CN1688247A - 控制无创参数测量的方法和装置 - Google Patents

Abstract

本发明是有关于一种控制无创参数测量的方法和装置。改进的以无创的方式评估与流体系统如活体内循环系统有关的一个或多个参数的方法和装置。在第一个方面中，揭示了一种改进的连续测量可压缩导管的压力的方法，其中利用导管压缩度的扰动(例如：调制)实现并维持导管基本上最佳的压缩度。在一个示例性的实施例中，根据伪随机二进制序列(PBRS)进行所述的调制。在第二个方面中，揭示了一种改进的用来确定活体血压的装置，该装置大体上包括压力传感器和相关处理器，该处理器配有定义多个与感测到的压力数据有关的操作状态的计算机程序。还揭示了压力波形校正和重新取得的方法以及使用本发明进行治疗的方法。

Description

控制无创参数测量的方法和装置

技术领域

本申请主张共同拥有且共同审查的、于2002年8月1日提交的同名美国专利申请号10/211,115和2003年3月20日提交的同名美国专利申请号10/393,660的优先权，本申请引用这两件的申请全部内容。

发明的技术领域

本发明总体上涉及监测循环液体系统参数的方法和装置，本发明的一个方面特别涉及对活体动脉血压的无创监测。

背景技术

长期以来，医学界一直在寻找精确、连续、无创的血压测量技术。这种测量技术使医护人员在无需使用侵入式动脉插管(通常被称为“A-lines”)的情况下，并且在任何数量的设施中，以可重复进行的方式连续地精确监测受检对象的血压，例如，在外科手述病房中，经常会要求连续精确的真实血压读数。

已经存在若干种为人们所熟知的以非入侵式监测受检对象动脉血压波形的技术，即，听诊法、示波测量法和张力测量法。听诊法和示波测量法都是使用标准充气手臂箍带将受检对象外围动脉(主要是臂部动脉)阻塞。听诊法是通过监测箍带在逐渐放气的过程出现的Korotkoff声确定收缩压和舒张压。而示波测量法是通过测量箍带在放气过程中的实际压力变化来确定收缩压、舒张压以及平均压的。由于需要交替地将箍带充气和放气，采用这两种技术都只能间歇性地确定血压值，并且它们不能重复受检对象的实际血压波形。因此，利用上述技术不能获得对血压连续的逐跳(beat-to-beat)监测。

上述的阻塞式箍带仪器在测量受检对象血压的长期变化趋势方面是具有一定效果的。但是此类仪器在进行包括外科在内的许医疗应用中都非常重要的短期血压变化的测量方面就无能为力了。

医疗领域为人们所熟知的还有动脉张力测量法技术。按照动脉张力测量法理论，具有充分骨骼支撑的浅动脉(如桡动脉)的压力在跨壁压等于零时的压平扫描(applanation sweep)期间可以被精确地记录下来。术语“压平”是指改变施加在动脉上压力的过程。压平扫描是指动脉上的压力从过压紧变化到欠压紧的时间周期，或反之亦然。开始下降的压平扫描时，动脉被过压紧成“狗骨头”的形状，从而不记录压力脉冲。在扫描结束时，动脉被欠压紧，从而记录最小振幅压力脉冲。在扫描期内，假定发生压平，期间动脉壁张力与张力计的表面平行。这里，动脉压力垂直于上述表面并是张力计探测头唯一检测到的应力。在该压力下，假定得到的最大“峰到峰”振幅(“最大搏动”)压力对应零跨壁压。注意，还可以采用其他类似于包括压力最大变化率(即dP/dT)在内的最大脉搏压力的手段。

现有技术中采用张力测量法的设备包括贴在覆盖外围动脉(即桡动脉)的组织上呈固定的队列的微型压力传感器。每个传感器都直接感测其下组织的机械力，其大小被设计为仅仅覆盖其下动脉的一小部分。整个队列被紧贴组织，将其下的动脉压平，从而使动脉内逐跳压力变化通过组织与至少部分传感器耦合。还使用另一队列不同的传感器，确保至少有一个传感器总是在动脉之上，而不考虑队列在受检对象上的位置。但是，这种张力计存在若干缺点。首先，离散的传感器队列在解剖上通常与受检对象被感测动脉上覆盖组织的连续轮廓是不相容的。这样会导致得到的传感器信号不准确。此外，在某些情况下，这种不相容会导致对组织的损伤和对神经的破坏，并且限制血液向末稍组织的流动。

其他现有技术设法将单一的张力传感器更为精确地横向置于动脉之上，从而使传感器与动脉内的压力变化的耦合更好。但是，这些系统都是将传感器在几何位置上置于“中心”，而不是置于信号耦合的最佳位置，并且由于受检对象在测量中的移动，相比之下典型地还会要求频繁地重新校准或重新定位。

张力测量系统通常还对置于被监测的受检对象身上的压力传感器的朝向十分敏感。特别是这些系统的精度会在传感器和动脉之间的角度关系发生变化而偏离“最佳”切入角度时降低。这一点是重要的考虑因素，因为没有任何两次测量能够将测量设备置于或保持在相对于动脉完全相同的角度。许多前述的方法许多情况下由于其定位机制的问题都不能适合受检对象的解剖特征，如腕部表面的曲率，因此都存在类似的不能够恒定地保持与动脉角度关系(不考虑横向位置)的问题。

还有，由于不同元件(例如：皮带和触发器组件)之间的配合问题和传感器四周缺少减少边缘效应用的软垫，都可对张力测量系统的精度产生很大的负面影响。

已知的张力测量法中存在的重大局限在于病人发生移动、位置改变、平均压力变化、呼吸等时施加的压平压力的大小和位置方面。特别是，即使起初在最佳耦合位置获得了最佳动脉压紧度，仍然会存在不能有效控制的在实际或临床中发生的因素导致测量过程发生严重误差，特别在经过一段时间后。例如，正在接受监测的受检对象可能会自觉或不自觉地移动，从而改变(至少在一段时间内)张力测量传感器与受检对象的组织/血管之间的物理关系。类似地，受检对象或张力测量仪器很容易发生撞击或震动，这样会使传感器和受检对象之间的关系再次发生改变。在某些情况下，单纯的重力作用也会导致传感器相对于受检对象血管的位置随时间发生变化。

还有，受检对象的生理响应(包括，例如，由于麻醉或药剂造成的血管壁舒张)可产生改变压平程度的需要(有时甚至需要改变传感器的横向/近侧位置)，以便保持最佳的传感器耦合。此外，由于周围组织和可能的测量系统的配合问题，经常需要随着平均动脉压的变化而调节压平程度。

迄今为止已经公开了若干种试图解决上述种种局限的方法。在某一现有技术方案中，使用封闭箍带为定期校准提供基础；如果测出的压力变化量“很大”或经过了特定时间段，系统就执行对箍带的校准，帮助重新设定压平位置。在校准期间压力数据无法可靠地显示或者是根本无法得到。例如，参见1993年11月16日授予Aung等人并转让给Colin公司的名称为“血压监测装置”的美国专利5,261,414(以下简称为“Aung”)。又见2001年11月27日授权的名称为“血压监测装置”的美国专利6,322,516，该专利同样转让给Colin公司，在该专利中，封闭箍带被用作校准多个光传感器的基础。

在另一现有技术方案中，使用配备有体积描记器(如阻抗或光电设备)的加压箍带或中垫(pelotte)驱动伺服控制环路。例如，参见1989年9月26日授予Penaz并转让给J.E.Purkyne v Brne大学的名称为“自动无创血压监测仪”的美国专利4,869,261(以下简称为“Penaz”)。在该装置中，传感器通过至少一个放大器和一个相位校正器连接到电-压传感器。所有这些组件构成了伺服控制系统的封闭环路，连续不断地(至少表面上如此)改变箍带中的压力，试图将动脉的体积保持在动脉壁张力为零时所对应的体积。伺服控制系统环路还包括压力振动发生器，振动频率高于血管压力波最高谐波分量的频率。还配备有校正电路，其输入端与体积描记传感器连接，其输出端用于校正伺服控制系统的调定点(setpoint)。因此，Penaz系统实际上是为一个由传感器接收到的固定灯光信号电平恒定地“伺服”(在一个心动周期内)。与上述的Colin系统不同，该系统向操作者连续地显示压力。但是，Penaz的体积描记仪传感器的操作限制了该装置在肢体末稍部分(特别是手指)的应用，特别是在末稍循环不良的情况下，末稍压力可能不会精确地反映主动脉压或肱动脉压。这将是产生误差的潜在的重要原因。

在又一现有的技术方案中，试图利用一系列连续执行的变化压力“扫描”(sweeps)识别动脉内的真实血压。每次扫描中施加的压平压力一般都由欠压紧向过压紧(或反之亦然)变化，并由系统对每次扫描获得的数据进行分析，从而识别例如最大压力波形幅度。参见1998年授权Archibald等人、并转让给Medwave公司的名称为“计算动脉血压的方法与装置”美国专利5,797,850(以下简称为“Archibald”)。但是Archibald的系统并非真正的连续式，原因是每次扫描和分析都需要一段有限的时间。实际使用时，设备的整个进行期间每次扫描都以最小的延迟被不断重复。在压平机制重置及接下来的扫描操作中，由于是在对上一次扫描周期获得的数据进分析和显示，因此系统对于新数据实际上是“死的”。实际上数据的重要部分丢失了，并且操作者仅接收到了受检对象血压周期性的指示(即，每15-40秒接收一次新的血压搏动显示)，从这一点来看，显然是一个缺陷。

最后，本发明受让人在名称为“以无创监测受检对象动脉血压的装置和方法”的美国专利6,228,034、6,176,831、5,964,711和5,964,711中揭示的无创压力测量技术包括以频率高于心率(例如：25Hz的正弦扰动)等的压平度进行的调制。上述美国专利已经被本申请全文引用。尽管这些方法是有效的，本受让人经过长时间研究，认为在某些情况下有必要根据其他的调制方案和/或频率、和/或本质上不规则且不确定的频率对压平度进行控制。还有，某些调制方案(如搏动内调制)对于压平硬件要求极高，因为必需发生压平度更为迅速的(并且经常是精确的)变化。相应地，由于此种装置中要求性能更为强大的硬件，最终会增加使用该装置的主设备的成本。

鉴于上述，有必要提供一种精确并且连续不断地控制无创测量如压力等参数的改进方法和装置。所述改进的方法和装置可以令人满意地用于包括一个或多个血液动力学参数在内的连续测量(张力测量法或其他方法)，该参数的测量值是动脉内压力的真实反映，同时还提供在包括运动伪影和其他噪声的变化环境下的稳定性和可重复性。所述方法和装置还以地被不论是受过训练的医务人员还是未经训练的普通人员轻松地掌握使用方法，从而使受检对象能够在需要时进行精确可靠地自我监测。

发明内容

本发明通过改进的无创并连续地控制包括活体动脉血压在内的流体系统参数测量方法和装置满足前述的需要。

本发明的第一个方面，揭示了一种经过改进的连续测量可压紧导管的压力的方法，该方法总体上包括以下步骤：将血压传感器放置于导管附近；识别基本上最佳的导管压紧度；达到基本上最佳的导管压紧度；用所述传感器测量导管的压力数据；识别非最佳的压紧度；调节压平以维持或重新获得最佳压紧度。在一示例性的实施例中，所述传感器是采用张力测量法，并且所述测量期间维持最佳压紧度包括以下步骤：在测量期间至少定期性地干扰导管的压紧度从而产生对测得压力数据的可观测效果；至少部分地根据该效果调节压紧度。在一个示例性的实施例中，所述导管包括一根血管，所述施加的干扰包括用于调制随时间施加在血管的压紧度的伪随机二进制序列(pseudo-random binary sequences，PRBS)。对感测到的压力的影响与所述调制相互关联，并对其实施必要的校正。

本发明的第二个方面，揭示了一种经过改进的用于确定受检对象血压的装置，该装置总体上包括：张力测量(tonometric)压力传感器装置，被适合于感测受检对象皮肤表面处的压力并生成相关的压力数据；处理器，被适合于运行计算机程序，该计算机程序定义多个处理状态，该装置在确定血压时对各个操作状态的使用与至少该压力数据的部分有关系。在一个示例性的实施例中，该计算机程序包括分别与瞬时检测和补偿、伺服(或耦合的慢速改变)和失去连接后的重新取得连接有关的三个不同的子过程。在该示例性实施例中，第一过程采用控制压平和横向/近身体中心方向定位的四种不同但相关的状态。

本发明的第三个方面，揭示了一种调制张力法血压测量的方法。该方法总体上包括以下步骤：提供适合于确定压力的传感器，该传感器被置于靠近血管的位置；随时间改变施加在血管上的压紧度，该改变行为包括对压紧度的调制。在一示例性实施例中，该调制按照一调制序列进行，其中，尽管还可以使用其他随机的或确定的序列，但该调制序列包括前述的PRBS。

本发明的第四个方面，揭示了一种校正张力压力测量的方法，该方法总体上包括以下步骤：提供适合于确定压力的传感器，该传感器被置于靠近血管的位置；随时间改变施加在血管上的压紧度；利用该传感器测量血管的压力，并至少部分地基于改变和测量行为之间的相关校正测得压力。在一示例性实施例中，前述的调制序列被用于生成感测到的压力波形内的效果；这些效果被与调制序列和基于此生成的感测到的压力值的校正相关。

本发明的第五个方面，揭示了一种改进的用于测量血管内血压的装置。该装置总体上包括：适合于感测活体皮肤表面压力并生成相关电信号的张力压力传感器；适合于将电信号转换为数字域的信号转换器；与该转换器进行数据通讯的数字处理器；适合于在该数字处理器上运行的计算机程序，计算机程序被进一步适合于按照前述的调制序列随时间调制张力传感器的位置。在一示例性实施例中，压力传感器与计算机程序控制的压平装置耦合，压平度根据调制序列变化。在另一实施例中，利用可比较调制方案控制传感器的横向/近身体中心方向的位置。

本发明的第六个方面，揭示了一种改进的识别张力传感器与受检者组织之间耦合变化的方法，该方法总体上包括以下步骤：将传感器置于靠近组织的位置；利用传感器测量组织数据；至少部分基于测量得出的数据识别与耦合相关的参数的至少一个变化。在一个示例性实施例中，测量得出的参数包括压力速度和加速度。

本发明的第七个方面，揭示了一种用于确定活体血压的抗瞬变(transient-resistant)装置。该装置总体上包括：适合于感测活体皮肤表面压力并生成相关波形的压力传感器；适合于重新定位压力传感器的运动装置；与运动装置操作上耦合的控制器；与传感器数据通讯并操作与控制器耦合的处理器，该处理品被适合于运行计算机程序，该计算机程序被配置为(i)为至少一个出现时间(epoch)建立传感器初始的基本上最佳位置；(ii)利用传感器测量血管的压力数据；(iii)通过分析压力数据的变化检测瞬时事件的发生，该瞬时事件改变血管与传感器之间的耦合；(iv)通过控制器和运动装置初始化传感器扫描，用以基于改变的耦合识别第二基本上最佳的传感器位置；(v)为至少一个出现时间建立第二基本上最佳的传感器位置。

本发明的第八个方面，揭示了一种改进的基于心动周期的特定部分的血压测量期间识别张力压力传感器和受检者组织之间耦合的变化的方法。该方法总体上包括以下步骤：将传感器置于靠近组织的位置；利用传感器测量组织的压力数据；确定数据的至少一个参数；将该至少一个参数与一标准进行比较，该标准至少部分地由压力数据被测量期间的心动周期特定部分确定；至少部分地基于比较行为识别耦合的变化。在一示例性实施例中，该参数包括压力速度和加速度，并且该标准包括为每个涉及心动周期的收缩(升支)部分或舒张(降支)部分设定的门限值。

本发明的第九个方面，揭示了一种改进的为血压测量装置保持最佳或次佳压紧度(或位置)的方法。该方法总体上包括以下步骤：利用相关过程(correlation process)分析与一“目标”有关的曲线，这些曲线将压力作为空间位置参数的函数联系起来。在一示例性的实施例中，该压力包括脉搏压和/或舒张压，并且该空间位置参数包括电机位置(例如，压平、横向或近身体中心方向的驱动电机)。该方法通过获取第一导数(例如：d(脉搏压)/d(电机位置)和/或d(舒张压)/d(电机位置))来分析曲线的斜率，并将这些斜率值相关联，从而识别出最佳或次佳“目标”位置。

本发明的第十个方面，揭示了一种改进的测量活体血压的方法，该方法总体上包括以下步骤：在受检者身上的第一位置测量血管压力；在受检者身上的第二位置至少部分地阻塞血管，该阻塞行为对血压测量至少产生一些影响；至少部分地基于该影响调节测量。在一示例性实施例中，用张力测量法测量动脉(即：桡动脉)血压，同时第二位置位于同侧，即上臂。位于第二位置充气的箍带使张力压力传感器感测到的压力信号减弱，这种减弱被系统检测到并通过延迟后续的压力数据处理得到补偿，直到箍带被放气。

本发明的第十一个方面，是改进的血压测量装置，该装置总体上包括：无创压力传感器，适合于感测受检者身体上第一位置的血管施加在该传感器上的压力，并生成相关信号；处理器，在操作上耦合到该传感器；和计算机程序，在该处理器上运行并适合于处理该信号，产生所述血压的图形表示，该程序还适合于(i)检测信号内压力事件的丢失；(ii)基于该事件调节对压力数据的处理。在一个示例性的实施例中，该程序还包括搏动检测器和非搏动过程，其中搏动检测器向该非搏动过程提供信号中检测到的搏动，如果在给定时间间隔内没有检测到搏动，该非搏动过程就会挂起。

本发明的第十二个方面，揭示了一种处理血压数据的方法，该方法包括以下步骤：获取对应操作的第一状态的第一数据组；获取对应操作的第二状态的第二数据组；评估第一和第二数据；根据评估结果有选择地调节血压数据的后续处理。在一个示例性的实施例中，获取第一数据组包括在操作的正常(非事件)状态期间获取压力数据，获取第二数据组包括在导致压力数据至少部分降级的事件期间获取压力数据。当存在被降级的数据时，系统进入“等待状态”，执行进一步的评估。等待状态中与至少对一个与每个数据组相关的度量(metric)被评估，并且系统：或者(i)退出等待状态；或者(ii)继续在一段时间的等待状态中操作。

