專利名稱：示波測(cè)量法中偽影的頻譜的使用的制作方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本公開一般涉及無(wú)創(chuàng)血壓監(jiān)視的領(lǐng)域。更具體地說，本公開涉及用于過濾來(lái)自患者的信號(hào)以用于偽影(artifact)污染的示波數(shù)據(jù)的改進(jìn)處理的方法和系統(tǒng)。
背景技術(shù)：
人類心臟定期收縮以推動(dòng)血液通過動(dòng)脈。作為該抽吸動(dòng)作的結(jié)果，壓力脈沖或振蕩存在于這些動(dòng)脈中并且使得它們周期性地改變?nèi)莘e。每個(gè)周期期間最小的壓力已知為舒張壓并且每個(gè)周期期間最大的壓力已知為收縮壓。已知為“平均動(dòng)脈壓”(MAP)的另外的壓力值代表了每個(gè)周期上測(cè)量的血壓的時(shí)間加權(quán)平均。雖然許多技術(shù)可用于確定患者的舒張壓、收縮壓以及平均動(dòng)脈壓，但通常用在無(wú)創(chuàng)血壓監(jiān)視中的一個(gè)此類方法稱為示波技術(shù)。該測(cè)量血壓的方法涉及應(yīng)用可充氣的袖帶圍繞患者身體的手足，例如患者的上臂。然后袖帶充氣到超出患者的收縮壓的壓力并且然后在一系列小的級(jí)別中增量地降低。在整個(gè)放氣過程中氣動(dòng)連接到袖帶的壓力傳感器測(cè)量袖帶壓力。傳感器的靈敏度使得它能夠測(cè)量由于血液流過患者的動(dòng)脈而在袖帶內(nèi)發(fā)生的壓力波動(dòng)。隨著每次心跳，血流引起在動(dòng)脈容量中小的改變，其傳輸?shù)匠錃獾男鋷?，進(jìn)一步引起袖帶內(nèi)輕微的壓力變化，然后其被壓力傳感器檢測(cè)到。壓力傳感器在放氣過程期間對(duì)于每個(gè)壓力級(jí)別產(chǎn)生電信號(hào)，其代表與關(guān)聯(lián)于患者心臟的跳動(dòng)的一系列小定期壓力變化相組合的袖帶壓力水平。已經(jīng)發(fā)現(xiàn)稱為“復(fù)合體(complex)”或“振蕩”的這些變化具有對(duì)于應(yīng)用的超過收縮壓的袖帶壓力最小的峰到峰振幅。隨著袖帶壓力減少，振蕩大小開始單調(diào)增長(zhǎng)并且最終達(dá)到最大振幅。在振蕩大小達(dá)到最大振幅之后，振蕩大小隨著袖帶壓力繼續(xù)減少而單調(diào)減少。諸如此類的示波術(shù)語(yǔ)經(jīng)常描述為具有“鐘型曲線”的外觀。確實(shí)，可以計(jì)算代表測(cè)量的示波脈沖的最佳擬合曲線或包絡(luò)。在生理學(xué)上，處在最大振蕩振幅值的袖帶壓力接近MAP。另外，等于收縮壓和舒張壓的袖帶壓力處的復(fù)合體振幅具有對(duì)于該最大振蕩振幅值的固定關(guān)系。因此，示波法基于在各種袖帶壓力檢測(cè)的振蕩振幅的測(cè)量。根據(jù)示波法操作的血壓測(cè)量裝置檢測(cè)在各種應(yīng)用的袖帶壓力水平的壓力振蕩的振幅。當(dāng)裝置通過預(yù)定的壓力模式自動(dòng)地改變袖帶壓力時(shí)，這些振蕩的振幅以及應(yīng)用的袖帶壓力一起被存儲(chǔ)。這些振蕩振幅定義示波“包絡(luò)”并且被估計(jì)以發(fā)現(xiàn)最大值和它有關(guān)的袖帶壓力，其大約等于MAP。MAP值以下的袖帶壓力產(chǎn)生具有對(duì)于最大值的某個(gè)固定關(guān)系的振蕩振幅，被指定為舒張壓，并且，同樣地，MAP值以上的袖帶壓力導(dǎo)致具有帶對(duì)于該最大值的某個(gè)固定關(guān)系的振幅的復(fù)合體，被指定為收縮壓。分別在收縮壓和舒張壓相對(duì)MAP處最大值的振蕩振幅的關(guān)系是根據(jù)本領(lǐng)域技術(shù)人員之優(yōu)選的經(jīng)驗(yàn)推導(dǎo)的比率。