專利名稱：用于數據提取的裝置、計算機程序產品及方法
技術領域：
本發明總體上涉及源自主體中的生理現象的數據的提取，尤其是當該主體的血管系統與體外流體系統相連時。本發明例如可應用于針對體外血液處理的裝置。
背景技術：
生命體征(vital signs)是經常被健康專家采用以評估身體機能的各種生理統計的測量。可以對主體的例如心率、血壓、氧飽和度、心電圖(ECG)、呼吸速率和自主調節(諸如血壓自主調節和體溫自主調節)的生命體征進行測量、監測和詮釋(interprete)以檢測患者的各種失調(disorder)，例如與呼吸和心臟相關的失調。用來獲取生命體征的典型設備包括體溫計、脈搏血氧儀、二氧化碳分析儀和脈搏表(pulse watch) 0雖然通常可以手動獲取脈搏，但是對于具有微弱脈搏的主體可能需要聽診器。可以利用諸如體溫計、聽診器、光電容積描記儀(PPG)、脈搏血氧儀或二氧化碳分析儀的外部生命體征監測器來測量患者的脈搏、氧飽和度以及與呼吸相關的諸如呼吸速率和呼吸中的二氧化碳濃度的信息。腎功能不全的患者經常患有各種其它失調，例如睡眠呼吸暫停癥(sle印apnea), 節律性呼吸癥和換氣過度癥，使得對腎病患者的生命體征進行監測尤其重要。例如，睡眠呼吸暫停癥是一種在普通人群中常見的失調，2 %-25 %的人群患有該失調，而這種情況與諸如高血壓、冠狀動脈疾病、心律紊亂、心力衰竭以及中風的多種共發病的增長速率有關。在透析人群中，呼吸暫停癥的患病率甚至更高，30%至80%的透析患者患有該問題。雖然這種情況的原因不是很清楚，但是據認為血容量過多和高水平尿毒癥毒素可能會使該失調惡化。另外，很多透析患者(40% )被診斷為具有諸如心絞痛、左心室肥大、中風或充血性心力衰竭的心臟問題。這些患者和其他主體可能還患有諸如嘔吐、咳嗽和打嗝的反射性受控現象(reflex-controlled phenomena)。因此，尤其需要對腎功能不全的患者的生命體征進行監測。生命體征背后的源頭是例如諸如呼吸系統、用于血壓調節的自主系統以及用于體溫調節的自主系統的生理脈沖發生器，這些生理脈沖發生器引起周期性生理現象，而已知這些周期性生理現象會引起患者的血壓變化。血壓調節是控制動脈血壓的復雜調節系統的一部分并且依賴于與心輸出量、血流在微動脈處地外周阻力、血液粘性、動脈系統中的血液量、動脈壁的彈性等有關的感官輸入。施加在相同生理機制上的控制會引起血壓變化。提取了關于生命體征的信息的信號和正在使用中的傳感器可能會發生變化，并且用于提供這種信息的儀器通常在目的和功能上受到限制。另外，測量生命體征通常是耗時的，并且需要在操作各種儀器方面能夠勝任的職員的參與和關注。例如，從US5M3990知道血壓監測器，甚至是包含在透析機系統中的血壓監測器， 這些血壓監測器使得能夠按照指定的間隔來測量患者的脈搏和血壓值(例如，心臟收縮壓和心臟舒張壓)。
為了獲得對身體機能的詳細描繪(good picture)，通常希望對多個生命體征進行監測，而這需要連接至患者身體的多個專門的傳感器或監測器，這樣是昂貴的、麻煩的和分散注意力的。同樣已知的是，咳嗽和打噴嚏可能會影響從儀器獲得的生理測量值。例如咳嗽可能會將誤差引入到PPG信號(例如，采用脈搏血氧儀測量的信號)中。因此，需要監測生命體征的另選的方式和/或改進的方式，用于對失調(諸如與主體的呼吸系統、血管系統和自主系統相關的失調)進行檢測、呈現、跟蹤和/或預測。而且，在體外血液處理中，從患者身體中抽取血液，對血液進行處理并接著通過體外血流回路將血液重新導入患者。通常，使用一個或更多個泵裝置使血液通過該回路循環。 該回路通常經由插入到血管通路(blood vessel access)中的一個或更多個接入裝置(例如，針頭或靜脈導管)連接到患者的血管通路。這些體外血液處理包括血液透析、血液透析濾過、血液濾過、血漿去除等。在體外血液處理中，由于體外血流回路中的失常可能會導致潛在地威脅到患者生命的情況，所以使得失常的風險最小化是很重要的。如果體外血流回路遭到破壞，例如，由于用于血液提取的接入裝置(例如，動脈針頭)與血管通路變松從而導致空氣被吸入到該回路中，或者由于用于將血液重新導入的接入裝置(例如，靜脈針頭)與血管通路變松從而導致患者在數分鐘內血液流盡，則可能會出現嚴重的情況。血管通路變得堵塞或阻塞或者接入裝置的位置距離血管壁太近可能會導致出現其它失常。在WO 97/10013中，所述監測涉及對經測量的壓力信號進行濾波以去除源自血泵的頻率分量，然后通過分析經濾波的壓力信號來檢測心臟信號。然后，將經濾波的壓力信號的幅度當作流體連接的完整性的指示。這種監測技術需要進行適當的濾波，并且如果心臟信號與來自血泵的脈沖之間存在顯著的頻率交疊，則該監測可能因而失敗。因此，還需要對體外回路與主體的血管系統之間的流體連接的完整性進行監測的另選的方式和/或改進的方式。

發明內容
本發明的目的在于至少部分地克服現有技術中的一個或更多個以上提出的限制。本發明的一個目的在于提供用于監測人或動物主體的生命體征的另選的或補充的技術。本發明的另一個目的在于提供用于監測體外系統與血管系統之間的流體連接的完整性的另選的或補充的技術，并且該另選的或補充的技術還優選地具有檢測該流體連接中的失常的經改進的魯棒性和/或經增加的確定性。通過根據獨立權利要求的裝置、方法和計算機程序產品來至少部分實現在以下描述中出現的這些目的和其它目的，這些裝置、方法和計算機程序產品的實施方式由從屬權利要求限定。本發明的實施方式基于這種見解可以通過對來自與主體的血管系統接觸的體外流體系統中的壓力傳感器的測量信號進行處理來實現這些目的，之前沒有考慮到這些信號是可以提取和/或詮釋的，并且現在，已經發現這些信號包含有價值的信息。因此，本發明的實施方式使得能夠通過對在壓力測量中獲得的測量信號進行處理來監測人或動物主體的生命體征，該測量信號是從該主體以外的流體系統(即，體外流體系統)中獲得的，并且該流體系統連接到該主體的血管系統。因此，本發明的實施方式使得能夠通過處理這種測量信號來監測該體外流體系統與主體的血管系統之間的流體連接的完整性。本發明的實施方式可以例如按照各種形式與諸如透析的血液處理一起使用。本發明的第一個方面是一種用于對由連接到主體的血管系統的體外流體系統中的壓力傳感器獲得的測量信號進行處理的裝置，所述裝置包括用于接收所述測量信號的單元；以及用于處理所述測量信號以識別源自所述主體中的第一生理現象的壓力數據的單元，所述生理現象不包括所述主體的心臟。本發明的第二個方面是一種用于對由連接到主體的血管系統的體外流體系統中的壓力傳感器獲得的測量信號進行處理的方法，所述方法包括以下步驟接收所述測量信號；以及處理所述測量信號以識別源自所述主體中的第一生理現象的壓力數據，所述生理現象不包括所述主體的心臟。本發明的第三個方面是一種計算機程序產品，該計算機程序產品包括用于使計算機執行根據該第二方面的方法的指令。本發明的第四個方面是一種用于對由連接到主體的血管系統的體外流體系統中的壓力傳感器獲得的測量信號進行處理的裝置，該裝置包括輸入部，其用于接收所述測量信號；以及信號處理器，其連接至所述輸入部，并被配置為處理所述測量信號以識別源自所述主體中的不包括所述主體的心臟的第一生理現象的壓力數據。根據這些方面，在所述測量信號中識別來自所述主體中的不包括所述主體的心臟的第一生理現象的壓力數據。所述第一生理現象可以是所述主體中的反射、所述主體中的有意識的或無意識的肌肉收縮、所述主體中的呼吸系統、所述主體的用于血壓調節的自主系統或者所述主體的用于體溫調節的自主系統。所述第一生理現象生成一個或更多個壓力波，該壓力波從所述血管系統經由進入所述體外流體系統的所述流體連接傳播到所述壓力傳感器，該壓力傳感器與所述體外流體系統中的液體(例如，血液)直接地或間接地流體靜力接觸。該壓力傳感器生成針對各個壓力波的壓力脈沖。因此“脈沖”是一組定義了所述時間相關測量信號內的信號振幅的局部增加或減少(取決于實現)的數據樣本。應當理解，該壓力傳感器可以從例如所述主體的心臟和/或所述體外流體系統中的機械脈沖發生器的其它脈沖發生器接收壓力波，并且這些壓力波還在所述測量信號中生成壓力脈沖。通常，所識別出的壓力數據代表源自所述第一生理現象的所述測量信號中的一個或更多個脈沖。但是，該壓力數據可以采用很多不同的形式。在一種變化形式中，該壓力數據是從所述測量信號直接提取出的參數值。如上面所提到的，所述測量數據不僅可以包含來自所述第一生理現象的一個或更多個相關脈沖， 而且還可以包含其它脈沖信號，諸如來自所述主體的心臟的脈沖、來自所述體外流體系統中的機械脈沖發生器的脈沖以及來自所述主體中的其它生理現象的脈沖。但是，在特定實施方式中，可以在所述測量信號中計算出代表來自所述第一生理現象的相關脈沖的參數值。在另一種變化形式中，該壓力數據是時間相關的監測信號，該監測信號是通過為了改進/便于對來自所述第一生理現象的相關脈沖的識別而在時域中或在頻域中對所述測量信號進行處理所獲得的。例如，該處理可以導致明顯抑制或者甚至消除所述測量信號中的不希望的信號或干擾信號。這些不希望的信號可以包含來自機械脈沖發生器的脈沖和 /或來自該主體的心臟的脈沖和/或來自該主體中的其它生理現象的脈沖。在該處理之后， 已經從所述測量信號中提取出一個或更多個相關脈沖，或者已經在所述測量信號中將該一個或更多個相關脈沖“隔離”。如在本發明中所使用的，“隔離相關脈沖”表示對該測量信號進行處理以使得源自所述第一生理現象的脈沖可以在所識別出的壓力數據中被檢測到并被分析。可以對該測量信號進行處理以至少明顯地排除心臟脈沖和/或至少明顯地排除其它不希望的信號(諸如源自所述機械脈沖發生器的脈沖)。例如，可以對該測量信號進行低通濾波以去除大于約 0. 4Hz、0. 45Hz、0. 5Hz、0. 55Hz、0. 6Hz、0. 65Hz、0. 7Hz、0. 75Hz 或 0. 8Hz 的頻率。在另一個示例中，可以在從約0. 15Hz至約0. 4Hz、從約0. 04Hz至約0. 15Hz以及從約0. OOlHz至約0. IHz的頻率范圍中的至少一個頻率范圍內對所述測量信號進行帶通濾波。在又一個示例中，對該測量信號進行高通濾波以至少去除低于約3Hz-5Hz (并且優選地是低于約3. 5Hz-4Hz)的頻率，例如，以隔離源自快速肌肉收縮、來自腹腔和腸道的運動和聲音、該主體說話等的脈沖。應當理解，“隔離相關脈沖”不需要排除該監測信號包括來自該主體中的除心臟以外的一個或更多個其它生理現象的脈沖的情況。但是，在特定實施方式中，實際上，基本上可以利用僅來自所述第一生理現象的信號分量生成該監測信號。在又一種變化形式中，該壓力數據是從上述監測信號提取出的參數值。在對該壓力數據進行識別之后，可以針對對該主體的失調狀態進行檢測和/或呈現和/或跟蹤和/或預測的目的來處理或使用該壓力數據。另選地或者另外地，可以針對確定該流體連接的完整性的目的來處理或使用該壓力數據。本發明的實施方式應用于對測量信號的離線和在線處理(即，在諸如透析的治療期間(例如，并發地)和在治療之后以及獨立于這種治療)。該測量信號可以包括原始數據或經預處理的數據，例如，用于減少信號噪聲而經濾波的數據。本發明的實施方式可應用于涉及諸如運行中的泵的特殊的信號噪聲源和信號偽像源的情況。該處理例如可以涉及包括普通信號濾波、諸如來自運行中的泵的特定信號噪聲(通常是測量噪聲)和信號偽像的去除以及信號分析的預處理。本發明的實施方式在有利地實現連續的和間歇的測量方面也是很靈活的。作為本發明的實施方式的優點，可以在例如透析治療期間直接從體外循環提供對呼吸以及諸如血壓調節和溫度調節的自主調節的連續的或間歇的測量。因此，能夠使用來自該體外循環的時間相關壓力信號來同時地并且連續地監測多個生命體征，并且減少了將多個專用傳感器或監測器附接到該主體身體上的要求。本發明的實施方式對于例如在家執行透析的患者或具有有限醫務人員的夜間患者的沒有得到照顧的患者來說是有益的。本發明的實施方式還使得能夠監測體外流體系統與血管系統之間的流體連接的完整性，而無論心臟脈沖與來自該體外流體系統中的機械脈沖發生器的脈沖之間是否存在任何頻率疊加。例如，該監測可以基于源自除心臟以外的生理現象的脈沖，這些脈沖是由源自該機械脈沖發生器的脈沖在頻率和/或時間上進行移位得到的。本發明的其它的目的、特征、方面和優點將從以下的詳細描述、所附的權利要求書以及附圖和附錄變得清楚。


現在，將參照所附的示意圖更詳細地描述這些發明性概念的實施方式。圖1是可以使用本發明的數據處理對壓力信號進行濾波的普通流體容納系統的示意圖。圖2是從測量信號和基準儀器(二氧化碳分析儀)生成/提取的呼吸信號作為時間的函數的圖。圖3是來自測量信號的呼吸信號作為時間的函數的另一個圖。圖4是根據本發明的一個實施方式的信號識別處理的流程圖。圖5是呼吸信號作為時間的函數的圖。圖6是將例示呼吸失調響應的圖。圖7是識別出的與呼吸失調有關的呼吸相關參數的圖。圖8是在a)健康的主體和b)具有不健康心血管響應的主體中的血壓紊亂事件的圖。圖9是與血壓紊亂事件有關的呼吸信號的圖。圖10是分別在靜脈壓力側和動脈壓力側測量到的、與血壓紊亂事件有關的呼吸信號的圖。圖11是包含體外血流回路的、用于血液透析治療的系統的示意圖。
