CN102579024A - 用于改进的血压估计的自适应时域滤波 - Google Patents

Abstract

本发明涉及用于改进的血压估计的自适应时域滤波。用于对袖带压力波形进行处理以确定患者(14)血压的系统(10)和方法。心率监测器(32)获取患者的心率。基于采集的心率，系统选择滤波参数用于处理从患者接收的袖带压力波形。滤波参数包括基于患者的心率而确定的高通截止频率和低通截止频率。低通截止频率基于心率的谐频，而高通截止频率基于心率的基频。高通和低通截止频率被用于选择滤波系数。基于患者的心率来选择高通和低通截止频率，以使滤波基于患者的心率而自适应。

Description

用于改进的血压估计的自适应时域滤波

技术领域

本发明通常涉及非侵入式血压监测领域。更具体地，本发明涉及为了对袖带压力波形进行改进处理，而基于患者的所确定的心率、利用滤波器参数在时域内对来自患者的袖带压力波形进行滤波的方法和系统。

背景技术

人类心脏周期性地收缩以迫使血液通过动脉。该泵血作用的结果是，压力脉冲或振荡存在于这些动脉中并使它们周期性地改变容积。每个周期内的最小压力被称为舒张压，以及每个周期内的最大压力被称为收缩压。被称为“平均动脉压”(MAP)的另一压力值表示在每个周期内测得的血压的时间加权平均。

虽然很多技术可用于患者的舒张、收缩和平均动脉压的确定，通常用于非侵入式血压监测的一种这样的方法被称作示波技术。该测量血压的方法包括围绕患者身体的四肢，例如患者的上臂应用可充气的袖带。袖带随之被充气到高于患者收缩压的压力并接着以一系列小的压力梯级步进地减小。气动地连接至袖带的压力传感器在整个放气过程中测量袖带压力。传感器的灵敏性使得它能够测量由于流经患者动脉的血液而在袖带内产生的袖带压力波动。随着每一次跳动，血流引起动脉容积的小变化，其被传递到充气的袖带，从而进一步引起袖带内轻微的压力变化，该压力变化则由压力传感器检测。压力传感器产生电信号，其表示袖带压力水平，其与放气过程期间关联于每一个压力梯级下的患者心跳的一系列小的周期性压力变化相结合。现已发现，这些称作“复合波(complex)”或“振荡”的变化具有峰-峰振幅，其对于所施加的高于收缩压的袖带压力是极小的。

随着袖带压力减小，振荡大小开始单调增长并最终达到最大振幅。在振荡大小达到最大振幅之后，随着袖带压力继续减小，振荡大小单调递减。类似于这个的示波数据通常被描述为具有“钟形曲线”外形。事实上，可以计算最佳拟合曲线或包络，其表示测得的示波脉冲的振幅。生理上讲，位于最大振荡幅值的袖带压力接近于MAP。另外，在与收缩压和舒张压相等的袖带压力处的复合幅值与该最大振荡幅值具有固定关系。因而，示波法基于在不同袖带压力下检测的振荡振幅的测量。

根据示波法操作的血压测量装置在各种袖带压力施加水平上检测压力振荡的振幅。当该装置通过预定压力模式来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，一起被存储。这些振荡振幅限定了示波“包络”并被估计以寻找最大值及其相关的袖带压力，其近似等于MAP。低于MAP值的袖带压力产生了与最大值具有某一固定关系的振荡振幅，该低于MAP值的袖带压力被指定为舒张压，并且同样地，高于MAP值的袖带压力产生了具有与该最大值存在某一固定关系的振幅的复合波，该高于MAP值的袖带压力指定为收缩压。收缩压和舒张压处的振荡振幅分别与MAP处最大值之间的关系是基于本领域普通技术人员的优选选择从经验上获取的比率。通常地，这些比率被指定为在MAP处幅值的40％-80％范围内。

确定振荡幅度的一种方式是从计算上将曲线与记录的振荡振幅和相应的袖带压力水平拟合。拟合曲线可随之被用于计算MAP、收缩压和收缩压数据点的近似值。MAP估计被作为具有最大振荡的袖带压力水平。因此，MAP的一种可能估计可通过寻找拟合曲线上一阶导数等于零的点来确定。从该最大振荡值数据点，收缩压和舒张压处的振荡振幅可通过对MAP处的振荡振幅取百分比来计算。以这种方式，沿拟合曲线的收缩压数据点和舒张压数据点中的每一个都可以计算，并且因此它们各自的压力也可以被估计。该曲线拟合技术的优势在于对原始示波数据的滤波或平滑。然而，在某些情形中已经发现，用于建立和处理示波包络的其它滤波技术能够改进血压值确定的精确性。

