CN103517669B - 在病人监测期间确定多参数管理报警等级的方法和系统 - Google Patents

在病人监测期间确定多参数管理报警等级的方法和系统 Download PDF

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Abstract

本说明书公开了病人监测的系统和方法，其中将多个传感器用于检测生理参数，并关联来自那些传感器的数据以确定是否应该发出警报，从而使警报更精确和使假警报更少。可以将心电图读数与有创血压、无创血压、和/或脉搏血氧饱和度测量值组合，以提供脉搏活动和病人呼吸的更精确画面。另外，监测系统也可以使用加速度计或心脏瓣膜听诊来进一步提高精确度。

Description

在病人监测期间确定多参数管理报警等级的方法和系统
技术领域
本说明书发明涉及病人监测系统。尤其，本说明书公开了分析多个生理参数以升级、降级或抑制报警状况的系统和方法。
背景技术
大多数病人监测通常通过测量和观察像如下那样的多个生理参数来实现：ECG（心电图）、脉搏血氧饱和度（牵涉到测量血氧水平或SpO2）、呼吸（从ECG信号或从其他参数中导出）、有创血压（或牵涉到从留置导管中直接测量血压的IBP）、和无创血压（或牵涉到使用自动示波方法的NIBP）。
通常，这些生理参数具有一组可以配置成如果测量值移动到所配置范围之外就向护理人员发出警告的生命体征和衍生测量值。每个参数具有可以认为具有不同优先级的多种警报。但是，现有技术的方法和系统在判定/确定报警状况时往往独立地对待这些参数的每一个，或无法为有效确定从特定病人监测系统中导出的报警状态是假的，有可能是假的，还是充分指示保证向护理人员发出警告的病人状态提供可行的机制。其结果是，临床用户可能会遇到这些病人监测系统内数量不可接受的警报。护理人员最终从每个参数的各种起伏中看到密集的报警状态，导致不必要的分心和护理人员对警报的冷漠。
于是，本领域需要这样的方法和系统，其有效地抑制或降级用户看到的假警报的数量，并保证当系统报警时，有很大的概率需要立即关注病人。
发明内容
在一个实施例中，本说明书公开了存储用于处理指示生理参数的数据的多条程序指令的计算机可读介质，包含：a）接收至少部分由ECG设备生成的ECG数据的代码，其中所述ECG数据包含多种特征和其中所述特征的至少一种具有与之相关联的指定（designation）和与之相关联的出现时间；b）接收指示病人脉冲（pulse）响应的脉冲数据的代码，其中所述脉冲数据从与所述ECG设备分开的至少一个传感器中获得，和其中所述脉冲数据具有与之相关联的指定和与之相关联的出现时间；c）将ECG数据的所述至少一种特征的指定和时间与脉冲数据的指定和时间关联以确定关联度的代码；以及d）使警报发出的代码，其中只有当所述关联度指示病人具有异常心脏状况时才发出警报。
可选地，该多条程序指令进一步包含将所述关联度与预定值相比较的代码。使警报发出的代码只有当所述比较指示病人具有异常心脏状况时才使警报发出。该ECG数据的至少一种特征的指定是正常或异常。该脉冲数据的指定是正常或异常。该关联起确定ECG数据中的异常特征在时间上是否与异常脉冲关联的作用。如果该关联确定ECG数据中的异常特征在时间上与异常脉冲关联，则发出指示异常心脏状况的警报。如果不是，则不发出警报，或如果由另一个源生成，则主动抑制警报。该关联进一步依赖于ECG信号的振幅、脉冲信号的振幅、脉冲信号的持续时间、所述ECG数据内的噪声水平、或所述脉冲数据内的噪声水平的至少一种。该至少一个传感器是有创血压（IBP）监测设备、无创血压（NIBP）监测设备、心脏瓣膜声音监测设备、或脉搏血氧（SpO2）监测设备。该多条指令进一步包含使至少一个传感器根据所述ECG数据启动脉冲数据的收集的代码。该代码使无创血压监测设备在所述ECG数据代表指示心房纤颤的心脏节律时对袖袋充气和收集脉冲数据。该多条指令进一步包含使无创血压监测设备根据所述关联对袖袋充气和收集脉冲数据的代码。
在另一个实施例中，本说明书公开了存储用于处理指示生理参数的数据的多条程序指令的计算机可读介质，该多条程序指令包含：a）接收至少部分由呼吸监测设备生成的生物阻抗数据的代码，其中所述生成阻抗数据包含多种特征和其中所述特征的至少一种具有与之相关联的指定和与之相关联的出现时间；b）接收指示病人呼吸的呼吸数据的代码，其中所述呼吸数据从与所述呼吸监测设备分开的至少一个传感器中获得，和其中所述呼吸数据具有与之相关联的指定和与之相关联的出现时间；c）将呼吸阻抗数据的所述至少一种特征的指定和时间与呼吸数据的指定和时间关联以确定关联度的代码；以及d）使警报发出的代码，其中只有当所述关联度指示病人具有异常呼吸时才发出警报。
