CN1859869A - 血压测量方法和血压测量装置 - Google Patents
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Abstract
本发明涉及一种血压测量方法，其中，确定患者的脉搏示波图(PO)，并由此来确定血压(PB)并进行显示。通过由各个脉搏示波图(PO)获得对血液动力是否稳定的判断标准，与该判断标准相关地确定血压值或将所确定的血压值与其相关联，可以在不对用户造成更多开销的情况下获得可靠的血压值。
Description
技术领域
本发明涉及一种血压测量方法，其中，确定患者的脉搏示波图并由此来确定血压和进行显示，此外还涉及一种用于实施该方法的血压测量装置。
背景技术
一种这样的非介入测量的血压测量方法和血压测量设备在EP 1101 440 A1中给出。在该基于示波测量的自动方法的公知方法和设备中，在血压测量过程中选择性地产生一个或多个脉搏示波图，以便由这些示波图确定血压值并进行显示。在第一运行方式中，以常规方式用唯一的一个脉搏示波图在一个测量周期中确定心脏收缩血压值和心脏舒张血压值，而在第二运行方式中基于多个相互间保持60秒间歇的特定的脉搏示波图来确定是否存在血液动力上的稳定性。如果不存在血液动力上的稳定性，则通过输出错误代码将其向用户显示。即当由于血液动力上的稳定性不足够、尤其是不足够的血液循环静止期而使所测量的血压值失真时，通过这种方式告知用户，但在此测量时间却未延长很多。
在DE 102 18 574 A1中示出的用于测量血压的方法和设备还用于确定心律，为此对多次心跳采集如宽度、高度以及时间间隔等脉冲波信息。但在循环静止期不够的情况下不能准确地测量血压值本身。
在对动脉血压的急诊测量中循环静止期不够被认为是重要的误差影响。无论是自行测量的患者，还是医疗专业人员，在血压测量时都没有用于判断循环静止期的简单可用的准则。在很多情况下都低估了循环静止期不够的持续时间和规模。在医生测量时循环静止期不够被记录为所谓的“白罩效应(white-coat-effect)”并是公知的。
发明内容
本发明要解决的技术问题是，提供一种本文开始所述类型的血压测量方法和血压测量装置，利用它们可使用户，尤其是外行以尽可能小的开销来准确地测量血压。
本发明的技术问题通过权利要求1和14的特征来解决。
在本发明的方法中，在确定各脉搏示波图时还对血液动力稳定性进行分析，其中，对至少一个血液动力参数和/或至少一个与血液动力稳定性相关的其它生理参数就时间上的变化进行分析，以及从该分析中获得对当前血液动力稳定性的判断标准，通过确定血压值是否是在血液动力的稳定性下获得的或确定校正的血压值，将对血压值的确定或所确定的血压值与该判断标准相关联。
在按照本发明的装置中，该分析装置还具有一个判断装置，用于在确定各脉搏示波图期间形成对现有血液动力稳定性的判断标准，以及显示装置具有对血液动力不稳定性的指示。
利用这些措施可以实现，使用户不需花费更多的开销、不用延长测量时间、也不用额外地设置设备而能在血液动力不稳定时进行血压测量。在此优选将血压值与对血液动力的不稳定性的指示一起显示，从而例如使专业人员也能作出适当的推断。还可以考虑仅提示误差影响的事实或要求重复测量或自动导向重复测量。
对于用户友好的是，当判断标准与预先给定的额定标准有偏差时，伴随判断标准还产生报警显示，在此，还可以预先定义偏差的类别。
与血压测量直接结合的对血液动力稳定性的分析优选可以这样进行，将各脉搏示波图引入关于血液动力稳定性的分析。
为了提高判断标准的准确性，在获得判断标准之前对来自伪音和/或心律的影响量进行抑制。