本发明的第十三个方面，揭示了一种改进的装置，适合于生成活体血管血压的图形表示的装置。该图形表示是通过使用至少一个传感器在第一位置利用张力法感测压力并产生相关信号而生成的；被动地检测这些信号的降级；至少部分地基于这些信号对降级进行分类；并补偿血压的图形表示上的降级效应。

本发明的第十四个方面，揭示了改进的血液动力学数据处理装置，该装置总体上包括：处理器，适合于接收血液动力学数据并处理这些数据；第一数据存储位置，适合于接收至少该血液动力学数据的第一部分；第二数据存储位置，适合于接收至少该血液动力学数据的第二部分；计算机程序，在该处理器上运行，该程序被适合于：将数据分为第一和第二部分，用来分别存储于第一和第二位置；基于至少一个度量对第一和第二部分进行评估；基于该评估控制处理器接收到的后续血液动力学数据的分隔。

通过以下结合附图对本明的详细说明使本发明上述及其他特点更为显然。

附图说明

图1是示出本发明第一过程的第一示例性实施例涉及的四种状态之间的关系的状态图。

图1a是示出图1所示第一过程的第一示例性实施例的运行的流程图。

图2是示出本发明第二过程的一个示例性实施例的操作的逻辑流程图(例如，伺服或保持最佳压平度)。

图2a是一示例性病人的脉搏压对舒张压的曲线图。

图2b是图2a所示病人的最佳动脉压紧(压平)的张力压力对时间的曲线图。

图2c是施加在图2a的病人最佳或非最佳压平度的张力压力对时间的曲线图。

图2d是本发明的调制方案的示例性实施例的曲线图，显示PRBS调制值对压平电机步长数。

图2e是图2a的病人的带有和没有PRBS调制的非最佳压平的张力压力的曲线图，显示出PRBS调制的效果。

图2f是对非最佳压平曲线施加了PRBS调制(PRBS长度＝7)完成后的校正或恢复的张力压力波形的曲线图。

图2g是本发明的PRBS调制(PRBS长度＝7)的示例性实施例的曲线图，显示出调制和校正后脉搏压之间相关性。

图2h是显示示例性的脉搏压和舒张压，和PRBS调制的加权零平均值之间的相关关系的压力对搏动的曲线图。

图2i是本发明一实施例脉搏压、舒张压和PRBS调制的压力对相位延迟的曲线图。

图3是显示本发明确定最佳初始调制的方法的示例性实施例的逻辑流程图。

图3a和图3b是显示支持图3的方法计算的不同方面的曲线图。

图4是显示本发明第三过程(例如，重新获取)的示例性实施例的操作的逻辑流程图。

图4a是本发明与第三过程有关第四(“扫描”)状态进入标准的实施例的图形表示。

图5是本发明测量活体血管内血液动力学参数的装置的示例性实施例的方框图。

图6是使用前述方法的提供对受检者治疗方法的示例性实施例的逻辑流程图。

图7a-7c是本发明没有“事件补偿”能力的示例性系统的包括丢失信号事件生成的各种参数的影响的操作的图形表示。

图8是本发明的用于补偿信号丢失的方法(算法)的示例性实施例的逻辑流程图。

图8a是采用了图8的算法的第一示例性软件体系结构的图形表现，包括多个功能“对象”。

图9是示出了与图8a和8b的算法和体系结构相关的各种操作状态的状态图。

图10是反映按图8a和图8b的算法操作时与系统相关联的各种参数变化的时序图。

图11是加入了适合于等待状态早期终止的算法的第二示例性软件体系结构的图形表示。

图12是示出与图11所示的体系结构相关的不同操作状态的状态图。

图13是图12所示的体系结构中使用的等待状态配置的图形表示。

图14是示出了评估提前终止等待状态是否适当的示例性体系统结构的逻辑框图。

具体实施方式

现在参考附图，附图中相同的标号代表相同的部分。

注意到尽管本发明在此被描述为主要涉及血液动力学的参数的无创测量的控制，如通过人类受检对象桡动脉(即手腕)获取的血压，本发明还可以被容易地实施为或适合于监测人体其他血管和其他部位的此类参数，以及监测其他温血动物的有关参数。类似地，本发明的技术方案可应用于具有与生物的循环系统类似性质的其他类似的流体系统。所有此类改变和变化实施例都是本领域普通技术人员容易实现的，都被认为是在后附的权利要求范围之内。

本文中所使用的术语“血液动力学参数”(hemodynamic parameter)的意思包括与受检对象的循环系统有关的参数，例如，包括压力(例如：舒张压、收缩压和平均压)、其派生或组合、动脉流、动脉壁直径(及其派生)、动脉横截面积和动脉顺应性。

此外，注意本文中所使用的术语“张力测量的”(tonometric)、“张力计”(tonometer)和“张力测量法”(tonometery)的意思是宽泛地指对一个或多个血液动力学参数的无创表面测量，比如将传感器与皮肤表面联系，尽管与皮肤的接触不必是直接的，而可是间接的(例如，通过耦合介质或其他界面)。

本文中所使用的术语“压平”(applanate，applanation)是指对组织、血管和其他受检对象的生理系统的腱或肌肉等结构的压紧(相对于非压紧状态)。类似地，压平“扫描”(applanation sweep)是指压平度被改变(增加、减小或其组合)的一个或多个时间周期。尽管术语“压平”一般是用于线性(等速度)位置变化的情况，但可以想到，本文中使用的术语“压平”可采用任何其他的变化形式，包括但不限于(i)压紧程度随时间连续非线性(例如：对数)地增大或减小；(ii)非连续或分段连续的线性或非线性压紧；(iii)交替的压紧与放松；(iv)正弦或三角波函数；(v)随机运动(如随机游动)；或(vi)确定的曲线图。上述这些形式都被认为是属于该术语所涵盖的范围。

在本文中，术语“出现时间”(epoch)是指范围在由小于一秒钟的最小可测时间段到大于一秒的期间的时间增量。

在本文中，术语“空间”(spatial)和“位置”(position)尽管主要是描述为具有压紧(即：Z轴)、横向(X轴)和(近身体中心的(proximal)是指靠近心脏的)纵向或(近身体中心到末稍)(Y轴)元素(components)的笛卡儿座标系统，但是也指任何空间座标系统，包括但不限于：柱面座标、球面座标和极座标。这些变换座标系统无疑不依赖于硬件配置或几何形态(例如：可通过基于迪卡尔系统的装置和非迪卡尔系统的装置之间的简单数学转换解决)，或选择地利用这些几何形态。因此本发明不限于某一设备配置的特定座标系统。做为一个例子，本发明的方法和装置可以利用以围绕桡动脉为模型的柱面座标系统，这样张力测量传感器在空间的某一点可以由Z、r和θ这些参数规定。由于人的前臂/手腕区域大致构成一个柱面，这种方式具有一定的优点。

最后，术语“数字处理器”(digital processor)是指包括任何能够执行至少一条指令操作的集成电路或其它电子设备(或设备集成)，包括但不限于：精简指令集内核(RISC)处理器如英国剑桥ARM公司生产的，CISC微处理器、微控制器单元(MCU)、基于CISC的中央处理单元(CPU)，以及数字信号处理器(DSP)。这些设备的硬件即可以是被整合到一个衬底(例如：硅晶圆)上，也可以是分布在两个或更多的衬底上。还有，处理器的各种功能可是完全由与处理器相关的软件或固件实现的。

概述

本发明最主要的方面包括控制压平或其他定位机构的方法和装置，该压平或定位机构在无创血液动力学参数测量中使用，以便维持参数传感器与相关血管之间的最佳耦合等。确定最佳压平度、位置和耦合和技术方案在2002年2月5日提交的共同审查中的名称为“利用参数学无创测量血液动力学参数的方法和装置”的美国专利申请10/072,508中有详细说明，该申请已经转让给本受让人并且本申请作为参考纳入其全部内容。

尽管本受让人认为上述共同审查专利申请中所说明的技术已经是十分有效的，但是通过增加本发明的一个或多个方面，可以提高该技术在实践中(例如：临床应用)的稳定性。这种额外的稳定性是十分需要的，因为它有效地去除了测量血压等血液动力学参数时对临床医师、护理人员或使用者(以下通称为“操作者”)在操作上的许多限制。特别是操作人员不必再为了检测异常和运动伪像(motion artifact)对来自测量装置的信号进行监测，并且在某些情况下甚至会在实际上发生了不能被校正的错误状态时向操作者识别确认。

在确定提供系统传感器和其下面的血管之间的最佳机械耦合的压平和横向(如果希望还可包括近身体中心方向)位置之后，本发明被用于控制和调整压平度和/或横向/近身体中心方向位置，以便于在一般的临床设施中均可能会遇到的潜在不利环境条件下维持最佳耦合。由临床设施及其所有变化的本质所决定，总是能够对所有的环境条件或影响进行补偿是不可能的，因此本发明还具有另一功能，即以一种有意义的方式识别出对血液动力测量的精确性和稳定性产生影响的机械耦合的变化。

本发明采用三种独立但又实质相互作用的过程提供前述的控制和识别功能：(i)第一过程，适合于识别机械耦合的突然改变，例如测量参数(如张力测量法测出的压力或压力速度)指示超出了预期的标准，并重新获得最佳压平度或适当的横向/近身体中心方向的位置；(ii)第二过程，适合于连续识别压紧耦合随时间变化的改变，并据此可控制地调节压平位置(“伺服”)；(iii)第三过程，适合于与第一状态互动式操作，并提供在一个或多个范围内失去最佳耦合的报警和防护，并以优化的方式执行最佳位置新的确定。

本发明的技术方案和装置可与前述和此处提及的并入本申请的共同审查申请中描述的单一传感器(或传感器队列)一起使用，或结合适合于血液动力参数测量的其他任何装置一起使用，包括例如以下专利申请中描述的装置：2001年3月22日提交的共同审查中的名称为“无创确定包括血管位置在内的血液动力参数的方法和装置”的美国专利申请09/815,982和同样在2001年3月22日提交的共同审查中的名称为“无创确定活体循环系统内血液动力参数的方法和装置”的美国专利申请09/815,080。这两件专利申请均已转让给本受让人，其全部内容作为参考并入本申请。例如，通过血流动能或速度进行的血压超声测量可以作为已被证实的技术用于基本上基于张力压力的技术方案。作为另一个例子，除了原始引用的共同审查专利申请中描述的基于压力的技术方案以外，还可以使用基于导管壁检测有关的声学信号分析的横向定位技术。因此，本发明的各个方面有利地与若干不同的血液动力评估技术兼容。还会认识到本发明所描述的技术方案和装置绝不仅限于张力测量设备；这些技术特征还可在阻塞箍带或中垫(pellot)系统中实现。

由于被测量信号(例如：压力)是随时间变化而变化的，本发明的方法大量采用重复和优化来解决这种变化。特别是与血管相关的压力信号在较短的心动周期、较长的呼吸周期和可能存在的更长或更短的由不同的用药浓度和用量导致的血液动力周期的变化中是随时间变化的。相应地，上述三个过程利用前述的压平和横向/近身体中心方向的定位机制连续地找到并维持最佳压平位置和压平度，从而维护一种有益于精确、连续和无创的参数测量环境。在某些不能合理或可靠地维持最佳位置和度的极限环境下(如装置由受检者的解剖构造突然或震颤错位)，本发明相应地识别这些状况并有选择地向操作人员报警或提供其他形式的通知。

表1总结了本发明的一个采用了前述三种过程的示例性实施例的功能性和技术特征。

表1

特征	第一过程	第二过程	第三过程
				检测变化的时间频率	＞5Hz	所有频率	＞20秒
恢复方法	压平扫描	连续调整	压平扫描
				恢复时间	10-20秒(大体上与误差幅度不相关)	20-120秒(与误差幅度相关)	10-20秒(大体上与误差幅度不相关)
横向/近身体中心方向搜索	可以	不可以	不可以
				压力显示连续	否：恢复扫描	是	否：恢复扫描

第一过程详述

现在请参阅图1-1a，根据本发明的识别机械耦合的突然变化和最佳压平度或横向/近身体中心方向位置之一或全部的重新获得的方法详细说明如下。下面结合图5对用于支持此处处核的过程操作的电子和信号处理装置进行详细讨论。应该理解尽管下面讨论的部分内容是根据步进式的压平(和横向/近身体中心定位)电机进行的，但是本发明的技术还可与其他形式的压平和定位装置结合使用，因此本发明不限于此处描述的装置的特定实施例。

还应认识到尽管在这里对第一过程的扫描是就张力压力传感器而言的，但是本发明的方法还可更广泛地用于其他信号范围。例如，可以利用超出生理标准的参数作为标记或在测量过程中的可测量失真等识别超声波传感器与受检者组织之间机械耦合的突然变化。机械耦合的突然变化会改变包括生理等方面许多参数的测量结果。

还有，应该理解尽管对前述装置进行了描述(即，还可以提供其下组织和血管的变化压紧度的张力压力传感器)，本发明的方法还可利用具有提供这些功能的独立元件的装置。例如，对压力传感器的控制可以部分或完全地脱离压平控制系统，这样压平度的改变可以独立于传感器有效表面的耦合。

本实施例的第一过程连续地检查张力压力传感器和下面的导管/组织之间机械耦合的(突然)变化。机械耦合的突然变化可以通过相应的张力测量法得到的压力P_T(第一或第二导出压力)的超过生理标准的突然变化识别。速度参数Vp[k]按式1计算：

              P_T[k]    P_T[k-3]                    (式1)

式中k代表当前样本，k-3代表过去的3个样本，采样频率为160Hz。张力测量法得到的加速度Ap[k]按式2计算：

Vp[k]    Vp[k-1]＝PT[k]+PT[k-4]  (PT[k-1]+PT[k-3])  (式2)

对于每个样本，压力、速度和加速度都与固定(或确定的)门限值进行比较。如果这些参数中任何一个超出了相应的门限值，就触发了过程“事件”。注意这些压力、速度和加速度在收缩压升支大于舒张压降支，因此本发明的门限值被相应地设定，在生理标准和过程事件触发值之间提供有效的“缓冲区”。该缓冲区避免了触发事件发生在生理标准，从而增强了系统的稳定性。

例如，病人血压的速度和加速度范围应该在某大约为零的范围内下降(通常是非对称的)。机械耦合的变化还应被作为张力测量法观察到的压力变化(速度或加速度)观察到。第一过程100集中在机械耦合相比而言较大和较快的变化，由此产生出单纯由病人动脉压不能实现的速度或加速度值。本实施例的缓冲区包括自然发生的(来自病人动脉压)可测速度和加速度范围与第一过程100的触发门限之间的“缓冲”。但是应该认识到，该缓冲区或缓冲可通过使用一个或多个专门用于测量机械耦合变化的传感器被至少部分地避免，例如，使用衬垫传感器(pad sensor)可以使系统识别并有可能响应机械耦合更小的变化和/或更低频率的变化。

当检测到机械耦合的突然变化时，将发生在过程事件之前和之后的张力压力数据进行比较。例如，如果脉搏压(本讨论中被定义为收缩压与舒张压之差)由最大值下降，或平均压力值改变很大，那么实施有限范围压力扫描以实现最佳压平。如果，尽管进行了该压力扫描，还是没有实现可比的脉搏压，那么必需进入重新获取状态(下面详细说明)。

注意在本实施例中，第一过程除了在执行系统初始化、初始横向搜索和压平扫描时或是在操作前述的重新获取状态期间都是活动的。除了在第一过程执行前述的有限范围压力扫描期间，在第一过程的活动期间第二过程也同时是活动的。还注意到在有限范围压力扫描期间，P_T的当前值不被显示。在如前述的现有技术中，不能得到的P_T的过度期间限制了设备的临床应用。因此，本发明尽量减少过程事件所引起的对有限范围压力扫描的需要，从而提高采用现有技术方案的装置的性能和连续性。

如图1所示，本实施例的第一过程100包括四个离散但相关的状态102、103、104和105：(i)第一状态(“正常操作”)102；(ii)第二状态(“事件”)103；(iii)第三状态(“恢复”)104；(iv)第四状态(“扫描”)105。过程事件对伺服控制系统的影响(以下将参照图2和图5详细说明)主要取决于那时存在(then-existing)的事件。以下对这四种处理状态102-105进行详细说明。

(i) 第一(正常)状态-第一状态102是初始和缺省的操作状态。扫描完成后或在机械耦合突然变化的检测后，在前压力(pre-pressure)数据和后压力(post-pressure)数据之间观测到的变化不大。如果发生过程事件，那么最近的经过中值滤波的张力平均和脉搏压被存储起来用于将来的比较。时间参数(例如：Time_of_Last_Event)被置为零(以秒为单位)，并且过程状态被设置为第二状态(事件)。如果没有检测到过程事件，则保持第一状态(正常操作)。注意在本实施例中，第二过程200(即，伺服，下面将结合附图2-2i讨论)在该第一正常操作状态102中是活动的。

(ii) 第二(事件)状态-第二或事件状态104表示最近发生了一次或多次过程事件106，并且系统正在等待与该事件4相关的扰动的消退后进入下一状态。如果那时发生了过程事件，则时间参数(例如：Time_of_Last_Event)被重置。但是，如果上次事件后经过了足够长(由现行值Time_of_Last_Event决定)的时间(例如2秒)，那么搏动(Beat_Counter)值被初始化以便进行比较，并且该过程被设置为第三(恢复)状态。本实施例中的规定的时间延迟有利地将不可靠压力数据被加入后处理事件压力数据中的危险降到了最低。如上述的第一状态，第二状态103期间第二过程(伺服)是活动的。

(iii) 第三(恢复)状态-进入本第三状态(恢复)表明最近的过程事件和已经消退，并且系统正在采集新的张力脉搏压力数据与前扰动数据进行比较。在退出第三状态104并进入下一状态之前，如果发生过程事件，那么Time_of_Last_Event参数被重置，并且经由步骤108将过程状态设置为第二(事件)状态103。否则，如果识别了新的张力搏动，系统搏动参数(Beat_Counter)加1以进行比较，并且新的平均和脉搏压被写入存储设备(图5)以进行后续的比较。

