 “振荡” ) 具有对于应用的超过收缩压的袖带压力最小的峰 - 峰振幅。当袖带压力减小时， 振荡规模 开始单调增长并且最终达到最大振幅。振荡规模达到最大振幅之后， 。
10、随着袖带压力继续减 小， 振荡规模单调减小。诸如此的示波数据经常描述为具有 “钟形曲线” 的外形。确实， 可 计算表示测得的示波脉冲的最佳拟合曲线或包络。生理学上， 最大振荡振幅值处的袖带压 力大约为MAP。 此外， 等同于收缩压和舒张压的袖带压力处的复形振幅具有与该最大振荡振 幅值的固定关系。因此， 示波方法基于在各个袖带压力处检测到的振荡振幅的测量。 0004 根据示波方法操作的血压测量设备检测在各个施加的袖带压力水平处的压力振 荡振幅。在设备通过预定的压力模式自动改变袖带压力时， 这些振荡的振幅以及施加的袖 带压力存储在一起。这些振荡振幅定义了示波 “包络” 并且经过估计以便找到最大值及。
11、其 相关的袖带压力， 其大约等于 MAP。产生与最大值具有某一固定关系的振荡振幅的低于 MAP 值的袖带压力被指明为舒张压， 并且类似地， 产生振幅与最大值具有某一固定关系的复形 的高于 MAP 值的袖带压力被指明为收缩压。在收缩压和舒张压处振荡振幅分别与 MAP 处最 大值的关系是从经验得到的比率， 取决于本领域技术人员优先选择。通常， 这些比率在 MAP 处振幅的 40 -80范围之内指明。 0005 确定振荡幅度的一种方式是在计算上对记录的振荡振幅及对应的袖带压力水平 来拟合曲线。拟合曲线随后可用于计算 MAP 数据点、 收缩数据点和舒张数据点的近似值。 MAP 的估计被用作最大振荡时的。
12、袖带压力水平。MAP 的一种可能的估计因而可通过在拟合 曲线上找到一阶导数等于零的点来确定。根据该最大振荡值数据点， 收缩压和舒张压处的 说 明 书 CN 101513344 B 3 2/11 页 4 振荡振幅可通过采用 MAP 处振荡振幅的百分比来计算。用这种方式， 沿拟合曲线的收缩数 据点和舒张数据点均可计算， 因此也可估计它们相应的压力。该曲线拟合技术具有滤波或 平滑原始示波数据的优点。 然而， 在一些环境中， 已经发现用于构建和处理示波包络的另外 的滤波技术能够改进血压值的确定的精度。 0006 血压计算的可靠性和可重复性由精确地确定振荡振幅的能力决定。然而， 振荡振 幅的确定易受到伪。
13、像损害。由于示波方法取决于在测得的袖带压力中检测轻微的波动， 影 响该袖带压力的外部力可产生在某些情况下可完全掩蔽示波数据或者在其它情况下使示 波数据无效的伪像。一种此类伪像的源是来自患者随意运动或无意运动。诸如患者颤抖的 无意运动可在示波数据中产生高频伪像。诸如由于患者移动他或她的手臂、 手或肢体引起 的那些随意运动伪像， 可产生低频伪像。 0007 目前可用的系统可能够确定采集的示波数据是否已经受到伪像破坏 ； 然而， 当前 的滤波技术在去除具有与期望示波数据相似频率含量的伪像方面效率很低。备选地， 非创 血压系统可简单地拒绝已经指明为被伪像破坏的示波数据。在这些实例中， 必须在每个压 力。
14、步幅处采集更多的示波数据直到可获得合理地无伪像的示波数据。 这可能大大的延长用 于确定患者血压的时间并且使患者遭受增加的与限制血液流动到相关四肢的可充气的袖 带相关联的不适。 发明内容 0008 本文中公开了计算用于确定患者血压的示波包络的方法。 该方法可包括接收示波 信号和患者心率指示的步骤。接着， 计算心率的基频和至少一个谐波频率。示波数据随后 转换到频域。频域示波信号随后在心率基频和至少一个谐波频率处被滤波。接着， 示波信 号可从已滤波频域信号重构以产生重构的示波信号。最后， 可从重构的示波信号确定示波 包络数据点。 0009 本文中还进一步公开了用于处理来自血压袖带的多个压力步幅的示波。