具體實施例方式下文將總體上參照流體容納系統，具體而言參照體外血流回路來描述實施方式。 此后，將會對生理現象以及提取表示這些生理現象的信號的實施方式進行描述。接著，對基于這些提取的信號來檢測失調的示例性實施方式以及基于這些提取的信號來監測流體連接的完整性的示例性實施方式進行描述。在全部以下描述中，用相同的附圖標記指示相同的元件。概述圖1示出了普通流體裝置，其中流體連接C被建立在第一流體容納系統Sl與第二流體容納系統S2之間。流體連接C可以從一個系統向另一個系統傳送流體，也可以不從一個系統向另一個系統傳送流體。第一脈沖發生器3被設置為在第一系統Sl內部的流體中生成一系列的壓力波，而第二脈沖發生器3'被設置為在第二系統S2內部的流體中生成單個的、偶爾的或一系列的壓力波。單個壓力波可以代表打噴嚏，偶爾的壓力波可以代表一次或更多次咳嗽，而一系列的壓力波可以代表規則的或不規則的呼吸。一個或更多個壓力傳感器如-如被設置為測量第一系統Sl中的流體壓力。只要流體連接C是完好的，由第二脈沖發生器3'生成的壓力波將從第二系統S2傳播到第一系統Si，并且因此，除源自第一脈沖發生器3的第一脈沖之外，壓力傳感器如-如將檢測到源自第二脈沖發生器3'的第二脈沖。要注意的是，第一脈沖發生器3和第二脈沖發生器3'中的任何一個可以包括一個以上脈沖發生裝置。并且，任何這種脈沖生成裝置可以是或者可以不是相應流體容納系統 S1、S2的一部分。第一流體系統可以是體外流體回路(諸如用于透析的類型的體外血流回路)，而第二流體系統可以是主體的諸如血液回路的血管系統。第二脈沖發生器3'還可以被稱為生理現象，并且第二脈沖發生器3'可以是周期性的或非周期性的、重復的或非重復的、自主的或非自主的生理脈沖發生器。第二脈沖發生器3'可以是來自由反射動作、有意識的肌肉收縮、無意識的肌肉收縮、所述主體的呼吸系統、所述主體的用于血壓調節的自主系統以及所述主體的用于體溫調節的自主系統構成的組的生理現象。反射動作也被公知為反射，反射動作應被理解為響應于刺激的無意識的并且幾乎同時發生的動作。圖1中的流體裝置還包括連接至壓力傳感器的監視裝置25。因此，監視裝置25獲取可以是時間相關的或者可以不是時間相關的一個或更多個壓力信號以提供第一系統Sl中的流體壓力的實時表示。監視裝置25監測主體的生理現象的行為并且可以發出警報或告警信號，并且/或者警告第一系統Sl的控制系統采取合適的行動。監視裝置25 可以持續地(即，在線)處理測量信號或者可以不持續地處理測量信號。測量信號還可以包括一組或一批針對后續分析(即，離線)提取出的測量信號。監視裝置25基于如下原理來可選地監測流體連接C的完整性存在第二脈沖表示流體連接C完好，而不存在第二脈沖表示流體連接C被損害。不存在第二脈沖將引起監視裝置25發出警報或告警信號，并且/或者警告第一流體容納系統Sl或第二流體容納系統 S2的控制系統采取合適的行動。因此，監視裝置25可以被配置成持續處理時間相關的測量信號，以確定是否存在第二脈沖。通常，該確定涉及在時域分析測量信號或該測量信號的經預處理的版本，以計算表示測量信號中存在或不存在第二脈沖的評價參數的值(即，參數值)。根據實現，監視裝置25可以使用數字組件或模擬組件或其組合，以接收并處理這些測量信號。在本發明的上下文中，“不存在”脈沖可以暗示脈沖已經消失了，或者至少與視為 “存在”的脈沖相比，該脈沖已經顯著降低了。對存在或不存在的評估可以涉及基于這些測量信號計算評價參數值并將該參數值與閾值進行比較。圖11示出了針對透析使用的類型的體外血流回路20的示例。體外血流回路20 包括按照動脈針頭1的形式的、用于血液抽取的接入裝置以及將動脈針頭1連接到血泵3 的動脈導管部分2，該血泵3可以是蠕動型的(如圖11所示)，或者可以是諸如隔膜泵的任何其它類型的泵。在泵3的入口處存在壓力傳感器如(下文中稱作動脈傳感器)，該壓力傳感器如測量動脈導管部分2中的、泵3之前的壓力(按照“動脈壓力信號”的形式)。血泵 3促使血液經由導管部分5到達透析儀6的血液側。許多透析機另外地設置有壓力傳感器 4b，該壓力傳感器4b測量血泵3與透析儀6之間的壓力。引導血液經由導管部分10從透析儀6的血液側至靜脈滴注器或脫氣室11，并且從靜脈滴注器或脫氣室11經由靜脈導管部分12和按照靜脈針頭14形式的、用于重新導入血液的接入裝置回到患者。設置壓力傳感器4c (下文中被稱作靜脈傳感器)來測量透析儀6的靜脈側的壓力(按照“靜脈壓力信號” 的形式)。在所例示的示例中，壓力傳感器4c測量靜脈滴注器中的壓力。動脈針頭或動脈導管1和靜脈針頭或靜脈導管14這二者通過血管通路連接到患者。血管通路可以是任何合適類型的，例如，瘺管、斯克里布納分流器(kribner-shimt)、移植物等。為簡潔起見，以下討論假設血管通路是瘺管。關于圖1中的總體設置，體外血流回路20對應于第一流體容納系統Si，血泵3(以及回路20內或與該回路20相關聯的任何其它的脈沖源，諸如透析溶液泵、瓣膜等)對應于第一脈沖發生器3，患者的血液系統對應于第二流體容納系統S2，并且患者的生理現象對應于第二脈沖發生器3'，因而該第二脈沖發生器3'位于患者的血液系統內或與患者的血液系統相關聯。流體連接C對應于血管通路與接入裝置之間的流體連接1、14中的一個或兩個。在圖11中，設置有控制單元23，以通過控制血泵3的轉速來控制回路20中的血液流動。體外血流回路20和控制單元23可以形成體外血液治療設備(諸如，透析機)的一部分。盡管沒有進一步示出或討論，但是要理解的是，這種設備執行許多其它的功能，例如， 控制透析流體的流動、控制透析流體的溫度和成分等。在圖11中，監視裝置25包括對輸入信號進行預處理的數據獲取部觀，數據獲取部觀例如包括具有所需的最小采樣率和分辨率的A/D轉換器、一個或更多個信號放大器、 用于去除輸入信號中的不期望的分量(例如，偏移、高頻噪聲和電源電壓干擾)的一個或更多個濾波器。在本文給出的示例中，數據獲取部觀包括來自國家儀器公司(National Instruments)的DAQ卡USB-6210 (其具有IkHz的采樣率和16位的分辨率)、來自Analog Devices的運算放大電路AD620、截止頻率為0. 03Hz的高通濾波器(例如，用于去除信號偏移)以及截止頻率為402Hz的低通濾波器(例如，用于去除高頻噪聲)。為了獲得短的收斂時間，將低階濾波器用于這些濾波器。此外，數據獲取部觀可以包括附加的固定的帶通濾波器，該帶通濾波器具有上截止頻率和下截止頻率，以抑制所關注的頻率區間之外的騷擾。經預處理的數據作為輸入被提供給執行本發明的信號分析的主數據處理部四。本發明的實施方式利用了以下事實在主體的身體中出現的生理現象會引起該主體的血壓的變化。已經發現，這些變化會依次經過流體連接、導管部分、導管部分中的流體 (血液/空氣)、任何中間流體室(例如，滴注器11)及其中的流體被引導到體外血流回路中的一個或更多個壓力轉換器。然后通過信號分析可以提取出這些壓力變化，并接著提取出表示現象的信號的速率、幅度、相位和形狀。該信息可以例如有助于醫務人員觀察主體的呼吸速率和呼吸深度。可以通過執行計算機中的諸如數字濾波器的軟件算法，通過諸如限流器和順應性容積的機械過濾器，或者通過諸如專用于該目的的模擬濾波器或數字電路的電子器件來實現該信號分析。因此，在體外循環期間，可以有利地在線地并持續地提供與例如呼吸、血壓和溫度調節相關的測量數據。該測量數據可以根據從大多數體外治療系統可獲得的傳感器信息來確定，而無需其它一次性物品或進行其它血液接入。因此，本發明的實施方式使得能夠具體地說在透析治療期間提供患者的諸如呼吸速率和呼吸幅度的生命體征以及自主調節。本發明的實施方式可以實現為用于識別具有除主體的心臟以外的其它來源的生理信號的設備、計算機實現的方法以及計算機程序產品。這通過對從經由例如插入到主體的血管通路中的針頭或導管與主體的身體直接流體靜力接觸的導管/容器獲取的信號進行分析來實現。與本發明相關的生理信號可以例如源自主體的反射、有意識的肌肉收縮、無意識的肌肉收縮、呼吸，或者來自與該主體的身體的自主調節相關的信號。這些現象中的一些現象的頻率范圍通常是
-呼吸約0.15Hz-0. 4Hz,中心頻率在約0. 25Hz附近；-自主系統引起的血壓調節約0.04Hz-0. 14Hz,中心頻率在約0. IHz附近；-自主系統引起的溫度調節約0.OOlHz-O. IHz,中心頻率在約0. 05Hz附近。為簡潔起見，以下描述在不排除本申請的更大保護范圍的情況下將指代透析領域。將做出如下假設在透析治療期間，經受分析的系統信號由位于血線的靜脈側和/或動脈側的壓力傳感器(分別參見圖11中的傳感器4c和4a)進行傳送。但是，可以預期，可以使用例如光學傳感器(諸如光電容積描記儀(PPG))、位移傳感器(諸如應變儀)以及加速計的其它類型的傳感器，只要這些傳感器能夠傳達與來自患者的相關生理信號相關的等效 fn息ο圖4是示出根據本發明的實施方式的通過監視裝置25執行信號分析處理400的步驟的流程圖。這些步驟從例如從靜脈壓力傳感器或動脈壓力傳感器接收測量信號401開始，該測量信號401包括多個壓力引起的信號分量。信號分析處理可以劃分為預處理部分 402、信號提取部分403和分析部分404。預處理部分402包括如以上涉及數據獲取部28的節段詳述的消除或減少諸如測量噪聲的信號噪聲以及信號偏移。信號提取部分403涉及消除或減少源自體外流體系統中的脈沖發生器的壓力偽像(pressure artefact)以及將源自相關生理現象的壓力數據隔離。在本發明的上下文中，“壓力數據隔離105表示從由任何不必要的生理現象所引起的壓力調節(pressure modulations)生成自由的或大體上自由的時間相關信號(本文中也表示為監測信號)的處理。這些不必要的生理現象可能會在不同的應用之間發生變化，但是通常至少包括心跳。消除信號噪聲和信號偏移(參見，部分402) 以及消除壓力偽像可以包含在用于壓力數據隔離的算法中。例如，可以按照從測量信號中消除信號噪聲和/或信號偏移和/或壓力偽像的方式來對該測量信號進行帶通濾波或低通濾波以隔離呼吸信號。因此，消除壓力偽像可以在壓力數據隔離之前、之后或期間執行。在分析部分404的預分析步驟406中，應用一個或更多個特定信號分析算法來提取例如相關生理現象的速率、幅度和相位。在后分析步驟408中，基于一個或更多個預定標準，例如通過模式識別針對諸如在步驟409中對失調的檢測和在步驟410中對流體連接的完整性的檢測所指示的生理特性或系統特性的各種失調的體征來對信號分析算法的輸出 407進行分析。步驟409的結果可以呈現(例如，顯示)給醫務人員，并且可用于觀察例如患者的呼吸速率和呼吸深度以檢測、跟蹤或預測失調以及可能采取正確的行動。在下文中，將更詳細地解釋生理現象，例如，人或動物的反射、有意識的肌肉收縮、 無意識的肌肉收縮、呼吸系統、用于血壓調節的自主系統以及用于體溫調節的自主系統。由于這些現象生成的血壓變化，所以這些現象還可以稱為生理脈沖發生器。通常，在呼吸期間，按照波狀形式將動脈血壓調節4mmHg至6mmHg。深度呼吸可能會導致20mmHg的血壓變化。主體中的動脈血壓的由呼吸引起的調節有多個原因-大腦的交感神經控制系統的不同部分之間的“串擾(Cross-talk)”。呼吸中樞信號溢出到控制血管舒縮狀態的中樞引起血壓變化，血管舒縮指的是施加在血管上并通過收縮和擴張改變該血管的直徑的動作。-呼吸調節心率，而心率調節心輸出量和血壓-呼吸期間由于胸腔中的壓力的變化引起的對心輸出量的調節。吸氣時，由于胸部中的血管以心臟的泵量為代價容納了更多的血液，所以向心臟的左心室提供了較小的血量。血壓接著將隨著心輸出量的變化而改變。-呼吸引起的對心臟的壓力感受器的刺激。由于交感神經系統會通過改變血壓來對壓力感受器的伸展進行響應，所以這種刺激會引起血壓的調節。-處于仰臥姿態的主體的呼吸期間由于胸部的起伏引起的靜水壓力的變化。吸氣時，胸腔的中部被提升，這導致增大的壓力。圖2例示了通過對由靜脈壓力傳感器和動脈壓力傳感器(參見圖11中的k、4a) 在透析治療期間記錄到的靜脈壓力信號和動脈壓力信號進行信號提取處理(參見圖4中的 402-403)所生成的、來自靜脈201的同步呼吸信號(點線)以及來自動脈202的同步呼吸信號(虛線)。如本發明中所使用的，“呼吸信號”表示代表/反映主體的吸氣和呼氣的重復周期的信號。第三條曲線203(實線)示出了由外部二氧化碳分析儀裝置基于呼吸氣流中的(X)2的測量值提供的呼吸信號的基準。圖3是與圖2中的呼吸信號相似的圖并且示出了分別從靜脈壓力信號和動脈壓力信號中提取出的呼吸信號201、202的幅度根據由二氧化碳分析信號203給出的呼吸的深度而變化。血管舒縮振蕩按照長度為從大約7秒鐘至大約沈秒鐘并且幅度為從大約IOmmHg 至大約40mmHg的周期出現在血壓中。該現象由交感神經控制系統針對以壓力感受器作為輸入信號的血壓的自身振蕩所引起。自主系統還涉及經由對針對溫度變化的血管舒縮響應的調節對身體的溫度控制。 在低溫時，例如動脈收縮以保存身體的能量，而這會導致更高的血壓。與血壓控制系統引起的血管舒縮振蕩類似，溫度控制系統還會引起血壓的周期性變化。溫度周期率通常以大約 0. 05Hz為中心。圖5示出了對來自由自主控制系統在溫度調節的頻率范圍內的震動引起的、通過圖11中的壓力傳感器4C測量到的靜脈壓力信號的呼吸信號502的調制501。在壓力信號分析的最簡單的情況下，在數據獲取期間在連接到主體的體外流體回路中不存在泵或其它壓力偽像源。例如，該泵可能已經被關閉。但是，在通常的情況下，在數據獲取期間運行有一個或更多個泵，或者存在其它的周期性源或非周期性源、重復的或非重復的偽像。可以從外部源(例如，其它傳感器或控制器)獲知關于周期性干擾的信息，或者可以從系統參數(例如，血流速率)估計或重構該關于周期性干擾的信息。周期性壓力偽像可能源自操作蠕動泵、瓣膜的重復性致動、平衡室中的隔膜的運動。根據結合本發明的發現，偽像還可能源自系統組件的機械諧振(諸如，血線的例如通過泵激勵的搖擺運動)。血線的運動的頻率通過導管長度及其諧波以及通過任何所涉及的頻率之間(即，不同的自身振蕩與泵頻率之間)的差拍(beating)給出。這些頻率可以在靜脈線與動脈線之間不同。血線的機械定置和其它自由組件可以彌補機械諧振的問題。另選地，可以指示操作人員觸摸或搖動血線以識別與這些血線相關聯的固有頻率，該信息可以用于為了更好地去除不屬于所關注的壓力數據的組件所進行的分析。非周期性偽像的示例是主體移動、瓣膜致動、導管的運動等。下文中，將簡要討論用于信號提取(參見圖4中的403)的各種技術。信號提取
