專利名稱：確定血壓時控制套囊充氣的方法
技術領域：
本發明總體涉及控制套囊充氣和放氣以增強NIBP系統性能的方法. 更特別是，本發明涉及一種估計套囊充氣時初始充氣壓力的方法.背景技術測量血壓的示波(oscillometric)方法包括在患者身體末端例如患者 上臂周圍設置可充氣套囊.在使用常規NIBP監控系統時，套囊被充氣至 初始充氣壓力，該壓力稍高于患者收縮壓.套囊然后逐步放氣，并且壓 力傳感器伴隨著由于套囊下面動脈逐搏(beat-to-beat)壓力變化而產生 的壓力波動或者振蕩(oscillation)來險測套囊壓力，壓力傳感器的數據 用于計算患者的收縮壓、平均動脈壓(MAP)和舒張壓.如所理解的， 初始充氣壓力的選擇為確定NIBP系統測量套嚢壓力和檢測套嚢振蕩以 估計血壓所需要的時間的重要因素.采用NIBP監視系統確定血壓的關鍵要求在于，套囊需要被充氣至高 于收縮壓，從而可測量振幅模式的良好表示.如杲已經測量了最近的血 壓，則可采用前次確定的心臟收縮信息確定本次確定的初始充氣壓力， 但是，如果最后一次確定不是最近的、或者患者已經改變、或者儀器被 加電，則該技術都不能用.換言之，必須在對血壓估計沒有現有知識的 情況下進行確定.這一點意味著初始充氣壓力對正在測量的特別環境可能不是最佳. 為克服這一點，該系統必須充氣至高壓，以盡力保證其高于收縮壓.可 選擇地，該系統必須在觀測放氣中的示波模式時決定，在測重的示波數據的高套囊壓力端沒有足夠的信息來合理估計收縮壓；這一點需要進一步充氣和技索.這些步驟浪費時間并且使得患者不舒服.因此，如果初始充氣壓力選擇為遠高于患者的收縮壓，則NIBP系統 過充氣血壓套嚢，造成患者不適和測量時間延長.可選擇地，如果初始 充氣壓力選擇為低于患者的收縮壓，則血壓套囊必須重新充氣以獲得精 確的讀數.因此，期望了解患者的血壓以控制套嚢充氣和放氣，從而增強NIBP系統的性能.如所理解的，初始充氣壓力的選擇決定了 NIBP系統開始為伴隨檢測 套囊壓力振蕩以估計患者血壓而測量套囊壓力對套囊壓力放氣之前所需 要的時間.因此，需要確定套嚢充氣時的初始充氣壓力，以控制套囊的 充氣.發明內容在這里解決通過閱讀和理解下面的說明書將理解的上述缺點、不足 和問題.本發明公開了一種計算初始套嚢充氣目標壓力同時監視血壓的方 法.該方法包括如下步碟(a)對血壓套囊充氣；(b)在對血壓套囊充 氣時監視示波脈沖的存在；(c)基于在對血壓套囊充氣時檢測的示波脈 沖，估計患者的收縮壓；以及(d)將初始充氣壓力定義為高于所估計收 縮壓的預定壓力；其中通過采用具有示波包絡生理預期形狀的函數，通 過曲線擬合估計收縮壓，通過采用伴隨著在充氣初期時所獲得的相應套 嚢壓力的多個示波脈沖進行曲線擬合.在另一個實施例中，描迷了一種監視患者血壓的方法.該方法包括 下述步驟:(a)提供無創血壓(NIBP)監視器，該無創血壓監視器具有 選擇性可充氣和可放氣血壓套囊和檢測示波脈沖的至少一個血壓傳感 器；(b)對血壓套嚢充氣；(c)在對血壓套囊充氣時，根據壓力傳感器 監視示波脈沖的存在；(d)通過采用具有示波包絡生理預期形狀的預定 函數，通過曲線擬合以估計患者的MAP和舒張壓，通過將伴隨相應套囊 壓力的充氣時所獲得的多個示波脈沖擬合為擬合曲線，而找到函數^lt; 和(e)在高于所估計收縮壓的初始充氣壓力下結束血壓套囊的充氣，其 中從校準套嚢壓力振蕩或者從使收縮壓與舒張壓以及MAP相關的數學 公式估計收縮壓.而在另一個實施例中，公開了一種控制采用NIBP系統監視患者血壓 時對套囊充氣的方法.該方法包括下述步稞(a)為患者提供選擇性可 充氣和可放氣無創血壓套嚢，該無創血壓套囊設置為穿戴在患者肢體周 圍并且可搮作地連接至無創血壓監視器；(b)從僅僅基于部分充氣壓力 范閨的示波信息估計患者的快速收縮壓，通過將伴隨相應套囊壓力數據壓；和(c)在血壓套囊充氣時，基于計算的初始充氣壓力控制血壓套囊 的充氣，從所估計的收縮壓計算初始充氣壓力.