15、数据以确 定患者血压的系统。系统可包括连接到患者的心率监视器。心率监视器获得在每个压力步 幅处的患者心率。 时域到频域转换器接收在每个压力步幅处获得的示波数据并将示波数据 转换到频域。 谐波频率计算器连接到心率监视器并且该谐波频率计算器至少推导出心率基 频。连接到时域到频域转换器和谐波频率计算器的滤波器产生已滤波频域示波数据。重构 计算器接收已滤波频域示波数据并从已滤波频域示波数据重构时域示波信号。 示波包络计 算器处理在每个压力步幅处的时域示波信号以从对应于每个压力步幅的包络数据点产生 示波包络。血压确定计算器连接到示波包络计算器并且分析示波包络以确定患者血压。 附图说明 0010 图 1 。
16、示出了用于非创血压测量的系统的实施例 ； 0011 图 2 是示出从血压袖带采集的示波数据的图 ； 0012 图 3 是用于示波数据的抗伪像分析的系统的实施例 ； 0013 图 4 是示出用于示波数据的抗伪像分析的方法的实施例的流程图 ； 0014 图 5a-5d 是示出适应于各种患者心率的通带滤波器的图 ； 0015 图 6a-6c 是示出对通常无伪像的示波数据执行的信号处理的图 ； 说 明 书 CN 101513344 B 4 3/11 页 5 0016 图 7a-7c 是示出对带有高频含量伪像的示波数据执行的信号处理的图 ； 0017 图 8a-8c 是示出对带有低频含量伪像的示波数据执。
17、行的信号处理的图。 具体实施方式 0018 图 1 示出非创血压 (NIBP) 监视系统 10 的实施例。NIBP 监视系统 10 包括作为戴 在患者14手臂或其它四肢上的常规的弹性、 可充气的且可放气的袖带的压力袖带12。 处理 单元 16 控制布置在加压空气源 20 和压力管道 22 之间的充气阀 18。当控制充气阀 18 以增 大袖带 12 中的压力时， 袖带 12 在患者 14 的手臂周围挤压。当袖带 12 内达到足够的压力 量时， 袖带 12 完全咬合患者 14 的臂动脉。 0019 袖带 12 完全充气之后， 处理单元 16 进一步控制放气阀 24 以开始增量地将压力从 袖带 12。
18、 通过压力管道 22 往回释放并释放到大气中。在袖带 12 的充气和增量的放气期间， 通过压力管道 28 气动地连接到压力袖带 12 的压力传感器 26 测量压力袖带 12 内的压力。 在备选实施例中， 与增量地放气相反， 袖带 12 被连续放气。在这种连续放气的实施例中， 压 力传感器 26 可连续地或者以规则间隔增量地测量袖带内的压力。 0020 当袖带12内的压力减小时， 压力传感器26将检测测得的袖带压力中的示波脉冲， 其表示随着每次心跳患者血液流进臂动脉引起的压力波动以及为了容纳另外体积的血液 而产生的动脉扩张。 0021 压力传感器 26 测得的袖带压力数据 ( 包括示波脉冲 ) 。
19、提供给处理单元 16 使得袖 带压力数据可被处理并分析以及患者血压(包括收缩压、 舒张压和MAP)的确定可在显示器 30 上显示给医师。 0022 处理单元 16 还可接收由心率监视器 32 获得的患者 14 的心率指示。心率监视器 32 使用各种常用的心率检测技术中的一种或多种来获得患者 14 的心率。可使用的一种心 率检测技术是心电图法(ECG)的心率检测技术， 其中连接到患者14上特定解剖学位置的电 引线 34 监视通过患者心脏的电活动的传播。备选地， 患者心率可使用 SpO2、 体积描记法或 者包括袖带压力数据的信号处理和分析的其它已知技术来获得。 0023 图 2 是示出可从图 1 。