血压计算的可靠性和可重复性取决于精确确定振荡振幅的能力。然而，振荡振幅的确定易受伪迹污染的影响。既然示波法依赖于在测得的袖带压力中检测微小波动，影响该袖带压力的外力可能会产生伪迹，在某些情况下，伪迹会完全屏蔽或甚至导致示波数据无效。伪迹的一个这样的来源来自于患者的自发或非自发运动。非自发运动，例如患者发抖，可能在示波数据中产生高频伪迹。自发运动伪迹，例如由患者移动他或她的臂部、手、或躯干引起的那些，可能产生低频伪迹。

目前可用系统能够确定收集到的示波数据是否已经被伪迹破坏；然而，目前的一些滤波技术在频域内被执行并且需要利用快速傅立叶变换(FFT)算法。FFT算法具有多个限制，其可能并不是在所有的滤波情况下都希望的。作为一个例子，FFT算法需要相当数量的计算能力和速度。由于计算机资源可能不是在每一个NIBP监测系统中都可用，所以FFT算法仅能用于某些情形。另外，FFT算法在具有所需数量采样的具体时间段上执行滤波。由于FFT算法需要存储一定数目的采样，所以FFT算法再一次需要巨大的计算开销。此外，非侵入式血压系统会简单地拒绝已被认定为被伪迹损坏的示波数据。在这些情况下，必须在每一个压力梯级上采集更多的示波数据，直到合理地获取了无伪迹示波数据。这可能极大地延长确定患者血压的时间，并且使患者要忍受增加的不适，这种不适与充气袖带限制血流到达相关四肢有关。

发明内容

这里公开一种对来自患者的示波信号进行滤波以计算示波包络以用于确定患者血压的方法。该方法包括：在处理单元接收袖带压力波形的步骤。接着，利用患者心率寻找患者心率的基频和至少一个谐频，该患者心率从心率监测器，例如SpO₂或ECG监测器接收。

这里公开一种对从患者接收的袖带压力波形进行滤波以用于计算示波包络和患者的血压估计的方法和系统。该方法和系统利用患者的当前心率来选择数字滤波系数，以用于处理从患者接收的袖带压力波形。本发明的自适应技术基于患者的当前心率来选择滤波系数。

一旦血压袖带被应用于患者，NIBP监测系统的处理单元使压力袖带充气到初始充气压力。血压袖带随之在一系列压力梯级中放气。在每一个压力梯级，处理单元获得与患者心率相关的信息。基于该心率信息，处理单元取回存储的数字滤波系数。数字滤波系数基于高通截止频率和低通截止频率从所存储的数值中选择，以保证心率的基频和前两个谐波被包含在通带之内。虽然两个谐频被描述为落在本发明的范围内，应该理解的是，当在本发明的范围内操作时，能够利用其它谐波。

一旦滤波系数已从存储器单元中取回，处理单元使高通和低通数字滤波器初始化并对袖带压力波形进行处理以检测振荡。振荡大小信息和压力水平存储在处理单元的存储器中。由于滤波系数是基于患者心率选择的，所以对来自血压袖带的信号进行滤波以消除发生在包括信号能量的大部分的通带外的伪迹。

一旦在压力梯级已经取回示波数据，血压袖带的压力被减小，并且系统再一次基于患者的当前心率来选择滤波参数。以这种方式，系统能够基于在具体压力梯级获得的心率，在每一个压力梯级选择不同的滤波系数。由于基于患者的当前心率对压力梯级进行滤波，所以该自适应技术保证了来自示波信号的能量在每一个压力梯级都被检测。