可选地，该呼吸监测设备是二氧化碳浓度监测设备、气动呼吸换能设备、应变计或拉伸计的至少一种。该传感器是ECG设备、有创血压（IBP）监测设备、脉搏血氧（SpO2）监测设备、或运动检测设备的至少一种。该运动检测设备是加速度计。该运动检测设备是与ECG电极集成的加速度计。该生物阻抗数据的至少一种特征的指定是正常或异常。该呼吸数据的指定是正常或异常。该关联起确定生物阻抗数据中的异常特征在时间上是否与异常呼吸数据关联的作用。如果所述关联确定生物阻抗数据中的异常特征在时间上与异常呼吸数据关联，则发出指示呼吸状况的警报。该呼吸状况是睡眠呼吸暂停事件。该多条指令进一步包含从所述加速度计接收运动数据和确定病人是否已跌倒的代码。该多条指令进一步包含从所述加速度计接收运动数据，确定病人是否从事提高病人呼吸速率的活动，以及至少部分根据所述确定使所述警报发出的代码。该多条指令进一步包含从所述加速度计接收运动数据，接收ECG数据，确定所述ECG数据的ST段的变化是否由病人活动引起，以及至少部分根据所述确定使所述警报发出或不发出的代码。
应该懂得，本文所述的多条指令被存储在像硬盘、ROM、RAM、或任何其他类型的存储设备那样的存储结构中，由至少一个处理器执行。该指令可以与传感器或监测仪共处或远离它们。可以将它们集成到与传感器数据通信的单独控制器或计算机中，或作为集成到一个或多个感测设备本身中的软件模块地工作。
附图说明
当结合附图考虑时，参考如下详细描述将领会到本发明的这些和其他特征和优点，因为它们会变得更好理解，在附图中：
图1示出了描绘使用多个参数确定报警等级的方法的流程图；
图2a是存在波形噪声的ECG（III）信号以及示出相同间隔内的正常心脏活动的相应IBP（ART）信号的图形表示；
图2b是存在波形噪声的ECG（III）信号以及示出相同间隔内缺乏心脏活动的相应IBP（ART）信号的图形表示；
图3a是示出心房异位搏动的体积描记辅助分析的图形表示；
图3b是体积描记辅助心室搏动分析在时间T0的ECG（V1）、ECG2（II）和SpO2信号的图形表示；
图3c是体积描记辅助ECG信号噪声分析在时间T1的ECG（V1）、ECG2（II）和SpO2信号的图形表示；
图4是利用呼吸信号的有创血压收缩期波峰调制的图形表示；
图5a是一次性ECG电极的一个实施例的例示；
图5b是显示在图5a中的一次性ECG电极的例示，进一步示出可再用按扣式电极丝；
图5c是显示在图5b中的可再用按扣式电极丝的例示，附在ECG电极上和带有集成加速度计；
图6是戴着加速度计的病人仰卧时的胸壁运动的图形表示；
图7是戴着加速度计的同一病人站起来之后的胸壁运动的图形表示；以及
图8是戴着加速度计的同一病人行走时的胸壁运动的图形表示。
具体实施方式
在一个实施例中，本说明书公开了集中分析多个生理参数和使用结果升级、降级或抑制报警通知的系统和方法。本说明书提供了产生更具体病人警报和减少假警报的出现，从而使监测人员可以更有效地进行的好处。
在一个实施例中，将ECG参数与如下传感器测量值的某一个或组合一起来考虑：有创血压（IBP）；无创血压（NIBP）；以及像经由脉搏血氧测定那样的血氧水平（SpO2）。对于每个参数，存在通过测量和采样离开换能器的信号产生的相应波形信号。
对于ECG，从响应电信号在心脏肌肉中的传播的皮下放置电极检测的电信号中导出波形。在一个实施例中，IBP使用带有换能器的留置导管产生与源自心脏的机械抽吸动作的压强成正比的电压。
NIBP测量值经由与电子压强换能器耦合的外部袖袋获得。该袖袋以一定间隔自动充气和放气以测量压强振荡。虽然将NIBP用于测量血压，但通常作为那个过程的一部分也确定和报告脉率（pulserate）。例如，护理人员可以将监测仪设立或设置成每15分钟作一次NIBP测量。这在手术室（OR）中或在麻醉后监护病房（PACU）设置中是典型的。当每15分钟一次时，NIBP测量将报告像“120/80（92）HR77”（即，收缩压=120毫米汞柱，舒张压=80毫米汞柱，平均动脉压=92毫米汞柱，和脉率=77bpm）那样的数值。在这种情形下，NIBP参数基本上提供脉率的独立度量，但只每15分钟这样做一次。