通過參考形成該說明書完整部分的下述描述性、示例性、代表性和供的典型機制各種構造和操作方面的清晰概念，其中在幾個l^圖中相同 的數字通常指代相同的元件，并且其中圖1描述了能夠應用在本發明實施例中所描述的估計初始充氣壓力 的方法的無創血壓(NBBP)監視系統；圖2為描述在典型血壓確定時所產生信號的示圖，包括相對于收縮 壓對血壓套囊過度充氣；圖3為描述監^tik壓時所看到的示波包絡以及示出充氣和放氣時間 間隔的示圖；圖4為詳細描述在套囊充氣時所看到的一部分示波包絡以及示出出現振蕩以計算初始充氣壓力的示例的示圖；圖5為描述從如本發明實施例中所公開的血壓確定的充氣階段中所 校準的示波脈沖估計收縮壓的示困；圖6A為描述計算初始充氣壓力同時如本發明實施例所述監視患者血 壓的方法的流程圖；圖6B為描迷計算初始充氣壓力同時如本發明另一個實施例所述監視 患者血壓的方法的流程困；圖7為描述如本發明實施例中所述確定患者血壓的方法的流程圖；以及固8為描述如本發明實施例中在套嚢充氣時估計初始充氣壓力的行 動過程的流程圖.具體實施方式
參考作為說明書一部分的附困，在下面的詳細描述中，示出對可實 施的具體實施例的描述.充分詳細地描述本發明的這些實施例以使本領域技術人員可實施該實施例，應當理解的是，可采用其它實施例，并且 可進行邏輯、機械、電學和其它變化而不偏離本發明的范閨.因此，不 應認為下面的詳細描述是限制本發明的范圍.在各種實施例中，公開了 一種估計患者血壓以控制套囊充氣和放氣，從而增強NIBP系統性能的方法.從對套囊充氣時所獲得的最少數量的振 蕩估計收縮壓.這些振蕩在充氣周期早期出現并且僅仗霞蓋通常和所估 計血壓相關的部分示波壓力范圍.從早期充氣收縮壓估計，可獲得初始 充氣壓力.術語初始充氣壓力、初始目標壓力、初始打氣壓力等等同義， 并且表示直到需要對套嚢充氣以獲得確定血壓的良好示波模式的壓力.一個實施例中，本發明提供了一種通過控制充氣，防止監視血壓時 由于套囊過度充氣所產生的患者不適的方法.本發明通過將預先定義函 數曲線擬合至伴隨在充氣早期所獲得的相應套囊壓力的振幅，而快速估 計充氣時的收縮壓.初始的充氣壓力選擇為稍高于收縮壓，其中充氣時 從所擬合曲線獲得的信息估計收縮壓.一個實施例中，本發明提供了 一種快速估計充氣血壓以用于計算初 始充氣目標的方法，通常，在放氣周期，通過連續或者以一系列小步驟 逐漸增加地對套嚢壓力放氣，確定NIBP監視器所輸出的血壓.小心構造 放氣周期所構造的示波包絡，從而所公開的輸出盡可能精確.為找到精 確的血壓，確定時菝蓋的套嚢壓力應當具有包括實際動脈內收縮壓和舒 張壓的范圍.但是，如果采用更少的振蕩以及放松菝蓋通常需要的全部 范圍的要求，則可較快但是更粗略地估計血壓.在短充氣周期中可實現 這一點.目標僅僅在于找到最佳的初始充氣壓力，而非改變估計示波血 壓的常規技術。閎為在本發明中所描述的方法在充氣時計算最佳的初始 充氣壓力，所以其避免了由于過度充氣而造成的不適和時間浪費.從具 有預先定義函數、被擬合為僅僅復蓋一部分在充氣時所獲得的示波壓力 范圍的最小數量振蕩的曲線來估計收縮壓.和采用預先定義的水平或者 和如過去基于先前對血壓的估計相反，在充氣時估計初始充氣壓力.本發明提供了一種獲得初始充氣壓力的技術，其與任何默認的初始 充氣壓力或者任何先前測量血壓的估計的任何現有知識無關，從而減少 了確定時間并且提高了患者的舒適度.圖1描述了能夠應用如本發明實施例所述估計初始充氣壓力的方法的無創血壓(NIBP)監控系統.該NIBP監控系統100包括置于患者手 臂上的血壓套囊101.下文稱作套囊或者壓力套囊的血壓套囊101可被充 氣以及放氣，以當處于完全充氣狀態時堵塞患者的肱動脈，當采用通過 導管114、具有排氣裝置103的放氣閥102對血壓套嚢101放氣時，逐漸 消除動脈堵塞.由微處理器107通過控制線108控制放氣閥102對血壓 套囊101的放氣.