用于导出判断标准的各种措施的细节在于，由脉搏示波图确定与时间相关的脉冲周期变化曲线和/或脉冲振幅变化曲线和/或脉冲形状并进行分析，并且判断标准由对这些脉冲周期变化曲线、脉冲振幅变化曲线、脉冲形状变化或由对这些基本信息中的至少两个的组合的分析来形成，在此，当将这些基本信息以至少部分的相互组合引入分析时，可以得到尤其可靠的判断标准。
根据本发明的优选实施方式，将脉搏示波图的至少一个开始区域和一个结束区域的脉冲周期持续时间相互比较，使判断标准基于开始区域脉冲周期持续时间和结束区域脉冲周期持续时间的偏差，或确定脉冲周期变化曲线的趋势变化。
适合于与阈值标准进行比较的参数为，作为关于在脉搏示波图上的平均脉冲周期持续时间的开始区域和结束区域周期持续时间的差来计算出的脉冲周期持续时间的偏差。
其它判断血液动力稳定性的优选措施在于，就所有脉冲周期的时间上的改变来说确定所有脉冲周期的总变化并将该变化用作血液动力稳定性的度量，或者就特定于脉冲的心脏收缩时间的时间上的变化来说确定特定于脉冲的心脏收缩时间的总变化，并将该变化用作血液动力稳定性的度量。
通过在形成判断标准时一起引入对尤其是总的时间上的脉冲周期变化的斜率的分析，可以改善判断标准的可靠性。
将脉冲振幅变化曲线用于确定判断标准的优选实施方式为，由脉冲振幅变化曲线中作为构成判断标准的特征参数引入包络线上升区域中的斜率或在其下降区域中的斜率或在其最大值处的平顶宽度或这些特征参数中至少两个的组合。
例如以这样的方式对脉冲(曲线)形状进行分析，对脉冲形状的分析包括在脉冲上升沿和/或脉冲下降沿中的至少一个点上确定一个或多个斜率，以及作为对血液动力稳定性的判断标准检查在所涉及的点上斜率的时间变化或对不同的脉冲检查在一个脉冲的至少两个点上斜率的比值。
以与此相同或类似的方式，还可以将心脏收缩时间的变化作为对血液动力稳定性的判断标准。为此例如可以分别基于一个脉冲底部区域和顶部区域中的一个具有说服力的基本值来确定心脏收缩持续时间。该时间与心脏的心室收缩时间相关。
如果由脉冲周期变化曲线和脉冲振幅变化曲线例如给出具有不同说服力的特征参数，则可以通过根据不同的实施对脉冲周期变化曲线、脉冲振幅变化曲线和/或脉冲形状进行相同或不同地加权来构成所述判断标准来改善确定血液动力稳定性或不稳定性的可靠性。
分析血液动力稳定性的其它可能的实施方式在于，作为其它的或附加的参数对呼吸频率信号、心电图信号和/或皮肤阻抗测量信号进行采集，并就其在一次血压测量期间在时间上的变化进行分析。在此例如从对脉搏示波图的分析中或借助附加的传感器装置获得呼吸频率信号。
在血压测量设备的优选实施方式中，将判断装置用于从脉搏示波图中采集脉冲周期变化曲线和/或脉冲振幅变化曲线和/或脉冲形状，并由这些脉冲周期变化曲线和/或脉冲振幅变化曲线和/或脉冲形状改变形成判断标准。
另一种实施方式为，利用判断装置采集至少一个与血液动力的变化相关的、例如涉及呼吸频率信号、心电图信号和/或皮肤阻抗测量信号的生理附加参数。
所述的这些措施例如可以用于上臂或手腕血压测量设备，其中分析和显示装置通常都设置在密封圈上的外壳中，但也可以与密封圈分离或可分离地设置。血压测量值例如可与日期、时间和/或脉冲频率一起显示并存储在适当的存储器中。还可以显示、存储并监测预先给定或可预先给定的边界值。在设备上还可以设置用于读出所采集的数据和/或读入分析装置的预定值或配置的接口。
附图说明
以下结合附图借助实施例对本发明进行详细描述。图中示出：
图1示意性示出在静止区域中来自血液动力不稳定区域的心脏收缩血压变化曲线和心脏舒张血压变化曲线的典型过渡；
图2示意性示出具有包络线的脉搏示波图；
图3示意性示出由脉搏示波图导出对血液动力稳定性判断标准的过程；
图4A和4B示意性示出不同脉搏示波图的具有特征量的包络；
图4C示出脉冲的曲线变化；
图5示意性示出另一导出对血液动力稳定性判断标准的过程。
具体实施方式