注意如果搏动已经达到了预定的门限值，那么执行在触发过程事件之前和之后存储的张力搏动和平均压的比较。如果在执行该比较时，平均压已经改变并超出了预定的门限值，或者脉搏压已经由前事件向后事件大大的下降，那么过程100的状态被设置为第四(即扫描)状态105，扫描初始化参数(例如：Initialize_Sweep)被设置为“真”，而第二过程(伺服)被停止。电机位置参数(例如：Motor_Positions)被相应地设置为目标电机位置值。图示的示例性实施例中的目标电机位置被设置为0(完全缩回)或-50000(向桡动脉完全伸出)，其中单位是电机的步长。如果后事件平均压力大于前事件平均压力，目标电机位置被设置为0。如果后事件平均压力小于前事件平均压力，目标电机位置被设置为-50000。如果平均压力还没有增加到超出门限值(并且脉搏压没有在前事件和后事件之间大量下降)，那么第一过程100的状态在图1所示的步骤110被设置为普通操作(第一)状态102。

如果搏动没有达到预定的门限值，那么第一过程100保持在第三(恢复)状态104。在图示的实施例中，正如上述的第一和二状态102和103，在恢复状态104中，第二(伺服)过程200保持活动。

第四(扫描)状态-进入第四状态105表明最近的过程事件已经导致了张测量法测出的脉搏压和/或平均压发生了重大改变。系统相应地执行有限范围压力扫描对最佳压平度进行重置。特别是，如果扫描初始化变量(Initialize_Sweep)被设置为真，初始搜索方向如上述(iii)中为目标电机位置确定，并且压平电机被移动到适当的位置(尽管可以使用其他曲线形态(profile)，本实施例中为连续倾斜(ramp))。此外，扫描压力存储器被初始化，并且“第一通过”(first pass)参数标记(例如：FirstPass_Flag)被设置为“真”。

如果识别出了新的搏动，那么该过程将与该新的搏动相关的张力压力数据附加到存储于存储器队列中的数据中并且Beat_Counter值被加1以进行比较。特别是每次搏动的数据包括平均压平位置、平均张力测量压、收缩压、舒张压、和张力脉搏压(即收缩压减舒张压)，存储于存储器内的参数专用一维队列中。

如果测出的平均压已经达到了其最低目标并且当前脉搏压力值(经过中值滤波)大大小于扫描期间观察到的最大脉搏压(经过中值滤波)，那么执行补充分析。特别是，如果最大搏动发生在接近压平扫描开始的时候，并且第一通过标志(FirstPass_Flag)等于“真”，那么FirstPass_Flag被设置为“假”，并且压平电机被移动，例如，延前次行程方向相反的方向连续变速(ramp)。如果最大脉搏压没有在接近产扫描开始的时候发生，并且如果最大脉搏压(经过中值滤波)是在触发事件之间发生的大百分比(例如，在本实施例中为80％或更大)，那么过程100的状态被设置为第一状态102，并且初始化在最大脉搏压的伺服。在本实施例中，测出的平均压到达其“最低目标”包括至少达到和搜索超出前事件触发平均压力的经过中值滤波的平均压。注意这一要求可以取决于搜索方向(即，伸出还是收回传感器)；特别是，传感器伸出的情况下中值滤波平均压大于前事件触发平均压，或在传感器收回的悦下小于前事件触发平均压。

但是，如果最大脉搏压不是发生在接近开始的时候，并且最大压值不是前次发生值的大百分比，那么就进入重新获取过程(下面结合图4讨论的第三过程400)，并且停止第一过程100。

还应注意第二过程200(图2)在第一过程100的第四状态105期间是不活动的。

图1a提供了表示图1中示例性的第一过程100的详细流程图。

还将认识到第一过程100可被用于血压测量，与最初获得最佳压平位置所使用的机构无关。在这一技术方案中，第一过程有效地操作，就好象发生了大的瞬时事件，并且使用前述的方法(与下面将要参照图4说明的第三或重新获取过程400结合)从而为这些参数设置到最佳位置。

认识到如上所述，本发明的第一过程的操作不需要使用“生理”参数。本发明的另一示例性的可选方案是将本领域所熟知的加速计或测力传感器用于传感器表面之上或附近；即，不必置于相关血管之上。类似地，该加速计或传感器可被置于与病人所用传感器耦合的装置之上(例如：手腕支具或绑带)，或可选地置于触发机构和传感器/垫之间(或在触发机构之内)的轴上(图中未示)。由于本发明的第一过程主要检测相应可能发生的机械耦合中断的突然运动，实际上任何提供该运动或扰动相关信息的物理配置和/或参数都可以用于本发明。在另一可选实施例中，可以将电子学领域所熟知的光学传感器置于皮肤附近并将其作为用于检测传感器/病人相对位置突然改变的机构。

可以理解，将张力压力传感器作为物理参数测量的基础(如示例性实施例所详述)，由于不再需要增加额外的传感器或增加触发机构的复杂性，具有简化结构和降低成本的优点。但是，通过采用上述的某可选实施例可以得到某些涉及将参数信号由动脉压力信号解除耦合(与上述的使用张力压力信号相比)的好处。例如，使用非血液动力学参数使机械耦合变化与生理信号能够分开，因为采用此种方式获得的测量结果中不存在(或至少很少存在)生理内容。还有，使用非生理参数(例如，所上所述的由压平电机轴上的力测出的衬垫力(pad force)或压力)允许使用小得多的缓冲区，因为相对于耦合的中断引起的压力变化，通过衬垫测量的压力信号的频率和幅度几乎没有重叠。

第二过程详述

现在参照图2-2i对本发明的识别压紧耦合和重新将压平度调节至最佳的方法(即和“第二过程”)的示例性实施例进行详细说明。应该理解尽管以下示例性实施例的讨论主要是就张力压平度(即压紧程度)的调节而言的，本发明的这一方面所涉及的技术方案还可以等同地用于其他与张力测量环境相关的空间域；例如，横向位置和近身体中心方向的位置。这一应用可以与压平域相关，或者可选地完全独立应用。

还应理解尽管以下讨论是就利用通常遵循(2ⁿ-1)形式的结构序列的伪随机二进制序列的实施例而言的，也可以成功地使用其他白噪声、随机/伪随机、或伪噪声(PN)过程，因此以下讨论仅仅是对本发明更为广泛的原理的说明。例如，作为一可选方案，使用一给定的初使种子值作为通信领域所熟知的伪随机生成算法(如生成FHSS hop或CDMA pn“长码“序列中所使用的)的种子并生成一个伪随机序列，后者在本发明中被用来调制压平度。还可使用其他扰动或序列(任何围绕最佳压平位置的运动，例如正弦扰动)替代本发明；但是，上述示例性实施例中所述的方法在相关频率段内具有固有的良好的信噪比(SNR)。

图2是第二过程200的示例性实施例的逻辑流程图。过程200总体上包括：首先提供适合于确定压力的传感器(步骤202)。该传感器被置于靠近相关血管的位置(步骤204)，从而提供来自血管壁经由组织的压力信号与传感器活动表面的耦合。注意如果必要可以使用中间耦合剂(例如某种凝胶)。接着，通过步骤206达到最佳或次佳血管压紧状态。应该认识到可以通过压力传感器本身实现压紧，或可选地通过其他机构(如接触垫)。优化的压紧度可以通过前述的共审中的2002年2月5日提交的美国专利申请号10/072,508中的方法确定。接着随时间改变施加在血管上的压紧度(步骤208)。在图示的实施例中，步骤208的改变压紧度包括根据具有特定希望属性的调制序列以相比而言较小程度的  “扰动”对压紧度进行调制，当然还可使用其他方案(例如：非连续的)。然后在步骤210中观察到调制对观察到的压力值(例如：脉搏压、舒张压等)所产生的效果，并在步骤212中根据观察到的调制序列的效果对施加在血管上的压紧度进行校正。

应该理解第二过程200(和相关装置)不需要测量施加的压力或压紧度，如通过测力传感器或压力传感器)。本实施例基本上是属于基于效果的，即，其是压平度(压紧)可以简单地基于观察到的调制效果进行调节。因此，可以有利地将压平机构变“哑”，从而简化系统机构和本系统的其他方面。但是，如果希望精确地监测施加的压力或压紧度，也可以与本发明结构结合使用。

如前述，第二过程200的临床上的目的是将张力法测量到的平均压力保持在产生最大脉搏压的最佳张力压力的某一给定值内(例如：+/-10mmHg)。在第二过程200中，病人的动脉压和张力传感器与其下动脉之间的机械耦合是可以改变的。这两种改变中的任何一种都会使张力测量法观察到的血压发生变化。因此，本发明在张力测量法观察到的压力中寻找生理方向引起的改变(例如，由病人的生理机能引发的变化，例如由于引入药物制剂所引起的)和机械耦合引起的改变之间的区别。同时还不断地校正第二类型的改变(即机械耦合的改变)。

张力压力传感器和动脉之间的突然改变(即，加速度或传感器或腕部的“撞击”)能够通过好几种技术手段检测到，参见前述对图1的说明，以及下面将要进行的对图4-4a的说明。机械耦合的缓慢变化必需通过其他手段检测和校正。

检测和校正机械耦合缓慢变化的方法之一涉及调制动脉的压紧度扰动系统并观察张力测量的脉搏压的变化结果。扰动的方法和程度应该按照总体临床目的进行优化。

相应地，本申请的受让人按照下述的示例性过程200开发了一种用于使用的示例性临床目的。应该认识到这些目的只是说明性的，可以根据特点临床环境的需要或希望的性能和精度级另进行调整和改变。

(i) 显示中断-首先，应该尽量减少感应扰动对系统压力显示的破坏。压力信号向病人监视器传送中出现的延迟和压力显示中出现可见中断(例如：基于预选确定的标准如0.1秒或更长的延迟)是不能接受的。

(ii) 响应度-按照某一给定时间期间(如1分钟)，发生张力测量法观察到的压力由最佳的T-Line压力20mmHg到10mmHg之内。从临床的角度来说，通常不希望平均的张力测量法测出的压力偏离实际脉管内压力(如A-Line压力)长时间(如大于1-2分钟)超出大约10-15mmHg。尽管可以发生测量误差，如目前食品及药物管理局(FDA)对箍带精度(+/-5mmHg平均误差及8mmHg的标准偏差)的要求所反映的，但是张力感测的压力和实际脉管内压力之间频繁和长时间的偏离会使设备不能满足临床需要。因此，临床中需要的系统作应该能够在合理的时间内响应并对机械耦合的变化具有足够精度。

(iii) 设备局限性-系统的压平电机的运动存在局限性。这些局限包括，例如，使用的电源功率和输出(机械)功率和转矩的限制、磨损时间(即电机寿命)的控制和排除压平中瞬时(即步长)变化的电机速度和加速度的限制。从本受让人获得的工作数据来看，典型病人的舒张压在接近最佳的压平度时每1000电机步长平均变化7mmHg(在每1000电机步长4-10mmHg的范围内)。并且，同一个体的脉搏压平均每1000电机步长改变8mmHg(在每1000电机步长4-14mmHg的范围内)。在本实施例中本受让人使用的示例性触发器和电机方案中最大速率大约为每秒1000电机步长。不考虑触发器设计的改变对这些局限性的减轻。因此，可以得出的结论是，可以使用上述的示例性装置实现舒张和脉搏压变化的分别大约为7mmHg/秒和8mmHg/秒的最大速率。

(iv) 脉搏压的变化-病人的脉搏压随时间变化。正如许多文献所记载，心律失常可产生脉搏压的周期改变(即，交替脉(pulsus alternans)，是指低脉搏(low pulse)和高脉搏(high pulse)的连续出现以下情况：低脉搏有规律的出现在高脉搏之后，而该低脉搏和随后的高脉搏之间伴有更为短暂的停滞。)例如，参见美国北卡罗来纳州夏洛特卡罗来纳医疗中心内科与家庭医疗部的Laszlo Littmann，M.D.和Jeffrey R.Goldberg，M.D.所著“Apparent Bigeminy and Pulsus Alterans in Intermittent LeftBundle-Branch Block”，该文献作为参考被纳入本发明。已有文献充分证明呼吸作用也会使脉搏压产生相当大的变化。因此，如果不是对动脉脉搏压的周期和随机波动完全不敏感，理想的是将扰动和伺服控制系统作为主要组成部分。

除了上述目的和局限以外，必需确定张力法测量和控制系统的特性。人们已经熟知向系统中加入“白噪声”是用于识别与系统相关的特性的有用手段。在本文所属的情况中，引入白噪声会有效地生成病人生理机能所不能产生的图形(pattern)。这些对系统的输入包括压平电机位置，并且“系统”是作为压平度的函数的张力测量获取的脉搏压。将白噪声引发的压平位置的变化与观察到的脉搏压结果进行交叉相关就会得出压平电机位置与脉搏压之间的关系。这种关系的优点在于在脉搏压中随机或周期波动存在的情况下十分稳定可靠，这主要归功于白噪声的加入。

但是，本发明中的压平电机位置的白噪声调制的实际实现过程中，还存在几点考虑因素。首先，真正的“白噪声”假定电机位置的正态或高斯分布。这种正态分布可包含距离平均值非常大的偏差，尽管频率越来越少(理论上没有限制)，而与之相反的是本发明的电机位置的物理实施是受到限制的。

第二，以上文中所述的最大电机速率，从一个位置界限移动(如果这种移动是必要的)到另一个位置界限的时间很重要。因此压平机械位置的瞬时改变是不可能的。

第三，白噪声的识别在理论上要求无穷周期时间收敛，在临床设施中即使是接近也是不能实现的。理想的是，具有实用价值的临床设备会采用能够在短时间内收敛的控制系统，从而增强张力压力测量结果的连续性。

如数学领域所熟知的，伪随机二进制序列(PRBS)是一个具有相关特性的类似于白噪声的定义的输入序列(+/-1)，但是会在给定时间周期内收敛。此外，可以输入可以被规定(并且从而被优化)为更为有效的在系统的限制范围之内的信噪比(signal-to-noise ratio，SNR)。普通类型的PRBS序列发生器利用具有包含模2加法器(modulo-2adder)即XOR门的反馈结构n-位移位寄存器并连接到移位寄存器上适当的端口(tap)。该发生器生成长为(2ⁿ-1)的最大二进制序列。该最大长度(或“m-序列”)具有对本发明特别有用的近乎随机的特性，并且被归类为伪噪声(pseudo-noise，PN)序列。m-序列的特性一般包括：

(a)“平衡”特性-对于序列的每个周期，数字“1”和“0”最多相差一。例如在一个63位序列中，具有32个“1”和31个“0”。

(b)“游程均衡”特性-在每个周期的“1”和“0”序列中，每种序列中有二分之一的游程长度为一，四分之一的流程长度为二，八分之一的流程长度为三，依此类推。

(c)“移位并加”特性-m序列的模2总和以及任何同一序列的周期循环导致同一序列的第三循环移位。

(d)“相关”特性-当一个完整周期的序列以项对项的方式与其自身的任何循环移位进行比较，不同的数量等于相同的数量加一(1)。

(e)“频谱”特性-m序列是周期性的，因此该频谱包含等间隔的谐波序列，其中间隔距离是周期的倒数。除直流谐波外，该谐波的幅度是相同的。除谱线之外，最大长度序列的频谱类似于随机序列的频谱。

相应地，可以通过采用对压平位置的PRBS调制检测并校正如前述的机械耦合中的慢速变化并观察张力法观察到的脉搏压的变化结果。在本发明的一个示例性的实施例中，该系统的物理实现包括三个互动的“元件”：(i)调制器；(ii)信号恢复单元；(iii)识别/伺服控制单元。本领域普通技术人员应该理解此处使用的术语“单元”(entity)是指任何数量的各种工具设备，其范围包括从有形的单元(例如，电子器件其相关的集成电路)到完全虚拟或无形的单元(例如：驻留于系统各种硬件环境中的算法证明、例程、软件对象或组成)。

以下示例性的描述说明了前述的本发明一实施例的多部件系统的操作。

现在参照图2a-2c对示例性的病人的特征和反映进行详细说明。如图2a所示，该病人表现出给定脉搏压对舒张压的关系230。在舒张压为大约75mmHg 234时，发生最大脉搏压232(例如，图中所示的例子为42mmHg)。

还有，为了便于说明，假定压平电机被保持在恒定位置(位于对应最大脉搏压的最佳压紧点)，并且病人的不随时间变化的动脉压，心率为60bpm，其图形236如图2b所示。如果病人的动脉没有被充分压紧，会导致较低舒张压237(例如：在本例中舒张压＝67mmHg)，如图2c所示的“次佳”波形238。注意脉搏压(收缩减去舒张)在张力测量的舒张压为67mmHg时仅为大约36mmHg。在此条件下，系统必需识别出动脉正在受压这一事实并随时间适当地调节压平度。

现在参照图2d-2e详细说明在上述例子中本发明的伺服过程200的调制单元。本实施例的调制器引入在“最佳”操作点周围的有限范围内对动脉压紧(压平位置)的改变。在本实施例中这些改变与动脉压波形的下行斜坡同步，该下行斜坡与心脏的舒张相关。但是，如果要求也可以使用其他同步(或甚至缺少同步)。调制单元引发的调制将压平机构位置在较短时间内(例如0.5秒)由一极端变速(ramp)到相等的相对极端(例如，本实施例中为400电机步长)，尽管可以采用其他形式(对称或非对称)并且如果希望可以取代持续时间。本实施例中由一极端向另一极端移动的决定是由前述的伪随机二进制序列(PRBS)控制的。该调制方案产生压力偏移的变化，并可产生高度相关的脉搏压的变化。

