CN103648376A - 经受异常心跳的病人的示波无损血压测量 - Google Patents

Abstract

本发明公开了一种由一个或多个数据处理器实施的方法，包括利用施加在病人的一部分周围的可充气的袖带，通过将袖带充气到大于病人收缩血压的压力，由至少一个数据处理器采集无损血压数据，以及在放气步骤中检测袖带内的第一振荡脉冲。该方法还包括通过用连接到病人的ECG导线检测对应于第一心跳的ECG波形，从病人采集心电图（ECG）数据，将ECG波形分为正常或者非正常，如果ECG波形被分类为正常，则将第一振荡脉冲与对应于第一心跳的ECG波形对正，如果ECG波形被分类为非正常，则剔除第一振荡脉冲，以及用对正的第一振荡脉冲计算血压。还描述了相关的装置、系统、方法和/或产品。

Description

经受异常心跳的病人的示波无损血压测量

相关申请

根据35U.S.C.§119（e），本专利申请要求享有2011年4月28日提交的并且名称为“Method for Improve Accuracy of Non-Invasive Blood PressureMeasurements in Arrhythmia Patients Using ECG Beat Class Information andSystem Timing Between NIBP and ECG（用心电节拍分类信息和在无损血压和心电图之间同步的系统来改善心律不齐病人的无损血压测量精度的方法）”的美国临时专利申请序列号61/479,999的优先权，该申请的公开内容通过引用被整体结合于此。

技术领域

此处描述的主题通常涉及医疗设备领域，更特别的是涉及用于改善无损血压测量精度的设备、系统、制品和方法。

背景技术

自动化的血压监护器通常用在各种医疗装置中，医疗装置包括急救室、加强且重要的护理单位、手术室和其他常规部分的病人环境，以监测无损血压（NIBP）。无损血压测量的一种形式是听诊的方法，它涉及使用血压计和听诊器。一个可充气的袖带被定位在病人的上臂周围，大致跟病人的心脏平齐。将与压力计相连的袖带充气，直到肘部的肱动脉被完全阻断。当袖带中的压力慢慢地被释放时，听诊器用于听肱动脉。当血液再次开始流入动脉时，作用在动脉壁上的湍流振荡，产生被称为科罗特科夫氏音的嗖的噪音。科罗特科夫氏音的五个阶段的第一阶段出现在袖带内的压力等于血管内的收缩压或者峰值压力时。然后，袖带中的压力进一步被释放，直到血液层流恢复，并且听不到声音为止，这表示第五个克罗特科夫阶段，是动脉舒张压的表征。因为听诊方法的主要实施方式涉及到听诊器，并且由临床医生人工解释科罗特科夫氏音，所以与连续的无损血压读取相比，最适合周期性的读取。

示波器法是另一种无损血压测量方法，它涉及由袖带充气和放气引起动脉流中的改变导致的血压计袖带压力中的振荡的电子观测。使用压力传感器或者变换器和电子仪器观测袖带压力振荡，以自动解释振荡。适合位于病人四肢上的可充气袖带被充气到高于病人估计收缩压的预定压力。然后袖带压力经过相对短的时期以预定的减幅被逐渐降低到低于舒张压。在每个水平，袖带中的振荡都被变换器监测。当血流不通和当血流无阻时，袖带压力会相对固定，并且无振荡出现。当有些血流出现，但受到限制时，由压力变换器监测到的袖带压力会随着肱动脉的周期性的膨胀和收缩而改变，产生振荡信号。随着继续衰减，振荡的峰值振幅通常会从低水平增加到相对最大值，此后会减小。这些振幅形成病人的示波曲线（envelope）。振荡具有极大值时的袖带压力被认为是平均动脉压（MAP）的代表。