在图1中绘出时间t上的血压PB，图中分别示出在静止区域ΔPsys和ΔPdia中来自血压值BW的心脏收缩血压变化曲线Psys和心脏舒张血压变化曲线Pdia的过渡时间TT。值ΔPsys和ΔPdia就其对血压的影响是由生理心跳体积变化以及短时血管扩张变化导致的。
如果心脏收缩和心脏舒张血压Psys和Pdia以及患者的心率分别在有效静止值附近移动，即不是趋向一个稳态值或离开一个稳态值，则存在循环静止期。循环静止期是国际公认的动脉血压边界值有效性的前提(WHO，1999以及JNC7，2003)。这些边界值在调节动脉血压时用作目标参数。
心脏收缩和心脏舒张血压值以跳动的方式变化。这种变化是动脉血压的生理短时变化。它们典型的是对于心脏收缩最高可达12mmHg，对于心脏舒张最高可达8mmHg。但除了这些与心跳有关的变化外，一个安静放松健康的人的血压是近乎静态的、即仅有很缓慢的变化。
当人(必须)处于身体的负荷下或(必须)处于精神上的紧张状态下时，不再出现循环静止期。在这种情况下通常心脏收缩血压上升，心脏舒张血压通常稍有下降，但也可以同样上升并且脉搏频率有规律地提高。由此，通过总体升高的心脏跳动体积而使每个器官都调节到所发生的负荷状况。
在身体的或精神的负荷结束之后，器官需要一个过渡时间TT直至循环静止期又成为主导。该过渡时间TT取决于一系列因素，尤其是负荷的大小和类型、年龄、性别、训练状态以及病史。
这些因素的总和通常就其对静止时间的作用来说无法估计。尤其是对于外行来说，获得关于缺少循环静止期的提示是很困难的。因此实践中在很多情况下过渡时间TT被大大低估，从而使很多血压测量不是在循环静止期中进行的。
直至到达相对循环静止期的典型时间(为静态值的+-10％)为2-5分钟。对于年龄较大的人以及已患病的人该值可以达到15分钟。但在确定患者的静态血压时，循环静止期是最重要的误差因素，并因此而在以下将详细描述的措施中，在每个血压测量周期中自动地对其进行诊断(血液动力稳定性诊断＝HSD)。在此由如图2所示的脉搏示波图PO出发。这样的脉搏示波图PO在在此采用的示波测量方法中随着测量的进程中始终以公知的方式被提出。
在当前的血液动力稳定性诊断中，在示波测量的血压测量的一个周期中检验所涉及的患者是否处于血液动力的静态。对血液动力稳定性的检验导致结果的显示，该结果显示优选设置在心脏收缩血压值、心脏舒张血压值以及脉搏频率的目标参数旁。在此量化地确定血液动力稳定性，但最终用户往往偏爱给出表示稳定性是否足够的二进制提示。
为确定血液动力稳定性用户在测量运行期间或过后不准备再做任何事情或进行设备设置。血压测量的测量时间不会因为血液动力稳定性诊断而延长，因为诊断在同一个测量周期中运行并且随后的信号分析也实际上没有延迟地导致结果显示。
确定血液动力稳定性所给出的示波测量的血压测量的结果还给出关于用于确定静态血压所需的测量条件是否已满足的附加信息。在未保持静止条件时血液动力诊断用适当的指示将所获得的测量标记为“在缺少循环静止期的情况下的测量”。
在如图2所示的脉搏示波图中，其中显示关于时间t的脉搏压力PP，在放松密封圈压力时各脉冲的振幅逐渐上升到最大值，该最大值是当密封圈压力等于平均动脉血压(MAP)时根据物理定律达到的。然后各脉冲的振幅重又下降。从同样示出的包络中可看到振幅变化曲线。
因此，心脏收缩血压在包络的上升段例如在时刻tsys达到，而心脏舒张血压在包络的下降部分例如在时刻tdia达到。这些时刻由在设备中预先给定的由脉搏示波图导出的校准常数给出。这同样适用于心脏收缩和心脏舒张。但在密封圈重新释放被施压的动脉之前，在心脏一侧由密封圈产生的压力脉冲就已作用于密封圈压力(击打脉冲(Anschlagpulse))，从而使在释放密封圈压力达到心脏收缩血压Psys之前可以注意到密封圈压力的振荡以及由此可以在脉搏示波图中看见。该效应可以一起应用在血液动力稳定性诊断中。