導管105將壓力傳感器104耦合至血壓套囊101以檢測套囊IOI內的 壓力.根據通常的示波技術，采用傳感器104檢測套囊101中由套囊下 的肱動脈中壓力變化所產生的壓力振蕩.微處理器107采用模數轉換器 通過連接線106獲得壓力傳感器104的電振蕩.加壓空氣源109例如空氣壓縮機或者壓縮氣筒被直接或者間接連接 至充氣套囊IOI.如果由壓縮氣筒供應壓縮空氣源，則充氣閥111設置在 源109和導管112之間.由微處理器107通過控制線113控制充氣閥111 的搮作.因此，由微處理器107分別通逸故氣閥102和充氣閥111控制血 壓套囊101的充氣和放氣.但是如果加壓空氣源109為空氣壓縮機，則 空氣壓縮機可直接耦合至導管112,導管112直接連接至套囊101以進行 充氣.為了監視，纏繞在患者上臂的血壓套囊101從基本上為零的壓力充 氣至初始充氣壓力. 一旦套嚢被充氣，則微處理器107接收壓力傳感器 104的振蕩，并且振幅以及相應套囊壓力一起被存儲在微處理器107的存 儲器(未示出)中. 一旦套囊101被充氣至初始的充氣壓力，則啟動放 氣閥102并且釋放套嚢壓力.在放氣時，微處理器107檢測振蕩并最終 估計收縮壓、平均動脈壓(MAP)和舒張壓.圖2為描述在典型血壓確定時所產生信號的示圖，包括相對于收縮 壓對血壓套嚢過度充氣.為采用NIBP監視系統監視血壓，血壓套囊開始 時被置于患者上，通常圍繞患者肱動脈上方的上臂.在測量循環開始， 血壓套囊從基本上為零的壓力被充氣至初始充氣壓力210.在血壓套囊被 充氣至初始充氣壓力210之后，該壓力通過如本發明實施例中所公開的 方法進行計算，微處理器啟動放氣閥以使套囊放氣至最終壓力220.可通 過一系列恒定的壓力步驟230釋放套囊壓力而實現該放氣.盡管對于每 個壓力步驟230可利用各種值，但是在本發明的一個實施例中，每個壓力步驟230大約為8mmHg每步.在每個壓力步驟230之后，NIBP監視系統檢測和記錄當前套嚢壓力 水平的一次或多次壓力振蕩240.該壓力傳感器測重初始套嚢壓力并提供 表征血壓振蕩的模擬信號.在微處理器中確定振蕩的峰值.盡管NIBP監視系統的常規套囊壓力控制在困2中示出為包括從初始 充氣壓力210到最終壓力220的不同壓力步驟230，但是NIBP監視系統 還可從初始充氣壓力210到最終壓力220以連續、平滑、或者線性壓力 剖面運行.當套嚢壓力從初始充氣壓力減小時，NIBP監視系統檢測壓力 振蕩240和記錄當前套囊壓力的壓力振蕩.利用該信息，NIBP監視系統 中的微處理器然后可估計收縮壓250、平均動脈壓(MAP) 260和舒張壓 270.隨著測量循環的進行，振蕩的峰值幅值(peak amplitude)通常單調 變大至最大值，然后如鐘形(bell-shaped)圖形280所示，隨著套嚢壓力 繼續朝著完全放氣而單調變小.套嚢壓力振蕩的峰值幅值和相應的阻塞 套嚢壓力值保留在微處理器存儲器中.微處理器采用振蕩細節以已知方 式計算收縮壓250、平均動脈壓(MAP) 260和舒張壓270.從圖2示圖中可以理解，血壓套嚢的初始充氣壓力210必須超過NIBP 監視系統和方法的患者收縮壓250以有效運行.在NIBP監視系統過去的 實施例中，初始充氣壓力210或者是基于在最后一次測量循環中所確定 的收縮壓250，或者是為每個患者設置的恒定值.最后一次測量循環的收 縮壓250通常增加固定的值或者百分比，以確定下次測量循環的初始充 氣壓力210.因為在當前測量之前以相當大時間周期進行最后一次血壓套 嚢測量，所以由于相對于患者的變化狀況造成基于最后一次測量的初始 充氣壓力可能不正確.而且，如果對患者采用標準值，則初始充氣壓力 210可能太高或者太低，這取決于患者.對患者初始(或者唯一)血壓測 量的情況下，沒有從中獲得初始充氣壓力210的現有測量值.在這種情 況下，現有技術系統依賴于標準值，該標準值對每個患者都是相同的.在圖2的示困中，初始充氣壓力210選擇為遠高于收縮壓250.