示波器法提供了某些优点，其中读数可以呈现在几乎连续的基础上，并且与有创伤法相比，对病人的危险最小，甚至没有。示波器法也可以自动进行，与听诊法相比，最省事，并且与听诊法不同，听诊法可以仅仅直接获得收缩和舒张的测量结果，示波器法可以获得收缩压、舒张压和平均动脉压的测量结果。此外，可以由躺着的人进行读数，并且因为它们是自动的，所以在医院装置中，充当监测工具，以连续地监测血压，提供血压的任何变化趋势和/或警告临床医生有任何显著的变化。

示波器无损血压监控的其中一个限制是能够可靠地将检测到的脉冲分类为与异常脉动相对的正常心搏或者非生理性膺象。有创伤的血压监控提供波形，以便临床医生可以评定读数是否受异常脉搏的影响。相比之下，示波器无损血压是″盲目″进行的，因为没有参考波形，只有数字。

正常病人的振荡脉冲通常具有相同的形状，并且可以可靠地配合弯曲轮廓，允许计算病人的随时间变化的非常精确的血压值。相比之下，在经受异常心跳的病人中，振荡脉冲会改变，并且随后可以降低根据曲线轮廓计算的血压测量结果的精度。因此，经受异常心跳、尤其是心律不齐的病人的无损血压测量的成功仍然是一个重大问题。

发明内容

就一方面而言，公开了一种由一个或多个数据处理器实施的方法。该方法包括利用施加在病人的一部分周围的可充气的袖带，通过将袖带充气到大于病人收缩血压的压力，由至少一个数据处理器采集无损血压数据，以及在放气步骤中检测袖带内的第一振荡脉冲。该方法还包括通过用连接到病人的心电图导线检测对应于第一心跳的心电图波形，由至少一个数据处理器从病人采集心电图（ECG）数据。该方法还包括由至少一个数据处理器将心电图波形分类为正常或非正常。该方法包括：如果心电图波形被分类为正常，那么由至少一个数据处理器将第一振荡脉冲与对应于第一心跳的心电图波形对正，或者如果心电图波形被分类为非正常，那么剔除第一振荡脉冲。该方法包括使用对正的第一振荡脉冲，由至少一个数据处理器计算血压。

该方法还可以包括在放气步骤中，由至少一个数据处理器检测袖带内的第二振荡脉。第二振荡脉冲可以邻近第一振荡脉冲。该方法还可以包括通过用连接到病人的心电图导线检测表征第二心跳的第二心电图波形，由至少一个数据处理器从病人采集心电图（ECG）数据。该方法还可以包括由至少一个数据处理器将第二心电图波形分类为正常或非正常。该方法还可以包括：如果第二心电图波形被分类为正常，那么由至少一个数据处理器将第二振荡脉冲与对应于第二心跳的第二心电图波形对正，或者如果第二心电图波形被分类为非正常，那么剔除第二振荡脉冲。该方法还可以包括由至少一个数据处理器执行在对正的第一振荡脉冲和对正的第二振荡之间的振荡脉冲匹配，以识别第一振荡脉冲是否有资格包括在在计算血压计算中。

第二振荡脉冲可以发生在与第一振荡脉冲相同的放气步骤中。第二振荡脉冲可以发生在与第一振荡脉冲不同的放气步骤中。脉冲匹配可以包括识别第一和第二振荡脉冲的面积、上升时间和脉冲振幅中的至少一个之间的相似性。有资格包括在计算血压计算中的第一振荡脉冲可以被储存到振荡脉冲轮廓中。振荡脉冲轮廓可以包括在袖带内检测到的额外的、有资格的振荡脉冲。该方法还包括由至少一个数据处理器评估振荡脉冲轮廓是否完整。该方法还可以包括由至少一个数据处理器使完整的振荡脉冲轮廓适合曲线。计算血压可以包括根据适合曲线的振荡脉冲轮廓，计算病人的收缩、舒张和平均动脉血压。计算血压可以包括计算病人的收缩、舒张和平均动脉血压。