在下文中，將描述用于消除各種偽像的實施方式。接著，描述用于隔離源自相關生理現象的壓力數據的實施方式。要提取的壓力數據并不限于單個生理現象，其可以源自除心臟以外的一個或更多個生理現象。消除偽像消除偽像可以通過以下步驟來提供-控制體外流體系統中的諸如泵的脈沖發生器-〇通過臨時關閉該脈沖發生器，或者-〇通過將該脈沖發生器的頻率移位；-低通濾波、帶通濾波或高通濾波；-頻譜分析和頻域上的濾波；-時域濾波。控制脈沖發生器可以通過臨時關閉脈沖發生器或者通過將脈沖發生器的頻率移位以遠離一個或更多個相關生理現象的頻率來避免來自體外流體系統中的諸如泵裝置的脈沖發生器的偽像。具體參照針對完整性檢測的的壓力數據的使用(參見圖4中的步驟410)，可以通過對來自獨立源(例如，二氧化碳分析儀)的相關生理信號(例如，呼吸信號)進行反饋控制來消除偽像。這種反饋控制因此可以用來最佳地設定泵頻率以檢測壓力信號中的相關生理信號。例如，為了便于檢測相關生理信號，可以操作圖11中的控制單元23來基于外部信號設定泵頻率，即，控制泵頻率以使泵與相關生理現象在頻率上的交疊最小化。通過應用低通濾波、帶通濾波或高通濾波來消除偽像所測量到的信號可以被提供給具有合適的諸如頻率范圍和/或頻率范圍的中心的頻率特性的例如數字的或模擬的濾波器，而這些頻率特性對應于體外回路中的諸如泵的脈沖發生器。例如，在諸如泵的脈沖發生器工作在IHz的頻率范圍以內的情況下，可以應用合適的低通濾波器，以便獲得生理現象的低于IHz的頻率。對應地，可以應用高通濾波器以獲得具有比該脈沖發生器的頻率高的頻率的生理現象。頻譜分析和頻域中的濾波利用頻率分析，可以例如通過快速傅立葉變換(FFT)方法來執行頻譜中的幅度峰值的檢測和消除。另選地，可以在通過FFT方法等識別出的一個或更多個頻率處通過應用陷波濾波器(notch filter)來實現該消除。時域濾波在附錄A中進一步公開并舉例說明通過在時域中進行濾波來消除偽像。除附錄 A以外，還引用本申請人的PCT公開W02009/156175，并通過該引用將其全部內容并入本申請。將壓力數據與生理現象隔離將源自相關生理現象的壓力數據隔離(參見圖4中的405)可以通過以下步驟中的任何一個或任何一種組合來提供-低通濾波、帶通濾波或高通濾波；
-頻譜分析和頻域中的濾波；或者-時域濾波。通過應用低通濾波、帶通濾波或高通濾波來隔離壓力數據測量信號可以被提供給具有合適的諸如頻率范圍和/或頻率范圍的中心的頻率特性的例如數字的或模擬的濾波器，而這些頻率特性對應于相關生理現象的信號，其中，例如在這種情況下，該隔離涉及-呼吸，約0.15Hz-0. 4Hz的頻率范圍將被允許通過該濾波器；-自主系統引起的血壓調節，約0.04HZ-0.15Hz的頻率范圍將被允許通過該濾波器；以及-自主系統引起的溫度調節，約0.OOlHz-O. IHz的頻率范圍將被允許通過該濾波
ο頻譜分析和頻域中的濾波利用頻率分析，可以例如通過快速傅立葉變換(FFT)方法來執行頻譜中的幅度峰值的檢測和消除。另選地，可以在通過FFT方法等識別出的一個或更多個頻率處通過應用陷波濾波器來實現該消除。通過時域濾波隔離壓力數據可以將所關注的信號作為自適應濾波器的誤差信號從壓力信號中提取出來。向自適應濾波器提供周期性干擾的測量信號和預測信號包絡這兩者。該周期性干擾可能源自任何不希望的生理現象(例如，心臟搏動)。特別地，源自心臟的重構的壓力包絡可以被輸入到自適應濾波器。在附錄A中進一步公開并舉例說明了用于從測量信號中去除不希望的信號分量的這種和其它時域濾波技術。雖然附錄A涉及消除源自體外回路中的諸如泵裝置的脈沖發生器的第一脈沖，但是附錄A同樣適用于消除源自不希望的生理現象的第一脈沖， 只要可以獲得第一脈沖的預測信號包絡即可。本領域技術人員認識到這種預測信號包絡可以按照附錄A所述的多個方法中的任何一個來獲得。除附錄A以外，還引用本申請人的PCT 公開W02009/156175，并通過該引用將其全部內容并入本申請。可以通過包含在下采樣(down-sampling)信號處理算法中的抗混疊 (anti-aliasing)濾波器中的下采樣來自動地實現以上描述的多個濾波技術中的一些濾波技術。另外，還可以通過選擇適當的采樣頻率(即，由在采樣之前應用的抗混疊濾波器所導致的頻率)來在諸如模數轉換器的硬件中直接實現以上描述的多個濾波技術中的一些濾波技術。檢測失調這部分涉及對諸如睡眠呼吸暫停癥、換氣過度癥、咳嗽等的各種生理失調的檢測、 呈現、跟蹤和預測(參見圖4中的409)。該部分基于對從壓力信號中提取出來的生理信號的分析，而該壓力信號是從體外流體系統中獲取的。在總體層次上，對生理失調的檢測、呈現、跟蹤和預測可以涉及基于源于上述信號提取的所隔離的壓力數據來計算評估參數值。接著對該評估參數值進行分析，作為針對檢測生理失調的處理的一部分。如在本申請中所使用的，“跟蹤”表示持續地或間歇性地確定 /趨向于如通過所隔離的壓力數據本身或者通過從所隔離的壓力數據中提取出的絕對/相對參數值所反映出的生理現象的處理。如在本申請中所使用的，“預測失調”可以涉及預先通知該失調和/或估計該失調存在或出現的風險。在附錄B中進一步公開并舉例說明用于計算這種評估參數值的不同技術，其中所隔離的壓力數據對應于通過處理至少一個測量信號以在保留第二脈沖(例如，心臟脈沖) 的同時消除第一脈沖(例如，泵脈沖)所獲得的時間相關監測信號。在附錄B中，所得到的時間相關監測信號可以進行時域分析來得到評估參數值，而該評估參數值用于監測患者的血管系統與體外流體回路之間的流體連接的完整性。附錄B中所公開的關于心臟脈沖的信號處理和評估的所有技術(包括時序信息的使用)同樣適用于出于檢測各種生理失調的目的而對諸如呼吸、體溫的自主調節和血壓的自主調節及其組合的其它生理現象的評估。除附錄B以外，還引用本申請人的PCT公開W02009/156174，并通過該引用將其全部內容并入本申請。當然存在用于計算評估參數值的其它技術，包括其它類型的時域分析以及不同類型的頻率分析，例如，如下面所指出的。還可以利用諸如患者的病歷(例如，心臟狀態、血壓和心率)的其它因素來改進對各種生理失調的檢測和監測的性能。以下部分對可以在動脈壓力信號或靜脈壓力信號中檢測到的不同生理失調的范圍進行描述。除非特別提到，否則假定出于診斷目的、出于安全目的以及出于監視目的，存在對檢測或監測這些失調的醫療興趣。一種呼吸失調是周期性的呼吸失調，這意味著主體按照重復方式深呼吸一些時間，而就在這之后僅輕微呼吸或者根本不呼吸。一種類型的周期性呼吸被稱作潮式呼吸 (Cheyne-Stokes breathing)。圖6示出了潮式呼吸603的示例，還示出了肺部血液中的壓力P(CO2) 160和大腦的呼吸中樞的流體的壓力P(CO2) 162中的延遲變化如何刺激引起深度呼吸604的情況的呼吸中樞605。這可能是由于針對將血液從肺部運送到大腦的呼吸中樞以使得反饋控制能夠正確工作的(例如，由心力衰竭所導致的)過長延遲所導致的。由于例如大腦損傷所導致的呼吸中樞的功能性問題還可能是周期性呼吸的原因。根據本發明可以通過例如濾波、包絡檢測(例如，希爾伯特變換)或者模式匹配來在時域和頻域這兩者中檢測出周期性呼吸及其周期。其它呼吸失調包括可以被歸類為停止呼吸至少10秒鐘的呼吸暫停(或呼吸暫停) 以及呼吸不足，該呼吸不足可以被歸類為彡50%但< 100%的經減少的呼吸量達至少10秒鐘并且血液的氧飽和度的減少量a > 4%。呼吸不足是涉及極度淺的呼吸或異常低的呼吸速率的情況的失調。呼吸不足與呼吸暫停的不同在于余留了一些空氣流量。呼吸不足事件可以在睡眠時或者在清醒時發生。睡眠呼吸暫停可以被顯現為特定呼吸模式的重復。這可以從圖7中的分別代表空氣流動701、胸腔運動702和腹腔運動703的三條曲線中看出。兩種主要類型的呼吸暫停被稱為中樞性的和阻塞性的，在圖7中表示為CA和OA。N表示正常的呼吸。中樞性呼吸暫停是由大腦的呼吸中樞失常引起的，而阻塞性呼吸暫停是患者在睡眠期間的呼吸通路被堵塞引起的。通過在從壓力信號分析提供的呼吸信號中識別這類模式，可以檢測出呼吸暫停。 睡眠呼吸暫停或睡眠呼吸不足的檢測標準可以例如定義為等于或大于每小時睡眠5次呼吸暫停或呼吸不足。
而且，處于嚴重的、威脅生命的情形中(例如，在過量服用基于麻醉劑的藥物或其它對中樞神經系統起鎮靜作用的藥物之后)的患者可能會停止呼吸或者顯著降低呼吸頻率。如果能夠自動地檢測到呼吸停止，則沒有被持續地觀察的患者(例如，執行家庭透析治療的患者)可以被從危險情形中救出。換氣過度的檢測標準可以是速率相關的，例如，假設這種情況持續至少特定長度的時間段(例如，約30s)，換氣過度的檢測標準被設定為低于正常呼吸(例如，約0.15Hz)的頻率范圍。呼吸信號的低幅度自身也可以用作換氣過度的指示符或者與速率相關的檢測標準相結合用作換氣過度的指示符。諸如心絞痛、左心室肥大、中風或充血性心力衰竭的心臟狀況通常通過無規律的心率、異位搏動和咳嗽表現出來。在不存在(例如，利用心電圖(ECG)的)心臟監視的情況下，對咳嗽的識別經常用作透析患者的心臟狀況的臨床標記。劇烈咳嗽還可以表示感染或過敏反應，對于打噴嚏同樣適用。咳嗽和打噴嚏可能會影響從外部儀器獲得的生理測量值，例如，已知的是，咳嗽將會在(例如，利用脈搏血氧儀測量到的)PPG信號中引入誤差。因此，對咳嗽或打噴嚏的檢測還可以用于針對其它生理測量值中的誤差和偽像的校正處理。例如，已知的是，咳嗽可能會在針對低血壓預測的基于PPG的方法中引起虛警。在本發明的實施方式中，對咳嗽和打噴嚏的檢測還可以用來減少在針對低血壓預測的基于PPG的方法中的虛警的數量。咳嗽和打噴嚏反射包括多達2. 5公升空氣的快速吸入，隨后是腹腔肌肉和呼吸肌肉的強勁收縮，并且該收縮會導致在以很高的速率排出空氣之前肺部中壓力的快速增加 (^ IOOmmHg)。肺部壓力在吸氣和呼氣這兩個階段中的變化引起血壓的對應變化，可以在體外回路的壓力測量值上看出該血壓的對應變化。咳嗽和打噴嚏例如可以通過大于特定界限并且具有在特定范圍以內的持續時間的非周期性壓力峰值或者通過與表示咳嗽或打噴嚏的標準化的或個性化的壓力包絡的模式匹配而被檢測為對正常呼吸信號的干擾。處于諸如遭受驚恐發作(panic attack)的緊張狀態中的患者可能會以更高的速率呼吸，而這可能會導致換氣過度。呼氣不足還可以作為各種肺部疾病、頭部受損、中風以及各種呼吸失調(例如，中樞神經性換氣過度、長吸式呼吸、失調性呼吸、潮式呼吸或比奧式呼吸)的后果而出現。同樣，在代謝性酸中毒的情況下，身體使用換氣過度作為補償機制以降低血液的酸性。透析患者例如可能會遭受可以觸發換氣過度的酸中毒。由于換氣過度引起血液的二氧化碳濃度降低到正常水平以下，而這又會升高血液的PH值從而使得血液堿性更大，所以換氣過度與針對血液化學(pC02、pH以及p02)干擾的經增加的風險有關。堿性的血液化學可能會引發向大腦供血的血管收縮，并且可能會妨礙神經系統的運行所需的特定電解質的運輸。換氣過度可能會(但是并不總是)引起諸如手、腳和嘴唇中的麻木或麻刺感、眩暈、頭暈、頭痛、胸痛、發音含糊以及有時昏厥的病癥。如果從壓力分析生成的呼吸信號的速率高于正常的上范圍(例如，約0.4Hz并且特別為約0. 8Hz)，則例如可以表示換氣過度。哮喘發作由肺部管道充血堵塞引起，并且肺部管道充血堵塞尤其會降低主體從其肺部排氣的能力。盡管呼吸力度增強，但是換氣的流量和速率會減弱。因此，呼吸周期很明顯地被干擾，這可以被檢測為具有例如與呼氣相比相對較短的吸氣的異常呼吸速率。在經延長的呼氣階段期間的異常大的壓力幅度還可以用來檢測哮喘發作。