在图示的实施例中，执行长度为7的PRBS序列(即：1，1，1，-1，-1，1，-1)对图2d所示的波形进行调制。注意对于临床应用来说，病人的呼吸周期及其对应的脉搏压的周期波动接近于长度为7的PRBS的重复周期。因此，该应用的临床实施例采用合适长度的PRBS，例如长度＝15(即：1，1，-1，1，-1，1，1，1，1，-1，-1，-1，1，-1，-1)或长度＝31(即：1，1，1，1，-1，1，1，-1，-1，1，1，1，-1，-1，-1，-1，1，1，-1，1，-1，1，-1，-1，1，-1，-1，-1，1，-1，1)。特别是，如果一个不允许变迁节拍(transition beat)那么PRBS序列每7、15、31节拍重复一次，如果允许变迁节拍，在示范性的情况下分另重复11、22或47节拍。任何以相同时基重复的噪声源(正弦噪声频率)相比其他频率内容的噪声源都会对系统的性能造成更大的冲击。呼吸周期发生在5-7秒的范围内；因此，在此时间，可以观察到4-14次的心跳。这样，当包括转换搏动时有效长度的11的长度为7的PRBS序列直接位于呼吸周期之内。较长的序列不存在这一问题。但是，相反地，噪声抑制属性要求完整的数据循环才能正常工作。因此，使用过长序列的控制倾向于造成控制的不灵敏，从而降低了系统的性能。

图2e说明了压平度的PRBS变化的实际的实现。与压平电机相关的实际机械考虑因素将足够量值的压平度的步长变化排除，用以在观察到的张力压力中产生大的变化(例如：6mmHg)。因此，对于本实施例，如图2e的PRBS部分239所示，压平位置在一个时间周期(例如：0.5秒)被倾斜。由于不能保证搏动结束时会完成倾斜，在第一转变周期内包括一PRBS中的可变延迟而不损失相关特性，该可变延迟是心率和电机走行步长的函数。该延迟典型的是一次心脏搏动。但是在心率高时可延长到两次或更多次心脏搏动。注意到图2e的PRBS部分是无因次的。实际上本实现中产生两类搏动，即“测量”搏动和“转换”搏动。当电机移动时，加入转换搏动(例如：对于长度＝15的序列，加入7或8个转换搏动)。

现在参照图2e和2f详细说明本发明的信号恢复单元。如上所示，调制单元会引起测出压力波形的变化。这些压力波形的变化在某些情况下对临床医师来说是破坏性的。注意图2e中的PRBS调制的压力波形240在张力压力242周围变化很大，如果PRBS或其他调制不是活动的，不然就会被观察到张力压力242。因此，信号恢复单元必需预期调制单元引入的观察到的张力压力波形的变化，并将调制波形(机械地或其他方式)恢复到临床上与未经调制的张力波形相同的形状。

特别是，在调制活动时，通过在周期中实施线性倾斜，可以恢复原始的未调制波形。这一过程假定通过调制观察到的变化量不大(例如：在图示的实施例中小于大约6mmHg)并且被适合于识别(即，被除去平均舒张压的PRBS调制序列和舒张压的交叉相关性可以被用于提供对调制产生的压力的预计变化的估计)。

注意前述的过程在本质上是对测出压力加上或减去一个压力校正补偿(pressure correction offset)。当调制需要传感器由机构延伸时(在示例性实施例中)，压力补偿校正被从测出的压力数据中减去，反之亦然。补偿校正的值(以mmHg为单位)不能被直接地确定，除非与真实的内脉管压的来源进行比较(例如：A-Line，这样就使张力传感器的失去意义)，但是可以通过评估与电机位置的变化相关的舒张、收缩、平均、搏动或类似压力值的变化来估计出该值。因此，例如，可以利用PRBS和舒张压(移除平均压力)之间的交叉相关来估计补偿校正。每次新的搏动都可将该估计更新，产生对补偿校正的连续估计。注意在压平电机倾斜期间，示例性实施例中的补偿校正也由一个极端倾斜至另一个极端。此外，应该认识到可以对调制量(例如：在图示实施例中为电机步长的数量)进行调节以产生希望的压力变化量。在本实施例中，调制程度被连续调节以达到5mmHg峰到峰在某一限度范围内的偏移；即，假如峰到峰偏移限制在50-800电机步长的范围内。但是，本发明也可以使用其他调制方案和范围。

注意相对于假定的电机移动起始的超前/滞后(与实际移动的起始相对)，以及引入的压力变化可以导致压力波形显示中出现小的假像或“凸起”；但是，这些变化对于操作者来说一般是觉察不到的，而且其优点是不象现有技术中的那样，显示出不存在断点。

在舒张压显示中，实际和估计的压力变化(例如：信号恢复单元估计的与采用的调制有关的误差)之间的误差被显示为与PRBS同步的微小抖动。图2f显示了“恢复的”波形242；即，图2e波形被恢复单元校正后的波形。注意线性倾斜接近产生的误差与(i)脉搏压和(ii)显示器的象素分辨率相比是微不足道。因此，采用这一技术恢复临床上等值波形的过程就可以实现。

现在参照图2g-2i对本实施例的识别/伺服控制(ISC)单元进行详细说明。

现在参照图2f，与恢复后的波形242上的点相关的校正(“恢复的”)脉搏压力围绕一条名义上的、非调制的次佳压平波形258上对应点波动。还有，应该认识到这些波动尽管其幅度相对较小，但是总体上与压平度的调制相关，如图2g所示。

本实施例的ISC单元利用白噪声的相关特性。如图2g所示，执行PRBS调制的自动相关。PRBS信号的自动相关具有对于零相位延迟的PRBS长度(例如：7)相等的增益，和PRBS重复之前对于其他相位延迟的负单位增益。表2中显示了前述实例的PRBS调制、时间同步的张力测出的脉搏压力和未经校正的舒张压。注意被标记为“T”的PRBS值表示压平电机仍在由一个位置向下一个位置倾斜的过程中的跃迁搏动。这些搏动被由后续的交叉相关中移除，而没有失去PRBS的相关属性。

表2

搏动	PRBS	脉搏压	未经校正的舒张压
				1	1	38	70
2	1	38	70
				3	1	38	70
4	T	35	66
				5	-1	34	64
6	-1	34	64
				7	T	37	68
8	1	38	70
				9	T	35	66
10	-1	34	64
				11	T	37	68
12	1	38	70
				13	1	38	70

图2h显示了最初7个搏动的脉搏压和舒张压(移除“跃迁”(T)搏动之后)加权零平均值，并被同步到PRBS调制中。会注意到脉搏压值250和舒张压值252与压平度254的PRBS调制很好地相关。

如图2i所示，执行压平的PRBS调制和搏动和舒张压之间的交叉相关在相位延迟＝0处产生一个大信号。对于舒张压来说，调制引发的变化等于21mmHg除以PRBS长度＝21/7＝3mmHg。这意味着调制过程(在调制期间将传感器由操作点“0”向外延伸)导致了舒张压3mmHg的增加。利用上表全部偏移(由PRBS＝“-1”到PRBS＝“1”因此等于6mmHg(70mmHg-64mmHg)。类似地，如衅2i所示的调制引发的脉搏压力变化等于14/7或2mmHg。这样，系统识别出增加压紧(压平)会增加观察到的脉搏压。接着，控制系统可适宜地改变操作点(PRBS调制操作所围绕的压平电机位置)以保持最佳耦合。利用这一方案，控制系统可以精确地逐跳方式跟踪对应产生最大脉搏压的压平度的电机位置。

在采用前述技术方案的装置的示例性实施例中使用一个环形缓冲装置；这样有利于每次搏动更新计算结果。但是应该认识到，还可以使用其他装置执行希望的功能。

还应该认识到，上述关于第二过程的技术方案可被等同地用于其他空间变化域；即，选择好适当的随机/伪随机序列(例如：PRBS)参数的横向和/或近身体中心方向的搜索算法，从而提供选定方向及应用域的连续跟踪。这种应用和选择可以由本领域的普通技术人员按照现有公开技术容易地实现，在此不再详细说明。

基于本受让人的观察和试验，本发明的性能在某些情况下还可能被进一步加强，通过加入一个或多个优化控制和信号处理功能特点；使用这些功能可以使系统对事件响应更快，通过减少过控制(overshoot)和/或消除处理过信号中不需要的噪声和其他人工假象。这些功能特点包括：(i)搏动和舒张压的Hampel滤波；(ii)控制(伺服)环路中加入比例元件；(iii)通过对SNR的估计对伺服环路的积分控制(integral control)的调节；(v)增加舒张交叉相关的准确度；(vi)控制舒张压交叉相关队列的初始设置；(vii)基于平均脉搏压调节积分增益；和(viii)体重指数(BMI)或其他比例人工假象(scaling artifact)的校正。下面对这些功能特点逐一详细说明。

(i)搏动和舒张压的Hampel滤波-不正确地检测到的搏动、噪声和心律失常可引发不能反应病人压平状态的脉搏压测量结果的一次性重大改变。在上述的第二过程200中，这些搏动能够潜在地破坏反馈控制。移除大部分搏动的示例性方法之一包括对相应队列中的正PRBS脉搏压和负PRBS脉搏压的值独立地使用信号处理领域所熟知的Hampel滤波器。Hampel滤波器作为与其他滤波技术相反的技术使用非常有益，其他滤波技术包括低通滤波器或中值滤波器都会增加伺服控制环路的滞后。

(ii)控制(伺服)环路中加入比例元件-上述基于PRBS的算法总体上是作为一个复杂的块滤波器操作的，其滞后等于PRBS长度的1/2。在第二过程200中，在计算中加入转换搏动(PRBS长度/2)，从而通过过与PRBS的关联和后续的伺服控制产生一个由耦合的变化到它的完全影响到它的识别的滞后(例如：在上例中11.25搏动)。该滞后能够在由手动引入的动脉压紧中的步长变化(比如当NIBP测量装置受到震动时)中恢复时在积分伺服控制系统(integral servo control)中产生一个过冲(overshoot)，并且积分增益(integral gain)被设置得过大。通过向伺服控制算法中加入比例元件并返回积分控制增益会有益地减少该过冲的量值。由于伺服控制系统的操作是基于“目标”压平度的变化的，比例控制元件可采用下面的式4：

          M_TP(t)＝K_P*(X_corr[t]-X_corr[t-k]            (式4)

其中M_TP(t)是新的目标压平电机位置，X_corr是PRBS与零平均搏动压交叉相关的第0次延迟，t是当前脉搏，k是过去的脉搏数量。在一示例性的实施例中，采用了(k＝3)并且K_p＝1x(积分增益)。

(iii)通过对SNR的估计对伺服环路的积分控制(integral control)的调节-前述交叉相关的非零项提供了对潜在地存在于脉搏压估计的噪声的部分指示。向伺服控制系统加入一个在获得一个或更多标准时被触发的“调节器”；例如，当非零项(平均绝对或最大绝对)是第0项的一个百分比时，能够降低系统对这种噪声的敏感度。例如，动脉压紧中手动造成的步长变化能够导致操作状态的大改变(见上文中对第一过程的说明)，它可以驱动从错误方向事件直到前述的识别滞后被克服的初始恢复。同时，交叉相关中的非零元素还将变大，直到该滞后也被克服。这里所说的调节器机构减弱这些非零元素在滞后期的效果。

(iv)增加舒张交叉相关的准确度-如上文对本发明的“名义”实施例所述，在舒张压和PRBS元件之间执行交叉相关。通过使用时间变化带符号调制信号作为交叉相关的基础，可以提高这些交叉相关计算的精确度，而不是前述的PRBS。当带符号的调制信号被实现时，交叉关值在考虑时间内被分为平均绝对调制信号，否则对随后的调制计数的伺服调节和操作压平可能会受到负面影响。

(v)控制舒张压交叉相关队列的初始设置-为了提供初始活动的系统和加速初始收敛，名义系统被初始化，提供相对较大的调制。但是，对于一些病人来说，调制(在这里以“电机德耳塔”测量，它被定义为估计的在要求按照预定的量如2.5mmHg改变末期舒张压的步长中压平电机位置的绝对变化)在最初是过度的。例如，多达8到10次电机步长的数量被另外要求。如果电机德耳塔被设置得太大，那么压平电机就会在起初在PRBS期间移动得大超出必要/希望的距离，并且病人的舒张压的改变会大大超出期望。波形重建也不能充分地补偿舒张压的变化，因而在压力显示上就可以明显地看出移位或振荡，而这是不希望发生的。尽管如此，大的电机德耳塔会协助压平位置对应最大脉搏压力迅速地收敛。反之，如果电机德耳塔被设置得太小，那么压平就不会充分地触发系统，因而减慢了对应最大脉搏压的压平位置的收敛。同时，恢复过程对舒张压在PRBS调制下的变化过度补偿，并产生显示压力的明显的移动。

为了解决这一问题，初始调制程度是可以控制的，采用预定的最大步长数(例如：150)，或可选地采用如图3-3b所示的更为复杂的确定最佳初始调制的技术。特别是，初始压平压力扫描提供足够的数据用以估计必需的电机德耳塔，以便以预定量(例如：2.5mmHg)改变舒张压。首先获得扫描数据(图3所示的步骤302)，并被用于为扫描中所有的搏动生成舒张压数据值队列aiDiastoleP[]和压平位置队列alAppPos[](步骤304)。在压平扫描过程的尾端，提供最大脉搏压的搏动被作为iSysPointer识别(步骤306)。

在方法300的一示例性实施例中，首先通过业界所熟知的Hampel滤波器利用例如3-或4-标准偏差(σ)离群值测试(outlier test)或其他等同机制将无关或憎恶值(outlying or abhorrent value)从alAppPos[]和aiDiastoleP[]中除去(步骤308)。如普通技术人员所理解的，也可以采用其他类型的滤波器替代。

接着，在步骤310中，确定舒张压的范围在与最佳搏动相关的舒张压减去预定值(例如-10mmHg)到对应最佳搏动的舒张压加上该预定值(+10mmHg)的范围之间的搏动。

接着在步骤312中确定相关区域内舒张压/压平位置曲线(本实施例中采用的单位为mmHg每电机步长)的斜度。这样实际上提供了舒张压对电机位置的敏感度。

在步骤314中，步骤312中确定的斜度值被用于计算将舒张压改变一个希望数量所需要的压平电机的步长数(例如：在图示实施例中，电机德耳塔＝2.5/斜度)。在图示实施例中，PRBS过程就是确定名义值周围的斜度的方法。

最后，在步骤316中，电机德耳塔值被限定在能够减少如前述的调制的初始“过步长”(overstepping)的可接受范围内。例如，在一个实施例中，允许的初始电机德耳塔值在低端被限定为40电机步长，在高端被限定为400电机步长。

还应认识到在上述图1中的第一过程100随后的初始压平扫描时可能会产生类似的问题(即“过步长”)。相应地，前述的减少过多调制的方法在这种情况下也可以采用。

(vii)基于平均脉搏压的增益调节-在上述实施例中对积分增益(即，零相位延迟的自动相关增益)的调节独立于下面的平均脉搏压，如以下关系式：

        M_TP(t)＝(K_i*K_PP[t]+K_n[t]*X_corr[t]+M_TP(t-1)    (式5)

其中M_TP(t)是新的目标压平电机位置，M_TP(t-1)是前次目标压平电机位置，X_corr是PRBS和零平均脉搏压力的交叉相关的第0次延迟，t是当前搏动，K_i是固定积分增益，K_PP[t]是与脉搏压反向相关的积分增益调节器，K_n[t]是与信噪比相关的积分增益调节器。

因此，作为例子，量级2的脉搏压交叉相关在60mmHg的平均脉搏压所具有的控制“影响力”与在20mmHg时的相同。将该增益值与下面的平均脉搏压成近似的反比，这样使控制系统对低脉搏压的个体和系统没有接近最佳就位理对所有个体更为敏感。应该认识到前述的积分增益与压力之前的耦合还可以采用其他形式。例如，增益调节不必是按比例或近似按比例的，而是如果希望的话应当是基于有限数量的连续或非连续的离散压力范围(例如：0-10mmHg，＞10-＜25mmHg等等)，或是根据其他测出或观察到的参数成为确定性的。还有，增益调节可被联系到下面的脉搏压力之外的标准；例如，舒张或收缩压、平均压、血流速度或动能、导管直径、体重指数等等。

(viii)观察到的压力波形的比例校正-受让人进行的临床观察表明在某些情况下，向操作员显示的压力的有限变化可能部分是被上述第二过程200期间的发生的调制引发的。这一行为的原因之一与压力波形恢复和改变平均压力的比例(例如：BMI)算法之间的相互作用有关。为了解决这一行为，可以使用另一可选的比例工具。特别是压力波形(二阶0.25Hz截止频率)是成比例的，并将HPF元件乘以比例系数(例如：BMI比例系数)与原始压力波形相乘，以产生比例压力波形。体重指数(BMI)是医学领域所熟知的，其构成为：

                        BMI＝W/H²                     (式5)

其中：

BMI＝体重指数(Kg/m)

W＝受检者体重(kgf)

H＝受检者高度(m)

人类典型的BMI值的范围由大约15kg/m²到大约50kg/m²，尽管可以发生超出该范围之外的值。受检者体重值(W)和身高值(H)可利用普通的测量手段容易地获得，这里不再赘述。应该认识到还可以采用其他非BMI系数用于比例缩放，例如腕围。

应该认识到前述的特点(i)-(viii)在本质完全是可选的，可以由系统设计人员在仪器设计和制造时根据预计的用途进行选择。可选地，生产设备可为每种性能的增强(以及其他)加入功能，同时最终用户能够为特定应用中选择所采用的功能特性(例如通过GUI配置菜单、API等类似机构)。

在另一实施例中，产品设备可被配置为自动地或适应性地确定是否应该采用某一特定的性能增强。例如，在启动或监测期间，设备可被配置为开始或“打开”某一给定功能特点或一组功能特点，根据收集到的在先数据监测增强功能特点在不可用时对输出数据的影响，然后决定应该在什么条件下使用哪些功能特点。简单举例如下，考虑在预期产生数值突然改变时(即，开始或重新进入伺服控制系统)，在哪里将Hampel滤波器(上述第(i)项)随时间施加到PBRS脉冲压力。系统可被编程为在这些伺服控制期间或紧随同侧示波箍带偏移之后的期间内停止Hampel滤波器。

因此，本发明期待在设备操作期间利用被适合于有选择地控制具有增强功能的应用程序的设备硬件和软件之中的内在“智慧”。这种内在的控制可以被普通技术人员按照本说明书揭示的内容容易地实现，因此不再详细说明。