按照图3的对血液动力稳定性的诊断从在测量级1获得的脉搏示波图出发，在分析级2.2对脉冲周期变化进行脉冲周期序列分析2，从中在确定级2.3确定出脉冲距离，然后在测定级2.4确定测量过程中脉冲周期变化的斜率。在此，在确定级2.3优选在达到最大值tmax之前的开始时间段Tinitial和较晚的时间段Tterminal中测量脉冲的时间距离，并将脉冲距离的差Tterminal-Tinitial被标准参数、如平均脉冲距离Tmittel除，以得到分析参数R，然后在判断级2.5将该分析参数R与预先给定的或可预先给定的阈值S进行比较。在此，作为平均脉冲距离Tmittel可以基于脉搏示波图PO的所有采集的脉冲距离的算术平均值。
此外与脉冲周期改变形式的分析标准R并行地还向判断级2.5引入在测定级2.4进行的斜率求值。然后在判断级2.5根据预先给定的标准判断在血压测量期间是否血液动力是否稳定。从脉冲周期序列分析就已能判断血液动力是否稳定或是否存在静态条件并产生相应的指示来显示。为了能够采集开始脉冲距离Tinitial和较晚脉冲距离Tterminal的尽可能大的时间差并由此得到更好的分辨性，有利的是如前所述使开始脉冲距离Tinitial尽可能地早，即尽可能引入在达到心脏收缩压Psys之前获得的脉冲。只要可能，应在与确定舒张压的时刻相关的脉搏示波图的降落区域的较晚时间范围内采集较晚的脉冲距离Tterminal。
可以在一次测量中对所有脉冲进行脉冲周期的时间变化分析，其中，对脉冲的时间变化通过适当的统计分析、例如回归分析(Regressionanalyse)进行采集。
对于血液动力稳定的其它判断还可以借助对特别是通过分析脉搏示波图PO的包络表示的、并用于针对图4A和4B所示不同情况的脉冲振幅来获得。图4A中用实线举例示出在开始时间段Tinitial中脉搏示波图PO的理论包络。虚线示出在较晚时间段Tterminal中包络的变化。不同的包络属于静态循环特性并作为特征参数例如示出上升角α’、α”和下降角β’、β”和/或(相对)平顶区域PL’、PL”。
在图4B中示出由测量技术产生的包络，其作为在测量时间段上叠加的结果的和曲线。该和曲线同样可以采用主要取决于血液动力稳定性的相应特征参数(α，β，PL)。例如可以将平顶持续时间tPL确定为这样一个时间段，其中脉压PP低于最大值不少于预先给定的百分比值(例如10％)。为了获得合适的判断该平顶持续时间可以与其中脉压PP低于最大值不少于预先给定的较低百分比值(例如90％)的其它时间段相关，从而例如作为特征参数例如给出RPL＝TPL/T90。
此外，可以由涉及脉搏示波图的两个边沿的最大值的值VBase确定上升时间和下降时间。因而给出下降时间TN和上升时间TP。该两个值可以相互相关地设置，例如通过斜度指数S＝TN/TP。在血液动力不稳定期间斜度指数S会改变。
可以引用根据图4A和4B的特征参数，以表征脉冲振幅变化，并从中作出对血液动力稳定的判断。
对血液动力稳定性的其它判断标准例如可根据示出关于时间t的脉冲曲线变化p(t)的图4C借助表征特性从脉冲(曲线)形状分析中得出。在此作为表征特征例如确定测量过程中脉冲上升沿和/或脉冲下降沿的斜度变化。在脉冲上升沿中，计算点ξ(Amax-Amin)+Amin的斜度，其中Amax为所涉及的振幅的最大值，Amin为最小值，ξ为0和1之间的值，斜率通过角θ给出。在脉冲下降沿对点δ1(Amax-Amin)+Amin和δ2(Amax-Amin)+Amin计算斜率，其中，δ1和δ2同样是0和1之间的值，而斜率通过角γ1和γ2给出。血液动力的变化现在可通过斜率
γ1和γ2的时间上的变化来识别，从而可以判断血液动力的稳定性。对于诊断比值
和
是尤其感兴趣的。