本發明的一個實施方式中可以檢測到的另一種失調是癲癇(印il印sy)，這是常見的慢性神經性失調，其特征在于重復性的無緣由的發作。這些發作是大腦中的異常的、過度的或同步的神經元行為的暫時跡象和/或病癥。發作可以引起身體運動或身體功能中的無意識的變化、感覺、意識或行為。具體地說，發作可以包括由于肌肉的突然拉伸而導致的一系列的無意識的肌肉收縮。這些可能會影響主體的血壓(例如，通過提高或有節奏的調制)，而該血壓可能又會改變體外回路中的靜脈壓力和動脈壓力。發作可以持續從幾秒鐘到癲癇狀態，癲癇狀態是一種具有在沒有干預的情況下將不會停止的持續發作的嚴重情況。清楚的是，當主體正在談話或正在用餐時，規則的呼吸也被破壞。對應測量值/呼吸信號并不顯示出明確的模式，但是可以例如通過利用多變量統計方法或利用其它的(例如，利用麥克風或血量傳感器的)外部的或內部的信號提取的統計模式分析來檢測到該明確的模式(已知的是，作為對食物攝入的響應，血量會減小)。可以對語音或食物攝入進行檢測以避免在這種語音/食物攝入期間使用該測量信號來檢測失調。另選地或另外地，可以通過對大約3. 5Hz-4Hz以上(通常在大約IOOHz以上)的頻率區域中的測量信號進行分析來檢測語音的存在。為了更高的確定性，可以要求在來自多個壓力傳感器(例如，圖4中的動脈壓力傳感器如和靜脈壓力傳感器4c)的測量信號中發現對應的語音信號。動脈壓力信號和靜脈壓力信號中的信號電平可能由于其它生理機制而快速變化。 腹腔肌肉的收縮引起血壓的增加，并因此還引起動脈壓力信號和靜脈壓力信號中的信號電平中的間歇性地上升。這種現象的醫療上的相關示例是嘔吐，嘔吐可以被識別為在深度呼吸之后的腹腔肌肉的強烈收縮和隔膜的降低。對嚴重的重復性打嗝的檢測可能也是感興趣的。這種類型的反射受控現象具有典型的模式，其使得通過與標準模式的匹配來進行檢測。在透析(尤其是夜間透析)期間檢測到的失調可以自動地直接傳送至醫務人員或者自動存儲在計算機系統中以用于離線監測、診斷或統計的目的。該失調還可以作為反饋直接提供給患者、醫務人員和/或機器系統以抵消該失調。例如，如果患者在例如透析治療期間不能夠被持續觀察，通過透析機中的自動檢測來識別出諸如咳嗽呼吸暫停或癲癇的偏離的呼吸模式可能是有益的。可以通過告警信號直接通知醫務人員或者作為通過通信信道發送到諸如服務器以備后續檢索的信息間接地通知醫務人員。當檢測到患者偏離諸如呼吸的正常生理模式時(例如，當哮喘發作、咳嗽或呼吸暫停的持續時間超出預定的界限時或者如果檢測到嘔吐)，可以發出告警或警報。檢測伴隨有血壓紊亂(BPT)的異位搏動本發明的實施方式還涉及用于通過監測生理信號來檢測伴隨有血壓紊亂(BPT) 事件的異位心跳的方法，其中該生理信號由對從體外回路連續地獲取的壓力信號的信號提取處理生成。因此，不需要用于血壓處理的外部儀器來檢測BPT事件，也不需要用于心臟監測的外部儀器來對生成BPT事件的異位搏動(也稱為EBC)的存在進行計數。在心室異位搏動(VEB)情形之后直接對主體的血壓進行調制。圖8示出了 VEB之后的血壓響應，即，對健康主體中的VEB的血壓(BP)響應801和對具有特發性擴張型心肌病的患者中的VEB的血壓響應802。圖9示出了在透析治療期間發生BPT的情形。二氧化碳分析裝置用來提供呼吸的參考信號或基準信號IV并且由脈搏血氧儀生成心臟脈動的參考信號或基準信號IV對來自體外回路的靜脈壓力信號的信號提取處理得到壓力信號Pv，該信號提取處理將源自患者的呼吸系統和用于血壓調節的自主系統的壓力數據隔離開。在圖9中利用箭頭表示的VEB 被視為心臟的正常搏動之間的經延長的延遲。一系列壓力紊亂在該VEB之后立刻到來，并且可以在所隔離的壓力信號Pv中被識別出來。更簡潔地說，直至VEB時刻為止，所隔離的壓力信號Pv將反映呼吸。在該VEB之后，所隔離的壓力信號Pv將反映呼吸與BPT的組合效果，并且在該BPT事件已經消退以后(在圖9中大約15秒鐘以后)，僅余留呼吸。圖9例示了可以在所隔離的壓力信號Pv中(甚至在存在呼吸信號的情況下)檢測到BPT事件。可以理解，可以對靜脈壓力信號進行處理以去除呼吸信號，以及以僅隔離來自用于血壓調節的自主系統的壓力數據。圖10例示了在BPT事件期間通過分別對來自體外流體回路中的壓力傳感器的靜脈壓力信號和動脈壓力信號進行信號提取處理而獲得的經隔離的壓力信號pv、PA。如圖所示，所隔離的壓力信號包括呼吸分量和BPT分量這兩者。該圖例示了來自靜脈側和動脈側這兩者的壓力測量值可以用來在體外循環期間檢測BPT事件。可選地，可以通過去除呼吸分量來將BPT分量隔離開。能夠按照不同的方法來檢測BPT事件，例如-通過對靜脈壓力信號和/或動脈壓力信號進行帶通濾波，這是由于BPT的頻譜內容處于約0. 04HZ-0. 15Hz的低頻范圍中，這些頻率通常以約0. IHz附近為中心。-通過將一個或更多個所隔離的壓力信號PV、PA(例如可以將源自用于血壓調節的自主系統并且可能還源自呼吸系統的壓力數據隔離開)與BPT事件的標準化的壓力包絡相關聯。如果相關系數大于特定界限，則檢測到BPT事件。-通過在多個不同的VEB之后對所隔離的壓力數據(例如這些壓力數據可以源自用于血壓調節的自主系統并且還可能源自呼吸系統)取平均。取平均可能涉及對從多個壓力傳感器(例如，圖4中的動脈壓力傳感器如和靜脈壓力傳感器4c)獲得的所隔離的壓力信號進行組合(相加)，或者涉及對在一個隔離的壓力信號中的順序片段進行組合(添加)。可以檢測BPT事件以有助于將異位搏動(即，EBC)的出現和速率作為患者的心臟狀態的指示符。還已經示出的是，EBC可以用來檢測/預測由透析引發的低血壓。通過在除所隔離的壓力信號Pv和Pa以外的另外一個信號中(例如，在心臟脈動I3h 中)找到VEB的時序，可以檢測到自主血壓調節受損或缺失。這可以通過評估在VEB之后的BPT事件的幅度來完成。而且，已經表明，具有降低的BPT(例如，自主血壓調節受損或缺失)的透析患者傾向于透析引發的低血壓，然而具有更加正常的BPT事件的透析患者對低血壓有抵抗力。在臨床上，有利的是，能夠按照這種方式對透析患者進行分類。對所有不同類型的自主調節(不僅是血壓調節)的受損或缺失進行檢測在醫學上是受關注的。另外，經放大的或經過度補償的自主調節(與受損的或缺失的自主調節相比)在醫學上也是受關注的。可以例如通過將實際的自主調節與不同狀態的閾值(和/或模式)相比較來檢測自主調節的狀態(例如，受損的、缺失的、放大的或過度補償的)。對流體連接的完整性的監測本發明的實施方式還涉及用于基于對源自主體的身體中的生理現象(例如，呼吸和/或自主調節)的信號進行的分析來檢測體外回路從該主體斷開的裝置、方法和計算機實現的方法。參照圖10，并且如通過簡介所討論的，對接入裝置1、14與血管通路的連接的完整性進行監測相對于通過該連接的血液的注入和/或提取方面的失常而言可能是很重要的。 在很多透析機中，不存在一個或更多個壓力檢測器如-如。在本發明的一個實施方式中，基于來自靜脈壓力傳感器如的測量信號來對血管通路與靜脈接入裝置14之間的流體連接的完整性進行監測。另外，在圖11中，監視/監測裝置25被配置為尤其通過監測是否存在源自除患者的心臟以外的生理現象的信號分量來監測患者與體外血流回路20之間的靜脈側流體連接的完整性。不存在這種信號分量被認為是流體連接完整性被破壞(例如，靜脈接入裝置14 被從血管通路上移除)的指示，并且例如通過停止血泵3并激活導管部分12上的夾緊裝置 13來使裝置25激活警報和/或停止血液流動。監視裝置25至少被連接為接收壓力傳感器4c的測量信號。裝置25還可以連接到壓力傳感器^、4b以及包含在體外血流回路20 中的或附接到體外血流回路20的任何附加的傳感器，諸如其它的壓力傳感器(圖11中的 4a,4b)或例如二氧化碳分析儀的專用呼吸傳感器。如圖11所示，裝置25還可以連接到控制單元23。另選地或者另外地，裝置25可以連接到用于指示血泵3的頻率和相位的測量裝置沈。裝置25有線地或無線地連接到用于生成聽覺的/視覺的/觸覺的警報或警告信號的本地或遠程裝置27。另選地，監視裝置25和/或警報裝置27可以合并為透析設備的一部分。在移除靜脈接入裝置14的事件中，從主體到體外回路20的對應側的任何傳感器的所有生理信號的通道被破壞。這可以在信號分析算法所需的很短延遲之后直接被檢測到，以對結論的確定性進行確認。可以通過檢測穿過流體連接的壓力波的傳輸來監測該流體連接的完整性。因此， 在該流體連接的一側存在壓力波發生器并且在另一側存在檢測裝置。在一實施方式中，患者的呼吸系統被用作壓力波發生器，而壓力傳感器被設置在該流體連接的另一側，例如被設置在從接入裝置1、14開始并進一步導入體外回路20的導管部分中。在其它實施方式中， 患者的反射、有意識的肌肉收縮、無意識的肌肉收縮、患者的用于血壓調節的自主系統或者患者的用于體溫調節的自主系統可以被用作壓力波發生器。在更進一步的實施方式中，對語音的檢測被用于監測流體連接的完整性。可以通過對在大約3. 5Hz-4Hz以上(通常在大約IOOHz以上)的頻率區域中的測量信號進行分析來檢測語音的存在。因此，基于患者中是否存在源自除心臟以外的相關生理現象的壓力脈沖來確定流體連接的完整性。對于是否存在的評估可能涉及基于從上述信號提取得到的所隔離的壓力數據來計算評估參數值以及將該評估參數值與閾值相比較。在附錄B中進一步公開并舉例說明了用于計算這種評估參數值的不同技術。如上面所提到的，附錄B所公開的針對心臟脈沖的提取、信號處理和評估的所有技術同樣適用于諸如呼吸、體溫的自主調節和血壓的自主調節或者它們的組合的其它生理現象。除附錄B以外，還引用本申請人的PCT公開 W02009/156174，并通過該引用將其全部內容并入本申請。可以強調的是，如附錄B所教導的，上述的專用呼吸傳感器可以用來提供時序信息，并且該時序信息可以用來計算該評估參數值。
在另選的實施方式中，基于所隔離的壓力數據的頻域分析(例如，通過在FFT頻譜中發現幅度峰值)來計算該評估參數值。在又一些實施方式中，也如同附錄B所描述的，當所隔離的壓力數據包括來自體外回路中的脈沖發生器的壓力偽像時，通過由相關生理現象生成的壓力波和由脈沖發生器生成的壓力波之間的干擾所形成的、所隔離的壓力數據中的差拍(即，幅度調制)來檢測在患者身上是否存在源自相關生理現象的壓力脈沖。因此，通過差拍的二級效應來識別由相關生理現象所生成的信號分量的存在，而不是試圖在所隔離的壓力數據中對這種信號分量進行隔離。一般而言，差拍是當具有相距很近的頻率的兩個信號相加在一起時尤其可覺察到的現象。因此，當其它技術無效時，例如當相關生理現象的頻率靠近脈沖發生器(例如， 體外回路中的泵裝置)的頻率分量時，差拍信號檢測本質上是適于使用的。為了避免泵的頻率與生理信號的頻率交疊(這可能會使得檢測更加困難)，可以根據實際的泵頻率來選擇適當的生理信號，或者可以根據相關的/所選擇的生理現象來改變泵頻率。例如，對于普通透析機的蠕動血泵( 5ml/泵沖程)，呼吸信號將適用于大體上在大于120ml/min(g卩，大于0.4Hz)并且小于45ml/min ( S卩，小于0. 15Hz)的范圍中的血流速率。在該情況下，自主信號將適用于大于45ml/min的血流速率。這意味著一個以上的生理信號可以適于在一些頻率區間上對接入裝置移除進行檢測。要注意的是，例如根據附錄 A進行隔離并根據附錄B進行處理的心臟信號可以用來結合任何其它生理信號進行移除檢測。因此，在不同的檢測模式涉及將壓力數據從不同的生理現象中隔離出來并且基于是否存在源自相關生理現象的信號分量來檢測移除的情況下，監視裝置25可以被被配置為例如基于血流速率或泵頻率來主動地在不同的檢測模式之間進行切換，以避免頻率交疊。用于移除檢測的可接受的檢測時間取決于可接受的血液損失最大值以及實際血流。這意味著，例如通過呼吸信號或自主信號對流體連接完整性的檢測可能不適用于高于上限的血流。例如，假設由于待檢測的靜脈接入裝置的移除所導致的血液損失最大值是 200ml，并且通過自主信號的檢測時間是120秒鐘，則在該情況下可接受的血流必須小于約 100ml/mino在上述實施方式中，監視/監測裝置25 (包括數據獲取部28和主處理部29)的所有或部分功能可以由運行于一個或更多個通用目的或專門目的的計算裝置上的專用的硬件和/或專門目的的軟件(或固件)來提供。在本發明上下文中，可以理解，這種計算裝置的各個“元件”或“單元”指的是方法步驟的概念意義上的等同物；在元件/單元和硬件或軟件程序的特定塊之間并不總是存在一一對應關系。硬件中的一塊通常包括不同的單元/ 元件。例如，處理單元在執行一個指令時充當一個元件/單元，但是當執行另一個指令時充當另一個元件/單元。另外，在一些情況下，一個元件/單元可以通過一個指令來實現，但是在一些其它情況下，可以通過多個指令來實現。這種軟件控制的計算裝置可以包括一個或更多個處理單元，例如，CPU( “中央處理單元”)、DSP( “數字信號處理器”)、ASIC( “專用集成電路”)、離散的模擬和/數字組件或者諸如FPGA( “現場可編程門陣列”)的一些其它的可編程邏輯器件。計算裝置還可以包括系統存儲器以及將包含有該系統存儲器的各種系統組件耦接至處理單元的系統總線。系統總線可以是包含使用了各種總線架構中的任何一種的存儲器總線或存儲器控制器、外圍總線和本地總線的多種類型的總線結構中的任何一種。