通常，這些比率在MAP處振幅的40% -80%的范圍中指定。一種確定振蕩振幅的方法是在計(jì)算上擬合曲線到記錄的振蕩振幅和對(duì)應(yīng)的袖帶壓力水平。然后擬合的曲線可用于計(jì)算MAP、收縮和舒張數(shù)據(jù)點(diǎn)的近似。MAP的估計(jì)取作帶有最大振蕩的袖帶壓力水平。MAP的一種可能估計(jì)可因此通過在擬合曲線上發(fā)現(xiàn)一階導(dǎo)數(shù)等于零的點(diǎn)來(lái)確定。從該最大振蕩值數(shù)據(jù)點(diǎn)，收縮壓和舒張壓處振蕩的振幅可通過取MAP 處振蕩振幅的百分比來(lái)計(jì)算。以此方式，可以沿著擬合曲線各自計(jì)算收縮數(shù)據(jù)點(diǎn)和舒張數(shù)據(jù)點(diǎn)，并且因此還可以估計(jì)它們各自的壓力。該曲線擬合技術(shù)具有過濾或平滑原始示波數(shù)據(jù)的優(yōu)點(diǎn)。然而，在一些情況下，已發(fā)現(xiàn)用于建立和處理示波包絡(luò)的另外的過濾技術(shù)能改進(jìn)血壓值的確定的精度。血壓計(jì)算的可靠性和可重復(fù)性取決于精確確定振蕩振幅的能力。然而，振蕩振幅的確定易受偽影污染的影響。因?yàn)槭静ǚㄒ蕾囉跈z測(cè)測(cè)量的袖帶壓力中的微小波動(dòng)，所以影響該袖帶壓力的外部力可能產(chǎn)生偽影，偽影在一些情況下可完全掩蔽或以其它方式使示波信號(hào)無(wú)用。一種此類偽影源來(lái)自患者的自覺或不自覺的運(yùn)動(dòng)。例如患者顫抖的不自覺移動(dòng)可在示波數(shù)據(jù)中產(chǎn)生高頻偽影。自覺運(yùn)動(dòng)偽影(例如由患者移動(dòng)他或她的臂、手或軀干而引起的那些)可產(chǎn)生低頻偽影。目前可用的系統(tǒng)可以能夠確定收集到的示波數(shù)據(jù)是否已經(jīng)被偽影破壞；然而，當(dāng)前的過濾技術(shù)在去除與期望的示波數(shù)據(jù)具有相似頻率內(nèi)容的偽影時(shí)是無(wú)效的。備選的是， 無(wú)創(chuàng)血壓系統(tǒng)可簡(jiǎn)單地拒絕已經(jīng)指定為被偽影破壞的示波數(shù)據(jù)。在這些情況下，必須在每個(gè)壓力級(jí)別收集更多的示波數(shù)據(jù)，直到可以獲取合理無(wú)偽影的示波數(shù)據(jù)。這可極大地延長(zhǎng)確定患者血壓的時(shí)間并且使患者忍受增加的不適，這種不適與可充氣的袖帶限制血液流動(dòng)到相關(guān)的手足有關(guān)聯(lián)。

發(fā)明內(nèi)容
本文公開一種計(jì)算示波包絡(luò)的方法，所述示波包絡(luò)用于在確定患者的血壓中使用。該方法包括接收示波信號(hào)和患者心率的指示的步驟。接著，使用不同的生理參數(shù)(例如Sp02或ECG)來(lái)發(fā)現(xiàn)心率的基頻和至少一個(gè)諧波頻率。然后將示波數(shù)據(jù)轉(zhuǎn)換到頻域。一旦已經(jīng)將示波數(shù)據(jù)轉(zhuǎn)換到頻域，便使用一個(gè)或多個(gè)帶通濾波器來(lái)過濾頻域示波信號(hào)，所述帶通濾波器具有在基頻和一個(gè)或多個(gè)諧波頻率附近定中心的通帶。確定在基頻和一個(gè)或多個(gè)諧波頻率附近定中心的通帶內(nèi)的能量。另外，所述方法和系統(tǒng)計(jì)算一個(gè)或多個(gè)通帶外的至少一部分信號(hào)中的頻域示波信號(hào)的能量。在一個(gè)實(shí)施例中，能夠在定位在稍微高于和稍微低于通帶的偽影帶中計(jì)算頻域示波信號(hào)的能量。 一旦已經(jīng)計(jì)算通帶內(nèi)的能量和通帶外的能量，所述方法和系統(tǒng)就計(jì)算通帶內(nèi)的能量與通帶外的能量的比率。