在另一个实施例中，就本说明书而言，像每几分钟一次那样周期性地将袖袋充气到足以测量脉率的压强。在一个实施例中，将袖袋充气到等于或略大于最近测量舒张压的舒张压。在另一个实施例中，将袖袋充气到等于或略大于最近测量平均动脉压的平均动脉压。在另一个实施例中，将袖袋充气成舒张压和平均动脉压两者都等于或略大于最近测量相应压强。将袖袋充气时检测的脉冲以与针对IBP和SpO2所述相同的方式用作脉冲信息的替代源。
在又一个实施例中，除了脉率之外，还将NIBP用于测量脉冲信号的强度和规则性。
SpO2波形通过在光照过病人的皮肤之后测量由光感受器检测的光量的变化来导出。使用的解剖部位必须像指尖或耳朵那样，具有以足够数量从中流过的动脉血。
在任何情况下，对于每个参数，产生与心脏上的电活动或心脏的抽吸动作和其随后传播到身体的外围相对应的信号。各个参数向护理人员提供核实经由在皮肤上收集的电信号（ECG）获得的结果与作为脉冲信号经由有创压强线（IBP）、外部袖袋（NIBP）、或脉搏血氧仪（SpO2）测量的机械响应之间的一致性的独立含义。
进一步，当开始监测病人时，独立地处理每种波形以得出发生每个事件（搏动或脉搏）的记录，并测量和记录每个事件的许多参数。对于每个ECG事件（即，心跳），如果偏转模式是典型的，和如果落在基于以前事件的序列中的预期地方上，则系统测量和记录多条引线和多个记录中的波形偏转的高度和方向。另外，记录每条引线内像持续时间、变化率、和局部极小值和极大值的地点那样的其他因素。最终，将所有记录的测量值组合在一起并与以前的搏动相比较，并作出有关搏动代表“正常”还是“异常”状况的诊断。
就本说明书而言，确定是否应该发出警报是出现ECG信号（通常标志ECG波形的显著特征）的时间、ECG信号指定是“正常”还是“异常”、和搏动诊断中系统置信度的估计值的函数。如果在所有测量参数（密切匹配的以前搏动）中该搏动是正常的，出现在预期时间上，以及信号一致性和质量的所有其他度量都是高的，则系统将具有这个信号是可靠的高置信度，例如，超过预定阈值的置信度。将通过ECG信号处理算法测量的所有特征报告给信号关联软件模块，然后该信号关联软件模块处理数据以发出置信水平，并将该置信水平与阈值相比较。类似地，记录和向信号关联软件模块报告包括出现时间、振幅、持续时间、波峰变化率、和信号质量的测量值的其他波形参数（譬如，但不局限于IBP、NIBP、或SpO2）。
使用信号关联软件模块组合来自每个参数的测量特征数据。在正常状况下，如通过ECG测量的每个电脉冲产生也在其他参数中测量的脉冲响应。随着时间的流逝建立出现时间、脉冲持续时间、噪声水平和置信度之间的关系。当信号质量好，每个ECG复合波捕捉到心脏中的良好机械响应，以及每个其他参数产生良好脉冲响应时，每个参数之间的一致性或关联性非常高。
在一个实施例中，当经由ECG检测到异常搏动（早期或晚期，心房或心室异位）时，在其他参数之一中脉冲响应降低的可能性很大。如果这种异位搏动以某种频率出现，则在其他参数中在检测“异常”状况的ECG与降低的脉冲响应之间形成一种模式。这种模式被系统识别成呈现代表真实事件的高置信度，从而触发警报。
在一个实施例中，当ECG信号受噪声影响（通常是病人运动的结果），以及报告“异常”状况时，其他参数报告正常脉冲响应。在这个实施例中，状况实际上是“正常”的，但ECG信号被噪声掩盖了。将来自其他参数的信息（在预期时间上具有高置信度的良好和一致脉冲信号）用于抑制有关异常搏动的任何警报或通知。然后ECG使用从其他参数中收集的信息全面重新考虑它的诊断。类似地，来自脉冲源的反馈可以帮助降级或抑制高低脉率警报和由ECG电极上的信号质量问题引起的无收缩警报。这是以前在ECG与脉冲源之间建立了高关联性的结果。当来自脉冲源的数据具有高质量和产生预期结果时，系统就可以抑制或降级来自ECG源的警报。
相反，当发生像无收缩暂停（心脏停止跳动）那样的实际事件时，ECG将检测和报告没有活动，脉冲源将检测和报告没有脉冲响应。所有这些参数一起产生密切相关的信号，并认为心脏停止了。然后系统触发最高紧迫性的警报。
本发明旨在提供多个实施例。提供如下公开是为了使本领域的普通技术人员能够实践本发明。用在本说明书中的语言不应该解释为否认任何一个特定实施例的一般性，或用于将权利要求限制成超过本文使用的术语的含义。本文界定的一般原理可以不偏离本发明的精神和范围地应用于其他实施例和应用。此外，使用的术语和短语用于描述示范性实施例的目的，不应该被认为是限制性的。因此，本发明应当与包含符合公开的原理和特征的许多替代例、修改例、和等效例的最宽范围一致。为了清楚起见，不详细描述与在本发明所涉及的技术领域中已知的技术内容有关的细节，以免不必要地掩盖本发明。