系統存儲器可以包括易失性存儲器和/或非易失性存儲器形式的計算機存儲介質，諸如只讀存儲器(ROM)、隨機存取存儲器(RAM)和閃存。專用目的的軟件可以存儲在系統存儲器中，或者存儲在諸如磁性介質、光學介質、閃存卡、數字磁帶、固態RAM、固態ROM等的其它的可去除/不可去除的、易失性/非易失性的計算機存儲介質上，該計算機存儲介質包含在計算裝置中或者可由該計算裝置進行存取。計算裝置可以包括一個或更多個通信接口，諸如串行接口、并行接口、USB接口、無線接口、網絡適配器等以及諸如A/D轉換器的一個或更多個數據獲取裝置。專用目的的軟件可以在任何適當的計算機可讀介質(包括記錄介質、 只讀存儲器或電子載波信號)上提供給計算裝置。應當理解，本發明所描述的當前優選的實施方式的各種改變和修改對于本領域技術人員將是顯而易見的。可以在不脫離本發明的精神和范圍并且不削弱本發明的相應優點的情況下做出這些改變和修改。因此，旨在所附權利要求會覆蓋這些改變和修改。本發明中對于“一”、“一個”、“一種”和“第一個”的引用將被理解為一個或更多個。在下文中，引述一組項目來對上文所公開的本發明的一些方面和實施方式進行總結，該總結可能會結合附錄A和附錄B中的內容來進行。項目1 一種用于對由連接至主體的血管系統(S2)的體外流體系統(Si)中的壓力傳感器獲得的測量信號進行處理的方法，所述方法包括以下步驟接收所述測量信號；以及對所述測量信號進行處理以識別源自所述主體中的第一生理現象的壓力數據，所述生理現象不包括所述主體的心臟。項目2 根據項目1所述的方法，其中，所述生理現象被包括在由反射、有意識的肌肉收縮、無意識的肌肉收縮、所述主體的呼吸系統、所述主體的用于血壓調節的自主系統以及所述主體的用于體溫調節的自主系統構成的組中。項目3 根據項目1所述的方法，其中，所述生理現象是重復性的生理脈沖發生器。項目4 根據項目1至3中的任一項所述的方法，其中，所述處理的步驟涉及在頻域中對所述測量信號進行濾波。項目5:根據項目1至4中的任一項所述的方法，其中，所述處理的步驟涉及對所述測量信號進行濾波以去除約0.5Hz以上的頻率。另選地或另外地，所述處理的步驟可以涉及對所述測量信號進行濾波以去除約3. 5Hz以下的頻率。項目6 根據項目5所述的方法，其中，針對包括在由約0. 15Hz至約0.4Hz、約 0. 04Hz至約0. 15Hz以及約0. OOlHz至約0. IHz構成的組中的至少一個頻率范圍對所述測
量信號進行濾波。項目7 根據項目1至6中的任一項所述的方法，其中，所述體外流體系統(Si)與機械脈沖發生器C3)相關聯，其中，所述壓力傳感器被設置在所述體外流體系統 (Si)中，以檢測源自所述機械脈沖發生器(3)的第一脈沖和源自所述生理現象的第二脈沖。項目8 根據項目7所述的方法，所述方法包括以下步驟控制所述機械脈沖發生器，以使得在時域和/或頻域中分離所述第一脈沖與所述第二脈沖。項目9 根據項目7所述的方法，所述方法包括以下步驟在獲得所述測量信號時， 間歇性地關閉所述機械脈沖發生器(3)。項目10:根據項目7所述的方法，所述方法包括以下步驟獲得步驟，獲得第一脈沖包絡(u(η))，該第一脈沖包絡(u(η))是所述第一脈沖的預測的時間信號包絡；以及濾波步驟，使用所述第一脈沖包絡(U(Ii))在所述時域中對所述測量信號進行濾波，以基本上消除所述第一脈沖同時保留所述第二脈沖。項目11 根據項目10所述的方法，其中，所述濾波步驟包括減去步驟，從所述測量信號中減去所述第一脈沖包絡(u(η))。項目12:根據項目11所述的方法，其中，所述減去步驟包括相對于所述測量信號調節所述第一脈沖包絡(u(n))的相位，其中，所述相位由從耦接至所述機械脈沖發生器 ⑶的相位傳感器06)獲得的、或者從所述機械脈沖發生器(3)的控制單元03)獲得的相位信息來表示。所述減去步驟也可以包括相對于所述測量信號調節所述第一脈沖包絡的幅度。項目13:根據項目10至12中的任一項所述的方法，其中，所述第一脈沖包絡 (u(η))是在所述體外流體系統(Si)中的基準測量中獲得的，其中，所述基準測量包括以下步驟操作所述機械脈沖發生器(3)以生成至少一個第一脈沖；以及從由所述體外流體系統(Si)中的基準壓力傳感器Gale)生成的基準信號中獲得所述第一脈沖包絡(u(η))。項目14 根據項目13所述的方法，其中，在所述基準測量期間，操作所述機械脈沖發生器(3)以生成第一脈沖序列，并且其中，通過識別并平均所述基準信號中的一組第一脈沖片段來獲得所述第一脈沖包絡(u(η))。項目15:根據項目13或14所述的方法，其中，在所述體外流體系統(Si)操作期間，所述基準測量間歇性地進行，以提供更新后的第一脈沖包絡(u(n))。項目16:根據項目13至15中的任一項所述的方法，其中，所述壓力傳感器 (4a-4c)用作所述基準壓力傳感器。項目17 根據項目10至12中的任一項所述的方法，其中，所述獲得步驟包括獲得預定的信號包絡。項目18 根據項目17所述的方法，其中，所述獲得步驟還包括根據數學模型，基于所述體外流體系統(Si)的一個或更多個系統參數的當前值修改所述預定的信號包絡。項目19 根據項目13至16中的任一項所述的方法，其中，在所述基準測量期間， 操作所述體外流體系統(Si)，使得所述基準信號含有第一脈沖但不含有第二脈沖。項目20 根據項目13至16中的任一項所述的方法，其中，所述基準測量包括基于含有第一脈沖和第二脈沖的第一基準信號獲得組合脈沖包絡；基于含有第二脈沖但不含有第一脈沖的第二基準信號獲得第二脈沖包絡；以及通過從所述組合脈沖包絡減去所述第二脈沖包絡來獲得所述預測的信號包絡。項目21 根據項目20所述的方法，所述方法還包括以下步驟獲得所述體外流體系統(Si)的一個或更多個系統參數的當前值，其中，獲得作為所述當前值的函數的所述第一脈沖包絡(U(η))。項目22 根據項目21所述的方法，其中，獲得所述第一脈沖包絡(u(η))的所述步驟包括基于所述當前值，在基準數據庫中識別一個或更多個基準包絡(rjn)，r2(n))；以及基于所述一個或更多個基準包絡(rjn)，！^!!))獲得所述第一脈沖包絡(u(η))。項目23 根據項目22所述的方法，其中，所述一個或更多個系統參數表示在所述體外流體系統(Si)中的第一脈沖的速率。項目M 根據項目23所述的方法，其中，所述機械脈沖發生器(3)包括泵裝置，并且所述系統參數表示所述泵裝置的泵頻率。項目25 根據項目22至M中的任一項所述的方法，其中，所述基準數據庫中的每個基準包絡(1^(11),1^(11))是通過在所述體外流體系統(Si)中針對所述一個或更多個系統參數的相應值進行基準測量而獲得的。項目26:根據項目21所述的方法，其中，獲得所述第一脈沖包絡(u(n))的所述步驟包括基于所述當前值，在基準數據庫中識別能量數據和相位角數據的一個或更多個組合；以及基于所述能量數據和相位角數據的一個或更多個組合獲得所述第一脈沖包絡 (u (η))。項目27 根據項目沈所述的方法，其中，所述第一脈沖包絡(u(η))是通過組合不同頻率的一組正弦曲線獲得的，其中，各個正弦曲線的幅度和相位角由所述能量數據和相位角數據的一個或更多個組合給出。項目觀根據項目21所述的方法，其中，獲得所述第一脈沖包絡(u(η))的所述步驟包括將所述當前值輸入至基于所述體外流體系統(Si)的數學模型計算所述壓力傳感器Ga-如)的響應的算法。項目29:根據項目10至觀中的任一項所述的方法，其中，所述濾波步驟包括從所述測量信號中減去所述第一脈沖包絡(u (n))，并且其中，調節步驟在所述減去步驟之前， 在所述調節步驟中參照所述測量信號調節所述第一脈沖包絡(u(η))的幅度、時間尺度和相位三者中的至少之一。項目30 根據項目四所述的方法，其中，所述調節步驟包括使所述第一脈沖包絡 (u(η))與所述測量信號之間的差最小。項目31 根據項目10至觀中的任一項所述的方法，其中，所述濾波步驟包括提供所述第一脈沖包絡(u(η))作為給自適應濾波器(30)的輸入；計算所述測量信號與所述自適應濾波器(30)的輸出信號(J…))之間的誤差信號(e(n))；以及提供所述誤差信號 (e(n))作為給所述自適應濾波器(30)的輸入，從而所述自適應濾波器(30)設置為基本上消除所述誤差信號(e(n))中的所述第一脈沖。另外，所述自適應濾波器(30)可以生成作為M移位的第一脈沖包絡的線性組合的所述輸出信號，尤其是具有通過所述自適應濾波器 (30)調節所述第一脈沖包絡的M實例的幅度和相位而形成的所述線性組合的所述輸出信號。項目32 根據項目31所述的方法，其中，所述自適應濾波器(30)包括有限沖激響應濾波器(3 和自適應算法(34)，所述有限沖激響應濾波器(3 的濾波器系數作用于所述第一脈沖包絡(u(n))上，以生成所述輸出信號(為)，所述自適應算法(34)優化作為所述誤差信號(e(n))和所述第一脈沖包絡(u(η))的函數的所述濾波器系數。項目33 根據項目31或32所述的方法，所述方法還包括以下步驟基于所述第二脈沖的速率和/或幅度與極限值的比較，控制所述自適應濾波器(30)以鎖定所述濾波器系數。項目34 根據項目1至6中的任一項所述的方法，其中，所述壓力數據是包含源自所述生理現象的第二脈沖的時間相關監測信號，所述方法還包括以下步驟從所述體外流體系統(Si)中的基準傳感器獲得基準壓力信號；在所述基準壓力信號中識別至少一個第二脈沖；基于所述基準傳感器與所述至少一個壓力傳感器Ga-如)的位置之間的流體壓力差計算所述基準傳感器與所述至少一個壓力傳感器之間的經估計的到達時間差； 以及基于所估計的到達時間差處理所述監測信號。項目35 根據項目34所述的方法，該方法還包括以下步驟計算表示所述基準壓力信號中的所述至少一個第二脈沖的振幅的振幅值；以及將所述振幅值與極限值進行比較，其中，所述計算經估計的到達時間差的步驟是以所述比較的步驟作為條件的。項目36:根據項目1至35中的任一項所述的方法，其中，所述處理涉及使用所述壓力數據對所述主體的失調狀態進行的檢測、跟蹤和預測中的一個或更多個。項目37 根據項目36所述的方法，其中，所述失調狀態包括打噴嚏、打嗝、嘔吐、咳嗽、血壓紊亂、異位搏動、缺少自主調節、低血壓、失調呼吸、睡眠呼吸暫停、周期性呼吸、換氣不足、哮喘發作、呼吸困難以及潮式呼吸中的一個或更多個。項目38 根據項目36或37所述的方法，其中，所述壓力數據是包含源自所述生理現象的第二脈沖的時間相關監測信號，所述方法還包括以下步驟獲得表示所述監測信號中的所述第二脈沖的時序的時序信息；基于所述時序信息對所述監測信號進行處理，以計算表示所述第二脈沖的參數值；以及對所述參數值進行分析，以檢測所述失調狀態。項目39 根據項目1至6中的任一項所述的方法，該方法還包括以下步驟基于所述壓力數據對所述體外流體系統(Si)與所述血管系統(S》之間的流體連接的完整性進行監測。項目40 根據項目39所述的方法，其中，所述體外流體系統(Si)與機械脈沖發生器C3)相關聯，其中，所述壓力傳感器被設置在所述體外流體系統(Si)中以檢測源自所述機械脈沖發生器(3)的第一脈沖和源自所述生理現象的第二脈沖，其中，所述壓力數據是包含源自所述生理現象的第二脈沖的時間相關監測信號，所述方法還包括以下步驟計算步驟，基于所述監測信號中的時間窗內的信號值來計算參數值，所述參數值代表所述信號值的分布；以及確定步驟，至少部分基于所述參數值來確定所述流體連接的完整性。項目41 根據項目40所述的方法，其中，所述計算步驟包括計算作為所述時間窗內的所述信號值的統計離差指標的所述參數值。項目42 根據項目41所述的方法，其中，所述統計離差指標包括以下各項中的至少一項標準差、方差、方差系數、差的和、能量、功率、相對于平均值的絕對偏差之和、以及相對于平均值的絕對差的平均值。項目43 根據項目40所述的方法，其中，所述計算步驟包括匹配步驟，將所述時間窗內的所述信號值與第二脈沖的預測的時間信號包絡進行匹配。項目44 根據項目43所述的方法，其中，所述參述值是由所述匹配步驟得到的相關值。項目45 根據項目43或44所述的方法，其中，所述計算步驟包括計算所述時間窗內的所述信號值與所述預測的時間信號包絡之間的互相關；以及識別出所述互相關中的最大相關值；其中，所述確定步驟包括將所述最大相關值與閾值進行比較。項目46 根據項目45所述的方法，其中，所述計算步驟包括獲得所述最大相關值的時間點；以及通過將所述時間點與預測的時間點進行比較，來驗證所述最大相關值。項目47 根據項目43至46中的任一項所述的方法，所述方法還包括以下步驟從所述體外流體系統(Si)中的基準傳感器( - )獲得基準壓力信號，其中，所述基準傳感器( - )被設置為即使所述流體連接(C)被損害也檢測所述第二脈沖；以及基于所述基準壓力信號計算所述預測的時間信號包絡。項目48 根據項目47所述的方法，所述方法還包括以下步驟計算表示所述基準壓力信號中的所述生理脈沖的振幅的振幅值；以及將所述振幅值與極限值進行比較，其中， 基于所述基準壓力信號計算所述預測的時間信號包絡的所述步驟是以所述比較步驟為條件的。項目49 根據項目47或48所述的方法，其中，計算所述預測的時間信號包絡的步驟包括針對所述基準傳感器與所述至少一個壓力傳感器之間的傳導時間差進行調節。