被分类为非正常的心电图波形可以包括早期心室收缩（PVC）、早期心房收缩（PAC）、心房纤颤、心房扑动、阵发性室上性心动过速（PSVT）、旁道心动过速、房室结折返性心动过速、心室性心动过速（V-tach）、心室纤颤、长QT综合症、慢脉型心律不齐、窦房结功能障碍和心传导阻滞。

就一个相关的方面而言，公开了一种系统，其包括用于提供无损血压数据的无损血压监测器，用于提供心电图数据的心电图传感器，至少一个数据处理器，连接到至少一个数据处理器的存储器，其存储指令，当执行指令时，让至少一个数据处理器执行上述方法。

还描述了制品，其包括永远储存在非暂时的计算机可读介质上的计算机可执行指令，在由计算机执行时，让计算机执行此处的操作。类似地，还描述了计算机系统，其可能包括处理器和连接到处理器的存储器。存储器可以暂时或者永远储存（例如，非暂时性地储存等等）一个或多个程序，其让处理器执行一个或多个此处描述的操作。另外，此处描述的方法可以由一个或多个数据处理器在单个计算系统内实施，或者被分配给两个或多个计算系统来实施。

此处描述的主题的一个或多个变化的细节在附图和说明书中描述如下。根据说明书和附图以及权利要求，此处描述的主题的其他特征和优点会变得明显。

附图说明

图1是根据一个实施方式的示波血压监测器系统的图示；

图2是充气和逐步放气曲线的原始信号；

图3是随时间的血压曲线（BP）和同时采集的ECG；

图4是高级工艺流程图，展示了数据流和信号处理，用于计算经受异常心跳的病人的收缩压、舒张压和平均动脉压（MAP）。

各附图中相同的附图标记表示相同的元件。

具体实施方式

常规的无损血压（NIBP）监护受限于监护者可靠地对正检测到的振荡脉冲与正常心跳的能力。正常的心脏病人（例如未经受心律不齐或者异常脉冲的病人）会产生通常彼此相等的压力振荡脉冲，该压力振荡脉冲可以被储存到一个轮廓中，并且可以符合一条曲线，提供非常精确的血压测量。相比之下，有异常心跳的病人往往会出现改变的压力振荡轮廓形状，从而使得当符合正常的高斯曲线时，血压测量的精度会下降。

此处描述的是供经受异常心跳的病人使用的无损血压监测器系统、设备、制品和方法。所述系统、设备、制品和方法使用检测到的心电图数据，以从检测到的无损血压脉搏中过滤出反常压力振荡脉冲。心电图（ECG或者EKG）算法在将每次心跳分为正常或者异常方面具有高可靠性。通常，心电图具有偏转，任意命名为″P″、″Ｑ″、″R″、″S″、″T″，有时还有″U″。这些偏转及其组合，比如QRS综合波，可用于评定不规则心跳和心律不齐的出现率。

下面会对此进行详细的描述，每个检测的振荡脉冲可以是与相应的心电图检测的心跳匹配或者对正。如果检测到的相应心跳的心电图波形是正常的，那么检测到的与该心跳对正或者相配的无损血压振荡脉冲就会被储存到数据库中，并变成振荡脉冲轮廓的一部分。如果检测到的相应心跳的心电图波形是异常的，那么检测到的与该心跳对正或者相配的无损血压振荡脉冲就会被剔除。剔除的脉冲不会被归入数据库中，也不会变成振荡脉冲轮廓的一部分。此处描述的主题允许实时检测，并且允许使用心电图节拍分类信息，从无损血压数据库中去除异常脉冲，从而在经受异常心跳的病人中，改善无损血压监测器系统的精确性。

此处描述的主题适合连续的、自动的、无损血压读取，因此可以用来作病人的实时监护，在各种医疗设施中，比如医院病房、手术室、重病监护室、康复室（recovery）、急救室或者其他应急服务环境。不难理解，此处描述的系统、设备、制品和方法可以用在治疗病人的任何地方，而不应该被限制为特殊的医疗设备。