一旦示波包络已经建立，处理器利用公知的技术来为患者确定血压。正如公知的那样，血压估计接着被输出在显示器上并能够由医务人员进行分析。

附图说明

附图示出目前预料到的实现本发明的最佳方式。在附图中：

图1描绘非侵入式血压测量系统的一个实施例；

图2是描绘在多个压力梯级从血压袖带中收集的示波数据的图形；

图3是示出通过本发明的系统来确定患者血压所利用的数据的采集和操作顺序的流程图；

图4是示出利用基于患者心率而选择的低通滤波器和高通滤波器来进行的压力波形处理中所使用的步骤的流程图；

图5a-5d示出可被选作压力波形处理的一部分的几种类型的低通滤波器；

图6a-6b示出可被选作压力波形处理的一部分的几种类型的高通滤波器；

图7是根据本发明可被使用的高通滤波器的替换类型；

图8是示出用于确定患者血压的各种不同的袖带压力以及适应的滤波技术的结果的图形；以及

图9是示出由本发明的处理单元来执行的操作顺序的流程图。

具体实施方式

图1描绘非侵入式血压(NIBP)监测系统10的一个实施例。NIBP监测系统10包括穿戴在患者14的臂部或其他四肢的压力袖带12，其通常为柔性、可充气且可放气的袖带。处理单元16控制充气阀18，其置于压缩气源20和压力导管22之间。当控制充气阀18以增加袖带12内的压力时，袖带12绕患者14的臂部收缩。当袖带12内达到足量的压力时，袖带12完全闭塞患者14的肱动脉。

在袖带12已完全充气后，处理单元16进一步控制放气阀24，以开始步进地从袖带12中通过压力导管22回放压力并释放出至周围空气。在袖带12充气和步进放气期间，通过压力导管28气动地连接至压力袖带12的压力换能器26测量压力袖带12内的压力。在一个替换实施例中，袖带12连续放气，而不是步进地放气。在这样的连续放气实施例中，压力换能器26可连续测量袖带内的压力。在另一个替换实施例中，袖带12步进地充气以收集示波包络信息。而在又一个替换实施例中，袖带12可以以一种混合但受控的模式步进地放气和充气，以收集示波包络信息。

当袖带12内的压力由处理单元16来控制时，压力换能器26将在所测得的袖带压力中检测示波脉冲，其表示由患者的血液随着每次心跳流入肱动脉以及为容纳附加的血容量而导致的动脉扩张而引起的压力波动。

为处理单元16提供了由压力换能器26测量的袖带压力数据，其包括示波脉冲，以使袖带压力波形可被处理和分析，以及确定的患者血压，包括收缩压、舒张压和MAP，能够在显示器30上显示给临床医生。

处理单元16还可以接收由心率监测器32获取的患者14的心率指示。心率监测器32利用多种常用心率检测技术中的一种或多种来获取患者14的心率。一种可用的心率检测技术将是心电图(ECG)技术，其中连接至患者14身上的具体解剖学位置的电导联34监测通过患者心脏的电活动的传播。可替换地，患者心率可利用SpO₂、体积描记术、或包括袖带压力数据的信号处理和分析的其它公知技术来获取。

图2是描绘可以从图1中所描绘的NIBP监测系统10获取的各个压力值的图形。由压力换能器26确定的袖带压力表示为袖带压力曲线图36。袖带压力在袖带压力梯级38a处达到峰值，在该袖带压力下，袖带12已经在处理单元16的控制下完全充气。处理单元16控制袖带12的充气以使38a为充分高于患者收缩压的压力。这可通过参考前面确定的患者血压数据值或通过参考标准医学监测实践来控制或修改。袖带压力曲线图36接着在反映在放气阀24控制下袖带12内的每一步进的压力下降的一系列压力梯级38a-38u处步进地降低。在袖带压力达到患者肱动脉不再完全闭塞时的压力梯级前，测得的袖带压力会表现出示波脉冲40。在每个压力梯级检测的示波脉冲的数量被控制为患者心率和NIBP系统在每个压力梯级收集数据的时间长度的函数，但是通常在每个压力水平都记录袖带压力数据以获得至少两个示波脉冲。

在每一个压力梯级步进时，测量袖带压力，包括示波脉冲数据，直到袖带压力到达一个增量以使示波脉冲小到足以完全指定示波包络，例如在压力增加38u处所发现的。在该点上，处理单元16控制放气阀24使压力袖带12完全放气并且完成血压数据的收集。