20、所示 NIBP 监视系统 10 获得的各种压力值的图。压力传感器 26确定的袖带压力表示为袖带压力图36。 袖带压力在38a处达到最高点， 它是袖带12在该 处已被处理单元 16 控制而完全充气的袖带压力。处理单元 16 控制袖带 12 的充气使得 38a 压力充分高于患者的收缩压。 这可通过参考通过参照标准的医学实践或者血压估计而先前 确定的患者血压数据的值来控制或修改。袖带压力图 36 随后在一系列压力步幅 38-38u 处 增量地减低， 其反应了袖带 12 中由放气阀 24 控制的每个增量的压力减小。在袖带压力达 到不再完全咬合患者臂动脉的压力步幅之前， 测得的袖带压力将显示示波脉冲 4。
21、0。在每个 压力步幅处检测的示波脉冲的数量控制为患者心率和 NIBP 系统在每个压力步幅处采集数 据的时间长度的函数， 但通常而言在每个压力水平记录袖带压力数据来获得至少两个示波 脉冲。 0024 在每个压力步幅增量测量袖带压力， 包括示波脉冲数据， 直到袖带压力达到某个 增量使得示波脉冲足够小到完全指定示波包络， 诸如在压力增量 38u 处可见的。在该点， 处 理单元 16 控制放气阀 24 以完全将压力袖带 12 放气并且血压数据的采集是完整的。 0025 图 2 还示出使用从一系列增量的袖带压力步幅采集的示波脉冲数据计算的示波 说 明 书 CN 101513344 B 5 4/11 页 。
22、6 包络42。 处理单元16隔离每个压力步幅处的示波脉冲， 并且创建最佳拟合曲线来表示示波 包络 42。示波包络可用于估计收缩压、 舒张压和 MAP。MAP 44 确定为对应于示波包络 42 的 峰值44的压力步幅增量38k。 一旦确定了MAP， 收缩压46和舒张压48可识别为与特定振荡 振幅相关联的压力水平值， 特定振荡振幅是 MAP 压力水平处振荡振幅的预定的百分比。在 一个实施例中， 收缩压 46 对应于压力增量 38h， 在该增量处示波包络振幅是 50的 MAP 的 示波包络振幅。在另一个实施例中， 舒张压 48 关联于压力增量 38n， 在该增量处包络振幅 是 MAP 处包络振幅的 。
23、60到 70之间。用于估计收缩压和舒张压的 MAP 振幅的百分比通 常是 40到 80之间， 取决于处理单元 16 使用的具体算法。 0026 在备选实施例中， 在每个压力步幅处的示波脉冲振幅取平均以产生示波包络数据 点。在这些实施例的一些实施例中， 诸如在压力步幅处消除开头的和 / 或最后的示波脉冲 或脉冲匹配的技术可用于改进计算得出的示波数据点的质量。示波包络 42 也可通过使用 在压力步幅处的复形振幅的平均值作为最佳拟合曲线输入数据点来创建。备选地， 示波包 络 42 的数据点可以是在每个压力步幅处的示波脉冲最大振幅。 0027 从图 2 中可以看出， 示波脉冲相对于总的袖带压力和压力增。
24、量步幅比较小。这使 示波脉冲的检测非常易于受到噪声和其它伪像的影响。虽然能够容易地滤波较高频率噪 声， 例如 60Hz 电磁噪声， 但示波脉冲较小的规模使得充分过滤由于人的运动引起的伪像非 常困难， 因为这些伪像通常在较低信号频率， 使得伪像的频率类似于示波脉冲信号的频率。 0028 本文中公开的确定血压的方法和生理学监视系统旨在提供改进的示波脉冲信号 处理以去除与示波脉冲频率类似的伪像。在期望生理信号和伪像具有特定频率含量性质 时， 本文中公开的实施例可引起较高质量示波脉冲信号的产生 ； 这导致构建示波包络和计 算患者血压估计中的精度增大。 图2展示了使用步幅放气获得示波信号的示例 ； 然而。