监测器系统

图1是根据一个实施方式的示波血压监测器系统的图示。监测器系统100包括信号采集电路，用于采集压力信号，并由压力信号产生示波信号。监测器系统100可以与适当地定位在病人臂上的袖带101连接。袖带101可以是常规的挠性的可充气和可放气的袖带101，当完全充气时，其可以阻断肱动脉。袖带101可以用放气阀105放气，放气阀105有排气口110，以逐渐减轻动脉阻塞。袖带101的放气可以通过由微处理器75控制的放气阀105进行。

压力变换器115可以由管120连接到袖带101，并且用于感测袖带101内的压力。如上所述，肱动脉内的压力振荡可以通过袖带101的反压力的改变感测到。这些压力振荡可以通过压力变换器115被转换成电信号（示波信号），并且经路径125被连接到微处理器75进行处理。微处理器75可以处理来自压力变换器115的信号，从而产生血压数据。

另外，压缩空气源130可以经过通过充气阀140的管135和连接到压力袖带101的管155连接。充气阀140可以通过连接部145由微处理器75电控制。放气阀105可以通过管150与通往袖带101的管155连接。

监测器系统100也可以用于从定位在病人身体上并连接到监测器系统100（比如通过心电图导线组103）的心电图电极102采集信号。根据3-导线，5-导线，6-导线，或者12-导线心电图配置，心电图电极102可以定位在病人身体上，这是本领域已知的。最接近病人的心电图导线组103可以连接到每个电极102，或者可以集成到心电图导线组103的远端，并从病人身体接收生物电势信号。心电图导线组103的另一端可以通过例如心电图输入接头连接到监测器系统100，向它供应来自病人身体的生物电势信号。如在下面详细所述，监测器系统100可以使用由心电图检测到的关于心跳分类的信息，以限制或者防止由异常心跳引起的袖带压力振荡，用于计算血压数据。不难理解其他传感器系统也可以并入，以提供关于心跳的信息，例如脉冲血氧计或者其它类型的传感器。

在系统100的操作过程中，当希望开始测量血压时，微处理器75可以提供信号，以打开充气阀140并关闭放气阀105。来自源130的空气可以通过充气阀140和管155传递，以将袖带101充气到所需的程度。该程度通常高于所估计的病人的收缩压。当袖带101中的压力达到高于所估计的病人的收缩压的预定值时，压力变换器115通过路径125向微处理器75发送表征袖带101中的瞬时压力的信号，从而中断袖带101的充气。该信号指令充气阀140闭合，并且开始逐步放气过程，以便经过一系列放气步骤106可以获得血压测量结果（见图2）。当袖带101被充气到高于收缩压时，没有到袖带101的流动末端，当袖带101被放气到低于收缩压时，会出现振荡脉冲（表现为电阻波形的改变）。每个放气步骤的大小可以不同，例如，包括但不局限于每个放气步骤106为1，2，3，4，5，6，7，8mmHg或更大。每个放气步骤的长度也可以不同，例如，包括但不局限于每个放气步骤106为1，2，3，4，5，6，7，8秒或更长。每个测量循环一完成，放气阀105可以再打开足够长，以便通过排气口110使袖带压力基本完全释放。放气阀105可以保持关闭，准备开始新的测量循环。

再来对图1而言，微处理器75可以包括至少一个连接到微处理器75的存储器80，该存储器包括至少一个存储在它上面的程序。存储器80可以是任何类型的的存储器80，它能够储存数据并将数据传递到系统100的一个或多个其他部件，例如处理器75。存储器80与信号采集电路相连，并且可以储存袖带压力信号、示波信号和心电图信号。