在該 操作實例中，在套囊壓力達到收縮壓250之前，血壓套囊內的壓力必須 減少大量的壓力步驟230.該血壓套囊的過度充氣造成患者經受由于不必 要的高套嚢壓力以及延長的肱動脈阻塞所引起的不適.另外，血壓套囊的過度充氣由于在套囊壓力達到收縮壓250之前所需要的大量壓力步驟 230而增加了從患者采集血壓讀數所需要的全部時間.除了過度充氣以外，初始充氣壓力210可誤選擇為低于收縮壓250. 如果初始充氣壓力210低于收縮壓260,則NIBP監控系統將不能獲得精 確計算收縮壓260所需要的要求示波壓力測重值.在這種情況下，NIBP 監視系統必須將血壓套嚢重新充氣至高于收縮壓260的充氣壓力.這種 情況下，患者再次經受延長的血壓確定時間并增加了不舒適.盡管基于早先的血壓確定計算初始充氣壓力的方法通常有效，但是 如果患者的血壓在當前NIBP測量和先前NIBP確定之間的時間內變化明 顯，則初始充氣壓力210可能錯誤.某些情況下，血壓測量之間的時間 為15分鐘至一個小時.如果患者的血壓在該時間周期內變化明顯，則標 準充氣調整可能錯誤，并造成過度充氣或者充氣不足，從而延長血壓確 定循環.圖3 .為描述確定血壓時所看到的示波包絡和示出充氣和放氣時間間 隔的示困.在監視血壓時，血壓套嚢通常纏繞在患者肱動脈上方的上臂 周圍.在血壓套囊的初始充氣期間，NIBP系統中的壓力傳感器產生微處 理器接收的振蕩.通常，血壓套囊迅速從大約為零的壓力充氣至稍高于 收縮壓的初始充氣壓力.當NIBP監視器開始對壓力套囊充氣的過程時， 采用壓力傳感器檢測振蕩.可采用常規數字濾波技術產生對應每次心跳 的示波脈沖.在接收濾波信號時，微處理器能夠檢測在血壓套囊充氣時 出現的示波脈沖.在血壓確定的充氣階段中，獲得多個示波脈沖，并且示波脈沖幅值 隨著套嚢壓力增加而提高.隨著測量循環進行，套囊壓力逐漸提高，示 波脈沖的峰-峰值幅值總體單調增加至以310示出的最大值.在該最大 值的套嚢壓力接近于MAP.套囊進一步被充氣至完全阻塞肱動脈即阻止 血液在心動周期中的任何時間流過勝動脈的壓力. 一旦振幅達到最大值， 振幅開始下降，如320示出，并且在充氣階段、在該點上進行曲線擬合 以估計收縮壓.隨著壓力套囊充氣超過收縮壓，動脈被完全阻塞并且沒 有血液流過該動脈.通常地，套囊壓力可提高至稍高于收縮壓的初始充 氣壓力，從而可在確定的充氣階段獲得完整的示波脈沖集，以精確確定 血壓，實施例中，在充氣時將振幅從310減小至320時估計收縮壓.參考圖 4解釋了曲線擬合技術. 一旦套囊被充氣至計算或者默認的初始充氣壓 力，則由微處理器啟動NEBP系統的放氣閥，以按照一系列恒定壓力步驟 對套嚢放氣.在放氣周期中所獲得的振蕩放氣周期結束時確定血壓.通 常套囊壓力按步驟緩慢放氣，并且在放氣的初始階段中，即在330，所接 收的振幅最小.在點340,振蕩尺寸增長至將在后面確定為示波包絡的收 縮期點以確定收縮壓的程度.此時的振幅為固定比例(比率)的在MAP 下找到的最大振幅.振幅隨著套囊壓力釋放由于通過動脈的血液流量增 加而保持增加并且達到最大值，然后開始下降，示出為周期350.隨著套 嚢壓力進一步釋放并且在點360達到振蕩尺寸，點360將在后面被確定 為示波包絡的舒張期點以確定舒張壓. 一旦在套嚢內達到舒張壓水平時， 則振幅的幅值為在MAP下找到的振蕩尺寸的固定比例(比率).在實施例中，從具有示波包絡生理預期形狀的預先定義函數例如高 斯函數，通過曲線模擬多個示波脈沖幅值和充氣周期初始部分的相應套 嚢壓力，可估計收縮壓.為實現本發明，通常地，放氣周期中在該點估 計收縮壓，此時振幅首先在充氣時即從310至320振蕩過渡期間從最大 值開始下降.根據估計的收縮壓計算該初始充氣壓力，微處理器采用該 值在320控制套囊充氣的終止.圖4為詳細描述在套囊充氣時所看到的示波包絡以及示出出現振蕩 以計算初始充氣壓力的示例的示困.