图1示出了描绘按照警报的重要性分析多个参数来建立报警等级，从而确定是否要向护理人员提供警报（经由音频或可视信号）的方法的流程图。在本发明的多参数报警分级方法的一个实施例中，结合IBP（有创血压）、NIBP（无创血压）、和SpO2（像经由脉搏血氧测定技术那样的血氧水平）传感器测量值来考虑ECG参数。首先，测量/记录（105）通过IBP、NIBP、和/或SpO2传感器记录的像每个脉冲信号的出现时间、信号强度、振幅和规则性那样的参数。此后，在步骤110中，在每个测量ECG复合波与如对IBP、NIBP、和/或SpO2测量的所得脉冲信号之间建立一对一关联性。
在步骤115中，连续监测和分析脉冲源（即，IBP、NIBP、和/或SpO2传感器）之间的关联性。在对来自IBP、NIBP、和/或SpO2传感器的复合脉率读数以及ECG给予适当考虑之后，在步骤120中确定心率报警状况，以便提高报警状况的整体置信水平。如果像来自多个源的参数相互协调时那样整体置信水平高，则在步骤125中，用声音发出或升级警报。但是，如果像来自多个相关源的参数相互不一致时那样置信水平低，则在步骤130中抑制或降级警报。
在一个实施例中，例如，使用本发明的上述方法，通过同时观察来自有创血压传感器、袖袋血压传感器、和/或脉搏血氧仪的脉冲信号，和当脉冲信号的足够置信度使得可以抑制基于ECG的警报时，检测和抑制假ECG心律失常警报。因此，如果存在如在IBP、NIBP、SpO2传感器上所测量的足够强有节奏脉冲信号，则存在病人未经历心律失常的合理确定性。在这样的例子中，将依照本发明的方法，在用声音向护理人员发出警报的等级上降级或抑制ECG警报，从而避免了与像无收缩、室性心动过速、室性连搏和室性阵发性心动过速那样的心律失常状况有关的假警报。类似地，如果通过来自IBP、NIBP、和/或SpO2的脉冲信号源的信息确认或证实了心律失常状况，则升级ECG心律失常警报。例如，异位搏动往往选成较低的脉压和较小的血流。这种减小的外围压强或流量可以在SpO2信号、外部袖袋、和/或动脉压线上检测到。SpO2、袖袋、和/或压线中减弱信号的存在确认或提高了将那些搏动标记为异位搏动的置信度。
图2a是存在波形噪声205的ECG（III）信号200以及示出相同间隔内的正常心脏活动210的相应IBP（ART）信号201的图形表示。这个图形示出了噪声205非常像通常生成高优先级警报的室性心动过速的ECG波形200。但是，因为同时的IBP波形201清楚地示出了具有非常规则节律和振幅的连续脉冲210，所以将这个高优先级警报降级为指示“有噪声ECG”的低优先级警报。图2b是存在波形噪声220的ECG（III）信号202以及示出相同间隔内缺乏心脏活动225的相应IBP（ART）信号203的图形表示。这种图形示出了通过有创血压波形中脉动活动225的停止确认的室性心动过速220的片段。由于从两种独立测量中获得的信号之间的大关联度，所以升级高优先级警报。
图3a是示出心房异位搏动的体积描记辅助分析的图形表示。如可在图3a的波形中观察到，弱SpO2体积描记信号305确认了ECG波形中的异位搏动310。
图3b是体积描记辅助心室搏动分析在时间T0的ECG（V1）311、ECG2（II）312和SpO2313信号的图形表示，以及图3c是体积描记辅助ECG信号噪声分析在时间T1的ECG（V1）321、ECG2（II）322和SpO2323信号的图形表示。现在参照图3b，在相对应地示出小或无信号响应315的SpO2曲线图313中证实或确认了心室搏动V。这种证实提高了整体置信度，从而升级了心率报警状况。但是，由于ECG数据在显示在图3b中的带320的末端、和显示在图3c中的带325的开头上变得有噪声，所以关联的SpO2波形给出了该噪声都不可能是真正搏动的确认。这使得可以降级或抑制要不然如果未考虑SpO2波形和独立地依靠ECG心率参数则用声音发出的心率警报。
在另一个实施例中，在必要时，以与IBP和/或SpO2相同的方式将NIBP（无创血压）袖袋用作替代信号源。系统周期性地以及当基本心率源（ECG、IBP、SpO2）不可用，不一致，或指示需要核实的严重状况时对袖袋充气。系统将进行周期性充气以及如下所述的按需充气。