項目50 根據項目49所述的方法，其中，所述傳導時間差由預定值給出。項目51 根據項目49所述的方法，其中，基于所述基準傳感器的位置與所述至少一個壓力傳感器(4a_4c)之間的流體壓力差，來計算所述傳導時間差。項目52 根據項目40至51中的任一項所述的方法，其中，選擇所述時間窗，以包含至少一個第二脈沖。項目53 根據項目52所述的方法，其中，選擇所述時間窗的長度，以超過所述生理現象的最大脈沖重復間隔。項目54:根據項目52或53所述的方法，其中，基于時序信息來選擇所述時間窗， 所述時序信息表示所述第二脈沖在所述監測信號中的時序。項目55 根據項目40至M中的任一項所述的方法，其中，生成所述監測信號的步驟包括對所述測量信號進行濾波，以去除所述第一脈沖；基于表示所述第二脈沖在所述測量信號中的所述時序的時序信息，得出在由此濾波后的測量信號中的一組信號片段；以及基于所述時序信息，將所述信號片段對齊并且相加。項目56 根據項目40至55中的任一項所述的方法，其中，所述計算步驟包括識別所述監測信號中的候選第二脈沖和相應的候選時間點；以及相對于表示所述第二脈沖在所述監測信號中的所述時序的時序信息，基于所述候選時間點驗證所述候選第二脈沖。項目57 根據項目M至56中的任一項所述的方法，其中，所述時序信息由耦接到所述主體的脈沖傳感器獲得。項目58 根據項目討至56中的任一項所述的方法，其中，獲得作為基于之前參數值識別出的第二脈沖的相對時序的函數的所述時序信息。項目59 根據項目討至56中的任一項所述的方法，其中，所述體外流體系統(Si) 是包括動脈接入裝置(1)、血液處理裝置(6)和靜脈接入裝置(14)的體外血流回路(20)， 其中，所述血管系統(S》包括血管通路，其中，所述動脈接入裝置(1)連接到所述血管系統 (S2)，其中，所述靜脈接入裝置(14)連接到所述血管通路以形成所述流體連接(C)，其中， 所述機械脈沖發生器C3)包括泵裝置，所述泵裝置設置在所述體外血流回路00)中，以將血液從所述動脈接入裝置(1)通過所述血液處理裝置(6)泵送至所述靜脈接入裝置(14)， 其中，從位于所述泵裝置(3)下游的靜脈壓力傳感器Ge)獲得靜脈測量信號，并基于所述靜脈測量信號生成所述監測信號，所述方法包括以下步驟從位于所述泵裝置C3)上游的動脈壓力傳感器Ga)獲得動脈測量信號；識別所述動脈測量信號中的至少一個第二脈沖； 以及根據由此識別出的第二脈沖計算所述時序信息。項目60 根據項目討至56中的任一項所述的方法，所述方法還包括以下步驟間歇性地關閉所述機械脈沖發生器(3)；識別所述監測信號中的至少一個第二脈沖；以及根據由此識別出的第二脈沖計算所述時序信息。項目61 根據項目討至56中的任一項所述的方法，所述方法還包括以下步驟識別所述監測信號中的一組候選第二脈沖；基于所述一組候選第二脈沖，得出候選時間點序列；根據時間準則驗證所述候選時間點序列；以及計算作為由此驗證后的候選時間點序列的函數的所述時序信息。項目62 根據項目39所述的方法，其中，所述體外流體系統(Si)是包括接入裝置 (1、14)的體外血液處理系統(20)，其中，所述血管系統(S》包括血管通路，并且其中，所述接入裝置(1、14)與所述血管通路之間的連接形成了所述流體連接(C)。項目63 根據項目39所述的方法，其中，所述壓力數據是包括源自所述生理現象的第二脈沖的時間相關的監測信號，所述方法還包括以下步驟獲得步驟，獲得時序信息， 所述時序信息表示所述第二脈沖在所述監測信號中的時序；處理步驟，基于所述時序信息， 處理所述監測信號，以計算表示存在或不存在所述第二脈沖的參數值；以及確定步驟，至少部分基于所述參數值來確定所述流體連接(C)的完整性。項目64 根據項目63所述的方法，其中，所述處理步驟包括基于所述時序信息， 在所述監測信號中定位時間窗；以及基于所述時間窗內的所述信號值來計算所述參數值。項目65 根據項目64所述的方法，其中，所述處理步驟還包括基于所述時序信息選擇所述時間窗的長度。項目66 根據項目63至65中的任一項所述的方法，其中，所述體外流體系統(Si) 與機械脈沖發生器( 相關聯，所述機械脈沖發生器( 在所述體外流體系統(Si)中生成第一脈沖，并且其中，生成所述監測信號的步驟包括對所述測量信號進行濾波以去除所述第一脈沖。項目67 根據項目66所述的方法，其中，生成所述監測信號的所述步驟還包括在由此濾波后的測量信號中選擇一組信號片段；以及基于所述時序信息，將所述信號片段對齊并且相加。項目68:根據項目66或67所述的方法，其中，所述計算步驟包括識別所述監測信號中的候選第二脈沖和相應的候選時間點；以及相對于所述時序信息，基于所述候選時間點來驗證所述候選第二脈沖。項目69 根據項目63至68中的任一項所述的方法，其中，所述時序信息由耦接到所述主體的脈沖傳感器獲得。項目70 根據項目63至68中的任一項所述的方法，其中，獲得作為基于之前參數值識別出的第二脈沖的相對時序的函數的所述時序信息。項目71 根據項目63至68中的任一項所述的方法，所述方法還包括以下步驟從所述體外流體系統(Si)中的基準傳感器( - )獲得基準壓力信號，其中，所述基準傳感器( - )被設置為即使所述流體連接(C)被損害也檢測所述第二脈沖；并且其中，獲得所述時序信息的所述步驟包括識別所述基準壓力信號中的至少一個第二脈沖；并且獲得所述基準傳感器與所述至少一個壓力傳感器( - )之間的估計的到達時間差。項目72 根據項目71所述的方法，其中，由預定值給出所述估計的到達時間差。項目73 根據項目71所述的方法，其中，基于所述基準傳感器的位置與所述至少一個壓力傳感器(4a_4c)之間的流體壓力差，計算所述估計的到達時間差。項目74 根據項目71所述的方法，所述方法還包括以下步驟計算表示所述基準壓力信號中的所述至少一個第二脈沖的振幅的振幅值；以及將所述振幅值與極限值進行比較，其中，計算估計的到達時間差的所述步驟是以所述比較步驟為條件的。項目75 根據項目66至68中的任一項所述的方法，其中，所述體外流體系統(Si) 是包括動脈接入裝置(1)、血液處理裝置(6)和靜脈接入裝置(14)的體外血流回路，其中， 所述血管系統(S》包括血管通路，其中，所述動脈接入裝置(1)連接到所述血管系統(S2)， 其中，所述靜脈接入裝置(14)連接到所述血管通路以形成所述流體連接(C)，其中，所述機械脈沖發生器C3)包括泵裝置，所述泵裝置設置在所述體外血流回路00)中，以將血液從所述動脈接入裝置(1)通過所述血液處理裝置(6)泵送至所述靜脈接入裝置(14)，其中，從位于所述泵裝置( 下游的靜脈壓力傳感器Ge)獲得靜脈測量信號，并基于所述靜脈測量信號生成所述監測信號，所述方法包括以下步驟從位于所述泵裝置C3)上游的動脈壓力傳感器Ga)獲得動脈測量信號；識別所述動脈測量信號中的至少一個第二脈沖；以及根據由此識別出的第二脈沖計算所述時序信息。項目76 根據項目66至68中的任一項所述的方法，所述方法還包括以下步驟間歇性地關閉所述機械脈沖發生器(3)；識別所述監測信號中的至少一個第二脈沖；以及根據由此識別出的第二脈沖計算所述時序信息。項目77 根據項目66至68中的任一項所述的方法，所述方法還包括以下步驟識別所述監測信號中的一組候選第二脈沖；基于所述一組候選第二脈沖，得到候選時間點序列；根據時間準則驗證所述候選時間點序列；以及計算作為由此驗證后的候選時間點序列的函數的所述時序信息。項目78 根據項目63所述的方法，其中，所述獲得步驟還包括識別所述監測信號中的一組候選第二脈沖；基于所述一組候選第二脈沖，得到候選時間點序列；通過根據時間準則驗證所述候選時間點序列，生成一組經驗證的候選第二脈沖；其中，所述處理步驟包括計算一組平均表示，各平均表示是通過將所述監測信號中的與經驗證的候選第二脈沖的唯一組合相對應的信號片段對齊并相加而形成的；以及針對各個所述平均代表計算所述參數值；并且其中，所述確定步驟包括將最大參數值與閾值進行比較。項目79 根據項目63至66中的任一項所述的方法，其中，所述參數值代表信號值的分布。項目80 根據項目39至79中的任一項所述的方法，該方法還包括以下步驟處理所述測量信號，以識別源自所述主體的心臟跳動的心臟數據，并且其中，基于所述壓力數據和所述心臟數據來確定所述流體連接的完整性。項目100 —種計算機程序產品，其包括用于使計算機執行根據項目1至80中的任一項所述的方法的指令。項目200 —種用于對由連接到主體的血管系統(S2)的體外流體系統(Si)中的壓力傳感器獲得的測量信號進行處理的裝置，所述裝置包括輸入部(觀)，其用于接收所述測量信號；以及信號處理器(25)，其連接至所述輸入部08)并被配置為根據項目 1至80中的任一項來處理所述測量信號。項目300 —種用于對由連接至主體的血管系統(S2)的體外流體系統(Si)中的壓力傳感器獲得的測量信號進行處理的裝置，該裝置包括用于接收所述測量信號的單元08)；以及用于對所述測量信號進行處理以識別源自所述主體中的第一生理現象的壓力數據的單元( )，所述生理現象不包括所述主體的心臟。項目301 根據項目300所述的裝置，其中，所述生理現象被包括在由反射、有意識的肌肉收縮、無意識的肌肉收縮、所述主體的呼吸系統、所述主體的用于血壓調節的自主系統以及所述主體的用于體溫調節的自主系統構成的組中。項目302 根據項目300所述的裝置，其中，所述生理現象是重復性的生理脈沖發生器。項目303 根據項目300至302中的任一項所述的裝置，其中，用于處理的所述單元09)被配置為在頻域中對所述測量信號進行濾波。項目304 根據項目300至303中的任一項所述的裝置，其中，用于處理的所述單元09)被配置為對所述測量信號進行濾波以去除約0.5Hz以上的頻率。另選地或另外地， 用于處理的所述單元09)被配置為對所述測量信號進行濾波以去除約3. 5Hz以下的頻率。項目305 根據項目304所述的裝置，其中，用于處理的所述單元Q9)被配置為針對包括在由約0. 15Hz至約0. 4Hz、約0. 04Hz至約0. 15Hz以及約0. OOlHz至約0. IHz構成的組中的至少一個頻率范圍對所述測量信號進行濾波。項目306 根據項目300至305中的任一項所述的裝置，其中，所述體外流體系統 (Si)與機械脈沖發生器C3)相關聯，其中，所述壓力傳感器( - )被設置在所述體外流體系統(Si)中，以檢測源自所述機械脈沖發生器C3)的第一脈沖和源自所述生理現象的第二脈沖。項目307 根據項目306所述的裝置，該裝置還包括用于控制所述機械脈沖發生器(3)，以使得在時域和/或頻域中將所述第一脈沖與所述第二脈沖分離的單元(23、28、 29)。項目308 根據項目306所述的裝置，所述裝置包括用于在獲得所述測量信號時間歇性地關閉所述機械脈沖發生器(3)的單元03、觀、29)。項目309:根據項目306所述的裝置，該裝置還包括用于獲得第一脈沖包絡 (u(η))的單元( )，該第一脈沖包絡(u(η))是所述第一脈沖的預測的時間信號包絡；以及用于使用所述第一脈沖包絡(u(n))在時域中對所述測量信號進行濾波，以基本上消除所述第一脈沖，同時保留所述第二脈沖的單元09)。項目310 根據項目309所述的裝置，其中，用于濾波的所述單元Q9)被配置為從所述測量信號中減去所述第一脈沖包絡(u(η))。項目311 根據項目310所述的裝置，其中，用于濾波的所述單元Q9)被配置為通過相對于所述測量信號調節所述第一脈沖包絡(u(η))的相位來減去所述第一脈沖包絡 (u(η))，其中，所述相位由從耦接至所述機械脈沖發生器C3)的相位傳感器06)獲得的、或者從所述機械脈沖發生器(3)的控制單元獲得的相位信息來表示。項目312:根據項目309至311中的任一項所述的裝置，該裝置還包括基準測量單元(四)，其用于在所述體外流體系統(Si)中的基準測量中獲得所述第一脈沖包絡 (u (n))，其中，所述基準測量單元09)被配置為在所述機械脈沖發生器C3)被操作為生成至少一個第一脈沖時，從由所述體外流體系統(Si)中的基準壓力傳感器( - )生成的基準信號中獲得所述第一脈沖包絡(u (η))。項目313 根據項目312所述的裝置，其中，所述機械脈沖發生器( 被操作為在所述基準測量期間生成第一脈沖序列，并且其中，所述基準測量單元09)被配置為通過識別所述基準信號中的一組第一脈沖片段并對所述基準信號中的該一組第一脈沖片段進行平均來獲得所述第一脈沖包絡(u(η))。項目314 根據項目312或313所述的裝置，其中，所述基準測量單元Q9)被配置為在所述體外流體系統(Si)的操作期間間歇性地實現所述基準測量，以提供經更新的第一脈沖包絡(u(η))。項目315:根據項目312至314中的任一項所述的裝置，其中，所述壓力傳感器 (4a-4c)被用作所述基準壓力傳感器。項目316 根據項目309至311中的任一項所述的裝置，其中，用于獲得第一脈沖包絡的所述單元09)被配置為獲得預定的信號包絡。項目317:根據項目316所述的裝置，其中，用于獲得第一脈沖包絡的所述單元 (29)還被配置為基于所述體外流體系統(Si)的一個或更多個系統參數的當前值來根據數學模型修正所述預定的信號包絡。