第一和第二过程的互动

上述的第一过程100和第二过程200在示例性实施例中是适合于互相协同操作的。如前面讨论过的，第一过程100响应张力传感器和下面的动脉之间的耦合的突然变化，而第二过程200被设计为抵消机械耦合中的较低频率漂移等。总体来说，第二过程200对机械耦合的变化响应越快，对置于第一过程100的性能之上的约束就越宽松。存在第二过程200的情况下，第一过程100不需要对微小的机械耦合变化产生反应；第二过程200可以被用于提供恢复，而不需要在任何时间段为了执行受限压力搜索而停止当前压力显示。

相应地，以下包括本发明的第一和/或第二过程使用的各种参数的示例性的数值，这些数值经过“调谐”以便在两个过程在一给定系统中同时存在时所具有的最佳效率和功效。显而易见的是，根据特定应用可以用其他数值(和参数)替代。

(i)第一过程100使用的张力压力速度和加速度触发器：

POS_VEL_TRIGGER＝45mmHg：

(45mmHg/3样本)*(160样本/1秒)＝2400mmHg/秒

NEG_VEL_TRIGGER＝-20mmHg：

(-20mmHg/3样本)*(160样本/1秒)＝-1067mmHg/秒

POS_ACCL_TRIGGER＝15mmHg：

(15mmHg/3样本)*(160样本/1秒²)＝800mmHg/秒²

NEG_ACCEL_TRIGGER＝-12mmHg：

(-12mmHg/3样本)*(160样本/1秒²)＝640mmHg/秒²

MEAN_PRESSURE_CHANGE_TRIGGER＝8mmHg

(ii)第一过程100的张力平均压和脉搏压的事件触发器比较：

PULSE_RANGE_PERCENT＝10；张力脉搏压下降10％触发受限压力扫描(第四状态105)。

MEAN_RANGE_PERCENT＝10；张力平均压变化10％和平均压变化+/-8mmHg触发受限压力扫描(第四状态105)。

注意在示例性实施例中在第一状态100处于活动的无论是第一状态102、第二状态103还是第三状态104时，第二过程200都是活动的。本受让人也已经确定在某些情况下，在第二过程200中忽略或消除对紧紧围绕第一过程事件的搏动的利用也许是有帮助的，因为对围绕过程事件的搏动的平均压和脉搏压的测量被破坏了。

此外，该示例性实施例在当第一过程100在其第四状态105还是活动状态时使第二过程200处于非活动状态。压平电机位置变量在进入该第四状态105时被设置到目标位置，并且第二过程200在由其第四状态105与第一状态102返回到第一过程100时被重新初始化。

还可利用任何熟知的软件响应每次新的心脏搏动调用例程的方式将第二过程200由第一过程100的内部调用，并与前述的第一过程状态102-105和初始化一致。

此外，可以增加与第一过程100相关的张力压力速度和加速度触发器(即：POS_VEL_TRIGGER，NEG_VEL_TRIGGER，POS_ACCL_TRIGGER，和NEG_ACCEL_TRIGGER)用以在正常生理压力变化和触发度之间提供更大的缓冲，如下：POS_VEL_TRIGGER＝50mmHg；NEG_VEL_TRIGGER＝-25mmHg；POS_ACCL_TRIGGER＝20mmHg；NEG_ACCEL_TRIGGER＝-15mmHg.

还有，当同时使用两个过程100、200时，可以去除前述的对平均压力逐跳变化的检查。这些平均压检查原本是为了在第一过程100被用于单独配置结构(即：没有第二过程200的存在)时防护机械耦合的缓慢变化(通过周期性扫描校准)而设计的。第二过程200的存在消除了对这一元件的需要，从而也消除了由心律失常，即交替脉(pulsus alternans)和其他生理事件可能带导致的虚假第一过程事件。

第一和第二过程100、200的同时使用还有益地允许更为频繁地使用与第一过程100相关的张力法测量的平均和脉搏压的前事件(pre-event)和后事件(post-event)之间的“调谐”比较。这一技术特征简单地通过允许第二过程200由这些较小的机械耦合变化恢复，就缩短了为执行受限压平扫描而要求解除或冻结当前压力显示的周期。示例性的脉搏和平均值如下：PULSE_RANGE_PERCENT＝20；and MEAN_RANGE_PERCENT＝20.

还应认识到尽管以上所述的示例性实施例的第二过程200是与第一过程100互动的，但是第二过程200同样可以独立于第一过程操作。例如，第二过程可以被用于调节和/或保持希望的压平度(或横向和近身体中心方向的位置)。与初始确定最佳压平/位置所使用的方法无关。实际上，在没有第一过程100的情况下使用本发明的第二过程200会自己搜寻并最终集中在最佳位置。但是，本受让人尽管已经发现这一技术方案较前述的方案(即：利用初始扫描过程确定最佳情况)相比在时间上效率较低，但不管怎样，在某些情况下还是需要的，如用较长的采集和设置时间换取硬件/软件的简化的情况。因此，不应将本发明看作是被限定在同时采用第一和第二过程100、200的实施例的范围内。

第三过程

现在结合图4和图4a详细说明本发明的示例性实施例的第三过程。

在病人监测模式中，前述的第二过程200能够控制对目标动脉和覆盖组织的传感器/衬垫的压平，从而补偿传感器/衬垫和其下组织之间机械耦合的缓慢变化(移动)。还有，第二过程200在脉搏压强劲(较高信噪比)时在压平范围内最为有效，其存在于最佳压平位置附近。但是，对于传感器/衬垫和组织(即，手腕的弯曲)和传感器/衬垫之间机械耦合大的移动，第二过程200可需要若干分钟进行适当的压平度以最大化张力脉冲压力。因此，存在通过导致一延长的恢复期检测机械耦合的移动提高系统整体性能和实现更为直接的恢复过程的机会。因此图4所示的第三过程400的示例性实施例都会采取恢复的“捷径”  因为若在这些受限制的环境下通过第二过程200恢复会需要不希望的较长时间。

因此，本发明的第三过程400的一个重要目标就是检测引发脉搏压和/或舒张压较大错误的机械耦合的快速移动，并实现最佳恢复方案。

在第一示例性的实施例中，第三过程400与前述的第一过程100同时操作。特别是第三过程400的操作结合前述的第一过程100(见图1)的第一状态102，并在检测到机械耦合的可感知移动时触发第四状态。有益的是，这里所述的检测耦合快速移动的方案不需要任何对系统的大的机械或电气结构的改变。该方法是基于在相比较而言较短周期内识别从性质和程度上结合起来看都不会是生理性的张力压力变化。这些变化还表明第二过程200可要求相当多的时间正常恢复。例如，当病人的舒张压增加时，脉搏压典型地保持恒定(或增加)。因此，可以在检测机械耦合的快速移动时利用较短时间周期内舒张压增加且脉搏压减少压力重大变化的检测。还有，脉搏压力保持恒定或增加的期间不会产生问题，与舒张压的变化无关。由于脉搏压保持强劲，第二过程200在合理时间周期内调节压平度(如果必要)的可能性保持在较高水平。

在图4所示的示例性实施例中，检测机械耦合快速移动(第三过程400)的过程采用一个或多个度量检测参数中的联合移动。在图示的实施例中，舒张压和脉搏压被当作基准参数使用，尽管应该理解本发明还可使用其他参数(生理的或其他的)替代。

图4a给出了检测机械耦合快速移动的示例性方案。过程400调查来自移动窗口来自“合格的”块平均脉搏和舒张压当前块平均搏动和舒张压的变化(例如，图示实施例中，在过去即有12次搏动也有24次搏动)。如果脉搏压下降并且舒张压偏离在前的舒张压(经过12或24次搏动)，那么第一过程100的第四状态105被触发。

注意图4a说明了脉搏压力百分比变化(选定的参数)。还可基于绝对血压(mmHg)执行计算，例如40mmHg等于100％，并且如果脉搏压百分比或绝对变化结合舒张压的变化超过了规定门限值，就应该触发第四状态105。但是应该认识到，如果希望还可使用其他触发标准和方案。这种变化标准和方案甚至可以基于历史或轶事数据(anecdotal data)或其他标记针对特定病人或群体定制。

以下详细说明本发明的快速移动检测算法的示例性实施例的操作。如图4所示，本实施例的算法是基于波形恢复但未比例换算的搏动压舒张和搏动压算法。在本实施例中脉搏压和舒张搏动压数据通过类似(但不相同)的并行子过程计算当前和过去压力数据用于前述的第三过程400中的门限确定。这两个子过程的主要区别在于在第一子过程440中，脉搏压的下降是最重要的，而在第二子过程442中，舒张压的变化是要被考虑的。这里更为详细地说明了这些子过程440、442的示例性实施例，但应该理解，还可使用其他参数(例如：脉搏压和舒张压除外的)作为快速移动检测的基础，并且/或这些子过程的其他特定配置结构也可以取代。

还有，尽管所述的示例性的算法和功能是基于先进先出(FIFO)缓冲而言的，还可以利用其他缓冲设置，这取决于某一给定的应用所希望的功能。例如，在某些情况下，可能会希望以后进先出(LIFO)的方法更换部分数据。可选地，可以加入“智慧的”(例如：十进制驱动)数据入队和出队。所有这些方案都可以被数据处理领域的普通技术人员容易地实现，因此这里不再详述。

i)脉搏压力子过程(预滤波和平均化)-下面的预滤波和平均化特性在用于分析脉搏压的第一子过程440的示例性实施例中使用：

a. Hampel滤波器-前述的Hampel滤波器(长度为7)被用于从后续计算中除去憎恶脉搏压力值，见下面的式6。注意该示例性的Hampel滤波器的一个副产品是在计算出最近的7次搏动的脉搏压中的方差(variance)。这一信息被随后用于确定当前脉搏压是否应该被包含在“可接受的”脉搏压环形缓冲器中。

PP_h(k)＝Hampel Filter{PP(k)，PP(k-1)，PP(k-2)，....PP(k-6)}

                                                      (式6)

其中k代表当前搏动数，PP_h(k)是经过Hampel滤波的脉搏压，PP(k)是当前未经滤波的脉搏压。

还有，本实施例的Hampel滤波器还计算数据的方差。方差是对平均值附近的分布的测量。计算为由每个数的平均值的平均平方偏差，见下面的式7PP_var(k)＝((PP(k)-u)2+(PP(k-1)-u)2+...+((PP(k-6)-u)2)/7，

                                                      (式7)

其中k代表当前搏动数，PP_var(k)是最近7次搏动的脉搏压的方差，u是最近7次搏动的平均的未经滤波搏动值。

b. 脉搏缓冲器-脉搏缓冲器(示例性实施例中，长度＝8)是包含有Hampel滤波的脉搏压值的环形缓冲器。随着每次搏动，最早的搏动被最近的Hampel滤波后的数据替代。

c. 阻塞平均器-阻塞平均器例程计算存储在前述脉搏缓冲器中的Hampel滤波后的脉搏压数据的平均值，见下面的式8

PP_h(k)＝[PP_h(k)+PP_h(k-1)+.....+PP_h(k-7)]/8       (式8)

其中PP_h(k)是阻塞平均的Hampel滤波后的脉搏压数据。

ii)脉搏压子过程(确定当前脉搏压)-下面的特性被当前的脉搏压子过程440用作当前脉搏压的确定：

a. 最大化-算法的这一特性确定当前脉搏压和阻塞平均Hampel滤波的脉搏压数据的量大差，见下面的式9。这一最大化被随后的分析用作当前脉搏压变量。

If(PP_h(k)＞PPh(k))   PP_max[k]＝PP_h(k)

Else PP_max[k]＝PP_h(k)                                (式9)

其中PP_max[k]被用于随后的比较，检测机械耦合的移动。注意图示的实施例中，第一过程100的第四状态105的触发取决于脉搏压的严重下降。因此，在平均脉搏压较小的情况下，如果最近一次搏动的脉搏压较大，系统不应该触发。

iii)脉搏压子过程(确定过去的合格脉搏压)-下面的特性在本实施例中被用于确定过去的(例如，12和14次搏动)合格脉搏压值。

a. 方差缓冲器-在示范性实施例中，方差缓冲器(例如：长度＝120)包括包含有Hampel滤波器的操作中计算出的最近“x”(例如：7)次搏动的搏动压力的方差的环形缓冲器。随着每次搏动，最早的搏动被最近的方差替代。

b. 阻塞平均器和标准方差-这些特性计算出存储于缓冲器的Hampel滤波后的脉搏压数据的方差的平均压力，分别见下面的式10和式11。缓冲器长度设置为相比而言较大值(例如：120)时，这些计算为的脉搏压力数据块观察到的典型的方差平均值和范围提供统计基准。这些算法的输出即是块平均值也是标准方差(或可选地是不在最近搏动数n的平均的平均压的正常限度之内的将会启动脉搏压检测的等同测量)。

PP _var(k)＝[PP_var(k)+PP_var(k-1)+.....+PP_var(k-119)]/120(式.

                                                            10)

其中 PP _var(k)块平均Hampel滤波后的脉搏压力数据

SD_PPvar(k)＝(((PP_var(k)- PP _var(k))²+(PP_var(k-1)- PP _var(k))²+...+((PP_var(k-119)- PP _var(k))²)/120)^1/2

            (Eqn.11)

其中SD_PPvar(k)是脉搏压方差数据中的标准方差。

c. 平稳性极限-平衡性极限的特点是计算脉搏压力方差或允许当前块(例如：7次搏动)平均脉搏压被包括在“合格”脉搏压值的历史中用于交来比较的标准偏差的上限。一示例性的方案包括将当前脉搏压块的方差与构成可接受脉搏压方差的上限值(平均脉搏压+1最后的120次搏动中观察到的方差的标准偏差)进行比较，见下面的式12：

StationarityLimit_PP(k)＝ PP _var(k)+SD_PPvar(k)           (Eqn.12)

但是注意，还可以使用确定观察到的方差的上限的其他方法替代上述的方法或结合上述的方法使用。例如，对当前方差的分析(例如：当前方差＜120次搏动中的第40最大的)。应该认识到上述中值滤波器可被容易地改选为递归的确定该值。本发明还可使用其他配置结构，其可由普通技术人员容易地确定。

d. 将要被包括进脉搏压力历史缓冲器的脉搏压值的识别-本发明的示例性实施例还包括确定当前平均脉搏压值或最近可打授受的脉搏压值是否应该被加入含有平均脉搏压历史的环形缓冲器，见下面的式13。这是利用前面计算的平稳性界限来完成的。

If(PP_var(k)＞ PP _var(k)+SD_PPvar(k))PPhistory(k)＝PPhistory(k-1)Else PPhistory(k)＝ PP _h(k)                                   (式13)

其中PPhistory(k)是“可接受的”脉搏压的历史。

e. 更新脉搏压历史缓冲器-在示例性的实施例中，采用了脉搏压力历史FIFO缓冲器(例如：长度＝24)。历史缓冲器包括含有过去“可接受的”平均脉搏压值的历史的环形缓冲器。随着每次搏动，与最早的搏动相关的数据就被最新的替代。来自这一队列的过去的指定搏动次数(例如：12和14次搏动)的值被用于随后的计算，以便确定在这一周期内脉搏压的变化。

iv)舒张压子过程(预滤波和平均化)-下面的预滤波和平均化特性被用于第一子过程440的示例性实施例中，用以分析脉搏压：

a. Hampel滤波器-舒张子过程442的示例性实施例利用Hampel滤波器(例如：长度为7)从随后的计算中除去憎恶舒张压力值，与脉搏压力子过程440类似(见式14)。该Hampel滤波器的一个副产品是在计算出最近的7次搏动的脉搏压中的方差(variance)。这一信息被随后用于确定当前舒张压是否应该被包含在“可接受的”舒张压环形缓冲器中。

D_h(k)＝Hampel Filter{D(k)，D(k-1)，D(k-2)，...，D(k-6)}  (式14)

其中k代表当前搏动数，D_h(k)是Hampel滤波的舒张压，D(k)是当前未滤波的舒张压。还有，Hampel滤波器还计算数据的方差，见下面的式15：

D_var(k)＝((D(k)-u)²+(D(k-1)-u)²+...+((D(k-6)-u)²)/7，(式.15)

其中k代表当前搏动数据，D_var(k)代表舒张压最近7次搏动中的舒张压的方差，u是最近7次搏动中的平均舒张压。

b. 脉搏缓冲器-本实施例中采用了一个具有确定长度(例如：长＝8)的FIFO脉搏缓冲器；该缓冲器包括含有Hampel滤波后的舒张压值的环形缓冲器。随着每一个后续的搏动，最早的搏动的数据被最近Hample滤波后的数据替代。

c. 块平均器-使用块平均化例程计算存储于缓冲器中Hampel滤波的舒张压，如下面的式16所示：

D _h(k)＝[D_h(k)+D_h(k-1)+.....+D_h(k-7)]/8               (式16)

其中D_h(k)是块平均的Hampel滤波的舒张压数据。

v)舒张压子过程(当前值确定)-舒张子过程442利用直接方法确定舒张压的当前值。特别是，当前舒张压就是最近块平均Hampe滤波的舒张压力值。注意第一过程100的第四状态的触发器取决于舒张压的重大变化。

vi)舒张压子过程(确定过去合格舒张压)-子过程442还包含确定过去合格舒张压的机构(例如：那些经过12和24次搏动的)，如下：

a. 方差缓冲器-在本实施例的舒张子过程442中使用确定长度(例如：长度＝120)的FIFO方差缓冲器，其中包含有最后7次搏动(在Hampel滤波操作中计算出的)的舒张压中的方差。随着每次搏动，最早的搏动的方差被最近的方差替代。

b. 阻塞平均器和标准偏差-这些函数计算存储于方差缓冲器的Hampel滤波的舒张压数据的方差的平均值。缓冲器长度设在相比而言较大的值时，这些计算为典型平均值和观察到的用于脉搏压力的块的方差范围提供统计上的基准。来自这些过程的输出即是块平均也是标准偏差(或等同的测量)，该标准偏差会启动在最后“n”次搏动中不在正常平均的平均压的界限中的脉搏压的检测)，如下面的式17和式18(n＝120的情况)：

D _var(k)＝[D_var(k)+D_var(k-1)+.....+D_var(k-119)]/120    (式17)