25、， 诸如 通过连续放气获取示波信号的其它技术是可能的， 而本文中给出的描述不是要限制以下关 于步幅收缩所公开的实施例的用处。 0029 图3示出示波数据处理系统50的实施例。 数据处理系统50包括从压力袖带12采 集原始示波脉冲信号的压力传感器 26。压力传感器 26 可以任何合适的采样率对袖带压力 采样。在一个实施例中， 压力传感器 26 可以每秒 400 样本的速率对袖带压力采样 ； 然而， 在 另一实施例中， 可使用本领域技术人员已知的每秒 100 样本或者任何其它采样率。在其它 实施例中， 可控制袖带压力使得每个压力增量步幅持续大约五秒。 然而， 每个压力增量步幅 的时间长度和备选地为。
26、每个压力步幅记录数据的时间长度可通过采样率和关于记录的示 波脉冲的期望分辨率来确定。因此， 用于论述目的的示范实施例可以每秒 400 个样本的采 样率记录 5 秒的数据， 从而为每个压力步幅产生大约 2000 个样本的示波脉冲信号。然而， 可以理解， 引起不同数目样本的示波脉冲信号的多种多样的采样率和 / 或压力步幅长度可 用于将被本领域技术人员识别的备选实施例中。 0030 原始示波信号 52 随后发送到时域到频域转换器 54。时域到频域转换器可以是离 散傅立叶变换算法(DFT)。 时域到频域转换器54将原始示波信号从时域信号转换为频域信 号。虽然许多技术可用于此转换， 一种此类技术将是 5。
27、12 点快速傅立叶变换 (FFT) 的应用。 FFT 的规模可在从 256 点或更少到 2048 点或更多的范围内， 取决于采样率和期望的输出分 辨率。时域到频域转换的结果是表达相关于其频率的示波信号， 而不是表达相关于时间的 信号。频域信号随后发送到一个或多个频域滤波器。在一些情况中， 取决于所需的滤波， 完 说 明 书 CN 101513344 B 6 5/11 页 7 全的 FFT 计算可以是不必要的。某些频率或频带可以是所需的唯一信息。因此， 在下文中， 虽然 FFT 是用作时域到频域转换器的标准示例， 但当应用本文公开的原则时其它更有效率 的计算也是可能的。 0031 数据处理系统 。
28、50 还可包括在获得原始示波脉冲信号的同时获得患者心率的心率 监视器 32。如前所述， 心率监视器 32 可包括 ECG 或 SpO2技术 ； 然而， 在备选实施例中， 心率 可根据来自时域到频域转换器54的频域示波信号确定。 心率56提供到与频域滤波器(58、 64、 62) 相关联的至少一个谐波计算机 (64、 66、 68)。通过使用心率来控制频域滤波， 示波脉 冲信号即便当心率在不同的确定之间变化或者甚至在血压确定内变化也可最佳地得到。 0032 在数据处理系统50中， 频域示波信号提供到基频滤波器58、 一次谐波滤波器60并 且可提供到任意数量的附加的n次谐波滤波器62。 每个频域滤。
29、波器分别与诸如基频计算机 64、 一次谐波计算机 66 和 n 次谐波计算机 68 的谐波计算机相关联。每个谐波计算机 (64、 66、 68) 接收患者心率并计算相关联的患者心率 56 的谐波频率。与谐波计算机相关联的频 域滤波器 (58、 60、 62) 由中心在相关联心率谐波的合理窄带宽的带通滤波器组成。每个通 带的合理窄带宽可以是小于或等于谐波频率的带宽。在一个实施例中， 每个滤波器的带宽 可以是 0.6Hz ； 然而， 这不是要限制本公开范围内可使用的带宽范围。 0033 图 5a-5d 示出可应用于患者 ECG 数据的自适应滤波器的示例。图 5b-5d 示出在三 个不同心率 ( 即。