估計該收縮壓以用于計算初始充氣壓力，需要該壓力以獲得后面放氣時的完整示波模式.在放氣周期結束 時確定公布和輸出至用戶的血壓.在充氣時，套囊壓力從基本為零增加 至初始充氣壓力.充氣時，套嚢壓力緩慢提高，并且在點410微處理器 開始從壓力傳感器接收振蕩.隨著套囊壓力增加，振幅保持增加，并且 在點420,振幅成為最大值.在該點的套嚢壓力估計MAP. —旦振幅達 到最大值，則振幅如430所示開始下降.采集在充氣周期即在410至振 幅開始下降的點即在430期間獲得的振蕩，以估計收縮壓.當系統在所 感興趣的范圍上自動改變套囊壓力時，這些振幅以及所施加的套囊壓力 被一起存儲.這些峰_峰值振幅限定示波包絡并被估計以發現最大值及 其相關的套嚢壓力，該套囊壓力近似等于MAP.低于MAP值的套嚢壓 力指定為舒張壓，該低于MAP值的套囊壓力產生具有和最大值一定固定關系的峰-峰值合成幅值.同樣，高于MAP值的相等套囊壓力指定為收 縮壓，該高于MAP值的相等套嚢壓力造成具有和該最大值一定固定關系 的幅值的振蕩.收縮壓和舒張壓分別與最大值之間的關系為經驗獲得的 根據本領域技術人員偏好假定變化水平的比率.通it^察低于一定值(稍 大于MAP)的套囊壓力，完成采用充氣周期估計的收縮壓，這一點意味 著該快速充氣收縮期估計是預言性的并且可用于計算初始充氣壓力.實施例中，可通過首先將具有示波包絡的生理預期形狀的預先定義值而估;十收縮壓，通過曲線模擬發現函數中的參數.實質上，所測量的 示波數據用于調整預先定義函數中的參數直到實現最佳模擬.已知M 的最佳值以及預先定義函數本身時，可完全限定擬合的曲線.然后容易 采用擬合曲線以得到平均動脈壓(MAP)數據點的近似，該數據點近似 處于擬合曲線的最大值.從該最大值數據點，可將收縮壓和舒張壓計算 為具有振蕩幅值的那些壓力，該振蕩幅值為在MAP出現的最大振蕩值的 固定百分比.以該方式，沿擬合曲線的收縮期數據點和舒張期數據點都 可計算，并因此可確定其相應的壓力.因為在完成早期充氣周期430后 立即進行曲線模擬，遠在獲得實際收縮壓附近的套囊壓力之前，所以該 曲線模擬可用于計算目標充氣.例如，可從經常存在于收縮期、MAP以 及舒張期的熟知數學公式，例如收縮期估計值等于舒張期估計值加上 MAP-舒張壓差的三倍，以及根據曲線擬合通過采用MAP和舒張壓來 估計收縮壓. 一旦估計了收縮壓，則該收縮壓可用于幫助確定初始充氣 壓力.圖5為描述從如本發明實施例中所公開的血壓確定的充氣階段中所 校準的示波脈沖估計收縮壓的示圖.選擇示波脈沖520,以通過該備選的 技術估計收縮壓.可通過采用多個振蕩和在充氣初期獲得的相應套囊壓 力首次擬合預先定義函數而估計收縮壓.接下來，可從擬合曲線估計MAP 和舒張壓.可采用早先指定的技術估計這些壓力.可通過計算示波脈沖 循環的時間平均值識別示波波形上的MAP水平524.可將示波波形上的 舒張期水平522識別為示波循環的最小值. 一旦找到MAP524和舒張期 水平522，則從曲線擬合所估計的MAP和收縮壓可以和那些水平相關， 然后可從收縮期水平526找到收縮壓.再次， 一旦估計了收縮壓，則可用于幫助確定初始充氣壓力，典型地，選擇具有最大幅值的振蕩以進行校準.找到收縮期水平526作為在心動周期期間示波波形內出現的最大 值.困6A為描述采用如本發明實施例所述的示波技術，計算初始充氣壓 力以估計患者血壓的詳細方法的流程圖.在步驟610,開始計算新初始充 氣壓力的過程，當可計算新初始充氣壓力時即在圖4的步稞430，執行圖 6A所表示的算法，可選擇地，由困6A表示的算法擬合為在圖7的步驟 740確定的血壓.困6A的整體更詳細表示了將在下面解釋的圖7的步稞 740.在步* 620，訪問在充氣時獲得的示波信息.該步驟包括從微處理 器存儲器獲得關于在充氣時出現的多次振蕩的信息.采用濾波器，NIBP 監視器檢刑、測量和存儲在充氣周期從套囊壓力波形獲得的示波脈沖幅 值信息.