图2还描绘了利用从一系列步进的袖带压力梯级中收集的示波脉冲数据来计算的示波包络42。处理单元16使每个压力梯级的示波脉冲隔离，并生成表示示波包络42的最佳拟合曲线。示波包络在估计收缩压、舒张压和MAP中是有用的。在与示波包络42的峰值相对应的压力梯级步进38k处确定MAP 44。一旦MAP已被确定，收缩压46和舒张压48可被识别为与特定振荡振幅相关联的压力水平值，该振荡振幅为MAP压力水平处的振荡振幅的预定的百分比。在一个实施例中，收缩压46对应于压力步进38h，在此处，示波包络振幅是MAP的包络振幅的50％。在另一实施例中，舒张压48相关于压力步进38n，在此处，包络振幅是MAP处包络振幅的60％到70％之间。依赖于处理单元16所使用的具体算法，用于估计收缩压和舒张压的MAP振幅的百分比通常在40％到80％之间。

在一个替换实施例中，对每个压力梯级处示波脉冲的振幅取平均以生成示波包络数据点。在一些这样的实施例中，诸如脉冲匹配或在压力梯级消除第一示波脉冲的技术都可用于改善计算的示波数据点的质量。示波包络42还可通过利用压力梯级处的复合振幅的均值作为最佳拟合曲线的输入数据点来生成。可替换地，示波包络42的数据点可以是在每个压力梯级处的示波脉冲的最大振幅。

从图2中可以看出，示波脉冲相对于整个袖带压力和压力步进梯级而言相对较小。这使示波脉冲的检测相当容易受噪声和其它伪迹的影响。当处理来自患者的示波信号时，信号中最大量的生理能量都包含在患者心率的基频和前两个谐波内。由于大部分能量包含在低端由基频限定以及高端由第二谐频限定的频带内，所以时域滤波(其去除了示波信号中低于基频和高于第二谐波的示波信号的部分)减少了包含在信号中的噪音量，而没有丢失信号中任何所需的信息。

这里所公开的生理监测系统以及确定血压的方法，目的在于对示波脉冲信号提供改进处理以去除伪迹。当所需的生理信号和伪迹具有具体的频率成分特性时，这里公开的实施例可以生成较高品质示波脉冲信号；这导致了在构造示波包络和计算患者血压估计时增加的准确性。图2示出利用步进式放气来获取示波信号的示例；然而，获得示波信号的其它技术，例如通过连续放气或步进式充气，都是可能的，并且这里给定的描述并不意味着限制下面公开的关于步进式放气的实施例的有效性。

返回来参见图1，当在处理单元16中计算自动NIBP测量时，重要的是不让伪迹在报告的血压估计中引起不准确。根据本发明，在处理单元16中对波形进行分析以获取用于确定血压估计的信息之前，处理单元16对从压力换能器26获得的袖带压力波形进行滤波。根据本发明，处理单元16对来自压力换能器26的袖带压力波形使用自适应时域滤波。自适应时域滤波通过生成存储在存储器单元50内的一系列IIR滤波系数来实现。通过指定能够用于NIBP监测系统10的一系列滤波器来确定存储在存储器单元50中的系数。根据来自患者的参数，例如心率，由处理单元16取回存储在存储器单元50中的滤波器系数。

如前所述，心率监测器32为处理单元16提供患者心率的指示。心率监测器32可以是ECG或SpO₂监测器。可替换地，心率监测器32可以是将信息返回至处理单元16以指示患者心率的任何类型的监测器。

在本发明中，心率监测器32为处理单元提供指示患者心率的信号。然而，心率监测器可以简单地提供来自患者的信号，并且处理单元16能够被编程以确定患者心率。在这样的实施例中，处理能力能够从心率监测器32移出并合并至处理单元16内。在任一种情况下，处理单元16都通过心率监测器32获得患者心率的指示。

图3一般地描述处理单元16在确定患者血压中的操作。在步骤52，NIBP监测系统初始从ECG监测器获取ECG波形信息。在图3所示的实施例中，心率监测器是ECG波形获取装置。然而，应该理解的是，如果心率监测器是SpO₂监测系统，可以执行类似的步骤。

一旦已经从患者获取ECG波形，心率监测器在步骤54进行ECG波形处理以在步骤56生成心率确定。如前所述，在本申请所示的实施例中，心率在心率监测器中被确定，但是在一个替换实施例中，可以在处理单元中来计算心率。

一旦在步骤56完成心率确定，系统进行步骤58，在该步骤中，系统基于来自患者的心率来选择波形滤波器。在步骤58进行的选择包括为所需要的高通截止频率和低通截止频率两者选择系数集。高通和低通截止频率是基于患者心率具体选择的。具体地，高通和低通截止频率基于所需要的谐波含量来选择，以保持与来自血压袖带的信号的最为相关的生理信息而去除了来源于外部干扰的运动伪迹，所述外部干扰例如是来自患者的肌肉收缩或者在需要患者进行健壮性体检操作的过程中外科医生倾靠在血压袖带上。