如果計(jì)算的比率超出閾值，則系統(tǒng)繼續(xù)從通帶中過濾的頻域信號(hào)來(lái)計(jì)算示波信號(hào)并且計(jì)算示波包絡(luò)數(shù)據(jù)點(diǎn)。如果該比率沒有超過閾值，則系統(tǒng)能夠在移到下一壓力級(jí)別之前在當(dāng)前壓力級(jí)別獲得附加的示波數(shù)據(jù)。備選的是，系統(tǒng)能夠確定哪個(gè)通帶用于重構(gòu)示波信號(hào)。最終，系統(tǒng)和方法能夠?qū)⑼◣?nèi)的能量與通帶外的能量的比較用于確定血壓讀數(shù)的質(zhì)量值。


附圖示出執(zhí)行本公開的當(dāng)前設(shè)想的最佳模式。在附圖中圖1示出無(wú)創(chuàng)測(cè)量血壓的系統(tǒng)的實(shí)施例；圖2是示出在多個(gè)壓力級(jí)別從血壓袖帶收集的示波數(shù)據(jù)的曲線圖；圖3是用于示波數(shù)據(jù)的抗偽影分析的示波數(shù)據(jù)處理系統(tǒng)的實(shí)施例；
圖4是來(lái)自患者的頻域示波信號(hào)的曲線圖；圖5是來(lái)自患者的頻域示波信號(hào)的第二曲線圖；圖6是示出用于本公開的過濾系統(tǒng)的多個(gè)通帶和多個(gè)偽影帶的曲線圖；圖7是示出本公開的系統(tǒng)的操作順序的流程圖；以及圖8是示出本公開的系統(tǒng)的操作順序的第二實(shí)施例的流程圖。
具體實(shí)施例方式圖1示出無(wú)創(chuàng)血壓(NIBP)監(jiān)視系統(tǒng)10的實(shí)施例。NIBP監(jiān)視系統(tǒng)10包括壓力袖帶12，其是戴在患者14的手臂或其它手足上的常規(guī)柔性、可充氣和可放氣的袖帶。處理單元16控制布置在加壓氣源20和壓力導(dǎo)管22之間的充氣閥18。當(dāng)控制充氣閥18以在袖帶 12中增加壓力時(shí)，袖帶12壓迫圍繞患者14的手臂。在袖帶12內(nèi)的壓力達(dá)到足夠量時(shí)，袖帶12充分地阻隔患者14的肱動(dòng)脈。在袖帶12已經(jīng)充分地充氣之后，處理單元16進(jìn)一步控制放氣閥M開始從袖帶12 通過壓力導(dǎo)管22增量地釋放壓力并且向外到環(huán)境空氣。在袖帶12的充氣和增量放氣期間， 通過壓力導(dǎo)管觀氣動(dòng)連接到壓力袖帶12的壓力換能器沈測(cè)量壓力袖帶12內(nèi)的壓力。在備選的實(shí)施例中，相對(duì)于增量放氣，袖帶12連續(xù)地放氣。在此類連續(xù)放氣的實(shí)施例中，壓力換能器26可連續(xù)地或在規(guī)則間隔增量地測(cè)量袖帶內(nèi)的壓力。在袖帶12內(nèi)壓力減少時(shí)，壓力換能器沈?qū)⒃跍y(cè)量的袖帶壓力中檢測(cè)示波脈沖，其代表了由患者的血液隨著每次心跳而流入肱動(dòng)脈并且因而發(fā)生的動(dòng)脈膨脹以適應(yīng)另外容量的血液所引起的壓力波動(dòng)。如壓力換能器沈測(cè)量的袖帶壓力數(shù)據(jù)(包括示波脈沖)提供到處理單元16，使得可以處理和分析袖帶壓力數(shù)據(jù)，并且患者血壓的確定(包括收縮壓、舒張壓和MAP)能夠在顯示器30上向臨床醫(yī)生顯示。處理單元16可進(jìn)一步接收如通過心率監(jiān)視器32獲取的患者14的心率的指示。心率監(jiān)視器32使用多種常用心率檢測(cè)技術(shù)中的一種或多種來(lái)獲取患者14的心率。一種可以使用的心率檢測(cè)技術(shù)將是心電圖(ECG)的技術(shù)，其中連接到患者14上特定解剖位置的電引線34監(jiān)視通過患者心臟的電活動(dòng)的傳播。