30、 60BPM、 120BPM、 180BPM) 处的示范滤波器。参照图 5b， 如果患者测得的心 率是 60BPM， 则谐波计算机会将基频计算为 1Hz、 将一次谐波计算为在 2Hz 处而二次谐波计 算为在 3Hz 处。因此， 图 5b 示出的滤波器显示了中心在 1Hz 基频处的窄的滤波器通带 51。 另一滤波器通带 53 中心在一次谐波 2Hz 处而第三通带 55 中心在二次谐波 3Hz 处。 0034 图 5b 所示滤波器与图 5c 和 5d 所示滤波器的比较显示出当患者心率变化时， 滤波 器通带的中心频率调整为中心在与测得的患者心率一致的基频和谐波频率处。因此， 图 5c 中通带 57 。
31、中心在 2Hz 处， 这是心率为 120BPM 的 ECG 数据的基频。类似地， 中心在 4Hz 59 和 6Hz 61 处的通带中心分别在 120BPM ECG 数据的一次谐波和二次谐波处。 0035 最后， 在图 5d 中如果患者的心率为 180BPM， 则 ECG 数据具有 3Hz 的基频， 通带 63 位于该基频处。另一通带 65 定位于一次谐波频率 (6Hz) 处而又一通带 67 定位于二次谐波 (9Hz) 处。因此， 正如从图 5b-5d 所示滤波器的比较可以看出， 其中可出现噪声或者其它伪 像的相当数量的频带宽度可通过适应性地将通带中心定在心脏数据所处于的特定频率来 滤除。这种类。
32、型的自适应滤波在去除低频 ( 小于 1Hz) 噪声 ( 例如与患者运动伪像相关联 的噪声 ) 时尤其有用。在那些其中噪声伪像仅存在于自适应通带外部的频率处的实例中， 可实现噪声伪像的完全衰减或者接近完全衰减。 0036 在图 5a 中示出备选实施例， 其中患者心率 ( 在该示例中是 36BPM) 可能低于预定 阈值。阈值不是要通过本示例来限制， 而是在实施例中可在可能的患者心率范围内任意心 率处设立。 在图5a所示实施例中使用了单通带69 ； 然而， 单通带69包括确定的心率频率谐 波中的每一个。信号通带 69 可将中心定在整个心率谐波频率组上。在图 5a 的本示例中， 心率为 36 的 EC。
33、G 数据将具有 0.6Hz 处的基频、 1.2Hz 处的一次谐波以及 1.8Hz 处的二次谐 波。因此， 单通带 69 可将中心定在确定的谐波频率的平均值处， 或 1.2Hz。作为进一步的 示例， 如果只使用了基频 (0.6Hz) 和一次谐波频率 (1.2Hz)， 则单通带可将中心定在 0.9Hz 处。 说 明 书 CN 101513344 B 7 6/11 页 8 0037 因此， 单通带 69 仍展示了中心频率处以及截止频率处的自适应滤波特征仍由与 ECG 数据相关联的患者心率确定。 0038 重新参照图 3， 数据处理系统 50 因此从每个频域滤波器 ( 基频滤波器 58、 一次谐 波滤。
34、波器 60 以及 n 次谐波滤波器 62) 产生已滤波频域信号。这些信号中的每个信号由中 心在之前提到的心率谐波频率的小频带的频域数据组成。 这些已滤波频域信号均提供给示 波波形重构器 70， 其采用接收的已滤波频域信号并重构单个时域示波信号。可用于重构时 域示波信号的一种技术是逆 FFT。由于保留在已滤波频域信号中的数据的量较小 ( 与初始 频域信号比较 )， 一些实施例可使用简化的数据处理技术来将已滤波频域信号转换回时域。 重构的示波信号 72 随后提供到振荡规模计算器 74， 其测量重构的示波信号 72 中示波脉冲 的振幅， 使得示波包络可使用来自该压力步幅的数据构建。 0039 在备选。