SD_Dvar(k)＝(((D_var(k)- D _var(k))²+(D_var(k-1)- D _var(k))²+...+((D_var(k-119)-D_var(k))²)/119)^1/2                                (式18)

其中D_var(k)是块平均的Hampel滤波的舒张压数据。

c. 平稳性界限-舒张子过程442的平稳性界限函数计算允许当前数据块(例如：相当于7次搏动)的平均舒张压被包括在舒张压值的历史以便未来进行比较的舒张压方差(或标准偏差)的上限，见下面的式19。

StationarityLimit_D(k)＝ D _var(k)+/-SD_Dvar(k)            (式19)

d. 识别将要被包括进舒张压历史缓冲器的舒张压值-本舒张子过程442利用前面计算出的平稳性限度确定当前平均舒张压值或最近的“可接受的”舒张压值是否应该被加入含有平均脉搏压历史的环形缓冲器。如果新的舒张压在上述的平稳性界限之内，那么就将它加入舒张压历史，否则重复最近的舒张压历史值。

e. 更新舒张压历史缓冲器-在示范性实施例中，舒张子过程442包括具有确定长度(例如：长度＝24)的环形FIFO缓冲器，其中包含有过去“可接受的“平均舒张压的历史。随时每次搏动，与最早的搏动相关的数据被最近的数据替代。在随后的计算中使用的由一个或多个搏动(例如：从当前队列中过去的12和24次搏动)，用以确定在相关周期内脉搏压的变化，见下式20：

If(D_var＞ D _var(k)+SD_Dvar(k))Dhistory(k)＝Dhistory(k-1)

Else Dhistory(k)＝□D_h(k)                               (式20)

vii)机械耦合移动检测的分析

a.门限检测-为了检测机械耦合的快速移动，本发明的第三过程400在示例性的实施例中在搏的在先第一数量(例如12)期间执行门限检测，如下：

1) 脉搏压差-第三过程400计算当前脉搏压(上面的脉搏压力子过程440中第ii.a.项提及的当前脉搏压变量)与过去的合格脉搏压力搏动(由上面的第iii.d.项提及的脉搏压力子过程440存储于环形历史缓冲器)的第一数量(例如12)之间的差。该计算如下面的式21所示：

PulsePressureDifferencel2＝PP_max[k]-PPhistory(12)        (式21)

舒张压-第三过程400计算当前舒张压(如上述舒张子过程块平均器的输出)和过去例如12次搏动(由上面第vi.d项中所描述的舒张子过程存储于环形历史缓冲器)的合格的舒张压，见下面的式22：

DiastolicPressureDifferencel2＝ D _h(k)-Dhistory(12)       (式22)

3) 检测器-根据如图4a所示的暂时门限，如果脉搏压力差(上面第vii.a.l项)是充分的负数，并且舒张压力差(上面第vii. a.2)项是充分地不为零，那么与第一过程100的第四状态105相关的“触发器1”的值448就被设为真。

b.此外，本发明的第三过程400在示范性实施例中在搏动的在先第二数值(例如24)中按如下执行门限检测：

1) 脉搏压力差-第三过程400计算当前脉搏压(上面提到的当前脉搏压变量)和过去的脉搏压搏动的合格第二数值(例如24)之间的差(如前述的由脉搏压力子过程440存储于环形历史缓冲器)，见下面的式23：

PulsePressureDifference24＝PP_max[k]-PPhistory(24)  (式23)

2) 舒张差：计算当前舒张压(如前述)与合格舒张压过去24次搏动之间的差，见下面的式24：

DiastolicPressureDifference24＝ D _h(k)-Dhistory(24) (式24)

检测器：根据图4a所示的暂时(例如：24秒)门限，如果脉搏压差(上面的第vii.b.2项)足够不为零，那么第二过程的第四状态105的“触发器2”的值450被设为真。

C.最近周期的搏动评估-还有，本发明的第三过程400被可选地配置为评估在先间隔(例如：在先的五秒钟)内的检测到的搏动，如下：

1) 在间隔期内没有检测到搏动-如果在间隔时间内没有检测到合格质量的搏动并且压力信号上的“噪声”还没有导致好的搏动的缺失，那么第四状态105的“触发器3”的值被设定为真。

d.第四状态请求检查-第三过程400基于存在设置为真的触发器1、触发器2触发器3值448、450、452执行逻辑检查。如述上述任何一触发器被设备为真，并且第一过程100就处于第一状态102，那么第一过程100应该进入第四状态105(即：加速恢复)。然后所有第四状态触发器448、450、452都被重置为假。

注意如果第一过程100处于第二状态103或第三状态104中的任意之一中，随后将确定正确的新状态的选择。可选地，如果第一过程当前处于第四状态105，那么前述进入第四状态的请求被忽略。

应该认识到尽管前述的第三过程方法的实施例基于盖然性的方案(利用对变化的生理事件期间病人动脉压常见变化的理解对该方案进行了剪裁)解决识别机械耦合快速移动的问题，这一方案不直接测量(甚至也不间接测量)张力压力传感器和相关触垫和下面的组织之间的机械耦合。相应地，第三过程400的示例性实现不能避免错误的出现。但是本发明的第二过程200有益地将系统与第三过程400的失败隔离开以检测耦合的快速变化，因为第二过程将集中在如前述的与第三过程(虽然经过几分钟的周期)无关的最佳压平度上。还有，第三过程400的误触发(即：实际上没有发生快速耦合变化，却指示经历了快速耦合变化)会引起压平扫描，并有可能引起横向/近身体中心方向的扫描，它也会使系统恢复。因此，任何由第三过程400的盖然性实现有关的错误都不会对系统的精确造成负面影响，而仅是对其所集中的正确压平度和/或横向或近身体中心位置的速度产生影响。因此本发明的示范性实施例不生成“坏”数据，仅仅是要等到达到最佳压平/位置才会更新而已。

还应注意到上述的关于脉搏压力和舒张子过程440、442的对病人数据压力记录的检查可包括对该病人的数据历史记录的选定段的检查，以及对病人的数据段与其他病人的具有可比性的数据的比较和检查。还有，上述的分析可以采用历史的和/或预言的方式；例如，可以通过一种预言一个或多个参数未来的范围或值的算法来分析一个或多个历史数据段。如果随后对该参数的测量结果不在该预言内，就会执行对压平/位置扫描的刺激，并重新获取最佳位置。例如，对病人有关舒张压的历史数据的分析指示出在给定出现时间τ内的未来测量结果在50-80mmHg的范围外会对应非物理的情况或事件时，任何在τ内发生的超出该范围的的舒张压计数都会触发重新获取。

还应进认识到分析得出的参数(例如：收缩、舒张、脉搏、或平均压力，及其组合或派生)、时间周期(历史的、历史的/预言的、或纯预言的)和接受/拒绝标准(例如：在离散出现时间上的参数范围、随时间连续或变化、统计等等)在本发明中即可被单独使用也可以组合使用，以实现在任何操作环境和条件下都保持传感器最佳位置的目标。所有这些方法和方案都可被编程和数学领域的普通技术人员在本发明的范围内容易地实现，因此这里不再详细阐述。

用于血液动力学评价的系统装置

现在参照图5对用于测量活体血管内血液动力学特性的装置进行详细说明如下。在图示的实施例中，该装置被适合于测量人的桡动脉内血压，尽管应该认识到本发明的广意范围内还可以被用于其他血液动力学参数、监测地点，甚至其他的生命体。

图5的示例性装置基本上包括压平组件(包括一个或多个压力传感器522)用以张力法测量桡动脉的血压；与压力传感器522(和若干中间元件)操作地连接的数字处理器508用于(i)分析传感器生成的信号；(ii)生成步进电机506的控制信号(通过微控制器511a操作上耦合到步进电机控制电路)；(iii)存储经过测量和分析的数据。电机控制器511、处理器508、辅助板523和其他元件可以被就地安装在压平仪502内，如果希望也可以置于独立的机壳结构中。压力传感器522及其相关的存储设备552能够可选地由压平仪502上拆下。

在本实施例中，压力传感器522是一种应变梁传感器(strain beamtransducer)元件，生成与与施加在其感测表面521上的压力呈函数关系(例如：成比例的)的电信号，当然也可以使用其他技术。压力传感器522生成的模拟压力信号经过选择性地低通滤波513后被转化为数字形式(例如使用ADC 509)并被送到信号处理器508进行分析。取决于所采用的分析的类型，信号处理器508利用内置的或存储于外部存储设备的程序分析压力信号和其他相关数据(例如：由位置编码器577确定的步进电机的位置，通过I2C1信号包含在传感器的EEPROM 552内的比例换算数据(scalingdata)，用于按照图4进行重新获取，等等)。

如图5所示，装置500还可选地配备有第二步进电机545和相关控制器511b，第二电机545被适合于移动压平仪组件502横向越过如上所述受检者的血管(例如：桡动脉)。如果希望还可以实施第三步进电机(未示出)和相关控制部件，用于控制压平元件502的近身体中心方向的定位。横向定位电机545的操作及其控制器511b基本上与压平电机506类似，与前述的方法相一致。

如前面所讨论的，连续精确地无创测量血液动力学参数(例如血压)是非常需要的。为了这个目的，装置500被设计为(i)识别受检者血管及相关组织合适的压平度；(ii)连续以该条件“伺服”，保持血管/组织被适当的偏离以尽可能等到最好的张力测量；可选地(iii)按需要将张力测量结果进行比例换算，以便向使用者/操作者提供精确的血管内压的表现；(iv)识别发生瞬时或“非物理的”事件的条件，并相应地校正系统，重新获取最佳压平度和横向/近身体中心位置。

在压平“扫描”期间，控制器511按照一预定的曲线控制压平电机506将动脉(和相关组织)压平。类似地，在算法的后期(即，当压平电机506被置于最佳压平偏置，并随后在该位置周围伺服)对压平元件502的伸出和收回的控制是利用控制器511a和处理器508。如果希望的话，这种“伺服”控制方案还可被用于与横向和近身体中心方向电机驱动组件，或择一地更为静态的方法(即，定位到对最佳初始位置，然后仅在发生导致严重不重合时才重新定位)。在这点上，应该认识到压平电机和横向/近身体中心位置定位电机的控制方案可按需要达到与本发明任何程度的一致性。

装置500还被配置为采用前述的对应图1-4的第一、第二、第三过程100、200、400，以及前述的已并入本发明共审专利申请号10/072,508中所描述的初始扫描和比例变换方法。这些方法的具体实现方式在共审专利申请中，这里不再详细说明。

在图示实施例中，图5所示的物理装置500包括基本上成套的单元，具有组合压力传感器522和压平设备500、电机控制器511、RISC数字处理器508，并带有相关的同步DRAM(SDRAM)存储器517和指令集(包括比例换算查找表)、显示LED 519、面板输入设备521和电源523。在本实施例中，控制器511被用来控制组合的压力传感器/压平设备的操作，控制和比例换算的算法基于初始的操作员/使用者输入以连续的形式实现。

例如，在一个实施例中，使用者输入界面包括多个(例如：两个)置于装置外壳(未示出)表面并耦合到LCD显示579的按钮。处理器的程序和LCD驱动器被配置为通过显示579在按下这两个按钮中的一个时向使用者显示互动揭示符。

还有，如图5所示的病人监视器(PM)接口电路591可被用于装置500与外部或第三方病人监测系统的接口。接口电路591的示例性的配置在2002年1月30日提交的名称为“时间变化信号接口装置和方法”的共审美国专利申请10/060,646中有详细描述，该申请已被转让给本受让人，其全部内容作为参考纳入本说明书，当然也可以采用其他方案和电路。该被引用的接口电路具有与实际上任何类型的病人监测系统(与其配置结构无关)进行自动接口的独特优点。这样，本发明的装置500被耦合到前述接口电路允许医护人员和其他保健专业人员将装置直接就地插入已有的监测设备，从而避免了提供仅用于血压测量的监测系统的需要(费用)。

此外，如图5所示，EEPROM 552被物理地耦合到压力传感器522，形成一个可由主装置500拆卸的整体单元。这种耦合组件的示例性实施例的结构和操作的具体内容在2000年8月31日提交的名称为“智能生理参数传感器和方法”的共审美国专利申请09/652,626中有详细描述，该申请已被转让给本受让人，其全部内容作为参考纳入本说明书，当然也可以采用其他结构。通过采用这样的耦合和可拆卸装置，操作员可以在系统500内将传感器522和EEPROM 552容易的拆除和更换。

还注意到这里所述的装置500可以是若干种不同的结构，并利用这里所述的元件以外的其他元件。例如，应该认识到尽管前述的许多元件是作为有效的分立的集成电路元件，如处理器508、ADC 509、控制器511和存储器，这些元件及其功能可以结合成集成度更度的一个或多个设备(例如：所谓的“片上系统”(SoC)设备)。医疗和电子领域的普通技术人员能够容易地实现这些不同的装置配置的结构和操作功能(按照这里所揭示的技术内容)，因此不再详细说明。

实现前述第一、第二和第三过程(和比例换算)的计算机程序也包括在装置500中。在一个示例性的实施例中，该计算机程序包括实现图1-4所示的方法的用C⁺⁺源代码表表示的对象(“机械”)代码。尽管本实施例使用了C⁺⁺语言，应该理解也可以使用其他编程语言，例如：VisualBasic^TM、Fortran和C⁺。源代码表的对象代码表示被编译并置于计算机领域所熟知的媒体存储设备。该媒体存储设备可包括，但不限于：光碟、CD ROM、磁质软盘或“硬”驱动器、磁带驱动器或磁泡存储器。如果需要，这些程序还可被置入嵌入式设备的程序存储器。该计算机程序还包括编程领域所熟知的图形用户界面(GUI)，它与运行该程序的主计算机或装置的显示和输入设备操作性地耦合在一起。

从总体结构上讲，该程序包括一系列的子例程或算法，用以根据提供给主装置500测出的参数数据实现压平和比例换算。特别是该计算机程序包括置于与血液动力学测量装置500相关的数字处理器或微处理器内的内嵌存储设备即程序存储器的汇编语言/微代码指令集。该后一实施例的优点是避免了实现程序功能所需要的独立PC机或类似硬件，使其结构紧凑。在空间(和便于操作)都非常宝贵的临床和家庭设施中，这种紧凑是尤其需要的。

提供治疗的方法

现在参照图6详细说明利用前述的方法为受检者提供治疗的方法。如图6所示，方法600的第一个步骤602包括选择监测血管和部位。对于大多数人类受检者来说，这包括桡动脉(监测腕部内侧)，尽管当桡动脉受损或由于其他原因不能使用时也可以使用其他部位。

接着在步骤604中，压平机构502被放置于相对于受检者血管适当的位置。放置工作可以通过手动方式进行，即由护理人员或受检者通过目测将传感器和设备对准手腕内侧，通过前述的压力/电子/声学定位方法或其他方法。接着，第一压平元件502按步骤606操作，将血管周围的组织压平到希望的程度以识别出能够减轻张力测量相关的传输损失和其他错误所造成的影响最佳位置。前文中加入的共审美国专利申请10/072,508中提出了一种找到最佳压平度的示例性方法。

一但设定了压平仪元件502的最佳压平度，按步骤608测量压力波形，并按要求处理并存储相关数据(步骤610)。这种处理可包括，例如，对脉搏压的计算(收缩减舒张)，有限时间间隔内对平均压或平均值的计算，以及测出的压力波形的可选的比例换算。在步骤612中基于步骤610中执行的分析生成一个或多个输出结果(例如：收缩和舒张压、脉搏压、平均压等)。按要求实现本发明的第一、第二和第三过程100、200和400的相关部分，从而提供受检者血压的连续监测和评估。这一点与现有技术和装置不同，现有技术中只提供了对动脉内压力周期性的表现和测量。

最后，在步骤616中，使用“校正的”对血液动力学参数的连续测量(例如：收缩和/或舒张血压)作为向受检者提供治疗的依据。例如，校正后的收缩和舒张血压值被连续地生成和显示，或被实时提供给卫生保健的提供者，如在手术期间。可选择地，可以在一段时间收集这种测量并分析受检者长期健康状况趋势或循环系统的反应。如医疗领域所熟知的，可基于血压测量结果开出医药制剂处方或其他治疗方案。类似地，还可以实时监测这些医疗制剂对受检者的生理影响。

阻塞缓解

现在参照图7a-14详细说明本发明的又一方面。特别是本发明提供检测并缓解与前述的血液动力学传感装置结合使用的阻塞箍带或类似装置的使用所产生的影响的装置和技术。

应该认识到尽管下面的示例性实施例中是使用上文中所描述并在此引用的张力压力传感器类型的装置，本发明可适合于采用其他类型的装置和过程，并且相应地不应该被认为是受到前述的示例性张力测量装置的限制。

在使用上述的张力测量装置时，有若干种“事件”都可以导致可测脉搏压的终止。这些事件包括：

1) 过压紧：监测中的受检者的移动或所谓“病人监测模式”(第二状态)期间伺服控制操作都可导致过压紧。这种情况下，张力法测出的压力就会增加，通常高于收缩压，并且在传感器收回到合适的水平之前一直保持高压。因此，系统应该反应迅速，通过触发快速移动检测器运动恢复采取适当的校正行为。

2) 严重的欠压紧：如果压平压力不够(例如：在本示例性实施例中小于20mmHg)，那么受检者心脏生成的搏动可能不会通过血管壁充分地耦合到其上的张力压力传感器。严重的欠压紧可以是由于病人的运动等造成的。但是，伺服控制操作在病人监测模式期间导致这一问题几乎是不可能的。为了实质上消除耦合到压力传感器的脉搏压，压平压力必需大大地低于病人的舒张压，并且要求通过如前所述的触发快速移动检测器运动恢复经常地采取适当的校正动作。注意对血管中等程度的欠压紧不会消除脉搏压向张力压力传感器的传递。

3) 病人“崩溃”：病人的动脉压会随着心脏的停止跳动以指数形式地下降到中心静脉压(对于人典型的是以10-20mmHg的数量级)。张力测量法测出的压力应当具有相似的曲线。

4) 横向重新定位：如果传感器被移动到距血管横向足够远的距离，脉搏压信号就不会正确地通过皮肤传递。现存的张力压力最初会改变，但不会以指数形式下降。其次，这种运动可能会伴随着第一过程100的触发器。在这种情况下，将会发生如前述的传感器对动脉的横向位置的重新定位。