监测器系统100可以包括至少一个显示器50，该显示器包括图形用户界面（GUI）55。显示器50可以向用户提供信息——例如病人专用信息以及由系统100从病人采集到的数据。显示器50可以不同，包括LCD、LED、等离子、OLED等等。显示器50可以是具有输入设备的交互式或者触敏屏幕，例如触摸屏、电容屏幕、磁抗屏幕等等。用户接口系统55可以包括一个或多个输入端60，例如与固定功能有关的固定按钮，或者可变的功能，例如与显示器50关联的软键。软键可以提供若干能显示出来的功能，并且显示器50在不同情形下可以改变提供不同功能。固定输入键也可以具有能根据提供的显示器改变的功能。输入端60可以用来，例如，手动将数值输入到设备里。测量结果也可以自动从在相同的设备上获得的另一参数测量结果（例如侵入式动脉内数值）提供，或者通过有线或者无线连接的另一设备（例如手动血压计或者心电记录仪或者其他设备）提供。用户接口系统55也可以包括一个或多个指示器和/或报警装置65，它们可以是可视的、通过扬声器可听的、触摸式的等等。

系统100可以包括电源系统85。电源系统85可以包括通过电源线与交流墙壁电源相连的连接部。电源系统85也可以包括内电池，例如不可再充电的或者可再充电的电池。有些实施方式可以使用可再充电的电池，例如镍镉电池、锂聚电池、镍氢电池等等。

监测器系统100可以是固定的、便携式的或者能遥测的设备。例如，监测器系统100可以并入病人监护仪，病人监护仪包括Infinity

系列的病人监护仪，其包括Delta，DeltaII，DeltaXL，或者M540便携式病人监护仪（

医疗有限公司）。监测器系统100可以包括分配给特殊病人并且位于病人床边的设备。病人分配监测器系统100可以是已编程的，用于被分配有监测器系统100的特殊病人。系统100可以与位于病人床边的硬连接的配接站37对接，并且收集来自一个或多个数据采集设备的除无损血压之外的数据，即额外采集自病人的临床资料。

如上所述，监测器系统100可以包括通信模块90，并且可以与其他设备通信。该通信可以是有线或者无线通信，其能够遥控发送和接收数据，例如通过WLAN。通信模块90可以包括发射机和/或接收器、IEEE802.11（WiFi）连接、ZigBee、RFID、红外、蓝牙通信装置等等。系统100可以通过医院或者其他保健供应机构的网络与医院信息系统（HIS）连通。监测器系统100的一个或多个部件也可以与中心病人监护仪连通。

脉冲对正和匹配

对于正常病人（即未经受异常心跳的病人），监测器系统100可以检测并记录每个袖带压力水平下一个或多个无损血压振荡脉冲的振幅。压力变换器115可以测量袖带内部压力，并且提供表征血压振荡复量的模拟信号。当袖带压力下降时，系统100可以检测压力振荡，并将每个袖带压力下的压力振荡记录在数据库或者存储器80中。在测量每个信号波动之后，算法可以存储振荡脉冲，并且将该振荡脉冲与阈值或者相邻的振荡脉冲比较。脉冲匹配程序可以读取脉冲数据库，并且通过比较特殊的振荡脉冲与同一个步骤或者前一个步骤上的相邻的振荡脉冲确定每个脉冲是否是有效的脉冲。振荡脉冲可以变得更大，直到最大，然后当袖带压力继续朝着完全放气变化时，振荡脉冲变小，形成一条曲线，例如钟形曲线或者高斯曲线。对于正常病人，匹配的振荡脉冲在大小、形状和振幅方面通常几乎相同。因此，当振荡脉冲被存储为振荡脉冲轮廓并且符合标准曲线时，平均动脉压（MAP）、收缩压和舒张压的处理器75的计算非常精确。相比之下，经受异常心跳的病人的血压的计算可能导致错误。

如下详细所述，监测器系统100可以获得包括一系列振荡脉冲的无损血压波形，这些振荡脉冲可以与心电图波形所示的相应的心跳对正。监测器系统100使用心电图节拍分类信息以剔除和除去异常脉冲，从而改善计算的血压的精确性。