項目318:根據項目312至315中的任一項所述的裝置，其中，在所述基準測量期間操作所述體外流體系統(Si)，使得所述基準信號包含第一脈沖而不包含第二脈沖。項目319:根據項目312至315中的任一項所述的裝置，其中，所述基準測量單元 (29)被配置為基于包含第一脈沖和第二脈沖的第一基準信號獲得組合脈沖包絡；基于包含第二脈沖而不包含第一脈沖的第二基準信號獲得第二脈沖包絡；以及通過從所述組合脈沖包絡中減去所述第二脈沖包絡來獲得所述預測的信號包絡。項目320 根據項目319所述的裝置，該裝置還包括用于獲得所述體外流體系統 (Si)的一個或更多個系統參數的當前值的單元0849)，其中，用于獲得第一脈沖包絡的單元09)被配置為獲得作為所述當前值的函數的所述第一脈沖包絡(u(η))。項目321 根據項目320所述的裝置，其中，用于獲得第一脈沖包絡(u(n))的單元09)被配置為基于所述當前值，在基準數據庫中識別一個或更多個基準包絡(ι^η)， r2(n))；以及基于所述一個或更多個基準包絡(rjn)，r2(n))獲得所述第一脈沖包絡 (u (η))。項目322 根據項目321所述的裝置，其中，所述一個或更多個系統參數表示所述體外流體系統(Si)中的第一脈沖的速率。項目323 根據項目322所述的裝置，其中，所述機械脈沖發生器(；3)包括泵裝置， 并且所述系統參數表示所述泵裝置的泵頻率。項目3Μ 根據項目321至323中的任一項所述的裝置，其中，所述基準數據庫中的各個基準包絡(1^(11),1^(11))是通過在所述體外流體系統(Si)中針對所述一個或更多個系統參數的相應值進行的基準測量所獲得的。項目325 根據項目320所述的裝置，其中，用于獲得第一脈沖包絡(u(η))的所述單元09)被配置為基于所述當前值，在基準數據庫中識別能量和相位角數據的一個或更多個組合；以及基于所述能量和相位角數據的一個或更多個組合來獲得所述第一脈沖包絡(u (η))。項目3 根據項目325所述的裝置，其中，用于獲得第一脈沖包絡(u(η))的所述單元09)被配置為通過組合不同頻率的一組正弦曲線來獲得所述第一脈沖包絡(u(n))， 其中，各個正弦曲線的幅度和相位角由所述能量和相位角數據的一個或更多個組合給出。項目327 根據項目320所述的裝置，其中，用于獲得第一脈沖包絡(u(η))的所述單元09)被配置為將所述當前值輸入到基于所述體外流體系統(Si)的數學模型計算所述壓力傳感器Ga-如)的響應的算法中。項目328:根據項目309至327中的任一項所述的裝置，其中，用于濾波的所述單元09)被配置為針對所述測量信號調節所述第一脈沖包絡(u(η))的幅度、時間尺度和相位中的至少一個，以及從所述測量信號中減去由此調節的第一脈沖包絡(u(n))。項目3 根據項目3 所述的裝置，其中，用于濾波的所述單元09)被配置為通過使所述第一脈沖包絡(u(n))與所述測量信號之間的差最小來進行調節。項目330:根據項目309至327中的任一項所述的裝置，其中，用于濾波的所述單元09)被配置為提供所述第一脈沖包絡(u(n))作為對自適應濾波器(30)的輸入；計算所述測量信號與所述自適應濾波器(30)的輸出信號(為之間的誤差信號(e(n))；以及提供所述誤差信號(e(n))作為對所述自適應濾波器(30)的輸入，從而所述自適應濾波器 (30)被設置為基本上消除所述誤差信號(e(n))中的所述第一脈沖。另外，所述自適應濾波器(30)可以被配置為生成作為M移位的第一脈沖包絡的線性組合的所述輸出信號，以及具體地說，所述自適應濾波器(30)可以被配置為對所述第一脈沖包絡的M個實例進行線性組合，由所述自適應濾波器(30)在幅度和相位方面對該M個實例進行調節。項目331 根據項目330所述的裝置，其中，所述自適應濾波器(30)包括有限沖激響應濾波器(3 和自適應算法(34)，所述有限沖激響應濾波器(3 具有在所述第一脈沖包絡(u(n))上工作以生成所述輸出信號(為的濾波器系數，所述自適應算法(34)將所述濾波器系數優化為所述誤差信號(e(n))和所述第一脈沖包絡(u(η))的函數。項目332:根據項目330或331所述的裝置，該裝置還包括用于基于所述第二脈沖的速率和/或幅度與極限值的比較，控制所述自適應濾波器(30)鎖定所述濾波器系數的單元(29)。項目333:根據項目300至305中的任一項所述的裝置，其中，所述壓力數據是包括源自所述生理現象的第二脈沖的時間相關監測信號，所述裝置還包括用于從所述體外流體系統(Si)中的基準傳感器獲得基準壓力信號的單元0 ；用于在所述基準壓力信號中識別出至少一個第二脈沖的單元09)；用于基于所述基準傳感器與所述至少一個壓力傳感器的位置之間的流體壓力差來計算所述基準傳感器與所述至少一個壓力傳感器( - )之間的經估計的到達時間差的單元09)；以及用于基于所估計的到達時間差處理所述監測信號的單元09)。項目334 根據項目333所述的裝置，該裝置還包括用于計算表示所述基準壓力信號中的所述至少一個第二脈沖的振幅的振幅值，以及將所述振幅值與極限值進行比較的單元( )，其中，所述計算經估計的到達時間差是以所述比較作為條件的。項目335 根據項目300至334中的任一項所述的裝置，其中，用于處理的所述單元09)被配置為使用所述壓力數據來執行對所述主體的失調狀態的檢測、呈現、跟蹤和預測中的一個或更多個。項目336 根據項目335所述的裝置，其中，所述失調狀態包括打噴嚏、打嗝、嘔吐、 咳嗽、血壓紊亂、異位搏動、缺少自主調節、低血壓、失調呼吸、睡眠呼吸暫停、周期性呼吸、 換氣不足、哮喘發作、呼吸困難以及潮式呼吸中的一個或更多個。項目337:根據項目335或336所述的裝置，其中，所述壓力數據是包括源自所述第一生理現象的第二脈沖的時間相關監測信號，所述裝置還包括用于獲得表示所述監測信號中的所述第二脈沖的時序的時序信息的單元09)；用于基于所述時序信息來對所述監測信號進行處理，以計算表示所述第二脈沖的參數值的單元09)；以及用于對所述參數值進行分析以檢測所述失調狀態的單元。項目338 根據項目300至305中的任一項所述的裝置，該裝置還包括用于基于所述壓力數據對所述體外流體系統(Si)與所述血管系統(S》之間的流體連接的完整性進行監測的單元09)。項目339 根據項目338所述的裝置，其中，所述體外流體系統(Si)與機械脈沖發生器C3)相關聯，其中，所述壓力傳感器被設置在所述體外流體系統(Si)中以檢測源自所述機械脈沖發生器(3)的第一脈沖和源自所述生理現象的第二脈沖，并且其中， 所述壓力數據是包括源自所述生理現象的第二脈沖的時間相關監測信號，所述裝置還包括用于基于所述監測信號中的時間窗內的信號值來計算參數值，所述參數值代表所述信號值的分布的單元09)；以及用于至少部分地基于所述參數值來確定所述流體連接的完整性的單元09)。項目340 根據項目339所述的裝置，其中，用于計算參數值的所述單元09)被配置為計算作為所述時間窗內的所述信號值的統計離差指標的所述參數值。項目341 根據項目340所述的裝置，其中，所述統計離差指標包括以下各項中的至少一項標準差、方差、方差系數、差的和、能量、功率、相對于平均值的絕對偏差的和以及相對于平均值的絕對差的平均值。項目342 根據項目339所述的裝置，其中，用于計算參數值的所述單元09)被配置為將所述時間窗內的所述信號值與第二脈沖的預測的時間信號包絡進行匹配。項目343 根據項目342所述的裝置，其中，所述參述值是從所述匹配得到的相關值。項目344:根據項目342或343所述的裝置，其中，用于計算參數值的所述單元 (29)被配置為計算所述時間窗內的所述信號值與所述預測的時間信號包絡之間的互相關；以及識別出所述互相關中的最大相關值；其中，用于確定所述完整性的所述單元09) 被配置為將所述最大相關值與閾值進行比較。項目345 根據項目344所述的裝置，其中，用于計算參數值的所述單元09)被配置為獲得所述最大相關值的時間點，以及通過將所述時間點與預測的時間點進行比較來驗證所述最大相關值。項目346 根據項目342至345中的任一項所述的裝置，該裝置還包括用于從所述體外流體系統(Si)中的基準傳感器( - )獲得基準壓力信號的單元09)；以及用于基于所述基準壓力信號計算所述預測的時間信號包絡的單元( )，其中，所述基準傳感器 (4a-4c)被設置為即使所述流體連接(C)被損害也檢測所述第二脈沖。
項目347:根據項目346所述的裝置，該裝置還包括用于計算表示所述基準壓力信號中的所述生理脈沖的振幅的振幅值，以及將所述振幅值與極限值進行比較的單元 ( )，其中，所述單元09)的用于基于所述基準壓力信號計算所述預測的時間信號包絡的所述操作是以所述比較作為條件的。項目348 根據項目346或347所述的裝置，其中，用于計算所述預測的時間信號包絡的所述單元09)被配置為針對所述基準傳感器與所述至少一個壓力傳感器
之間的傳導時間差進行調節。項目349 根據項目348所述的裝置，其中，所述傳導時間差由預定值給出。項目350 根據項目348所述的裝置，其中，基于所述基準傳感器與所述至少一個壓力傳感器Ga-如)的位置之間的流體壓力差來計算所述傳導時間差。項目351 根據項目339至350中的任一項所述的裝置，其中，選擇所述時間窗，以使得包含至少一個第二脈沖。項目352 根據項目351所述的裝置，其中，選擇所述時間窗的長度，以超過所述第一生理現象的最大脈沖重復間隔。項目353 根據項目351或352所述的裝置，其中，基于時序信息來選擇所述時間窗，所述時序信息表示所述監測信號中的所述第二脈沖的時序。項目354:根據項目339至353中的任一項所述的裝置，該裝置還包括用于生成所述監測信號的單元(四)，該單元09)被配置為如下生成所述監測信號對所述測量信號進行濾波，以去除所述第一脈沖；基于表示所述測量信號中的所述第二脈沖的所述時序的時序信息，來得出由此濾波的測量信號中的一組信號片段；以及基于所述時序信息，將所述信號片段對齊并相加。項目355:根據項目339至354中的任一項所述的裝置，其中，用于計算參數值的所述單元09)被配置為識別所述監測信號中的候選第二脈沖和對應的候選時間點；以及相對于表示所述監測信號中的所述第二脈沖的所述時序的時序信息，來基于所述候選時間點驗證所述候選第二脈沖。項目356 根據項目353至355中的任一項所述的裝置，其中，該裝置還包括用于從耦接到所述主體的脈沖傳感器獲得所述時序信息的單元(觀、29)。項目357:根據項目353至355中的任一項所述的裝置，該裝置還包括用于獲得作為基于先前的參數值識別出的第二脈沖的相對時序的函數的所述時序信息的單元09)。項目358 根據項目353至355中的任一項所述的裝置，其中，所述體外流體系統 (Si)是包括動脈接入裝置(1)、血液處理裝置(6)和靜脈接入裝置(14)的體外血流回路 (20)，其中，血管系統(S》包括血管通路，其中，所述動脈接入裝置(1)連接到所述血管系統(S2)，其中，所述靜脈接入裝置(14)連接到所述血管通路以形成所述流體連接(C)，其中，所述機械脈沖發生器C3)包括泵裝置，該泵裝置被設置在所述體外血流回路OO)中， 以將血液從所述動脈接入裝置(1)通過所述血液處理裝置(6)泵送至所述靜脈接入裝置 (14)，其中，從位于所述泵裝置C3)下游的靜脈壓力傳感器Ge)獲得靜脈測量信號，并基于所述靜脈測量信號生成所述監測信號，并且其中，該裝置還包括用于從位于所述泵裝置 (3)上游的動脈壓力傳感器Ga)獲得動脈測量信號的單元08)；用于識別所述動脈測量信號中的至少一個第二脈沖的單元09)；以及用于根據由此識別出的第二脈沖計算所述時序信息的單元09)。項目359 根據項目353至355中的任一項所述的裝置，該裝置還包括用于間歇性地關閉所述機械脈沖發生器C3)的單元03、觀、29)；用于識別所述監測信號中的至少一個第二脈沖的單元09)；以及用于根據由此識別出的第二脈沖計算所述時序信息的單元 (29)。項目360 根據項目353至355中的任一項所述的裝置，該裝置還包括用于識別所述監測信號中的一組候選第二脈沖的單元09)；用于基于所述一組候選第二脈沖來得出候選時間點序列的單元09)；用于針對時間準則驗證所述候選時間點序列的單元09)； 以及用于計算作為由此驗證的候選時間點序列的函數的所述時序信息的單元09)。項目361 根據項目338所述的裝置，其中，所述體外流體系統(Si)是包括接入裝置(1、14)的體外血液處理系統(20)，其中，血管系統(S》包括血管通路，并且其中，所述接入裝置(1、14)與所述血管通路之間的連接形成所述流體連接(C)。項目362 根據項目338所述的裝置，其中，所述壓力數據是包括源自所述生理現象的第二脈沖的時間相關監測信號，該裝置還包括用于獲得時序信息的單元( )，該時序信息表示所述監測信號中的所述第二脈沖的時序；用于基于所述時序信息來處理所述監測信號，以計算表示存在或不存在所述第二脈沖的參數值的單元09)；以及用于至少部分地基于所述參數值來確定所述流體連接(C)的完整性的單元09)。