5) 箍带充气：如前述，在箍带阻塞期间肢体上部的体积增加，因为动脉血流向该区域而静脉回流被阻止。随着箍带压力的增加，血流(以及脉搏压)停止并且动脉血在肢体中由动脉分支向静脉系统转移。结果是压力曲线应该近似于指数下降函数，其中中最终压力低于舒张压但大大高于中心静脉压。箍带性能及相关的充气/放气系统(以及病人的解剖结构)的变化的变化会影响这一下降。张力测量系统应该精确地反应该指数下降压力信号。

如果在上述的第二过程200下(也称为病人监测模式)，在某一预定时间周期(例如：5秒)内没有检测到搏动，系统会进入快速移动检测运动恢复，它是以一个或多个微型压平扫描开始的。由于肢体下部在箍带充气期间被典型地阻塞10-20秒钟，系统便按常规进入快速移动运动恢复。此外，运动恢复期间可至少部分地发生微型扫描，同时箍带仍处理充气状态，从而可能导致不可预见的事件发生，例如，为了确定最佳压平度进行横向搜索和发生误差。

图7a-7c是箍带充气对张力法测量的压力信号的影响的图形表示。图7a-7c的示例性数据是由受让人在进行临床研究病历中取得的。图7a示出了整个病历的横向和压平电机位置。图7b示出了整个病历的舒张和脉搏压。图7c示出了(i)图7a中的张力压力数据持续15秒的局部放大图；(ii)在上述的15秒期间压平电机位置作为时间的函数。参见图7c，可以看出在大约为4秒的标记720处箍带在手臂上与张力传感器的同侧被充气。在接下来的几搏动期间，舒张压上升并且舒张波形改变。大约7秒钟后动脉被完全阻塞，该阻塞持续超出11秒标记724。在周期722期间，张力压力呈指数下降至略低于舒张压而大大高于中心静脉压的值。由于在前5秒钟的间隔期间搏动检测器没有被识别为“好的”搏动，快速移动检测过程触发了将在12秒标记726处开始的运动恢复微型扫描。注意压平电机抖动730a、730b在第一个5秒期间发生。第二抖动事件730b之后没有新的搏动，抖动过程被挂起。在12秒标记726之后，开始压平电机的微型扫描倾斜。

注意快速移动检测器起动的运动恢复的触发即使延迟几秒钟也会大改变事件进程。延迟所付出的额外时间会引起向肢体的回流(伴随着与其相关联的后续可测量压力搏动)以防止系统起动微型压平扫描。因此，系统的操作可以通过延长运动恢复过程的“无搏动”触发器的持续时间被有益的改善。通过延迟快速移动检测器运动恢复的触发的开始时间，当箍带被怀疑时，可以忽略一个或多个微型扫描，并且实际上消除了起动运动恢复的横向扫描的可能性。因此，本发明的一个方面旨在利用前述的下降周期避免前述的压平微型扫描和横向位置扫描。

系统可以利用两种方案处理前述的压力/搏动丢失事件。首先，所有这些事件都可以被近似地(不考虑起源)用一个更为通用或统一的响应处理。其次，系统可试图将两个或更多不同类型事件加以区别或分类，对不同类型的事件的响应也可变化。这两种方案形成了下面将要描述的本发明的两个示例性实施例的基础。但是应该认识到，是作为分离或独立的方案进行说明的，如果需要可以在下面的技术方案(以及相关联的装置)中结合使用。例如，在一个方面中，一种方案可被用于全部“事件”的一部分，而另一方案可被用于剩余的事件。在又一可选变化中，可以并行地对两个方案的结果进行评估，这样提供最快速和/或精确的系统响应和恢复被选定。还存在许多其他将这两种方案组合起来的可行方案，这些组合可以被普通的技术人员根据在这里所公开的内容很容易地识别并实施。

在本发明的第一个示例性实施例中，是处理如上述的损失压力事件的改进的方法(和装置)。如前面所指出的，该第一方法对不同类型或起源的事件不加以区分。

特别是，不使用试图将同侧箍带充气与其他事件区分开。而是如图8所示如果检测到任何原因的信号丢失，那么系统：将第一过程100的运动检测由触发运动恢复挂起(步骤802)，等待一段充分地长于箍带充气周期(例如：更坏的情况)的时间段(步骤804)，并任选地向使用者发出“信号突然丢失”报警消息，警告使用者该事件的发生(步骤806)。在等待周期的末端，系统检查信号是否自行返回(步骤808)，表明箍带可能已经充气/放气。如果信号已经自行返回，那么前述的运动检测器被重新启动(步骤810)并且如果启用了“信号突然丢失”报警消息，就将其移除。如果信号还没有自行返回，那么系统进入“待机”状态(步骤814)。图中所示实施例的待机状态包括将系统安全地返回到某一已经的初始状态(步骤816)，并且通过向内部显示发出报警消息和/或其他如声音报警等的方式将该事件向使用者报警(步骤818)。

图7所示的示例性算法已经由本受让在若干病人上进行过测试，发现其工作良好。由于其不区分不同类型的事件，对于两种事件(即，箍带相关和与箍带无关的事件)都会产生延迟。但是该延迟在图示实施例中被设置为30秒，属于最小化的延迟，被认为是完全可接受的并且在临床上也是可行的。

在示例性的实施例中，若干(软件)对象在实现图8所示的算法时互相协作。本实施例的这些对象及其协作在图8a中示出。正如图8a所示，存在以下6个互相协作的“对象”：(i)数据采集对象822；(ii)搏动检测器对象824；(iii)无搏动检测器对象826；(iv)快速移动检测器对象830；(v)第一过程对象832；(vi)用户界面(UI)管理器对象828。如编程领域的普通技术人员所易于理解的，这些对象可以使用任何适合于提供此处揭示的功能的形式或语言生成，包括但不限于利用普通的编程语言如C、C++、Fortran、Basic等，这些都为人所熟知的，因此这里不再详细说明。还有，可以使用所谓“面向对象”的技术方案，例如公用对象请求代理程序体系结构(CORBA)。还有，这里所说的对象可以是完全“虚拟”的内容；即，任何能够提供希望功能的体系结构或配置都适用于本发明。本发明关于软件对象的描述仅用于阐明本发明的操作原理和功能，而不是对本发明的限定。

数据采集对象822连续采集数字化的压力波形并使其能够供系统中的其他软件模块使用。

搏动检测器对象824连续检测张力压力波形中的搏动。它确定每个搏动中的收缩压、舒张压、脉搏压和平均压及其周期。它还在检测到搏动后还确定心率并通知其他(预定的)软件模块。

无搏动检测器对象826在一特定时间周期(T_detect)内检测搏动的缺失(即：信号的丢失)。若检测到信号丢失，它将第一过程100的检测器挂起，将信号的丢失通知UI管理者对象828，并进入周期为T_wait秒的等待状态。经过T_wait秒后，该对象检查长度为T_verify秒的周期的N次搏动的发生。如果观察到N或更多搏动，对象826恢复第一过程100，将信号恢复通知UI管理器对象828；返回到在T_detect秒的周期中检测至少一个搏动的检测状态。如果没有观察到更多的搏动，那么对象826将系统置于前述的待机状态。

快速移动检测对象830被设计为检测系统压力传感器与病人前额的机械耦合的缓慢变化。在示例性实施例中，对象830检测随平均压增加或减少检测脉搏压相对较慢的变化。它还试图将较病人体内正常生理变化发生得更为迅速的变化区分出来。如果检测到脉搏压的重大变化，那么执行运动恢复(即：压平扫描后可选的横向扫描)，试图恢复对平均动脉压的测量。

第一过程对象832被设计为检测由于瞬时事件导致的压力传感器与病人之间机械耦合的快速变化。典型的瞬时事件包括在普通手术室、诊室或其他环境中可能发生的在触发器上的“拇指状”或“凸起”。对象832对张力法感测出的波形和搏动检测器对象834提供的最新搏动信息进行操作。如果检测到由于瞬时事件引起的操作程度的重大变化，那么执行运动恢复(即：压平扫描后可选的横向扫描)，试图恢复对平均动脉压的测量。

UI管理器对象828显示张力法获得的压力波形并向用户发出所有的重大和报警消息。

图9示出了上述的无搏动检测器对象的示例性的状态图。在该图中，存在三种基本状态：(i)检测902；(ii)等待904；(iii)校验906，下面对这三种状态详细说明。

(i) 检测状态-检测状态是正常操作状态。在这种状态下，无搏动检测器对象826在T_detect秒的周期内寻找是否存在至少一个搏动。检测到搏动时搏动检测器对象824就通知无搏动检测器826。该事件导致检测状态902的“一次性”计时器的触发，从而防止计时器期满事件。只要在T_detect秒的周期内检测到了新的搏动，无搏动检测器826就保持在这一状态。但是如果在T_detect秒内没有检测到搏动，那么无搏动检测器826转入等待状态904。在转入期间，等待状态计时器启动，快速移动检测器对象830和第一过程对象832被挂起，并且UI管理器对象828被通知信号的突然丢失。

(ii) 等待状态-在等待状态904期间，无搏动检测器状态826等待一次性等待状态计时器期满(T_wait秒)。没有其他活动在进行中。等待状态计时器期满后，无搏动检测器转入检验状态并触发与检验状态906相关联的“一次性”计时器。

(iii) 检验状态-在该状态906中，无搏动检测器对象826寻找T_verify秒内至少存在的N个搏动。如果在检验状态计时器期满前检测到≥N次的搏动，那么无搏动检测器826退回到检测状态。在转换期间，检测状态一次性计时器被触发，快速移动过程830和第一过程832被启动，并且UI管理器828被通知。但是如果检测到的搏动＜N次，那么系统安全地转入“待机”状态，并且使用者被可选地报警状态的变化。

本发明的算法的示例性实施例的时序图如图10所示。该图示出了典型的箍带充气/放气周期，以及由上述算法对其的检测。由图10可见，箍带充气事件1002导致动脉的阻塞，其又导致了张力法得到的压力波形1004中的信号突然丢失。搏动检测器对象824检测该信号丢失。时间周期大于T_detect的搏动丢失导致无搏动检测器826由检测状态902转入等待状态904。图10中还示出快速移动检测器830和第一过程对象832的挂起。在T_wait秒的周期过后，无搏动检测器826被显示进入检验状态906，由引检测给定数量(这里为7)的搏动。这就导致了转变回检测状态902，并随后通知快速移动检测器对象830、第一过程对象832和UI管理器对象828。注意在向第一处理对象832发送了恢复消息后，还使用了一段补充的T_beats秒的拖延(hold off)周期，以便确保在算法重新启动前存在有效的搏动，尽管为了实现这一结果还可以使用其他方案。

箍带充气/放气周期的变化可以相当大。该变化部分地与具有关于前一周期的动脉压值是多少的“存储器”的设备相关，并且由此估计需要多产的充气量以便在下一循环中阻塞动脉。不幸的是，由于病人的生理变化和/或将箍带置于另一病人所产生的变化等原因，对与一个循环有关的参数的有效性假定有时却是无效的。作为这一循环时间的可变性的结果，本受让人发现无搏动检测器对象的等待状态时间由典型的箍带充气/放气的循环时间最好是由15秒增加到大约30秒。但是应该认识到，如果本发明使用循环时间变化更小或更大的箍带装置，那么如果希望就可相应地调节与无搏动检测器对象806相关联的等待状态时间。

本算法示例性实施例的典型参数见表3。

                             表3

T检测(秒)	T等待(秒)	T校验(秒)	T搏动(秒)	N搏动(次数)
					5	10	5	8	2

注意到只要在张力压力传感器同侧肢体上的箍带充气频率是合理的(即充气周期大于前述的等待周期)，那么这里所述的算法的操作就是最佳的。否则，在小于等待周期的周期内发生多次箍带充气会导致不希望的结果，并要求对算法进行调整以解决增加的箍带循环频率。这种调整是普通技术人员根据本发明的公开内容所易于实现的，因此这里不再进一步说明。

在本发明的另一实施例中，该算法被适合为在固定时间T_wait状态内检查搏动的返回。当返回足够多数量的搏动时(例如：在当前实现中≥3)，那么无搏动检测器就通知UI管理器828搏动已经返回。随后，UI管理器828从显示中移除闪烁的“信号突然丢失”消息。这样，就使用者而言，系统已经由等待状态退出并且处理过程返回到正常。这就向操作者提供了系统正在正常工作的额外的保证，因为系统检测到了搏动的返回。但是如前述，该算法等待一段固定的时间直到等待计时器期满(例如：30秒)。因此，在剩余的时间里，系统不会对运动事件发生反应。

需要注意的很重要的一点是前述实施例有益地为阻塞设备(例如：箍带)提供对应检测的“容限”。从这一点来说，本方案的基本上是被动的性质，并且不要求对阻塞设备的任何电气或机械连接。相反，它该设备适应该设备造成的阻塞效果，从而防止对于张力测量结果的精确性和稳定性的不利影响。这种适应主要是通过检测信号的突然丢失来实现的；当发生信号的突然丢失时，图示实施例的算法仅仅是将本来会试图恢复丢失信号的运动检测器的行为挂起，假定会发生同侧箍带充气。

本实施例在这里存在很大的优点，特别是这些装置和算法能够适应阻塞或类似事件而无需事先知晓或对阻塞进行主支检测，并且对系统生成的血压值的精确度没有不良影响。

但是，应该认识到本发明也可按被容易地适合为主动地检测当前阻塞设备的使用，如果希望如此。作为前述的一个简单例子，在充气/放气循环期间阻塞设备产生的信号(例如：阻塞设备的控制器生成的起动充气事件的信号)可被传送到本发明的装置/算法，从而起动上述的挂起或“待机”。这种主动的方案尽管需要两种设备之间的信号或兼容的界面，具有排除上述算法的相当大部分的优点。特别是至少无搏动检测器对象826的大部分不再被使用，因为前述的来自阻塞设备的控制信号明确地通知了对象826阻塞事件已经起动。

可以利用任何熟知的接口技术进行两个设备之间前述阻塞设备信号的传送，这些接口技术包括但不限于，根据任何熟知的数据交换协议如USB、RS-232、IEEE1394(“火线”)通过电气或光学传导线(例如：电线、光纤等)的直接信号传送；通过IEEE 802.11、蓝牙2.4GHz，或时间调制UWB接口、IrdA线外接口的无线信号传输，等等。这些接口结构和协议都是熟知的，因此这里不再详述。

为了向这种带有同侧阻塞设备的“主动的”张力测量装置提供广泛的兼容性，还可以为这种装置提供检测不直接与阻塞装置接口的检测充气/放气循环的起动的能力。例如，可以使用适合于检测箍带充气或其他与充气/放气循环有关的物理事件的装置，如可以被夹固在阻塞设备的信号线或充气导管上用以检测与箍带充气一致的导线或导管的电气/电感或气动变化的传感器(导线)。可以采用很多种“伪被动地”检测箍带充气/放气的技术方案，上述的方案仅仅是为了说明其宽泛的原理起见。这种伪被动“通用”检测方案使本装置能够被容易地连接到任何本地阻塞设备，如在医院手术室内，与阻塞设备的配置结构无关。和将感应计时枪(inductive timinggun)夹固在工作中的汽车引擎的火花塞引线上一样，本变化配置的伪被动检测器可被固定在任何阻塞设备上，不论其是否具有专用信号接口。

将该箍带充气的伪被动检测与前述的通过算法进行的完全被动检测进行对比，后者是完全通过血液动力学装置来进行的。尽管需要增加硬件和成本，主动或伪被动的技术方案可具有实用性，例如，在系统维护/调校期间(即：对于采用伪被动/主动检测器识别确认的“已知”阻塞事件，完全被方案的箍带减缓算法能够适应多少)，作为对完全被动方案的确认检查，或是出现在不论任何原因完全被动方案产出非最佳结果的情况时。例如，考虑由于阻塞设备充气之外的原因造成事件的高频率发生的情况(即前文中描述的1)-4)项)，如病人非常频繁的推撞或移动。由于算法的本实施例有意地不试图区分或划分两种事件类型(与阻塞相关和与阻塞无关的)，假定每个事件都是一次箍带充气是有效的，从而导致前述的对每个事件的箍带减轻功能。但是如果该算法被明确告知正在发生充气事件(通过主动或伪被动手段)，那么它知道至少哪个压力丢失信号是由箍带引起的，哪个不是由箍带引起的。这一知识可被用做进入算法中不同变化和子例程的基础。例如，当发生一已知的阻塞事件时，可以使用前述的箍带减弱算法。

现在参照图11详细说明本发明的另一示例性实施例。在该实施例中，提供了一种提前终止等待周期的方法。提前终止等待周期有两个主要好处：1)对更为频繁的箍带充气/放气事件的容限增加了；2)缩短了运动检测器不工作的周期。本实施例的提前终止标准包括在短于全部等待周期的时间间隔内观察足够数量的“优质”搏动。支持这种方案的一个假设是这些所谓的优质搏动在阻塞设备放松(例如：箍带放气)期间被观察到。这些搏动的质量是通过分析和比较在箍带充气前事先存储在系统(历史)缓冲器内的已知的好的搏动(known good beats，KGBs)来确定的。如果观察到的搏动在质量上可与KGBs相比，那么就可以提前终止等待周期。即，箍带已经被放气并且搏动的质量可与箍带充气前的质量相比。

下面详细说明本算法的第二实施例的示例性变化。该变化的特点可以通过结合图7-10与前述的算法进行比较可以更好地说明。这样，图11示出了改进的对象合作图。主要的不同点在于搏动检测器对象1104。特别是在本发明中，起初搏动信息(脉搏压、平均压等)被无搏动检测器对象1106存储并在上述的搏动质量比较中使用。

图11的实施例的改进的状态图在图12中显示。这里指示出一个提前终止路径。提前终止会将无搏动检测器对象1106返回到检测状态902，随后启动快速移动检测器运动对象830和第一过程对象832。