作为一个说明性示例，如果在步骤54确定的患者的心率为60bpm，心率的基频为1Hz，而第一和第二谐波分别为2Hz和3Hz。由于大部分生理信号包含在基频和前两个谐波内，所以在步骤58基于基频和前两个谐波来选择压力波形滤波器。在说明性示例中，其中心率为60bpm，低通截止频率将是3Hz以包括前两个谐波，以及高通截止频率将是1Hz以保证包括基频。

作为另一说明性示例，如果心率确定为120bpm，基频和前两个谐波分别为2Hz、4Hz和6Hz。在这样一个实施例中，低通截止频率将选择为6Hz，而高通截止频率将选择为2Hz以保证基频包含在滤波集中。

在步骤58，图1的处理单元16基于来自心率监测器32的心率选择哪种类型的波形滤波器对该信号滤波是最佳的。基于这一选择，处理单元16基于选定的高通和低通截止频率从存储器单元中取回数字滤波器系数集。如前所述，高通和低通截止频率基于来自患者的心率以及由滤波技术所使用的谐波的所需数目。在一个替换实施例中，可以使用多于两个的谐波。作为一个示例，如果使用三个谐波并且患者的心率为120bpm，则低通截止频率将是8Hz，而不是前面所述的当仅使用两个谐波时的低通截止频率6Hz。

图5a示出包括大约为2Hz的低通截止频率的第一低通滤波器。图5a示出的低通滤波器由存储在图1中所示的存储器单元50中的数字滤波系数来限定。当处理单元16确定低通截止频率应为2Hz时，选择并取回生成图5a中所示的滤波器的滤波系数。

图5b示出具有4Hz的低通截止频率的第二低通滤波器。图5b中所示的低通滤波器由存储在存储器单元50中的数字滤波器系数集来限定。当处理单元16确定低通截止频率应为4Hz时，从存储器单元50中取回与图5b的滤波器相关的滤波系数。

图5c示出包括6Hz的低通截止频率的低通滤波器。图5c中所示的滤波器由存储在存储器单元50中的一系列数字滤波器系数来限定。当处理单元16确定低通截止频率应为6Hz时，处理单元16取回与图5c的滤波器相关的滤波器系数。

图5d示出包括8Hz的低通截止频率的低通滤波器。图5d中所示的低通滤波器由存储在存储器单元50中的数字滤波器系数集来限定。当处理单元16确定低通截止频率应为8Hz时，处理单元16取回与图5d中所示的滤波器相关的滤波器系数。

图5a-5d中所示的低通滤波器为四阶椭圆滤波器。然而，应该理解的是，所选择的滤波器阶数、采样率和其它已知因子影响根据本发明可用的低通滤波器的类型。通常地，选取低通滤波器系数以使所需的最高谐波保持为刚好低于低通截止频率，从而以一致的方式最佳地去除任何伪迹和任何较高的谐波能量。

图6a示出包括1Hz的高通截止频率的高通滤波器。图6a中所示的高通滤波器由存储在存储器单元50中的一系列数字滤波器系数来限定。当处理单元16确定高通截止频率应为1Hz时，处理单元16取回与图6a中所示的滤波器相关的滤波器系数。

图6b示出包括2Hz的高通截止频率的高通滤波器。图6b中所示的高通滤波器由存储在存储器单元50中的一系列数字滤波器系数来限定。当处理单元16确定高通截止频率应为2Hz时，处理单元16取回与图6b中所示的滤波器相关的滤波器系数。

图6a-6b中所示的高通滤波器为四阶巴特沃斯(Butterworth)滤波器。然而，应该理解的是，所选择的滤波器阶数、采样率和其它已知因子影响根据本发明可用的高通滤波器的类型。通常选择高通滤波器系数以使基频保持为刚好高于高通截止频率，从而最佳地去除任何低频伪迹。

图7示出称作微分器的另一类型的高通滤波器。图7中所示的六阶微分器也由数字滤波器系数集来限定，并且可被用作具有限定的高通截止频率的高通滤波器。当处理单元16确定高通截止频率应为如图7中所示时，处理单元16取回存储在存储器单元50内的与图7的滤波器相关的滤波器系数。