例如，在一个实施例中，只就NIBP和ECG监测病人。病人不小心移掉了他们的一些或所有ECG电极，使ECG参数失去作用。此刻，袖袋充气，开始利用NIBP“备份”监测脉搏。如果NIBP产生合理的“界内”脉冲信号，则系统向护理人员传达低优先级警报（“检查ECG引线”或“信号不可用”）。
但是，如果脉率指示警报状况（像无脉搏、高速率、低速率、或与以前所测量非常不同的脉冲强度或规则性），则将报警消息提升到像“ECG不可用，NIBP指示脉率>120bpm—检查病人”那样的临床警报。
在另一个例子中，如果ECG分析认为节律改变成心房纤颤，则对病人身上的NIBP袖袋充气，以便监测在NIBP袖袋中测量的脉冲的强度和规则性。然后将这个附加NIBP数据用于确认或抑制心房纤颤诊断。类似地，经由NIBP袖袋检查界外心率警报，以便在用声音发出警报之前确认或否认速率破坏。
本领域的普通技术人员应该注意到，可以依照本发明的警报等级确定方法利用参数的多种其他组合，以及像ECG、IBP、NIBP、和/或SpO2那样的参数的使用只是举非限制性的例子来说明。但是，应该注意到，警报的精确抑制或升级需要仔细关联不同生理参数，以保证跟踪和报告真实事件。这里还应该注意到，ECG衍生事件的出现仍然通过通知或显示向病人监视人员报告，而不是作为可以是设计成引人注意的任何看得见或听得见信号和指示需要立即就医的异常生理状态的临床警报。这使护理人员能够从本发明的多参数分析中审查排除事件。
按照本发明的另一个方面，还分析多个交叉生理参数来确定报警等级。本领域的普通技术人员应该懂得，取决于导管的放置、病人的血液动力学状况、和呼吸的特点，可以从有创血压线中导出呼吸信号。在一个实施例中，将可作为通过呼吸驱动的脉压变化观察到的有创血压线信号用作辅助呼吸信号。因此，将有创血压线信号与基本呼吸信号结合在一起使用来确认呼吸速率变化或识别呼吸暂停事件。
图4是利用呼吸信号的有创血压收缩期波峰调制的图形表示。因此，图4示出了依照本发明的实施例如何利用呼吸信号410调制有创血压收缩期波峰405的信号曲线。测量这种调制，用作呼吸速率测量的辅助源。如可在图4中观察到，在前六秒中建立生物阻抗呼吸信号410与有创血压信号405之间的关系。随着生物阻抗信号410恶化，在415上，尽管生物阻抗信号410暂时不可用，但将血压信号405用于建立呼吸速率，从而抑制假呼吸速率相关警报。但是，生物阻抗信号不可用的事实仍然作为事件而不是作为临床警报来报告。
在一个实施例中，通过在呼吸循环期间监测多条引线中ECG信号的振幅的变化导出辅助呼吸信号。这些振幅变化是由于呼吸期间胸部和肺部的运动而使心脏在胸部中相对于测量电极运动的结果。这又产生了当结合像二氧化碳浓度监测仪、PRT（气动呼吸换能器）、应变或拉伸计、或本领域的普通技术人员已知的任何生物阻抗信号源那样的呼吸信号的基本源加以研究/分析时，用于确认呼吸变化的另一个伪呼吸信号。由于该伪信号未预计出现，和因此总是不可靠的（由于在这个实施例中，伪信号取决于胸部/肺部运动），所以只有当在伪信号与基本呼吸信号之间观察到高关联性时才使用该伪信号。
在另一个实施例中，通过在呼吸循环期间监测SpO2体积描记谱的振幅的变化或血氧饱和度信号的小变化导出辅助呼吸信号。这些振幅变化是由于呼吸期间胸部和肺部的运动而使心脏在胸部中运动的结果，因此产生了当结合呼吸信号的基本源加以研究/分析时，用于确认呼吸变化的另一个伪呼吸信号。
在一个实施例中，将来自运动检测加速度计的运动信号与呼吸信号的基本源结合用作伪或辅助呼吸信号。在本发明的一个实施例中，将加速度计集成到电极丝按扣中，从而使加速度计一次性成本非常低地几乎可再用。
图5a是一次性ECG电极的一个实施例的例示，而图5b是显示在图5a中、进一步示出可再用按扣式电极丝的一次性ECG电极的例示。
在本发明的一个实施例中，将加速度计（未示出）集成到电极丝按扣505中。在一个实施例中，如图5c所例示，将电极丝附在ECG电极500上。在一个实施例中，使用三轴加速度计，譬如，但不局限于，来自AnalogDevices的ADXL3303-轴加速度计。本领域的普通技术人员应该懂得，可以将加速度计集成到像蜂窝式电话那样，除了ECG电极之外的其他设备，或像来自AppleTM（苹果公司）的iPodTM那样的其他设备中。