備選的是，患者的心率可以使用SpO2、體積描記術(shù)或其它已知的技術(shù)(包括袖帶壓力數(shù)據(jù)的信號(hào)處理和分析)來(lái)獲取。圖2是示出可以從圖1中示出的NIBP監(jiān)視系統(tǒng)10獲取的各種壓力值的曲線圖。 如壓力換能器26確定的袖帶壓力表示為袖帶壓力曲線36。在38a的袖帶壓力峰值是如處理單元16所控制的袖帶12已經(jīng)充分充氣所在的袖帶壓力。處理單元16控制袖帶12的充氣，使得38a是充分高于患者的收縮壓的壓力。這可以通過參照標(biāo)準(zhǔn)醫(yī)療實(shí)踐或血壓估計(jì)來(lái)參考患者血壓數(shù)據(jù)的以前確定的值來(lái)控制或修改。袖帶壓力曲線36然后在一系列的壓力級(jí)別38a-38u增量降低，這反映如放氣閥M所控制的袖帶12中的每個(gè)增量的壓力降低。 在袖帶壓力已經(jīng)達(dá)到患者肱動(dòng)脈不再被完全阻隔所在的壓力級(jí)別之前，測(cè)量的袖帶壓力將顯示示波脈沖40。在每個(gè)壓力級(jí)別檢測(cè)的示波脈沖的數(shù)量控制為患者的心率以及OTBP系統(tǒng)在每個(gè)壓力級(jí)別收集數(shù)據(jù)的時(shí)間長(zhǎng)度的函數(shù)，但通常在每個(gè)壓力水平記錄袖帶壓力數(shù)據(jù)以獲得至少兩個(gè)示波脈沖。袖帶壓力在每個(gè)壓力級(jí)別增量來(lái)測(cè)量，包括示波脈沖數(shù)據(jù)，直到袖帶壓力達(dá)到使得示波脈沖足夠小以完全指明示波包絡(luò)的增量，例如在壓力增量38u發(fā)現(xiàn)的。在該點(diǎn)，處理單元16控制放氣閥M以對(duì)壓力袖帶12充分放氣并且血壓數(shù)據(jù)的收集完成。圖2還示出如使用從該系列增量的袖帶壓力級(jí)別收集的示波脈沖數(shù)據(jù)所計(jì)算的示波包絡(luò)42。處理單元16在每個(gè)壓力級(jí)別隔離示波脈沖，并且創(chuàng)建最佳擬合曲線來(lái)代表示波包絡(luò)42。示波包絡(luò)用于估計(jì)收縮壓、舒張壓和MAP。MAP 44確定為對(duì)應(yīng)于示波包絡(luò)42 的峰值44的壓力級(jí)別增量38k。一旦已經(jīng)確定MAP，收縮壓46和舒張壓48可識(shí)別為關(guān)聯(lián)于特定振蕩振幅的壓力水平值，所述特定振蕩振幅是MAP壓力水平處振蕩振幅的預(yù)定百分比。在一個(gè)實(shí)施例中，收縮壓46對(duì)應(yīng)于壓力增量38h，在那里示波包絡(luò)振幅是MAP的振幅的50%。在另一個(gè)實(shí)施例中，舒張壓48相關(guān)于壓力增量38η，在那里包絡(luò)振幅在MAP處包絡(luò)振幅的60%和70%之間。用來(lái)估計(jì)收縮壓和舒張壓的MAP振幅的百分比通常在40%和 80%之間，取決于處理單元16使用的具體算法。在備選實(shí)施例中，平均每個(gè)壓力級(jí)別處的示波脈沖的振幅以產(chǎn)生示波包絡(luò)數(shù)據(jù)點(diǎn)。在這些實(shí)施例的一些中，例如脈沖匹配或在壓力級(jí)別消除第一和/或最后的示波脈沖的技術(shù)可用于改進(jìn)計(jì)算的示波數(shù)據(jù)點(diǎn)的質(zhì)量。示波包絡(luò)42還可以通過使用在壓力級(jí)別的復(fù)振幅的均值作為用于最佳擬合曲線的輸入數(shù)據(jù)點(diǎn)來(lái)創(chuàng)建。備選的是，示波包絡(luò)42的數(shù)據(jù)點(diǎn)可以是每個(gè)壓力級(jí)別處示波脈沖的最大振幅。如從圖2能看到的，示波脈沖相對(duì)于總體袖帶壓力和壓力增量級(jí)別較小。這使得示波脈沖的檢測(cè)高度地易受噪聲和其它偽影的影響。