以相应的或类似的方式，还可以由脉冲形状来确定例如在脉冲底部区域定义的特征基本值和在最大值区域定义的峰值之间心脏收缩持续时间的变化。但还可以对特定于脉冲的心脏收缩时间的总变化进行分析，例如进行统计趋势分析。还可以将心脏收缩持续时间引入判断标准。
为了以尽可能高的可靠性形成对在血压测量期间血液动力是否稳定的判断标准，优选可以考虑将按照图3的脉冲周期序列分析、脉冲振幅分析和脉冲形状分析的至少两个相互组合，如图5示意性示出的。
根据图5，从在测量级1中获得的脉搏示波图PO出发，与脉冲周期序列分析2同时进行脉冲振幅变化分析3和脉冲形状分析6，在关联级4将两个结果一起计算，然后在判断级5形成对血液动力是否稳定的判断标准。在关联级4之前或其中或在判断级5中，可以根据脉冲周期序列分析2、脉冲振幅变化分析3和/或执行脉冲形状分析的表征实施来对这些分析进行不同的加权k1、k2、k3以形成判断标准，其中，例如还可以将这些分析中的两种的组合和由此得到的判断参数相互进行关联。然后，将确定血液动力是否稳定的结果进行光学和/或声学的指示，或用于自动执行重复测量，在此，在血液动力不稳定的情况下，产生相应的对血压值的警告指示或提示。还可以实现这样的血压测量方法和血压测量装置的实施方式，其中血液动力稳定性的分析结果还可用于校正血压值。
优选将判断血液动力稳定性的所述方法步骤以及处理级通过程序在血压测量装置的分析装置中的微控制器中用软件实现。在此，为判断血液动力稳定性的脉搏示波图分析可以在时域和/或频域(频谱分析)进行。只要适当，还可以设置合适的外围设备，以相应地控制显示、存储期望情况下的合适的值或者还可以控制用于输入/输出的接口。
在分析装置中还可以选择参数组，以例如自动识别患者-密封圈或考虑其它数据。然后还可以根据参数组具体选择已确定的程序，以便进行相应细化的血液动力稳定性诊断。
还可以根据脉冲周期变化曲线和/或脉冲振幅变化曲线和/或脉冲形状分析的特征考虑，将其它作为血液动力不稳定性的影响参数识别为有错误的测量值的影响原因。
在判断血压测量中是否存在血液动力稳定性的另一实施方式中，对于以上所述对各脉搏示波图PO的分析附加地或替代地，还在测量周期期间采集一个或多个与血液动力的时间变化相关的生理附加参数或其它参数。这样的从属参数例如是呼吸调制或呼吸频率，或由于呼吸扩张或湿度状态的变化而改变的心电图信号或皮肤阻抗测量信号。在此，呼吸调制例如是在对在血压测量时提出的脉搏示波图PO的分析中采集的，但也可以利用附加的传感器装置来采集。为了获得心电图信号可以将电极设置在血压测量装置的密封圈上，而反电极已单独存在。通过连接到血压测量装置、尤其是连接到其分析装置，这些从属参数在获得血液动力稳定性判断标准时可以可替代的开销被引入。类似地，还可以例如通过单独的脉冲传感器采集绝对脉冲速度，并在判断血液动力稳定性时加以考虑。
Claims (19)
1.一种血压测量方法，其中，确定患者的脉搏示波图(PO)，并由此确定血压(PB)和进行显示，其特征在于，
在确定各脉搏示波图(PO)时还进行关于血液动力稳定性的分析，其中，对至少一个血液动力参数和/或至少一个与血液动力稳定性相关的其它生理参数就时间上的变化进行分析，以及
从该分析中获得对当前血液动力稳定性的判断标准，通过确定血压值是否是在血液动力稳定时获得的或确定校正的血压值，将对血压值的确定或所确定的血压值与该判断标准相关联。
2.根据权利要求1所述的方法，其特征在于，当所述判断标准与预先给定的额定标准有偏差时，伴随所述判断标准产生报警显示和/或自动导向重复测量。
3.根据权利要求1或2所述的方法，其特征在于，在关于血液动力稳定性的分析中引入所述各脉搏示波图(PO)。
4.根据权利要求1至3中任一项所述的方法，其特征在于，在获得所述判断标准之前对来自伪音和/或心律的影响量进行抑制。