35、实施例中， 数据处理系统 50 还可包括对获得的原始示波数据执行基本信 号处理功能的另外的信号处理器 ( 未示出 )。这些基本信号处理功能可包括现有的带通滤 波技术以去除大大超过或大大低于期望的示波脉冲数据频率处的信号数据， 示波脉冲消除 长期趋势、 或去除获得的原始示波信号的任意 DC 分量。 0040 图 4 是示出处理示波信号方法实施例的流程图。该方法可在步骤 100 处开始于接 收由压力传感器从压力控制袖带的压力步幅记录的原始示波信号。接着， 在步骤 102 中， 步 骤 100 处接收的示波信号转换到频域。如上文提到的， 步骤 102 中示波信号从时域到频域 的转换可通过使用 FFT。
36、 执行， FFT 的规模将由示波信号中的数据量确定， 数据量由信号本身 长度以及获得信号所用的采样率控制。 0041 在步骤 104 处将频域谐波滤波器应用到频域示波信号。频域谐波滤波器的特性由 获得患者心率的步骤 106 及使用获得的患者心率来计算一个或多个心率谐波频率的步骤 108来确定。 在步骤108中计算患者心率的至少一个谐波频率可生成的结果是心率基频、 心 率一次谐波频率等等直到计算出患者的 n 次谐波频率。然而， 在一些实施例中， 为了构建用 于本文公开的系统和方法的具有期望特性的一个或多个频域滤波器， 可仅有基频、 一次谐 波和二次谐波是必需的。 0042 从步骤108计算的心率。
37、基频和谐波频率用于创建步骤104中应用的频域谐波滤波 器。虽然该系统和方法之前已经参照图 3 描述为结合并应用多个参照图 5a 描述的单独的 频域谐波滤波器， 备选实施例可使用步骤 108 中计算出的心率谐波频率来创建单通带频域 滤波器， 其特性 ( 即中心频率和截止频率 ) 适应于确定的心率基频和谐波频率。 0043 不考虑步骤104中使用的频域谐波滤波器的结构或数据流或步骤104中将频域滤 波器应用于频域示波信号的结果， 步骤 110 中已滤波频域示波信号必须重构为时域示波信 号。存在多种从频域信号重构时域信号的熟知技术， 例如逆 FFT。可以理解， 频域示波信号 上执行的滤波可减少结果已。
38、滤波频域信号的复杂度， 使得简化的时域重构算法可实施。 0044 最后， 步骤 110 中重构的时域示波信号用于识别用于创建示波包络的示波脉冲。 在一些实施例中， 每个压力步幅处新重构的示波脉冲可单独地用作进一步确定包络 ( 例如 找到最大振荡振幅 ) 的输入。在其它实施例中， 在每个压力步幅处示波脉冲的振幅平均值 可用作作为进一步确定示波包络的输入的对于那个压力步幅的单个典型数据点。 可进一步 注意到在一些实施例中， 可消除在每个压力步幅处的开头的重构振荡和最后的重构振荡以 进一步改进典型数据点的确定。构建示波包络之后， 可计算患者血压估计。 说 明 书 CN 101513344 B 8 7。
39、/11 页 9 0045 图 6-8 呈现了在实施根据本公开的系统和方法的实施例期间获得的或创建的各 种信号的图。关于本公开的系统和方法实施例的细节可参照图 6-8 的图更具体地描述。图 6-8 中每幅图表示不同类型的获得的示波信号以及因此在不同条件下执行的信号处理。 0046 图6a示出比较纯净的或理想的原始示波信号76。 应该注意到， 原始示波信号76看 起来包括可变的 DC 分量。该 DC 分量可通过例如去除主 DC 分量的信号处理去除， 或者通过 线性地对缓慢变化的 DC 分量消除长期趋势。应该注意到， 原始示波脉冲信号已经以 400Hz 的采样率获得以及对于图 6a 的图， 已经获得。