在一个实施例中，保持加速度计的空间取向，以便以相对于病人的相同取向一致地应用它。为了做到这一点，将像锁定按扣、接头或粘合剂那样的机械固定件用于将加速度计按扣一致地定位，对准和锁定到一个位置上。在一个实施例中，将像写着“此端向上”的便条那样的标记与锁定接头或任何其他机械固定件一起放置在电极/加速度计上，以保证加速度计相对于身体总是同样地取向，并停留在这个位置上。将集成了加速度计的ECG电极适当地放置在病人身上，以便该位置可以使胸壁运动达到最大。本领域的普通技术人员应该懂得，该加速度计可以与ECG电极集成地和/或独立地使用。在一个实施例中，使用两个或更多个不同3-轴加速度计，将它们放置在病人躯干上的不同地点上，以便最大程度地检测所测量物理量。
在只有加速度计信号可用，而其他基本呼吸信号不可用或不可获得的状况下，当不存在运动或呼吸信号时，将加速度计数据用作用声音发出警报的代理“死在床上”检测器。但是，在基本呼吸信号的另一个源（譬如，生物阻抗、应力或应变计、二氧化碳浓度监测仪）可用的状况下，将加速度计信号用于验证基本呼吸信号。因此，当加速度计测量值与其他基本源的测量值一致时，提高了所测量信号是正确的和用声音向护理人员发出警报的置信度。但是，当来自加速度计的信号具有足够高置信度地指示不同呼吸信号时，将来自代理加速度计信号的数据用于抑制来自其他呼吸信号源的假警报（针对像呼吸速率低或高、呼吸暂停那样的状况）。因此，共同分析来自多个源的数据以得出更健壮的呼吸测量值。这提高了呼吸信号分析的质量，并且为护理人员减少了不必要的警报。
按照本发明的一个方面，将来自加速度计的运动信号用于确定和监测病人姿势。例如，计算和报告病人在站着、坐着、活动和/或仰卧位置上所度过的时间量。
图6是戴着加速度计的病人仰卧时的胸壁运动的图形表示。3-轴加速度计测量沿着3个不同正交方向的每一个施加的力。图6描绘了病人躺下时胸戴式加速度计产生的信号的图形表示。该数据代表1分钟时间，示出了来自加速度计每个轴的信号。可以在图6中，尤其在波形G605和波形Y610中，以及在较小程度上，在波形B615中看到呼吸的影响。波形G605的平均信号是大约300个计数，波形Y610的平均信号是大约-150个计数，以及波形B615的平均信号是大约-350个计数。
图7是戴着加速度计的同一病人站起来之后的胸壁运动的图形表示。因此，病人的位置变化导致每个信号的平均水平的显著变化。与病人仰卧相比，波形G705的平均水平现在是-130个计数，波形Y710的平均水平是-650个计数，以及波形B715的平均水平是150个计数。这种影响是3-轴加速度计的空间取向相对于地球的重力场发生变化的结果。倘若加速度计每次以相同取向附在病人身上，则偏离每根轴的信号的平均值将告诉临床医生病人是否“直立”的（可以是站着或坐着），仰卧的，或如果在直立与仰卧位置之间或许部分被枕头支撑着。
从监测的角度来看这个信息可用在评估排泄判定中。类似地，可以监测像背上、左侧、右侧、腹部那样的睡眠位置。在一个实施例中，测量和量化每小时位置变化的次数，并与来自加速度计的运动测量值结合在一起使用，以确定病人的总体活动是否是预计病人在给定状态下作出的活动。例如，如果需要的话，将缺乏运动或姿势变化的检测结果通知护理人员，以便将床上的病人翻身来防止褥疮。
在另一个实施例中，加速度计收集的表示位置变化的数据用于检测跌倒和触发报警通知。例如，表示从站立位置到受到冲击之前的仰卧位置的突然变化的波形特征将警告系统病人可能跌倒了。系统然后升级或触发报警通知。
按照本发明的另一个方面，除了监测病人姿势之外，还将加速度计信号用于测量病人活动。在一个实施例中，将加速度计信号用于计数和记录病人步伐和病人步率。
图8是戴着加速度计的同一病人行走时的胸壁运动的图形表示。时间轴代表在病人行走的时候收集的数据的10秒。行走特征与分别描绘在图6和7中的仰卧和站立特征相当不同。用户可以容易地辨认出每个脚步（尤其在波形Y810和波形G805中），并看到在10秒内大约走了19步。实际步伐通过跨越所有3个波段地查找每个轴信号中的特征迅速变化来测量。可以计数这些事件（计步器型功能）并作为计数或作为速率来报告；例如，在这个十秒的时段中，可以将事件表示成总共19步或每分钟114步。
将这个信息用于计算像病人花在行走上的时间的百分比和以多少步率行走那样的统计量。这样的统计量当数小时和数天地长期被分析时，在一个实施例中，有助于对非卧床病人评估像如下那样的参数：他们能走多少？他们的活动水平与类似的病人相比如何？他们是否是排泄的候选者？和/或如有利地对于本领域的普通技术人员来说显而易见的任何其他参数。