图3表示血压曲线（BP）以及同时采集的心动周期（心跳）的ECG轨迹和光电血管容积图（PPG），表示多个ECG，BP和PPG对时间的波形。在该实施例中，检测的是早期心室复合波（PVC）脉冲。在心室复合波或者其他异常脉冲时出现的无损血压脉冲，如果储存在无损血压脉冲轮廓中，最终会影响计算的血压测量的精度。不难理解，心脏的异常脉冲可以包括但不局限于PVC、早期心房收缩（PAC）、心房纤颤、心房扑动、阵发性室上性心动过速（PSVT）、旁道心动过速、房室结折返性心动过速、心室性心动过速（V-tach）、心室纤颤、长QT综合症、慢脉型心律不齐、窦房结功能障碍、心传导阻滞等等。

图4是高水平工艺流程图，展示了数据流和信号处理，可用于计算经受异常心跳的病人的收缩压、舒张压和平均动脉压（MAP）。如上所述，监测器系统100可以从病人身上连续采集无损血压数据（401）以及心电图数据（402）。可以使用本领域已知的各种技术过滤无损血压数据，并取样。例如，系统可以包括低频滤波器和/或高频滤波器，以处理采集的信号，从而限制例如由运动引起的人为因素或者产生结果的其他人为因素。

仍然来看图4，采集的无损血压数据和心电图数据可以被提供给系统算法。系统算法可以检测无损血压振荡脉冲（405）和心电图波形（406）。通过比较检测的波形或者心跳与参考波形或者心跳，系统算法可以将心电图波形（407）分类。例如，新检测的心跳可以与一个或多个表示正常和异常心跳的心跳模板比较。心跳模板可以逐个心跳动态更新，例如在系统的重新学习阶段。心跳模板可以允许系统将新检测的正常心跳和异常心跳区分开。一个或多个用于特殊病人的主模板可以实时产生，并且当从病人身上检索到额外的数据时，不断更新。对于特殊病人来说，主模板可以是被认为是正常心电图波形的模板，并且可以由许多普通心跳组成。如果心跳与正常的普通模板不严格相似，就可以丢弃它，并且重算普通心跳。如果新检测的心跳与模板不匹配，那么该心跳就可以被系统当做异常心跳。不难理解主模板也可以包括病人的异常心电图波形，并且根据新检测的心跳与该异常模板的匹配良好程度，心跳可以被系统识别为正常或者异常。收集并且并入计算以产生基准或者模板的心跳的数目可以不同。不难理解相关程序可以不同，并且上面提供的仅仅举例。

如果心电图波形被分类为非正常（408），系统可以剔除（409）该心电图波形，并且检测的无损血压脉冲不会被存储为压力脉冲轮廓。如果心电图波形被分类为正常（408），系统可以将无损血压脉冲与对应于特殊心跳的心电图波形对正（410）。然后可以用对正的无损血压脉冲启动脉冲匹配（411）阶段。

不难理解，系统算法可以包括一个或多个算法。例如，监测器系统100可以包括一个用于分析采集的心电图数据的算法和一个用于分析采集的无损血压数据的独立算法。如果心电图和无损血压算法都在相同的硬件上运行，那么在监测器系统上，两个算法之间就会有一个固定的系统延迟，例如，由于处理时间造成的延迟，以及由于过滤和采样速度造成的延迟。固定的系统延迟可以在实验室实验中通过收集两种信号的数据并且通过个人计算机上的某些软件工具（例如通过黑箱系统研究）来表征并确定。时间延迟可用于将每个心电图检测的心跳与其相应的在测量进行时的实时无损血压脉冲关联并对正。例如，在用心电图算法表征系统时间延迟以后，无损血压算法可以使用心跳分类信息作为输入，以研究心跳的类型并且评估对应于该心跳的心电图波形是正常还是异常（例如PVC、PAC等等）。如果对应于该心跳的心电图波形正常，那么无损血压算法可以将无损血压脉冲和心电图波形与相应的心跳对正，并且将无损血压脉冲包括在无损血压测量轮廓中。如果对应于心跳的心电图波形不正常，那么无损血压脉冲可以从数据库剔除和除去，以便它不被存储到振荡脉冲轮廓中。心电图算法一报告最近的心跳分类结果，剔除就可以实时进行。