40、 2000 个数据点。因此， 原始示波脉冲信号 76 表示心率大约每分钟 54 次心跳 (BPM) 的患者的大约 5 秒钟的数据。 0047 一旦示波信号76已经受DC去除或消除长期趋势， 则计算结果信号的FFT。 结果频 域示波信号 78 在图 6b 中示出。心率基频是每秒心脏跳动的次数。此外， n 次谐波频率是 基频的 (1+n) 倍。因此， 对于 54BPM 的心率， 基频是 0.9Hz， 一次谐波在 1.8Hz 处以及二次谐 波在 2.7Hz 处。 0048 频域示波信号 78 的部分可识别为在基频 80、 一次谐波 82 和二次谐波 84 处出现。 因此， 从图 6b 中频域示波信号。
41、 78 的描述可以看出具有严格地将中心定在每个基频和至少 一个谐波频率上的通带的自适应频域滤波器将应该归因于示波脉冲的数据的通过最大化， 同时去除了来源于噪声和其它伪像的任何其它信号数据。 0049 图 6c 示出重构的时域示波信号 85。图 6a 的示波信号 76 与图 6c 的重构的示波信 号85的比较识别了重构信号85的每个示波脉冲与最初获得的示波脉冲相比具有改进的质 量。该改进的信号质量因而引起改进的患者血压确定。 0050 图 7a 是患者颤抖时获得的原始示波信号 86。相比于图 6a， 示波信号 86 中颤抖伪 像的较高频率含量极大地混淆了示波脉冲。 0051 应该注意到， 与示波。
42、信号 86 相关联的患者心率确定为 80BPM。这可使用心率监视 器或者通过应用到示波信号的信号处理来确定。 在备选实施例中， 心率可根据先前处理ECG 信号的血压确定进程或者通过处理心率相关的任何其它生理信号来确定。80BPM 的心率等 同于 1.33Hz 的基频并且一次谐波和二次谐波分别定位于 2.67Hz 处和 4.0Hz 处。因此， 在 图7b示出的频域示波信号88中， 仅有中心在基频90、 一次谐波92和二次谐波94周围的示 波数据是确定患者血压所要求的。 0052 正如可从图 7a 的原始示波信号 86 与图 7c 的重构信号 96 比较看出， 重构的示波 信号 96 提供了大大增。
43、强的信号， 该信号不仅用于确定示波脉冲的位置和存在， 还用于确定 在压力步幅每个示波脉冲的振幅。 0053 图 8a 示出原始示波信号 98， 其中示波脉冲已经由于患者移动他或她的手臂造成 的运动伪像而被混淆。 该运动伪像相比于基础的示波信号频率较低并且极大地混淆了原始 示波信号 98 内的示波脉冲。在采集示波信号 98 期间再次确定了患者的心率是 80BPM。在 心率为 80BPM 时， 基频、 一次谐波和二次谐波均相对于图 7 保持相同。如同图 7 的频域信号 88 一样， 步骤 8b 中的频域示波信号 120 包括中心定在基频 122、 一次谐波 124 频率和二次 谐波 126 频率的。
44、与患者血压的确定有关的信号数据。也应该注意到， 虽然在本说明书中使 用了基频、 一次谐波频率和二次谐波频率， 但是如果此类 n 次谐波被本领域技术人员认为 是需要的， 则滤波可扩展到 n 次谐波频率。 0054 随后在时域中重构已滤波频域示波信号以提供图8c中示出的示波信号128。 对于 说 明 书 CN 101513344 B 9 8/11 页 10 该特定压力步幅的示波包络的相关联数据点可根据重构的示波信号 128 计算。 0055 使用适应于患者心率的频域自适应滤波系统和技术产生的益处是对最初获得的 示波信号中的伪像的抗性和 / 或容忍性得到改进。这产生了降低在每个压力步幅处要记录 的数。