盡管較高頻的噪聲(例如超過20Hz的噪聲)能夠輕易地被過濾，較小大小的示波脈沖使得難以充分地過濾由患者運(yùn)動(dòng)引起的偽影，因?yàn)檫@些偽影通常處于較低的信號(hào)頻率，使得偽影的頻率類似于示波脈沖信號(hào)的頻率。如本文公開的確定血壓的生理監(jiān)視系統(tǒng)和方法旨在提供對(duì)示波脈沖信號(hào)的改進(jìn)處理以去除與示波脈沖類似頻率的偽影。如本文公開的實(shí)施例可導(dǎo)致在期望的生理信號(hào)和偽影具有特定的頻率內(nèi)容屬性時(shí)產(chǎn)生更高質(zhì)量的示波脈沖信號(hào)；這導(dǎo)致構(gòu)建示波包絡(luò)和計(jì)算患者血壓估計(jì)中的增加精確度。圖2展示使用級(jí)別放氣來(lái)獲取示波信號(hào)的示例；然而，獲得示波信號(hào)的其它技術(shù)(例如通過連續(xù)放氣)是可能的，并且此處給出的描述無(wú)意限制如下面關(guān)于級(jí)別放氣所公開的實(shí)施例的有用性。圖3示出示波數(shù)據(jù)處理系統(tǒng)50的實(shí)施例。數(shù)據(jù)處理系統(tǒng)50包括壓力換能器26， 其收集來(lái)自應(yīng)用到患者的壓力袖帶的原始示波脈沖信號(hào)。壓力換能器26可在任何適合的采樣速率對(duì)袖帶壓力采樣。在一個(gè)實(shí)施例中，壓力換能器沈可在400個(gè)樣本每秒的速率對(duì)袖帶壓力采樣；然而，在其它實(shí)施例中，可利用本領(lǐng)域技術(shù)人員已知的100個(gè)樣本每秒或任何其它采樣速率。在示出的實(shí)施例中，控制袖帶壓力使得每個(gè)壓力增量級(jí)別持續(xù)大約5秒。 然而，根據(jù)本公開可以修改每個(gè)壓力增量級(jí)別的時(shí)間長(zhǎng)度。在用于討論目的在示范實(shí)施例中，系統(tǒng)可在400個(gè)樣本每秒的采樣速率記錄5秒的數(shù)據(jù)，對(duì)于每個(gè)壓力級(jí)別產(chǎn)生大約2000 個(gè)樣本的示波脈沖信號(hào)。然而，理解到，當(dāng)在本公開的范圍內(nèi)操作時(shí)，可利用導(dǎo)致不同數(shù)量樣本的示波脈沖信號(hào)的廣泛各種采樣速率和/或壓力級(jí)別長(zhǎng)度。原始示波信號(hào)52發(fā)送到時(shí)到頻轉(zhuǎn)換器M。時(shí)到頻轉(zhuǎn)換器M可以是離散傅立葉變換算法(DFT)。時(shí)到頻轉(zhuǎn)換器M將原始示波信號(hào)從時(shí)域信號(hào)轉(zhuǎn)換為頻域信號(hào)?？捎糜谠撧D(zhuǎn)換的更有用的技術(shù)是快速傅立葉變換(FFT)。時(shí)頻轉(zhuǎn)換的結(jié)果是相對(duì)其頻率來(lái)表達(dá)示波信號(hào)的信號(hào)，其與相對(duì)于時(shí)間來(lái)表達(dá)信號(hào)相反。
數(shù)據(jù)處理系統(tǒng)50還包括心率監(jiān)視器32，其在獲取原始示波脈沖信號(hào)時(shí)獲取患者的心率。如前文所述，心率監(jiān)視器32可包括ECG或SpO2技術(shù)；然而，在備選的實(shí)施例中，使用從時(shí)到頻轉(zhuǎn)換器M獲得的頻域示波信號(hào)可以確定心率。現(xiàn)參考圖4，其示出由時(shí)到頻轉(zhuǎn)換器M生成的頻域示波信號(hào)56的第一示范實(shí)施例。在圖4的實(shí)施例中，頻域信號(hào)56來(lái)自具有148的心率的患者。如前所述，來(lái)自患者的心率由圖3中的心率監(jiān)視器32生成并且饋送到各種其它組件，如將要描述的。參考回圖4，頻域示波信號(hào)56包括發(fā)生在基頻處的第一峰值60。