該步驟還包括采用伴隨充氣初期獲得的其相應套嚢壓力、也存 儲在微處理器存儲器中的多個示波脈沖幅值來定義示波包絡.在步驟 S630，將示波包絡信息與具有示波包絡的生理預期形狀的預定函數進行 曲線擬合.例如，高斯函數可用作預先定義函數.雖然套囊在充氣，但 是振幅將提高并且達到最大值然后開始下降.此時，存在足夠的示波信 息，從而可進行曲線擬合，該曲線擬合然后給出或者幫助迅速估計收縮 壓。優選在套囊壓力達到默認的初始充氣壓力之前估計收縮壓，從而有 助于幫助計算更好的充氣目標壓力.在步猓640，從擬合的曲線估計MAP 和舒張壓.在步驟650，從估計的MAP和舒張壓估計收縮壓.該步驟包 括選擇在充氣時獲得的示波脈沖，以對其進行校準而估計收縮壓.使用 根據曲線擬合估計的MAP和舒張壓校準示波脈沖.典型地，選擇以最大 幅值獲得的示波脈沖以進行校準.在步驟660，從校準的示波脈沖波形的 最大值估計收縮壓.在步稞670，基于收縮期的估計值，計算新的初始充 氣壓力.通過將預先設置的變量增量添加到估計的收縮壓實現這一點. 在步驟680，采用新初始充氣目標壓力控制充氣.僅僅在套囊壓力獲得默 認的初始充氣壓力之前估計新初始充氣壓力才使用新初始充氣壓力.圖6B為描述當采用振蕩技術監視患者血壓時計算初始充氣壓力的備 選實施例流程圖.步稞611至641與圖6A的步驟610至640相同.但是， 在步驟651，以不同的方式估計收縮壓.特別是，通過采用從根據如該說 明書先前描述的熟知的近似數學公式關系以及根據曲線擬合所獲得的MAP和舒張壓而計算快速收縮壓估計值.步驟661和671與困6A的步 驟670和680相同.通過該方法，圖6B描述了充氣時的快速估計收縮壓 的不同方法如何擬合為總血壓算法.圖7為描述如本發明實施例中所述測量患者血壓的方法的流程圖. 在圖7中，步稞720至750示出了血壓確定的充氣階段，而步驟760至 780示出了確定的放氣階段.在步驟710，開始確定血壓.在步驟720， 從零壓力開始套嚢充氣，并且設置默認的初始充氣壓力.以一定速率對 套嚢充氣，從而獲得足夠數量的振蕩，以在充氣時估計必須的血壓值. 在步稞730，該系統檢驗套囊壓力是否達到由系統在血壓確定開始時設置 的初始充氣壓力.如果套嚢壓力已經達到默認的初始充氣壓力，則如所 示出的在步騍750終止套囊充氣.在步驟740，如果套囊還沒有達到默認 的初始充氣壓力，則如果可能，從示波信息計算新的初始充氣壓力.通 過在圖6A和6B中所描述的任何一種方法計算新初始充氣壓力.閨8中 更詳細示出了在確定充氣階段需要采取的行動.如果計算了新的初始充 氣壓力，則該新的初始充氣壓力然后可用于對套囊充氣至需要的最高水 平而非默認的初始充氣壓力. 一旦套嚢壓力達到新近計算的初始充氣壓 力或者默認的初始充氣壓力，則如步驟750所示終止套囊充氣.如果計 算了新的初始充氣壓力，無論其高于或者低于第一初始充氣壓力，則其 優先控制打氣終止.但是，如果充氣周期足夠長，則可能更新新的初始 充氣壓力.因為在充氣周期收集了更多的振蕩，所以可更好地計算新的 初始充氣壓力.在步驟760,套嚢放氣開始.套囊從初始的充氣壓力放氣 至更低的水平.在放氣時監視多個示波脈沖，以獲得對應放氣的示波包 絡，在步驟770,從示波脈沖計算收縮壓、MAP和舒張壓以公布和輸出 給用戶.在步稞780,向用戶提供血壓的輸出估計值，在步驟790血壓確 定結束，在實施例中，通過采用預先定義函數進行曲線擬合而估計快速收縮 壓.當套嚢壓力在初期充氣周期上變化時，通過采用多個示波脈沖幅值 的曲線擬合算法找到預定函數中的參數.可采用任何熟知的曲線擬合算 法。例如，Marquardt-Levenberg算法容易應用于本發明.為進行計算 以快速估計收縮壓，由振幅相對套囊壓力數據定義的示波包絡必須具有 合理的鐘形.可通過要求存在三次或更多次振蕩，而一次振蕩具有清晰的幅值最大值、舒張期側振蕩的幅值必須小于最大值一半、心臟舒張側振幅必須小于最大值的0.9來保證這一點.