再来看图4，一旦无损血压脉冲与正常心电图波形进行对正，就可以启动脉冲匹配和趋势分析阶段。在这一阶段的脉冲数据库可能缺乏与异常心跳对正的任何脉冲，以便在脉冲匹配（411）过程中只使用与正常心跳对正的脉冲。无损血压脉冲可以与单步放气或者跨步放气上相邻的无损血压脉冲比较。无损血压脉冲之间的相似性可以通过例如评估面积、上升时间、脉冲振幅、交互作用等等来确定。有资格的（412）无损血压脉冲被储存在脉冲轮廓（413），由算法进一步使用。没有资格的（412）无损血压脉冲被剔除（409）。

系统算法可以确定压力脉冲轮廓何时完成（414）。如果系统算法确定压力脉冲轮廓是完整的，该轮廓将会曲线拟合（415），并且计算收缩压、舒张压和平均动脉压（416）。如果系统算法检测到压力脉冲轮廓不完整，袖带可以进行再充气，以便采集额外的无损血压数据（401），以填入缺失数据段。

该算法可以允许至少1、2、3、4或更多次的再充气，以完成脉冲轮廓。总的测量时间可以不同。预定的最大时间周期可以选择，以便一达到最大时间周期，就完成或者停止测量。在某些实施方式中，对于成人，总测量时间可以达到100、120、140、160、180、200、220、240或者更多秒，对于儿童，可达60、80、100、120、140、160、180或者更多秒，对于婴儿，可达30、45、60、75、90、100、110或更多秒。也可以引入额外的期限，例如，在额外的期限已经达到之后，袖带可以被完全放气，并且算法重算启动。在重算过程中，袖带可以被充气到比在该轮廓中检测到的上次的振荡脉冲高15毫米汞柱。如果在该轮廓中无检测到的脉冲，袖带可以被充气到160毫米汞柱，以进行重试。

此处描述的主题的各个方面可以在数字电子线路、集成电路、特别设计的ASIC（专用集成电路）、计算机硬件、固件、软件和/或其组合中实现。这些实施方式可以包括在一个或多个计算机程序中实施，该计算机程序可以在可编程的系统上执行和/或解释，该系统包括至少一个可编程处理器，可编程处理器可以是专用的或者通用的，经耦合以从存储器、至少一个输入设备以及至少一个输出设备（例如显示器）中接收数据和指令，并且向它们发送数据和指令。

这些计算机程序（亦称程序、软件、软件应用或者代码）包括用于可编程处理器的机器指令，并且可以用高级程序语言和/或面向对象的程序设计语言和/或用汇编/机器语言实现。在此使用时，术语“机器可读介质”指的是任何计算机程序产品、装置和/或设备（例如磁盘、光盘、存储器、可编程逻辑器件（PLD）），用于向可编程处理器提供机器指令和/或数据，包括接收机器指令作为机器可读信号的机器可读介质。术语“机器可读信号”指的是用于向可编程处理器提供机器指令和/或数据的任何信号。

在上述说明书中阐述的实施方式不代表符合此处描述的主题的所有实施方式。相反，它们仅仅是符合所述主题的某些方面的某些实施例。特别的是，除了此处阐述的那些特征和/或变化之外，还可以提供其他的特征和/或变化。例如，如上所述的实施方式可以涉及所公开的特征的不同组合和子组合，和/或上面公开的若干其他特征的组合和子组合。另外，用于此处描述的用途的逻辑流程和步骤不需要所示的特别顺序，或者连续的顺序，以实现所需的结果。其他实施方式可以在权利要求书的范围内。