在圖4中所示的實(shí)施例中，基頻是2. 46Hz。第二峰值62發(fā)生在一次諧波頻率4. 93Hz附近。盡管在圖4中未示出，頻域示波信號(hào)56可具有在二次諧波頻率7. 40Hz處的另一峰值。顯著的偽影63發(fā)生在基頻以下。圖5示出頻域示波信號(hào)56的又一個(gè)示例。在圖5的實(shí)施例中，患者的心率是125 使得基頻是2. 08Hz。如前所討論的，第一峰值60發(fā)生在基頻處且第二峰值62發(fā)生在一次諧波頻率4. 17Hz處。然而，在圖5中所示的實(shí)施例中，由于存在于示波信號(hào)56中的偽影， 大量的失真發(fā)生在第二峰值62周圍。一種已知的在頻域示波信號(hào)中消除偽影的方法是使用非常窄的帶通濾波器來(lái)過濾信號(hào)，這些帶通濾波器具有在心率的基頻和一個(gè)或多個(gè)諧波頻率附近定中心的通帶。此類系統(tǒng)的示例在美國(guó)專利申請(qǐng)公開2009/0209868中示出和描述。盡管此類系統(tǒng)和方法在許多情形下證明有效，但該系統(tǒng)不分析不同于通帶的區(qū)域中頻域信號(hào)中能量的量。參考回圖3，根據(jù)本公開，心率58和頻域示波信號(hào)56提供到基頻濾波器64、一次諧波濾波器56，并且可以提供到任何數(shù)量的附加的η次諧波濾波器68。盡管在圖3中未示出，基頻濾波器64、一次諧波濾波器66和η次諧波濾波器68各自與某一類型的處理器或控制器相關(guān)聯(lián)，所述處理器或控制器接收患者的心率58并計(jì)算患者心率58的關(guān)聯(lián)基頻和諧波頻率。與每個(gè)諧波計(jì)算機(jī)相關(guān)聯(lián)的頻域?yàn)V波器64、66和68由在關(guān)聯(lián)的心率諧波定中心的合理窄的帶寬的帶通濾波器而組成。對(duì)于每個(gè)通帶合理窄的帶寬可以是0.6Hz ；然而，這無(wú)意在本公開的范圍內(nèi)可利用的帶寬的范圍上進(jìn)行限制?，F(xiàn)在參考圖6，在患者具有125的心率的情況下利用的實(shí)施例中，基頻濾波器64 創(chuàng)建在基頻2. 08Hz附近定中心的第一通帶70。一次諧波濾波器66創(chuàng)建在一次諧波頻率 4. 17Hz附近定中心的第二通帶72。在圖6的實(shí)施例中，二次諧波濾波器創(chuàng)建在二次諧波頻率6. 25Hz附近定中心的第三通帶74。參考回圖3，示波數(shù)據(jù)處理系統(tǒng)50包括多組偽影濾波器以隔離頻域示波信號(hào)的其它部分。在圖3的實(shí)施例中，第一組偽影濾波器76在基頻之上和之下創(chuàng)建偽影帶。在圖6 中所示的實(shí)施例中，第一組偽影濾波器創(chuàng)建稍微低于第一通帶70的第一偽影帶78以及稍微高于第一通帶70的第二偽影帶80。在所示的實(shí)施例中，偽影帶78、80的每一個(gè)具有可以也在0. 6Hz范圍中的帶寬，但是其它帶寬設(shè)想為也在本公開的范圍內(nèi)。參考回圖6，利用第二組偽影濾波器來(lái)創(chuàng)建稍微低于第二通帶72的第三偽影帶84 以及稍微高于第二通帶72的第四偽影帶86。第三和第四偽影帶84、86再次由與一次諧波濾波器66相關(guān)聯(lián)的計(jì)算機(jī)處理器來(lái)計(jì)算。在圖6的實(shí)施例中，第η組偽影濾波器創(chuàng)建第五偽影帶90和第六偽影帶92，如能在圖3和6中理解的。一旦頻域示波信號(hào)56已經(jīng)通過基頻濾波器64和諧波濾波器66和68，則在通帶能量累加器94中接收每個(gè)通帶內(nèi)的能量。通帶能量累加器94創(chuàng)建每個(gè)所述的通帶內(nèi)能量的總和。盡管圖3和6中所示的系統(tǒng)描述利用基頻通帶以及一次和二次諧波通帶，但應(yīng)當(dāng)理解在本公開的范圍內(nèi)操作時(shí)能夠利用附加的通帶或更少的通帶。