按照本发明的另一个方面，将加速度计信号用于检测正在对病人监测的其他生理参数中运动/活动假像引起的信号变化。在一个实施例中，这可用在病人活动加强期间抑制或降级报警状况中。例如，通过像生物阻抗和脉搏血氧测定那样的方法的呼吸测量可以因病人粗野运动而受到严重损害。本领域的普通技术人员应该懂得，ECG信号可以因运动而受到损害。为了评估运动引起的假像，将来自加速度计的运动信号的分析结果用于将ECG信号中的特定噪声与包括行走的特定病人运动/活动相关联。这样的充分肯定关联性使假ECG警报能够得到抑制。在另一个实施例中，将加速度计信号的使用与其他生理参数结合能够提高报警状况的置信水平。例如，将伴随着与昏厥相符的运动信号的在ECG上检测的可能边际心律失常升级成较高报警优先级。
在另一个实施例中，将使用加速度计检测的病人姿势的变化用于分析和解释ECGST段的测量变化。对于本领域的普通技术人员来说，众所周知，ST段是ECG波形对其进行监测以识别正在心肌梗死的部分。有时，作为胸部内的心脏相对于ECG电极的运动的结果，ST段电平随着病人位置而变。但是，ST段由位置变化引起的变化并不显著。加速度计信号提供传达位置变化前ST段变化的必要信息，从而能够降级ST段变化的报警重要性。
按照本发明的一个方面，将来自加速度计的运动信号用于修改病人报警系统的整体灵敏度。在一个实施例中，如果加速度计信号分析有力地认为病人正在行走或非常活跃的，则适当降低监测仪中的报警系统的灵敏度。这里的目的是减少病人活动引起的假警报。按照本发明的一个方面，将利用加速度计信号监测的病人活动水平用于改变对其他生理参数进行的分析的需要和类型。例如，如果病人活动水平因像行走或使用跑步机那样的活动而较高，则在活动期间中断对病人的ECG分析，因为ECG分析需要高的信号质量。相反，在一个实施例中，降低报警系统的整体灵敏水平，以便在连续进行一些基本参数分析时运动引起的噪声信号不会触发假警报。
按照本发明的又一个方面，测量心脏瓣膜声音（譬如，将麦克风放置在胸部上）以监测心脏的机械活动，从而改进病人整体监测以及减少假警报。
在一个实施例中，将心脏瓣膜声音用作病人脉搏活动的度量。来自心脏的瓣膜声音形成用于将噪声与ECG电极上的信号区分开的独立脉冲信号。作为第一步骤，识别和记录与在ECG上检测的每个QRS地点匹配的瓣膜声音特征。在下一个步骤中，逐次搏动地根据像声音信号的强度、一致性、质量和规则性那样的参数确定所记录瓣膜声音信号的质量。连续地估计所确定声音质量测量值或信噪比。此后将所得瓣膜声音质量用于权衡多强地将来自声音通道（像放置在病人胸部上的麦克风那样）的数据用于升级或抑制来自像ECG电极那样的其他生理参数测量通道/源的报警数据。
在另一个实施例中，来自心脏的瓣膜声音形成用于识别非灌注搏动和无脉性电活动的独立脉冲信号。本领域的普通技术人员应该明白，无脉性电活动是心脏中的机电离解的一般情况。在一些心律失常情况下，识别没有机械响应的搏动是有利的。换句话说，这些搏动是非灌注的，因为它们具有电信号（也许异常），但不会引起心脏抽吸。例如，存在心脏起搏器在心脏中引起通过ECG参数检测的电信号，但未产生有效机械抽吸的情况。在这种情况下，通过逐次搏动测量的瓣膜声音信号的方式的机械响应与ECG信号结合使这样的事件和警报能够得到适当识别。例如，如果通过瓣膜声音信号核实了在ECG上检测的心律失常事件，则这是真实事件和由于警报正确的置信度增大而能够将这个警报升级的概率增大。例如，如果ECG分析认为暂停了或无收缩（未检测到搏动）和心脏瓣膜声音信号也认为没有机械运动，则存在这样的情形。这是暂停或无收缩诊断得到确认的情况，有信心将这个警报升级。类似地，如果通过ECG检测到事件但心脏瓣膜声音信号未指示该事件，则抑制或降级事件警报。例如，ECG信号可能指示认为室性心动过速的一连串不规则搏动。但是，高质量心脏瓣膜声音信号认为脉率与ECG分析正在检测的不规则搏动不匹配。因此，在这种情况下，抑制或降级不规则搏动的警报。

Claims (25)

1.一种用于处理指示生理参数的数据的系统，包含：
接收至少部分由ECG设备生成的ECG数据的部件，其中所述ECG数据包含多种特征，所述特征的至少一种具有与之相关联的指定和与之相关联的出现时间，和所述ECG数据指示室性心动过速状况；
接收指示病人的脉冲响应的脉冲数据的部件，其中所述脉冲数据从与所述ECG设备分开的至少一个传感器中获得，和其中所述脉冲数据具有与之相关联的指定和与之相关联的出现时间；