Claims (14)

1.一种由一个或多个数据处理器实施的方法，包括：

利用施加在病人的一部分周围的可充气的袖带，通过将袖带充气到大于病人收缩血压的压力，由至少一个数据处理器采集无损血压数据，以及在放气步骤中检测袖带内的第一振荡脉冲；

通过利用连接到病人的心电图导线检测对应于第一心跳的心电图波形，由至少一个数据处理器从病人采集心电图（ECG）数据；

由至少一个数据处理器将心电图波形分类为正常或者非正常；

如果心电图波形被分类为正常，那么由至少一个数据处理器将第一振荡脉冲与对应于第一心跳的心电图波形对正，或者如果心电图波形被分类为非正常，那么剔除第一振荡脉冲；以及

使用对正的第一振荡脉冲，由至少一个数据处理器计算血压。

2.根据权利要求1所述的方法，还包括：

在放气步骤中，由至少一个数据处理器检测袖带内的第二振荡脉冲，其中第二振荡脉冲邻近第一振荡脉冲；

通过利用连接到病人的心电图导线检测表征第二心跳的第二心电图波形，由至少一个数据处理器从病人采集心电图（ECG）数据；

由至少一个数据处理器将第二心电图波形分类为正常或者非正常；

如果第二心电图波形被分类为正常，那么由至少一个数据处理器将第二振荡脉冲与对应于第二心跳的第二心电图波形对正，或者如果第二心电图波形被分类为非正常，那么剔除第二振荡脉冲；以及

由至少一个数据处理器执行对正的第一振荡脉冲和对正的第二振荡之间的振荡脉冲匹配，以识别第一振荡脉冲是否有资格包括在计算血压计算中。

3.根据权利要求2所述的方法，其中第二振荡脉冲发生在与第一振荡脉冲相同的放气步骤内。

4.根据权利要求2所述的方法，其中第二振荡脉冲发生在与第一振荡脉冲不同的放气步骤内。

5.根据权利要求2所述的方法，其中脉冲匹配包括识别第一和第二振荡脉冲的面积、上升时间和脉冲振幅中的至少一个之间的相似性。

6.根据权利要求2所述的方法，其中有资格包括在计算血压计算中的第一振荡脉冲被储存到振荡脉冲轮廓。

7.根据权利要求6所述的方法，其中振荡脉冲轮廓包括在袖带内检测到的额外的、有资格的振荡脉冲。

8.根据权利要求6所述的方法，还包括由至少一个数据处理器评估振荡脉冲轮廓是否完整。

9.根据权利要求8所述的方法，还包括由至少一个数据处理器使该完整的振荡脉冲轮廓适合曲线。

10.根据权利要求9所述的方法，其中计算血压包括根据适合曲线的振荡脉冲轮廓计算病人的收缩、舒张和平均动脉血压。

11.根据权利要求1或者2所述的方法，其中计算血压包括计算病人的收缩、舒张和平均动脉血压。

12.根据权利要求1或者2所述的方法，其中被分类为非正常的心电图波形选自于由以下组成的群组：早期心室收缩（PVC）、早期心房收缩（PAC）、心房纤颤、心房扑动、阵发性室上性心动过速（PSVT）、旁道心动过速、房室结折返性心动过速、心室性心动过速（V-tach）、心室纤颤、长QT综合症、慢脉型心律不齐、窦房结功能障碍和心传导阻滞。

13.一种系统，包括：

无损血压监测器，用于提供无损血压数据；

心电图传感器，用于提供心电图数据；

至少一个数据处理器；

连接到至少一个数据处理器的存储器，其存储指令，指令在执行时使得至少一个数据处理器执行如权利要求1-12中任一项的方法。

14.一种非暂时的计算机程序产品，其存储指令，以使得至少一个数据处理器执行如权利要求1-12中任一项的方法。

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