如圖3中所示，第一組偽影濾波器76、第二組偽影濾波器82以及第η組偽影濾波器88中確定的能量的量在偽影帶累加器96中求和。類似于通帶能量累加器94，偽影帶累加器96對(duì)每個(gè)偽影帶中檢測(cè)的能量求和。在圖3和6中所示的實(shí)施例中，在基頻和每個(gè)諧波頻率的每一側(cè)上創(chuàng)建偽影帶。然而，應(yīng)當(dāng)理解，在本公開的范圍內(nèi)操作時(shí)能夠利用其它類型的偽影濾波器。雖然圖3和6的實(shí)施例在基頻通帶和諧波頻率通帶的每一側(cè)上利用偽影濾波器， 但應(yīng)當(dāng)理解，圖3的系統(tǒng)能夠轉(zhuǎn)而累加通帶之外的頻域示波信號(hào)的所有能量。在此類實(shí)施例中，將不要求單獨(dú)的濾波器用于偽影帶，并且相反將通過偽影帶累加器96累加通帶外的信號(hào)部分中的頻域示波信號(hào)的能量。利用比率計(jì)算器98來(lái)創(chuàng)建通帶內(nèi)的能量(如通帶能量累加器所確定的)與偽影帶中的能量(如偽影帶累加器96所確定的)的比率。比率計(jì)算器98能用于實(shí)現(xiàn)以下列出的等式1。
權(quán)利要求
1.一種計(jì)算示波包絡(luò)的方法，所述示波包絡(luò)用于在確定患者(14)的血壓中使用，所述方法包括以下步驟接收來(lái)自定位在所述患者上的血壓袖帶(1 的示波信號(hào)(56)； 接收所述患者的心率(58)的指示； 計(jì)算所述心率的基頻； 將所述示波信號(hào)轉(zhuǎn)換到頻域；使用具有在所述基頻附近定中心的第一通帶(70)的帶通濾波器(64)來(lái)過濾所述頻域示波信號(hào)；計(jì)算在所述基頻附近定中心的所述第一通帶(70)中的頻域示波信號(hào)的能量； 計(jì)算所述第一通帶(70)外的信號(hào)的至少一部分中的頻域示波信號(hào)的能量； 計(jì)算所述第一通帶(70)外的頻域示波信號(hào)的能量與所述第一通帶(70)內(nèi)的頻域示波信號(hào)的能量的比率；僅在所計(jì)算的比率低于閾值時(shí)，才從所述第一通帶(70)中過濾的頻域信號(hào)來(lái)重構(gòu)所述示波信號(hào)；以及僅在所計(jì)算的比率低于所述閾值時(shí)，才從所重構(gòu)的示波信號(hào)來(lái)計(jì)算示波包絡(luò)數(shù)據(jù)點(diǎn)。
2.如權(quán)利要求1所述的方法，還包括以下步驟 計(jì)算所述心率的至少一次諧波頻率；使用具有在所述一次諧波頻率附近定中心的第二通帶的第二帶通濾波器(66)來(lái)過濾所述頻域示波信號(hào)；計(jì)算所述第二通帶m中頻域示波信號(hào)的能量；將所述第二通帶m內(nèi)所計(jì)算的能量與所述第一通帶(70)內(nèi)所計(jì)算的能量組合；以及基于所組合的能量來(lái)計(jì)算所述比率。
3.如權(quán)利要求1所述的方法，其中計(jì)算所述第一通帶外的能量的步驟包括計(jì)算具有低于所述第一通帶(70)的第一頻率范圍的第一噪聲帶(78)中頻域示波信號(hào)的能量；計(jì)算具有高于所述第一通帶(70)的第二頻率范圍的第二噪聲帶(80)中頻域示波信號(hào)的能量；以及將所述第一和第二噪聲帶中所計(jì)算的能量組合以定義所述第一通帶外的能量。
4.如權(quán)利要求3所述的方法，其中所述第一和第二頻率范圍小于所述基頻。