可選擇地，必須存在多于三次 的振蕩，至少一次振蕩早期處于包絡的收縮期側.如果測量的示波數據 滿足這些要求，則可進行曲線擬合以估計各種所需要的血壓估計值.從 擬合的曲線估計MAP和舒張壓.振幅成為最大值的套囊壓力為MAP估 計值，振幅在包絡低壓側為MAP振蕩尺寸的60%的套囊壓力為舒張期 估計值. 一旦完全定義擬合的曲線則容易獲得60%的心臟舒張點并且其 僅僅為描述性實例；本領域技術人員優選其它百分比或者比率.一個實施例中，如前所述，可通過采用已知為"三分之一規則"的數 學公式估計快速收縮壓.特別是，通過舒張壓加上MAP舒張壓差的三倍 估計收縮壓.該規則通常用于將MAP估計為舒張壓加上脈沖壓力的三分 之一，但是為實現本發明可對其進行代數處理，以從舒張壓和MAP估計 收縮壓.而且，如前面所述，MAP是示波包絡最大值出現的位置；舒張 壓是振幅為示波包絡低壓側上MAP振蕩尺寸60%的位置.但是一旦可 再次進行曲線擬合，則在該實施例中，僅僅需要估計舒張壓和MAP.因 為所測量的包絡數據通常不提供精確等于60%最大值振幅的點(還在壓 力步驟時)，所以可通過擬合曲線采用步脒之間的內插以改進舒張期估 計值.在一個實例中，以一定速率對壓力套嚢充氣，從而可找到足夠多的 示波脈沖.注意通過計算初始充氣壓力，即使在某些情況下充氣周期耗 費長一點的時間以獲得充氣時的足夠詳細示波信息而進行良好的曲線擬 合，但總體上將更快地確定.本發明的有利用途在于，適用于高血壓患 者的大套嚢.如果套囊體積較大，則充氣至初始充氣壓力將會自然地耗 費較長時間，同時可采集所需要的示波脈沖.通常，不需要開發特殊的 套嚢充氣策略，以按照動態或者精心設計的方法控制泵.如果不如此快 地進行充氣從而在估計新且更好的初始充氣壓力之前獲得默認初始充氣 壓力，則NIBP系統可和平常一樣地繼續確定.如果在套囊達到默認的初 始充氣壓力之前找到更好的初始充氣壓力，則NIBP系統可采用新近計算 的初始充氣壓力.這一點提供了加速確定的機會，但是僅僅當環境允許 如此時才可以.圖8為描述如本發明實施例中估計初始充氣壓力時所采用的行動過程的流程困.在步驟810，開始采用NIBP系統確定血壓.在步驟820, 使用根據早先血壓估計值的初始充氣壓力或者以默認的初始充氣壓力設 置NIBP系統.在步驟830,開始朝著設置的初始充氣壓力對套囊充氣. 在步猓840，微處理器檢驗套囊壓力是否已經達到設置的初始充氣壓力. 如果套嚢壓力在計算新初始充氣壓力之前達到設置的初始充氣壓力，則 試圖計算新初始充氣壓力的過程結束，并且如步壤890所示該設備繼續 對套嚢放氣.在步驟850,如果套囊壓力還未達到設置的初始充氣壓力， 則微處理器檢驗是否已經接收足量的振蕩，以充分定義用于估計收縮壓 的示波包絡.如果沒有接收到用于估計快速收縮壓的足量的振蕩，優選 且最少為三個振蕩，則微處理器將檢驗是否已經達到設置的初始充氣壓 力，如果沒有則微處理器將繼續監視振蕩.如果套嚢壓力已經達到設置 的初始充氣壓力，則該設備將繼續進行放氣.在步驟860，微處理器檢驗 是否采用預先定義函數以曲線擬合在充氣過程中截至此時已經獲得的振 蕩數據.如果在套嚢壓力到達設置的初始充氣壓力之前能夠進行曲線擬 合，則在步寐870計算新初始充氣壓力.如果不能進行曲線擬合，則該 算法將返回步驟840以查看是否停止套囊充氣.如果可獲得足量的信息 從而能夠計算新初始套囊壓力，則該算法進入步驟870.在步驟880，套 嚢被充氣到新的初始充氣壓力.在步驟890,套囊壓力以常漲溪式從初始 充氣壓力放氣以獲得向用戶公布的血壓估計值.因此提供了各種估計初始血壓和控制套囊充氣的方法的實施例.雖 然已經參考優選實施例描述了本發明，但是本領域技術人員將理解可對 該實施例進行某些替換、更改和省略而不偏離本發明的實質.因此，前 面的說明僅僅是示例性的，不應限制下面權利要求書所列出的本發明的 范圍.