返回参见图3，一旦处理单元16在步骤58选择高通和低通滤波器系数两者，处理单元接收来自压力换能器的时域内袖带压力波形，如步骤60中所示。在处理单元16接收在步骤60中获取的袖带压力波形，以及在步骤62，利用在步骤58中选择的压力波形滤波器或多个滤波器，在时域内处理袖带压力波形。

通过图3的步骤62识别的压力波形处理在图4的流程图中进一步描述。如图4中所示，袖带压力波形样本在步骤60获取，并且如步骤64中所示，当前压力梯级的袖带压力或基线从波形样本中减去。

在基线压力已从每个样本中减去后，如步骤66中所示以及如前所述，处理单元使用基于心率信息选定的滤波器。处理单元在步骤68应用低通滤波系数以及在步骤70应用高通滤波系数。如前所述，基于所需要的高通和低通频率，从存储器单元50中取回被选择用于步骤68和70的高通和低通滤波系数。

在低通和高通滤波系数在步骤68和70中应用之前，处理单元初始化滤波器以防止振铃及其它暂态效应支配滤波器的输出。滤波器的初始启动为公知技术。一旦滤波器已经启动，来自压力袖带的压力波形被处理，并在步骤72提供输出信号。在步骤72提供的输出信号已被滤波以去除由高通和低通截止频率确定的通带外部的伪迹。

返回参照图3，一旦输出信号在步骤62已被处理，处理单元16在步骤74利用已知技术处理压力波形以生成示波包络数据。在步骤74生成的示波包络数据被用于在步骤76计算血压估计。如前所述，在步骤76输出的血压估计包括对患者的收缩压、平均动脉压和舒张压的估计。

图8示出在从初始充气压力80减小袖带压力至最终的袖带压82所需的一系列压力梯级38上的血压袖带压力78。图8还示出从血压袖带获得的并且进行如前所述进行滤波的滤波后的袖带压力波形84。滤波后的袖带压力84仅包含由NIBP监测系统10利用本发明中所描述的技术来对其进一步处理所需的生理信息。

现在参见图9，其示出在利用本发明的NIBP监测系统确定患者血压的过程中，由处理单元执行的步骤的流程图。最初，处理单元16向充气阀18发送命令，以对血压袖带12充气至初始目标压力，如图9的步骤86所示。一旦系统达到图2中所示的初始充气压力38a，系统接着从心率监测器32来确定患者心率。基于该心率信息，系统基于确定的心率来选择滤波特性，如步骤88中所示。如前所述，在滤波包括基频与第一和第二谐波两者的一个实施例中，确定高通和低通截止频率，以及处理单元16从存储器单元50中取回与这些截止频率对应的滤波系数。

一旦已选定滤波系数，系统在步骤90初始化滤波器。在滤波器完成初始化后，在步骤92中，处理单元从压力换能器26接收袖带压力信号并对袖带压力信号进行处理以去除通带外部伪迹，并检测振荡。如图8中所示，振荡存在于每个压力梯级，并且基于自适应滤波是相对无伪迹的。

一旦振荡振幅已被识别，处理单元16存储振荡振幅和袖带压力水平，如步骤94中所示。当在步骤94中每个振荡振幅都被存储后，系统接着在步骤96确定整个示波包络是否已经建立，如步骤96中所示。如果整个示波包络还没有建立，系统在步骤98中使血压袖带放气至新的压力水平。如图2中所示，在一系列压力梯级38内，血压袖带的压力从初始充气压力38a被放气至最终压力38u。

在袖带压力已被放气至新的压力梯级后，系统返回至步骤88并再次基于当前心率来选择滤波特性。这样，系统在每一个单独的压力梯级检查患者心率，从而使得如果在血压监测期间心率发生变化，系统会基于当前确定的心率来选择不同的滤波器设置。因此，系统适应于在确定血压的过程中的变化的心率。

系统继续重复步骤88-96直到处理单元在步骤96确定示波包络已经建立。一旦示波包络已经建立，系统在步骤100从示波数据确定血压。从示波数据确定血压是公知的处理技术。