5.根据权利要求3或4所述的方法，其特征在于，由脉搏示波图(PO)确定脉冲周期变化曲线(2.2)和/或脉冲振幅变化曲线(3)和/或脉冲形状(6)并进行分析，并且所述判断标准由脉冲周期变化曲线(2.2)、脉冲振幅变化曲线(3)、脉冲形状(6)或由对这些基本信息中的至少两个的组合分析来确定。
6.根据权利要求5所述的方法，其特征在于，将脉搏示波图(PO)的至少一个开始区域和至少一个结束区域的脉冲周期持续时间相互比较，并且所述判断标准基于开始区域脉冲周期持续时间(Tinitial)和结束区域脉冲周期持续时间(Tterminal)的偏差。
7.根据权利要求6所述的方法，其特征在于，所述脉冲周期持续时间的偏差作为关于在脉搏示波图(PO)上的平均脉冲周期持续时间的开始区域和结束区域周期持续时间之差来计算。
8.根据权利要求5所述的方法，其特征在于，关于所有脉冲周期的时间上的改变来确定所有脉冲周期的总变化并将该时间上的改变用作血液动力稳定性的度量。
9.根据权利要求5所述的方法，其特征在于，关于特定于脉冲的心脏收缩时间的时间上的改变来确定特定于脉冲的心脏收缩时间的总变化，并将该时间上的改变用作血液动力稳定性的度量。
10.根据权利要求5至9中任一项所述的方法，其特征在于，在形成所述判断标准时一起分析所述脉冲周期变化曲线(2.2)的斜率。
11.根据权利要求5至10中任一项所述的方法，其特征在于，由所述脉冲振幅变化曲线(3)中作为构成所述判断标准的特征参数(n)引入包络线开始区域中的斜率(α)或在其下降区域中的斜率(β)或在其最大值处的平顶宽度(PL)或这些特征参数中至少两个的组合。
12.根据权利要求5至11中任一项所述的方法，其特征在于，对所述脉冲形状(6)的分析包括在脉冲上升沿和/或脉冲下降沿中的至少一个点上确定一个或多个斜率，以及作为对血液动力稳定性的判断标准检查在所涉及的点上斜率的时间变化或对不同的脉冲检查在一个脉冲的至少两个点上斜率的比值。
13.根据权利要求5至12中任一项所述的方法，其特征在于，为了构成所述判断标准，根据不同的实施对所述脉冲周期变化曲线(2.2)、脉冲振幅变化曲线(3)和脉冲形状(6)相同或不同地加权。
14.根据权利要求1至13中任一项所述的方法，其特征在于，作为其它参数对呼吸频率信号、心电图信号和/或皮肤阻抗测量信号进行采集，并就该参数在一次血压测量期间的时间上的变化进行分析。
15.根据权利要求14所述的方法，其特征在于，所述呼吸频率信号从对脉搏示波图的分析中或借助附加的传感器装置获得。
16.根据权利要求1至15中任一项所述的方法，其特征在于，将对血液动力不稳定性的诊断引入对误差影响的自动校正。
17.一种血压测量设备，用于执行根据权利要求1所述的方法，具有可鼓起的密封圈和设置于该密封圈上或与该密封圈连接的、带有脉搏示波图(PO)产生单元(1)、血压确定装置以及显示装置的分析装置，
其特征在于，该分析装置还具有一个判断装置，用于在确定各脉搏示波图(PO)期间形成对血液动力是否稳定的判断标准，以及该显示装置具有对血液动力不稳定性的指示。
18.根据权利要求17所述的血压测量设备，其特征在于，所述判断装置用于从脉搏示波图(PO)中采集脉冲周期变化曲线(2.2)和/或脉冲振幅变化曲线(3)和/或脉冲形状(6)，并从脉冲周期变化曲线(2.2)和/或脉冲振幅变化曲线(3)和/或脉冲形状改变中形成所述判断标准。
19.根据权利要求17或18所述的血压测量设备，其特征在于，所述判断装置用于采集至少一个与血液动力的变化相关的、涉及呼吸频率信号、心电图信号和/或皮肤阻抗测量信号的生理(从属)参数。
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