權利要求
1.一種計算初始充氣壓力(210)同時監視血壓的方法，包括如下步驟(a)對血壓套囊(101)充氣；(b)在對血壓套囊(101)充氣(210)時監視示波脈沖(240)的存在；(c)基于在血壓套囊(101)充氣時檢測的示波脈沖(240)，估計患者的快速收縮壓(250)；以及(d)將初始充氣壓力(210)定義為高于所估計收縮壓(250)的預定壓力；其中通過采用具有示波包絡生理預期形狀的預先定義函數而進行曲線擬合估計收縮壓(250)，通過采用伴隨著在充氣初期時所獲得的相應套囊壓力的多個示波脈沖(240)進行曲線擬合。
2. 如權利要求1所述的方法，其中對血壓套囊(101)充氣的步驟 包括以一定速率提高套囊壓力，從而在套囊壓力達到默認初始充氣壓力 之前定義初始充氣壓力(210).
3. 如權利要求1所述的方法，其中監視示波脈沖(240)存在的步 驟包括下述步驟(a) 在對血壓套嚢(101)充氣時從壓力傳感器(104)接收多次振 蕩；以及(b) 濾波套囊壓力波形，以提取示波脈沖(240).
4. 如權利要求3所述的方法，其中監視示波脈沖(240)的存在還 包括，采用伴隨相應套囊壓力的示波脈沖(240)的幅值定義示波包絡.
5. 如權利要求l所述的方法，其中估計收縮壓包括如下步驟(a) 采用伴隨在套嚢(101)充氣時所獲得的相應套囊壓力的示波 脈沖，通過曲線擬合找到預定函數中的函數^t;(b) 從所擬合的曲線獲得平均動脈壓(260)和舒張壓(270);以及(c) 從估計的平均動脈壓(260)和舒張壓(270)估計收縮壓(250).
6. 如權利要求5所述的方法，其中從估計的平均動脈壓(260)和 舒張壓(270)估計收縮壓(250)還包括如下步驟(a) 從充氣時獲得的多個示波脈沖(240)選擇至少一個示波脈沖 (240);(b) 以所獲得的平均動脈壓(260)和舒張壓(270)校準所選擇的 示波脈沖(240);以及(c) 從所校準的示波脈沖(240)估計收縮壓(250).
7. 如權利要求5所述的方法，其中從估計的平均動脈壓(260)和 舒張壓(270)估計收縮壓(250)還包括，采用平均動脈壓(260)和舒 張壓(270)與收縮壓(250)之間的任何數學公式關系估計收縮壓(250),
8. 如權利要求5所述的方法，其中基于僅僅從部分充氣壓力范圍所 收集的數據估計快速收縮壓(250).
9. 如權利要求l所述的方法，其中定義初始充氣壓力包括，在套囊 壓力達到默認初始充氣壓力之前計算初始充氣壓力的步驟.
10.如權利要求9所述的方法，還包括如果在計算新初始充氣壓力之 前套囊壓力達到默認的初始充氣壓力，則結束嘗試計算初始充氣壓力的 過程的步壤.
全文摘要
本申請涉及確定血壓時控制套囊充氣的方法。本申請公開了一種確定血壓時采用NIBP系統(100)計算初始充氣壓力(210)的方法。具有系統(100)的套囊(101)充氣至默認的初始充氣壓力(210)并在充氣時獲得多個示波脈沖(240)。從預先定義函數估計快速收縮壓(250)，該預先定義函數具有與充氣時所獲得的示波數據擬合的示波包絡的生理預期形狀。在實施例中，通過將伴隨充氣時所獲得的相應套囊壓力的多個示波脈沖幅值擬合為預定的函數而特別找到函數中的參數。套囊(101)被充氣至從估計的快速收縮壓(250)找到的計算初始充氣壓力(210)。當套囊(101)處于初始充氣壓力(210)后，開始放氣以確定輸出至用戶的實際收縮壓(250)和舒張壓(270)。
文檔編號A61B5/0225GK101273886SQ20081008847
公開日2008年10月1日 申請日期2008年3月31日 優先權日2007年3月30日
發明者B·弗里德曼, L·T·赫爾什, R·梅德羅, S·科盧里 申請人:通用電氣公司