5.如權(quán)利要求1所述的方法，還包括以下步驟 計(jì)算所述心率的至少一次諧波頻率；使用具有在所述一次諧波頻率附近定中心的第二通帶m的第二帶通濾波器(66)來(lái)過濾所述頻域示波信號(hào)；計(jì)算在所述一次諧波頻率附近定中心的所述第二通帶m中頻域示波信號(hào)的能量； 計(jì)算高于所述第二通帶(72)的第四噪聲帶(86)和低于所述第二通帶(72)的第三噪聲帶(84)中頻域示波信號(hào)的能量；計(jì)算所述第二通帶m中的能量與所述第三和第四通帶的組合中能量的第二比率；以及如果所述第一或第二通帶具有低于所述閾值的比率，則僅使用所述第一或第二通帶從所述濾波器頻域信號(hào)來(lái)重構(gòu)所述示波信號(hào)。
6.如權(quán)利要求1所述的方法，其中所接收的示波信號(hào)來(lái)自用于所述血壓袖帶的單個(gè)壓力級(jí)別并且所計(jì)算的數(shù)據(jù)點(diǎn)處于所述單個(gè)壓力級(jí)別。
7.如權(quán)利要求6所述的方法，還包括在多個(gè)血壓袖帶壓力級(jí)別重復(fù)所述方法以計(jì)算多個(gè)包絡(luò)數(shù)據(jù)點(diǎn)的步驟。
8.如權(quán)利要求7所述的方法，還包括以下步驟當(dāng)所計(jì)算的比率超過所述閾值時(shí)，在每個(gè)壓力級(jí)別獲得附加的示波信號(hào)；以及當(dāng)所計(jì)算的比率低于所述閾值時(shí)，將所述血壓袖帶的壓力降低到下一個(gè)壓力級(jí)別。
9.一種用于處理示波數(shù)據(jù)的系統(tǒng)，所述示波數(shù)據(jù)用于在確定患者的血壓中使用，所述系統(tǒng)包括心率監(jiān)視器(32)，連接到所述患者(14)，所述心率監(jiān)視器(3 獲取所述患者心率； 血壓袖帶(12)，定位在所述患者上并且可在一系列的壓力級(jí)別中放氣； 時(shí)到頻域轉(zhuǎn)換器(M)，接收在每個(gè)壓力級(jí)別獲取的示波信號(hào)并將所述示波數(shù)據(jù)轉(zhuǎn)換到頻域中；諧波頻率計(jì)算器，連接到所述心率監(jiān)視器，所述諧波頻率計(jì)算器推導(dǎo)至少心率基頻和至少一個(gè)諧波頻率；第一濾波器(64)，具有在所述基頻附近定中心的第一通帶(70)； 第二濾波器(66)，具有在所述至少一個(gè)諧波頻率附近定中心的第二通帶(72)； 控制器(16)，用于計(jì)算所述第一和第二通帶的每個(gè)的外部的頻域信號(hào)的能量與所述第一和第二通帶內(nèi)的頻域示波信號(hào)的至少一部分的能量的比率；以及血壓確定計(jì)算器，當(dāng)所述計(jì)算器比率低于閾值時(shí)確定示波包絡(luò)數(shù)據(jù)點(diǎn)。
10.如權(quán)利要求9所述的系統(tǒng)，還包括至少一個(gè)濾波器(76)，具有位于鄰近于所述第一和第二通帶之一的噪聲帶。
全文摘要
本發(fā)明名稱為示波測(cè)量法中偽影的頻譜的使用。用于處理來(lái)自多個(gè)壓力級(jí)別(38)的示波數(shù)據(jù)以確定患者(14)血壓的系統(tǒng)和方法。連接到患者的心率監(jiān)視器(32)獲取患者的心率。時(shí)到頻域轉(zhuǎn)換器(54)接收示波數(shù)據(jù)并將所述示波數(shù)據(jù)轉(zhuǎn)換到頻域中?；谟?jì)算的心率，所述系統(tǒng)和方法用中心定在基頻和至少一個(gè)基頻的通帶來(lái)過濾頻域示波信號(hào)。通帶內(nèi)的頻域信號(hào)的能量與通帶外部的頻域示波信號(hào)的至少一部分能量作比較?；谠摫容^，信號(hào)確定在當(dāng)前壓力級(jí)別的信號(hào)是否應(yīng)當(dāng)用于計(jì)算患者的血壓。
文檔編號(hào)A61B5/022GK102197998SQ20101062518
公開日2011年9月28日 申請(qǐng)日期2010年12月27日 優(yōu)先權(quán)日2010年3月23日
發(fā)明者L·T·赫爾什, S·科盧里 申請(qǐng)人:通用電氣公司