一旦在步骤100中利用自适应滤波器波形输出完全获得血压示波数据，处理单元在步骤102同样以一种常规方式确定血压估计。

如上面所述，本发明的系统和方法基于患者心率选择各种滤波系数用于在时域内处理来自血压袖带的示波数据。当患者心率改变时，本发明的系统和方法调整滤波系数以使滤波系数是基于患者当前心率的最合适选择。当血压袖带的压力从初始充气压力减小至最终压力时，在每个压力梯级确定滤波特性。因此，本发明的系统和方法在确定患者血压的过程中修改滤波系数。该自适应时域滤波技术和系统在确定血压估计之前增强了伪迹的去除。

本说明书用示例来公开本发明，包含最佳模式，并且还使任何本领域技术人员能够完成和使用本发明。本发明的专利范围由权利要求书来限定，并且可以包括本领域技术人员想到的其它示例。如果这些示例具有并非不同于本权利要求书的字面语言的构成元件，或者如果它们包括具有非实质性区别于本权利要求书的字面语言的等效构成元件，那么，这些其它示例都被认为包含在本权利要求书的范围之内。

部件表

10    NIBP监测系统           30    显示器

12    血压袖带               32    心率监测器

14    患者                   34    电导联

16    处理单元               36    袖带压力曲线

18    阀                     38    压力梯级

20    压缩空气               38a   压力梯级

22    压力导管               38a   袖带压力梯级

24    阀                     38a   初始充气压力

26    压力换能器             38h   步进

28    压力导管               38k   压力梯级步进

38n   步进                   50    存储器单元

38u   压力步进               52    步骤

38u   最终压力               54    步骤

40    脉冲                   56    步骤

42    包络                   58    步骤

44    示波MAP                60    步骤

46    压力                    62    步骤

48    压力                    64    步骤

70    步骤                    66    步骤

72    步骤                    68    步骤

74    步骤                    68    步骤

76    步骤                    90    步骤

78    血压袖带压力            92    步骤

80    初始充气压力            94    步骤

82    最终袖带压力            96    步骤

84    滤波后的袖带压力波形    98    步骤

86    步骤                    100   步骤

88    步骤                    102   步骤

Claims (10)

1.一种计算患者(14)的血压的方法，包括以下步骤：

在处理单元(16)中接收来自位于所述患者身上的血压袖带(12)的袖带压力波形；

在所述处理单元(16)中接收所述患者的心率指示；

基于所述患者的心率选择滤波参数；

在所述处理单元(16)中基于所选定的滤波参数对袖带压力波形进行滤波；以及

在所述处理单元(16)中基于滤波后的袖带压力波形(84)确定所述患者的血压。

2.根据权利要求1所述的方法，其中，所述心率指示从来自所述患者的ECG信号来接收。

3.根据权利要求1所述的方法，其中，所述心率指示从来自所述患者的SpO₂信号来接收。

4.根据权利要求1所述的方法，其中，选择滤波参数的步骤包括：

计算所述心率的基频；

基于所述基频选择高通截止频率；以及

基于所述基频的选定的谐频来选择低通截止频率。

5.根据权利要求4所述的方法，其中所选定的谐频是第二谐频。

6.根据权利要求5所述的方法，其中利用所选定的高通和低通截止频率来处理所述袖带压力波形。

7.根据权利要求1所述的方法，还包括以下步骤：

使所述血压袖带(12)从初始充气压力(38a)在一系列压力梯级(38)放气；

在每个所述压力梯级接收袖带压力波形；

利用所选定的滤波参数对每个所述压力梯级处的所述袖带压力波形进行滤波；以及

基于滤波后的所述袖带压力波形生成示波包络(42)。

8.根据权利要求4所述的方法，还包括以下步骤：

基于所选定的高通和低通截止频率从存储器单元中取回系数集；以及

基于所取回的系数对所述袖带压力波形进行滤波。

9.一种确定患者(14)血压的系统(10)，所述系统包括：

处理单元(16)；

连接至所述患者的心率监测器(32)，用于确定所述患者的心率，其中，所述心率监测器将所确定的心率传达至所述处理单元；

位于所述患者身上的血压袖带(12)，用于从所述患者获得袖带压力波形，其中，所述袖带压力波形被提供至所述处理单元；

与所述处理单元通信的存储器单元(50)，其中，存储器单元包括一系列滤波系数；

包含在处理单元中的低通滤波器，具有由所述患者的心率确定的低通截止频率；以及

包含在处理单元中的高通滤波器，具有由所述患者的心率确定的高通截止频率。

10.根据权利要求9所述的系统，其中基于所述高通截止频率和所述低通频率从所述存储器单元取回所述系数。

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