45、据量、 减小示波信号中噪声和伪像以及改善在每个压力步幅处示波信号的总体质量的 益处。通常， 当示波信号具有破坏信号的伪像或其它噪声时， NIBP 系统将拒绝获得的已破 坏数据并增大压力步幅的时间长度直到获得充足的示波信号。 许多技术目前可用于确定所 获得的示波信号何时质量足够好以便确定患者血压。然而， 随着 NIBP 确定过程长度增加患 者经历不适， 因为可充气的袖带紧靠着患者手臂的压力以及由压力袖带对进入并离开患者 手臂的血液流动产生闭塞。因此， 本公开的系统和技术的实施例使得能够使用在其它情况 下可能由于不适合确定患者血压而被拒绝的示波信号。 0056 自适应频域滤波器的应用改进了结果示波。
46、信号的质量， 根据结果示波信号估计示 波包络以及最终估计患者血压。通常， 在原始示波信号中特定频率处的噪声中存在显著的 能量含量。高能含量的噪声的此类目标区域可包括关于某些患者运动伪像的低频 ( 小于或 等于 1Hz)， 关于其它患者伪像的高频 ( 大于 7Hz) 或 60Hz 电磁线路噪声。使用针对性的、 自 适应通带滤波器允许高噪声含量的频率被滤除， 而仅有已知包括示波数据的目标频率通过 滤波器。因此， 实现了改进的噪声和伪像的去除以及通过滤波器示波数据的改进。改进的 重构的示波信号的信号质量增大了 NIBP 系统在计算患者血压上的精度。 0057 本文公开的系统和方法的实施例可只通过使用。
47、计算机来实施， 使得计算机执行相 关于本文中公开的系统和方法所公开的功能。 这些计算机实施的实施例的技术效果可以是 患者血压确定中改进的精度以及通过减少来自压力步幅的示波信号可能由于不足以确定 患者血压而被拒绝的机会以减少的血压确定时间。 0058 该文字描述使用示例来公开实施例的特征， 包括最佳模式， 也使本领域技术人员 能够制造和使用本发明。 专利保护的范围由权利要求书限定并且可包括本领域技术人员想 到的其它示例。此类其它示例如果具有与权利要求的文字语言没有区别的结构元件， 或者 如果包括与权利要求的文字语言差别不大的等效结构元件时， 则它们要落入权利要求的范 围内。 0059 各种备选和。
48、实施例可设想为在所附权利要求的范围内， 具体来说， 指出被认为是 本发明的主题并且清楚地要求该主题的权利。 0060 各部分列表 0061 标号 组件部分 10 NIBP 监视系统 12 压力袖带 14 患者 16 处理单元 说 明 书 CN 101513344 B 10 9/11 页 11 18 充气阀 20 加压空气源 22 压力管道 24 放气阀 26 压力传感器 28 压力管道 30 显示器 32 心率监视器 34 引线 36 袖带压力图 38a-u 压力步幅 40 示波脉冲 42 示波包络 44 MAP 46 收缩压 48 舒张压 50 数据处理系统 52 原始示波数据 54 时域到。
49、频域转换器 56 心率 58 基频滤波器 60 一次谐波滤波器 62 二次谐波滤波器 64 基频计算机 说 明 书 CN 101513344 B 11 10/11 页 12 66 一次谐波计算机 68 二次谐波计算机 70 示波波形重构器 72 重构的示波信号 74 振荡规模计算器 76 示波信号 78 频域示波信号 80 基频 82 一次谐波 84 二次谐波 85 重构的示波信号 86 示波信号 88 频域示波信号 90 基频 92 一次谐波 94 二次谐波 96 重构的示波信号 98 示波信号 100 步骤 102 步骤 104 步骤 106 步骤 108 步骤 110 步骤 说 明 书 CN 101513344 B 12 11/11 页 13 0062 0063 112 步骤 120 频域示波信号 122 基频 124 一次谐波 126 二次谐波 128 重构的示波信号 说 明 书 CN 。