将ECG数据的所述至少一种特征的指定和时间与脉冲数据的指定和时间关联以确定关联度的部件；以及
使指示噪声ECG的低优先级警报或高优先级警报发出的部件，其中当与所述ECG数据相关联的所述脉冲数据指示规则节律和振幅时发出低优先级警报，
其中当与所述ECG数据相关联的所述脉冲数据指示脉动的停止时发出高优先级警报。
2.如权利要求1所述的系统，进一步包含将所述关联度与预定值相比较的部件。
3.如权利要求2所述的系统，其中使高优先级警报发出的部件只有当所述比较指示病人具有异常心脏状况时才使警报发出。
4.如权利要求1所述的系统，其中该ECG数据的至少一种特征的所述指定是正常或异常。
5.如权利要求4所述的系统，其中该脉冲数据的所述指定是正常或异常。
6.如权利要求1所述的系统，其中所述关联起确定ECG数据中的异常特征在时间上是否与异常脉冲关联的作用。
7.如权利要求1所述的系统，其中如果所述关联确定ECG数据中的异常特征在时间上与异常脉冲关联，则发出指示异常心脏状况的警报。
8.如权利要求1所述的系统，其中所述关联进一步依赖于ECG信号的振幅、脉冲信号的振幅、脉冲信号的持续时间、所述ECG数据内的噪声水平、或所述脉冲数据内的噪声水平的至少一种。
9.如权利要求1所述的系统，其中所述至少一个传感器是有创血压(IBP)监测设备、无创血压(NIBP)监测设备、心脏瓣膜声音监测设备、或脉搏血氧(SpO2)监测设备。
10.如权利要求1所述的系统，进一步包含使至少一个传感器根据所述ECG数据启动脉冲数据的收集的部件。
11.如权利要求10所述的系统，其中所述使至少一个传感器根据所述ECG数据启动脉冲数据的收集部件使无创血压监测设备在所述ECG数据代表指示心房纤颤的心脏节律时对袖袋充气和收集脉冲数据。
12.如权利要求1所述的系统，进一步包含使无创血压监测设备根据所述关联对袖袋充气和收集脉冲数据的部件。
13.一种用于处理指示生理参数的数据的系统，包含：
接收至少部分由呼吸监测设备生成的生物阻抗数据的部件，其中所述生成阻抗数据包含多种特征，和其中所述特征的至少一种具有与之相关联的指定和与之相关联的出现时间；
接收指示病人呼吸的呼吸数据的部件，其中所述呼吸数据从与所述呼吸监测设备分开的至少一个传感器中获得，和其中所述呼吸数据具有与之相关联的指定和与之相关联的出现时间；
将生物阻抗数据的所述至少一种特征的指定和时间与呼吸数据的指定和时间关联以确定关联度的部件，其中如果生物阻抗数据不可用，则使用有创血压收缩期波峰数据替代生物阻抗数据；以及
使事件报告或警报发出的部件，其中只有当生物阻抗数据不可用但使用有创血压收缩期波峰数据的关联度指示病人具有正常呼吸时才发出事件报告，
其中只有当所述关联度指示病人具有异常呼吸时才发出警报。
14.如权利要求13所述的系统，其中所述呼吸监测设备是二氧化碳浓度监测设备、气动呼吸换能设备、应变计或拉伸计的至少一种。
15.如权利要求14所述的系统，其中所述传感器是ECG设备、有创血压(IBP)监测设备、脉搏血氧(SpO2)监测设备、或运动检测设备的至少一种。
16.如权利要求15所述的系统，其中所述运动检测设备是加速度计。
17.如权利要求15所述的系统，其中所述运动检测设备是与ECG电极集成的加速度计。
18.如权利要求13所述的系统，其中该生物阻抗数据的至少一种特征的所述指定是正常或异常。
19.如权利要求18所述的系统，其中该呼吸数据的所述指定是正常或异常。
20.如权利要求19所述的系统，其中所述关联起确定生物阻抗数据中的异常特征在时间上是否与异常呼吸数据关联的作用。
21.如权利要求20所述的系统，其中如果所述关联确定生物阻抗数据中的异常特征在时间上与异常呼吸数据关联，则发出指示呼吸状况的警报。
22.如权利要求21所述的系统，其中所述呼吸状况是睡眠呼吸暂停事件。
23.如权利要求16所述的系统，进一步包含从所述加速度计接收运动数据和确定病人是否已跌倒的部件。
24.如权利要求16所述的系统，进一步包含从所述加速度计接收运动数据，确定病人是否从事提高病人呼吸速率的活动，以及至少部分根据所述确定使所述警报发出的部件。
25.如权利要求16所述的系统，进一步包含从所述加速度计接收运动数据，接收ECG数据，确定所述ECG数据的ST段的变化是否由病人活动引起，以及至少部分根据所述确定使所述警报发出或不发出的部件。
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