图13代表示例性等待状态的内部细节。即，等待状态1304被显示出由一系列更小的等待状态1305组成，典型地是每个大约5秒，尽管每种状态的数量和持续时间可能不同。在每个等待状态1305中，搏动信息被收集被存储。如果观察到足够数据数量的与箍带充气前观察到的搏动的质量相当的搏动，那么允许提前终止状态转换1311。否则在计时器期满后每个状态1305转换到下一状态，并且在每个额外状态中重复该过程。

图14示出了前述的“质量”确定的示例性体系结构。来自搏动检测器对象824的搏动信息被存储在两个不同的数据缓冲器1402和1404中，取决于无搏动检测器826是处于检测状态902(好的搏动)还是处于等待状态904(搏动)。图13示出了存储的搏动信息(例如：脉搏压和平均压)被用于在前述的等待状态转换期间确定并比较搏动质量。如果两个缓冲器1402、1404中的数据的集中趋势(central tendency)的质量是可相比的，那么就保证了提前终止。否则会发生向下一等待状态的转换。

显而易见的，上述的质量确定的度量可以具几种不同的形式。即，希望缓冲搏动数据的集中趋势的测量。但是，为了除去“离群值”或其他箍带充气/放气、噪声或其他来源造成的人工假象的影响，数据的过滤也是希望的。

下面的例子说明前述的确定的质量的使用。特别是在任何箍带充气之前，考虑到系统在足够时间内以病人监测模式(PMM)操作，从而使“好的搏动”(循环)缓冲器1402内充满有效的搏动信息，包括每个搏动的脉搏压、平均压和时戳数据。当同侧箍带充气足够导致搏动检测器824的搏动检测的停止时，无搏动检测计时器就会在一预定周期(例如5秒)后触发。当发生这样的情况时，就发生“信号突然消失”序列，其中无搏动检测器826通过其前述的等待状态转换。这时，通过下列步骤完成“好的搏动”缓冲器中的脉搏和平均压的集中趋势的估计：1)记录无搏动检测计时器被触发的时间；2)解析“好的搏动”缓冲器并标记所有搏动，从无搏动检测计时器的触发器时间向前一段预定周期(5秒)加上一附加周期；即，估计箍带充气需要多少时间(典型的是大约10-15秒)。对“好的搏动”缓冲器内的所有剩下的搏动，估计平均脉搏压和平均的平均压。然后将“搏动缓冲器”1404清除，而直到无搏动检测器826返回到“检测”状态后搏动就不再存储于“好的搏动”缓冲器1402。还有，任何在此期间观察到的来自搏动检测器824的新的搏动被存储于“搏动”缓冲器1404

在本发明的一个示例性的变化例中，存储于搏动缓冲器1404中的搏动的质量与在先确定的“好的搏动”集中趋势(central tendency)进行比较(即，平均脉搏和平均压被比较)。为了实现这一比较，为存储于搏动缓冲器1404中数据计算平均的平均和脉搏压。示例性的质量比较如下：如果搏动缓冲器1404的平均脉搏和平均的平均压数据在前次确定的与“好的搏动”缓冲器1402数据相关的平均脉搏和平均压的给定百分比(例如：80％)之内，那么“搏动缓冲器”1404内的搏动的质量被认为是与存储于“好的搏动”缓冲器1402内的搏动质量可以相比的。这样就为提前终止算法提供了足够的证据。

如果提前终止被保证，那么来自搏动检测器对象824的新的搏动数据就被随之存储于“好的搏动”缓冲器1402(将“好的搏动”缓冲器中的所有原有数据清除之后)。如果提前终止不被保证，那么将“搏动缓冲器”1404的内容清除，准备下一微型状态搏动收集和测试。

在又一本发明的变化实施例中，该算法被配置为区分至少两种事件；即，阻塞事件和非阻塞事件。正如上所述算法的第一实施例，本实施例的目的不再于正确地检测和区分阻塞事件。但是，它确实试图通过至少达到某一精度级别的对血液动力数据的被动分析将阻塞事件从其他类型的事件区别出来，从而减少至少部分“不必要的”算法引起的扫描和处理，并使设备更好地跟踪(并且在临床使用上更为稳定可靠)

如前所述，当前实施例的示例性算法作为如前所述的无搏动检测器过程826的一部分操作。注意病人警告或报警应在直交路径之后，在这里不进行说明。本实施例的目标是在某些情况下延迟快速移动检测器运动恢复过程的触发。例如，该延迟可包括15秒钟，当加入上面对照图7a-7c所讨论的5秒钟后，就产生一个20秒钟的总延迟。20秒钟无脉搏压后，快速移动检测器对象830就会自动触发运动恢复。在插入“检查”间隔(例如，每个间隔5秒)期间，张力压力(平均两秒的间隔)被与舒张、平均和收缩压进行比较，用以确定系统是否应该在20秒钟到期之间进入运动恢复。表4中给出了在每个5秒钟的检测间隔中进入快速移动检测器运动恢复过程的示例性条件，但是应该理解，还可以使用其他标准，不论是单独使用还是与表4中的标准结合使用，都可以获得同样效果。

                                         表4

标准	自从上次搏动后经过的时间(秒)
					5	10	15	20
	进入运动恢复？
					起动自动微型扫描	否	否	否	是
第一过程(“拇指状和凸起”)事件	是	是	是	不适用
					2秒阻塞平均压＞收缩压(经过当前中值滤波)	是	是	是	不适用
2秒阻塞平均压＞平均压(经过当前中值滤波)或从过去的5秒的2秒阻塞平均压＞2秒阻塞平均压	否	是	是	不适用
					2秒阻塞平均压＞最大舒张压(经过当前中值滤波)或从过去的5秒2秒阻塞平均压＞的2秒阻塞平均压	否	否	是	不适用
2秒阻塞平均压＜舒张压(经过当前中值滤波)减去25mmHg	是	是	是	不适用
					2秒阻塞平均压＜30mmHg	是	是	是	不适用

注意恢复微型扫描的方向被映射到上表中描述的触发标准中了。对于表中的触发器条件来说，那些5秒和15秒的时间点应该被映射到初始微型扫描，在其中压平(压紧)增加。其他运动恢复触发器被映射到初始微型扫描，其中传感器从血管收回。

还有，应该避免大大超出了预先存在的收缩压向上到预定最大转向(极端情况为280mmHg)的不必要的和不需要的微型扫描。在该向上搜索期间，利用了用来终止(或改变扫描方向)条件语句。以下的示例性代码实现这一功能。注意本实施例中只有在检测到新的搏动时才会调用该代码。

if((((AppMotorTach.lGetParameter()-MIN_COUNT_FROM_END_OF_TRAVEL＜-

lGetMaxTravelAllowed(APPLANATION_CONTROL))

 ||(dGetApplanationServoPressure()＞MAX_PRESSURE_FOR_TURN_AROUND))

 ||((((dMaxPul sePressure*.90＞dAvgPulse)&&(dMaxPulsePressure-dAvgPulse＞5.

)&&(dAvgMean＞   pApplanationThumpAndBump-＞fGetGoalMean())&&

(iArrayPointer＞8))))

  ||((((dMaxPulsePressure*.80＞dAvgPulse)&& dMaxPulsePressure-dAvgPulse＞5.)

&&(iFirstPass)&&(iArrayPointer＞8)))))

Copyright 2003 Tensys Medical，Inc.All rights reserved.

对于上述条件语句(代码)，可加入一有条件的语句(逻辑“OR”)，如：

IF(i)在最后X秒中(例如：3秒)没有观察到脉搏，OR(ii)观察到的脉搏小于5mmHg；

AND

两秒平均压力超过最后“好”收缩压40mmHg；

THEN

当前向上(即，增加压缩)微型扫描应该(i)终止，OR(ii)改变方向。

此外，在上面的实例中只有在检测到新的脉搏时才在“IF”语句之前加入 允许微型扫描终止或方向改变的条件语句？？？(先决条件)。对于该先决条件，可增加第二先决条件，检查最后Y(例如：3)秒是否检测到无搏动，例如下面的代码：

else if(bTLineBeatHappened)

   {

  App.logMsg(″AS_STATE_THUMP_BUMP--＞NewBeatDetected\n″)；

Copyright 2003 Tensys Medical，Inc.All rights reserved.

在又一变化中，实现一种通过压力波参数“被动地”检测箍带充气开始的算法。这一方案利用一系列计算机代码中的特殊例程，包括：(i)将前述在连续箍带充气期间的张力压力波形的指数衰减模型化的曲线拟合算法；(ii)用于检测箍带充气初始阶段收缩压的上升的算法；(iii)评估脉搏停止之前最后搏动波形与前次搏动相比发生的变化(所谓的“顶帽”(top hat)效应)的算法。

这些算法(即：曲线拟合、人为效果检测和波形分析)都是信号处理领域所熟知的，本领域普通技术人员能够容易地根据本发明的公开内容实现。但是这些算法一般都涉及系统代码的重构，用以提供更广泛的搏动和波形信息，以支持要求的波形分析，因此应该加以优化，最小化或避免对设备时间线(timeline)的有害效果。

注意到上面所述的方法具有许多与本明一致的变化形态。特别是某些步骤是可选择地，可以按需要执行或省略。类似地，其他步骤(如额外的数据采样、处理、过滤、校准或数学分析)可被加入到前述的实施例中。还有，某些步骤的执行步骤可以被改变，或者如果愿意并行(或串行)执行。因此，前述实施例仅是为了对本发明揭示的更多的方法的说明。

以上所述，仅是本发明的较佳实施例而已，并非对本发明作任何形式上的限制，虽然本发明已以较佳实施例揭露如上，然而并非用以限定本发明，任何熟悉本专业的技术人员，在不脱离本发明技术方案范围内，当可利用上述揭示的技术内容作出些许的更动或修饰为等同变化的等效实施例，但是凡是未脱离本发明技术方案的内容，依据本发明的技术实质对以上实施例所作的任何简单修改、等同变化与修饰，均仍属于本发明技术方案的范围内。

Claims (46)

1.一种确定血压的方法，包括以下步骤：

提供适合于确定压力的传感器，所述传感器被置于血管附近；

随时间改变施加在所述血管上的压缩度，所述改变行为包括根据调制方案对所述压缩度进行调制；和

基于在至少所述改变行为的部分期间由所述传感器获取的压力测量结果确定血压。

2.权利要求1所述的方法，其中所述根据调制方案进行的调制行为包括根据二进制序列进行调制。

3.权利要求2所述的方法，其中所述根据二进制调制序列的调制行为包括根据具有多个调制状态的伪随机二进制序列进行调制，至少所述调制状态中至少有一些调制状态具有与其他所述多个状态不同的持续时间。

4.权利要求2所述的方法，其中所述的根据二进制调制序列的调制行为包括根据随机二进制序列进行的调制。

5.前述任意权利要求项所述的方法，其中所述确定行为包括：

在所述调制行为期间测量压力；和

将所述压缩度的变化与所述测量压力的变化相互关联起来。

6.权利要求2所述的方法，其中所述根据二进制调制序列进行调制的行为包括根据确定的二进制序列进行调制。

7.前述任意权利要求项所述的方法，其中所述调制行为包括根据伪白噪声源进行调制。

8.权利要求5所述的方法，其中所述改变行为包括利用所述传感器至少一个表面改变压缩度。

9.前述任意权利要求项所述的方法，还包括以下步骤：

通过分析所述压力的改变检测瞬时事件的发生，所述瞬时事件改变所述血压和传感器之间的耦合；

通过所述控制器和发动装置启动传感器扫描以便基于所述改变的耦合识别基本上最佳的传感器位置；和

为至少一个出现时间建立基本上最佳的传感器位置。

10.一种用于确定活体血压的装置，包括：

压力传感器，被适合于感测活体皮肤表面处的压力并生成相关波形；和

处理器，被适合于随时间调制所述传感器的位置，所述调制被用于校正至少部分的所述波形。

11.权利要求10所述的装置，其中所述调制位置的行为包括根据二进制序列进行调制。

12.权利要求11所述的装置，其中所述根据二进制调制序列进行的调制行为包括根据具有多个调制状态的伪随机二进制序列进行调制，至少部分所述调制状态具有与其他所述多个调制状态不同的持续时间。

13.权利要求11所述的装置，其中所述根据二进制调制序列进行的调制行为包括根据随机二进制序列进行调制。

14.前述任意权利要求项所述的装置，其中所述校正至少一部分的所述波形包括：

在所述调制期间测量压力；和

将所述传感器位置的变化与所述测量压力的变化相互联系起来。

15.权利要求11所述的装置，其中所述根据二进制调制序列进行调制的行为包括根据确定的二进制序列进行调制。

16.权利要求10所述的装置，其中所述调制位置的行为包括根据伪白噪声源进行调制。

17.权利要求14所述的装置，其中所述调制位置的行为包括利用所述传感器的至少一个表面改变所述皮肤表面的压缩度。

18.前述任意权利要求项所述的装置，其中所述装置还被适合于：

通过分析所述压力的改变检测瞬时事件的发生，所述瞬时事件改变所述皮肤表面下的血压和所述传感器之间的耦合；

执行传感器扫描以便基于所述改变的耦合确定基本上最佳的传感器位置；和

为至少一个出现建立基本上最佳的传感器位置。

19.权利要求10所述的装置，其中所述装置还被适合于：

从所述波形中获得至少一个搏动和舒张压；和

对所述至少一个搏动或舒张压进行Hampel滤波器滤波。

20.权利要求10所述的装置，还包括具有比例分量的控制(伺服)环路，所述控制环路操作地与所述处理器耦合并且被适合于控制所述调制。

21.权利要求10所述的装置，还包括具有调节器的控制(伺服)环路，所述调节器的操作至少部分地通过对SNR值的估计被进行确定。

22.权利要求10所述的装置，其中所述计算机程序被适合于对至少部分地与BMI相关的比例因数实施校正。

23.一种确定张力测量传感器和受检者组织之间耦合的变化的方法，包括以下步骤：

将所述传感器置于所述组织附近；

使用所述传感器测量所述组织的数据；和

至少部分地基于所述测量数据确定与所述耦合相关联的至少一个参数的变化。

24.权利要求23所述的方法，其中所述确定至少一个变化的行为包括确定与压力相关的参数的至少一个变化。

25.权利要求24所述的方法，其中所述确定至少一个变化的行为包括确定压力速度的至少一个变化。

26.权利要求25所述的方法，其中所述确定压力速度的至少一个变化的行为包括对不同的两个时间测量的压力进行比较。

27.权利要求24所述的方法，其中所述确定至少一个变化的行为确定压力加速度的至少一个变化。

28.权利要求27所述的方法，其中所述确定压力加速度的至少一个变化的行为包括：

(i)由至少两个周期中获取的压力数据确定至少一个压力速度；

(ii)基于所述至少两个周期中的所述压力变化确定压力加速度的至少一个变化；和

(iii)将所述压力加速度的至少一个变化与至少一个加速度标准进行比较。

29.一种瞬时情况下操作压力确定装置的方法，包括以下步骤：

确定被测量所述压力的可压缩导管的第一基本最佳起始压缩度；

以所述第一基本最佳起始压缩度操作所述装置至少一个出现时间；

检测瞬时事件的发生；

确定所述导管的第二基本最佳起始压缩度；和

以所述第二基本最佳起始压缩度操作所述装置至少一个出现时间，上述两个出现时间在不同的时间发生。

30.权利要求29所述的方法，其中所述第一和第二基本上最佳压缩度互不相同，所述不相同至少部分是由于所述瞬时事件造成的。

31.权利要求29所述的方法，其中所述确定第二最佳压缩度的行为包括执行压力扫描，所述扫描使所述导管受到某一范围的压缩度。

32.权利要求31所述的方法，还包括在执行所述扫描之前等待所述瞬时事件的消退。

33.权利要求31所述的方法，其中所述执行压力扫描的行为包括：

分析与分别发生在所述瞬时事件发生之前和之后的至少两个时间周期有关的压力数据；

比较所述至少两个时间周期的所述压力相对于某一标准的变化；和

当满足所述标准时执行所述压力扫描。

34.一种测量活体血压的方法，包括以下步骤：

测量位于所述活体上第一位置的血管的压力；

至少部分地阻塞位于所述活体上第二位置的血管，所述阻塞行为对所述测量行为至少产生部分影响；和

至少部分地基于所述影响调整所述测量行为。

35.权利要求34所述的方法，其中所述测量行为包括用张力测量法测量动脉的压力，所述第二位置位于其同侧。

36.权利要求35所述的方法，其中所述至少部分地阻塞行为包括使用充气箍带至少部分地阻塞所述血管。

37.权利要求34所述的方法，其中所述调整行为包括停止正在对第一位置进行的压平压力调整至少一第一周期。

38.权利要求37所述的方法，其中所述调整压平压力行为包括通过压力传感器改变位于所述第一位置覆盖血管的皮肤表面。

39.权利要求34所述的方法，其中所述的调整行为包括：

识别由所述测量行为获得的有效压力数据的缺乏；和

为了重新采集有用数据延迟后续的校正措施至少一第一周期。

40.一种被适合于生成活体血管血压的表现的装置，所述生成包括：

利用至少一个传感器用张力测量法感测第一位置的压力并生成与其相关的信号；

被动地检测所述信号的降级；

至少部分地基于所述信号将所述降级分类；和

补偿所述降级对所述表现的影响。

41.权利要求40所述的装置，其中所述分类包括至少确定所述降级是否为发生在所述第一位置同侧的阻塞事件导致的结果。

42.权利要求41所述的装置，其中所述补偿包括进入等待状态，所述等待状态的持续时间基本上与所述阻塞事件的估计持续时间有关。

43.权利要求40所述的装置，还包括与所述至少一个传感器耦合的压平机构，其中所述传感器和机构互相协作，有选择地在所述感测行为期间压紧所述血管。

44.权利要求43所述的装置，其中所述的补偿包括延迟所述信号的处理，直到所述导致所述降级的事件已经终止。

45.权利要求40所述的装置，还包括计算机程序，具有：

搏动检测器；和

无搏动过程；

其中所述搏动检测器通知所述无搏动过程所述信号内的检测到的搏动，如果在第一时间间隔内没有检测到搏动，所述无搏动过程将所述信号的处理挂起。

46.权利要求43所述的装置，其中所述装置还包括计算机程序，所述计算机程序被适合于调制通过所述机构施加在所述血管上的压缩度，并至少部分地基于所述调制期间获得的信号校正感测压力。

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