項目363:根據項目362所述的裝置，其中，用于處理所述監測信號的所述單元 (29)被配置為基于所述時序信息，在所述監測信號中定位時間窗；以及基于所述時間窗內的所述信號值來計算所述參數值。項目364:根據項目363所述的裝置，其中，用于處理所述監測信號的所述單元 (29)還被配置為基于所述時序信息選擇所述時間窗的長度。項目365 根據項目362至364中的任一項所述的裝置，其中，所述體外流體系統 (Si)與機械脈沖發生器(3)相關聯，所述機械脈沖發生器(3)在所述體外流體系統(Si)中生成第一脈沖，并且其中，該裝置還包括用于通過對所述測量信號進行濾波以去除所述第一脈沖來生成所述監測信號的單元09)。項目366:根據項目365所述的裝置，其中，用于生成所述監測信號的所述單元 (29)還被配置為在由此濾波的測量信號中選擇一組信號片段；以及基于所述時序信息， 將所述信號片段對齊并相加。項目367 根據項目365或366所述的裝置，其中，用于處理所述監測信號的所述單元09)還被配置為識別所述監測信號中的候選第二脈沖和對應的候選時間點；以及相對于所述時序信息來基于所述候選時間點驗證所述候選第二脈沖。項目368 根據項目362至367中的任一項所述的裝置，其中，用于獲得時序信息的所述單元(觀、29)被配置為從耦接到所述主體的脈沖傳感器獲得所述時序信息。項目369:根據項目362至367中的任一項所述的裝置，其中，用于獲得時序信息的所述單元09)被配置為獲得作為基于先前的參數值識別出的第二脈沖的相對時序的函數的所述時序信息。項目370 根據項目362至367中的任一項所述的裝置，該裝置還包括用于從所述體外流體系統(Si)中的基準傳感器( - )獲得基準壓力信號的單元( )，其中，所述基準傳感器被設置為即使所述流體連接(C)被損害也檢測所述第二脈沖；并且其中，用于獲得時序信息的所述單元09)被配置為識別所述基準壓力信號中的至少一個第二脈沖，并且獲得所述基準傳感器與所述至少一個壓力傳感器之間的經估計的到達時間差。項目371 根據項目370所述的裝置，其中，由預定值給出所估計的到達時間差。項目372 根據項目370所述的裝置，其中，基于所述基準傳感器與所述至少一個壓力傳感器Ga-如)的位置之間的流體壓力差來計算所估計的到達時間差。項目373 根據項目370所述的裝置，該裝置還包括用于計算表示所述基準壓力信號中的所述至少一個第二脈沖的振幅的振幅值，以及將所述振幅值與極限值進行比較的單元( )，其中，所述計算經估計的到達時間差是以所述比較作為條件的。項目374 根據項目365至367中的任一項所述的裝置，其中，所述體外流體系統
(51)是包括動脈接入裝置(1)、血液處理裝置(6)和靜脈接入裝置(14)的體外血流回路， 其中，所述血管系統(S》包括血管通路，其中，所述動脈接入裝置(1)連接到所述血管系統
(52)，其中，所述靜脈接入裝置(14)連接到所述血管通路以形成所述流體連接(C)，其中， 所述機械脈沖發生器C3)包括泵裝置，該泵裝置被設置在所述體外血流回路00)中，以將血液從所述動脈接入裝置(1)通過所述血液處理裝置(6)泵送至所述靜脈接入裝置(14)， 其中，從位于所述泵裝置(3)下游的靜脈壓力傳感器Ge)獲得靜脈測量信號，并基于所述靜脈測量信號生成所述監測信號，所述裝置包括用于從位于所述泵裝置C3)上游的動脈壓力傳感器Ga)獲得動脈測量信號的單元08)；用于識別所述動脈測量信號中的至少一個第二脈沖的單元09)；以及用于根據由此識別出的第二脈沖計算所述時序信息的單元 (29)。項目375 根據項目365至367中的任一項所述的裝置，該裝置還包括用于間歇性地關閉所述機械脈沖發生器(3)單元03、觀、29)；用于識別所述監測信號中的至少一個第二脈沖的單元09)；以及用于根據由此識別出的第二脈沖計算所述時序信息的單元 (29)。項目376 根據項目365至367中的任一項所述的裝置，該裝置還包括用于識別所述監測信號中的一組候選第二脈沖的單元09)；用于基于所述一組候選第二脈沖來得到候選時間點序列的單元09)；用于針對時間準則驗證所述候選時間點序列的單元09)； 以及用于計算作為由此驗證的候選時間點序列的函數的所述時序信息的單元09)。項目377 根據項目362所述的裝置，其中，用于獲得時序信息的所述單元Q9)被配置為識別所述監測信號中的一組候選第二脈沖；基于所述一組候選第二脈沖來得到候選時間點序列；通過針對時間準則驗證所述候選時間點序列，來生成一組經驗證的候選第二脈沖；其中，用于處理所述監測信號的所述單元09)被配置為計算一組平均表示，各個平均表示是通過將所述監測信號中的與經驗證的候選第二脈沖的唯一組合相對應的信號片段對齊并相加而形成的；以及針對各個所述平均表示計算所述參數值；并且其中，用于確定所述完整性的所述單元09)被配置為將最大參數值與閾值進行比較。項目378:根據項目362至365中的任一項所述的裝置，其中，所述參數值代表信號值的分布。項目379:根據項目338至378中的任一項所述的裝置，該裝置還包括用于處理所述測量信號，以識別源自所述主體的心臟跳動的心臟數據的單元09)；并且其中，用于確定所述流體連接的完整性的所述單元09)被配置為基于所述壓力數據和所述心臟數據，來確定所述完整性。附錄 A該附錄作為本國際專利申請的組成部分并入本文，并且參照圖A1-A12來描述用于處理時間相關測量信號的方法和裝置。

將參照所附的示意性附圖更詳細地描述本發明的示例性實施方式。圖Al是可以使用本發明的數據處理對壓力信號進行濾波的普通流體容納系統的示意圖。圖A2是根據本發明的實施方式的監測處理的流程圖。圖A3中(a)是作為時間函數的壓力信號的圖，而圖A3中(b)是濾波后的壓力信號的圖。圖A4是包括體外血流回路的血液透析治療系統的示意圖。圖A5中(a)是含有泵頻率分量和心臟信號二者的靜脈壓力信號在時域中的圖，而圖A5中(b)是相應信號在頻域中的圖。圖A6是源自圖A4的系統中蠕動泵的預測的信號包絡的圖。圖A7是用于獲取預測的信號包絡的處理的流程圖。圖A8是示例說明了用于生成預測的信號包絡的外推處理的圖。圖A9(a)是示例說明了用于生成預測的信號包絡的內插處理的圖，而圖A9 (b)是圖A9(a)的放大圖。圖A10(a)表示了在一個流率下源自泵裝置的壓力脈沖的頻率譜，圖AlO (b)表示了針對三個不同流率的相應頻率譜，其中每個頻率譜以對數標度給出且映射至諧波數，圖 AlO(C)是圖A10(b)中的數據在線性標度下的圖，圖A10(d)是與圖A10(a)中頻率譜相對應的相位角譜。圖All是能夠工作以基于預測的信號包絡對測量信號進行濾波的自適應濾波器結構的示意圖。圖A12(a)示例說明了從靜脈壓力傳感器獲得的濾波后的壓力信號(上部)和相應的心臟信號(下部)，以及圖A12(b)示例說明了從動脈壓力傳感器獲得的濾波后的壓力信號(上部)和相應的心臟信號(下部)。
具體實施例方式
下面，將參照通常的流體容納系統描述本發明示例實施方式。此后，將在體外血液處理系統的上下文中進一步舉例說明本發明的實施方式和實現。在下面的通篇描述中，為相似的元件指定相同的參考標記。_既述圖Al示出了流體容納系統，其中流體連接C建立于第一流體容納子系統Sl和第二流體容納子系統S2間。流體連接C可從一個子系統向另一個子系統轉移流體，也可以不從一個子系統向另一個子系統轉移流體。第一脈沖發生器3設置為在第一子系統Sl內部的流體中生成壓力波的序列，而第二脈沖發生器3'設置為在第二子系統S2內部的流體中生成壓力波的序列。壓力傳感器如設置為測量第一子系統Sl中的流體壓力。第二脈沖發生器3‘生成的壓力波將從第二子系統S2經由連接C傳遞到第一子系統Si，并且因此除源自第一脈沖發生器3的第一脈沖之外，壓力傳感器如將檢測到源自第二脈沖發生器3'的第二脈沖。要注意的是，第一脈沖發生器3和第二脈沖發生器3'中任何一個可以包括多于一個脈沖發生裝置。并且，任何此類脈沖生成裝置可以是或者可以不是相應子系統Si、S2 的一部分。圖Al的系統還包括監視裝置25，如圖Al所示，監視裝置25連接至壓力傳感器如， 并且可能連接至一個或更多個壓力傳感器4b、4c。因此，監視裝置25獲取時間相關的以提供第一子系統Sl中流體壓力的實時表示的一個或更多個壓力信號。通常，監視裝置25構造為通過隔離并分析一個壓力信號的一個或更多個脈沖，來監測流體容納系統的功能狀態或者功能參數。如下面進一步舉例說明的，可以監測功能狀態或參數，以識別故障狀態，例如第一子系統Sl或第二子系統S2、第二脈沖發生器3'或者流體連接C中的。一旦識別到故障狀態，監視裝置25可以發布警報或告警信號，并且/或者警告第一子系統S 1或者第二子系統S2的控制系統以采取合適的行動。另選地或者另外地，監視裝置25可構造為記錄或輸出功能狀態或參數的值的時間序列。根據實現，監視裝置25可以使用數字組件或者模擬組件，或者二者的組合，以接收并處理壓力信號。因此，裝置25可以是具有足以根據本發明不同實施方式獲取并處理壓力信號的硬件的計算機或類似的數據處理裝置。本發明的實施方式例如可以由計算機可讀媒介上提供的軟件指令實現，該軟件指令由計算機中的處理器2 結合存儲單元2 來執行。通常，監視裝置25構造為連續處理時間相關壓力信號以隔離任何第二脈沖。圖A2 的流程圖示意性地描述了此處理。示例的處理涉及獲取第一脈沖包絡u (η)的步驟201，其中第一脈沖包絡u(n)為預測的第一脈沖的時間信號包絡，以及涉及步驟202，步驟202中使用第一脈沖包絡u(n)在時域對壓力信號d(n)或者經過預處理的壓力信號進行濾波，從而在保留包含在d(n)中的第二脈沖的同時基本上消除或清除第一脈沖。在此公開的上下文中，η表示取樣數，并因此等于時間相關信號中(有關的)時間點。然后，步驟203中，出于監視前述的功能狀態或參數的目的，分析所得到的過濾后的信號e (η)。第一脈沖包絡是通常以數據值的時間序列表示、反映了第一脈沖在時域中的形狀的形狀模板或標準信號包絡。在下面的描述中，第一脈沖包絡也指“預測的信號包絡”。“基本上消除”指的是從壓力信號中去除第一脈沖，以達到能夠檢測并分析第二脈沖用于監視前述的功能狀態或參數的目的的程度。通過使用第一脈沖包絡在時域中對壓力信號進行濾波，即使第一和第二脈沖在頻域中交疊或幾乎交疊時，也有可能基本上消除第一脈沖并仍保留第二脈沖。這種頻率交疊不是不可能的，例如，如果第一脈沖和第二脈沖中的其中一個或兩個由多個頻率或頻率范圍的組合構成。此外，第一脈沖或第二脈沖的頻率、幅度和相位內容可隨時間改變。這種變化可以是第一和/或第二脈沖發生器3、3'的主動控制的結果、或者由第一和/或第二脈沖發生器3、3'中的漂移導致的或者由子系統Si、S2或流體連接C的流體動力特性的變化導致的。例如，當第二脈沖發生器3'是人的心臟，并且第二子系統S2因此是人的血液系統時，可能發生頻率變化。在平靜狀態下的健康者，心律的變化(心率變化，HRV(Heart Rate Variability))可以為15%那么大。非健康者可承受嚴重的心臟狀況，例如心房纖維性顫動和室上性異位搏動，這可能導致超過20 %的HRV和室性異位搏動，其中對于室性異位搏動，HRV可能超過60%。這些心臟狀況在例如透析患者中并非罕見。任何頻率交疊可以使得不可能通過頻域中傳統的濾波來隔離壓力信號中的第二脈沖，或通過頻域中傳統的濾波來隔離壓力信號中的第二脈沖至少困難，頻域中傳統的濾波例如是通過梳狀濾波器和/或通常級聯的帶阻濾波器或陷波器的組合對壓力信號進行操作，以阻擋源自第一脈沖發生器3的所有頻率分量。此外，因為頻率交疊可以隨時間變化，所以頻率變化使得成功隔離出壓力信號中的第二脈沖甚至更加困難。即使沒有任何頻率交疊，頻率變化使得難以在頻域中定義濾波器。根據第一脈沖包絡表示壓力信號中的第一脈沖的程度，即使第一脈沖和第二脈沖在頻率上交疊，并且即使第二脈沖的幅度遠小于第一脈沖的幅度，借助于時域中本發明的濾波也可以隔離出第二脈沖。更進一步，本發明的時域中的濾波可以允許比頻域中的濾波處理更快地隔離出壓力信號中的第二脈沖。前者可以具有隔離出壓力信號中的單個第二脈沖的能力，然而后者可能需要對壓力信號中的第一和第二脈沖的序列進行操作。因此，本發明的濾波能夠更快地確定流體容納系統的功能狀態或者功能參數。圖A3中舉例說明了本發明的濾波的有效性，其中圖A3中(a)示出了包含相對幅度為10 1的第一脈沖和第二脈沖的時間相關的壓力信號d(n)的示例。第一脈沖和第二脈沖的頻率分別為IHz和1. 33Hz。由于幅度的不同，由第一脈沖支配壓力信號。圖A3中 (b)示出了在對壓力信號d(n)應用本發明的濾波技術后所獲得的濾波后的時間相關信號 e(n)。濾波后的信號e(n)由第二脈沖和噪聲構成。要注意的是，大約4秒后第二脈沖不存在，這可由監視裝置(圖Al中的25)觀察到并識別為流體容納系統的故障狀態。回到圖A2，本發明的數據處理包括兩個主要步驟確定第一脈沖包絡u(n)(步驟201)和使用第一脈沖包絡U(ri)從測量信號d(n)中去除一個或更多個第一脈沖(步驟 202)。由多種方法實現這些主要步驟。例如，可以基于來自第一子系統Sl中一個或更多個壓力傳感器的測量信號，適當地通過識別并可能地平均測量信號中的一組第一脈沖片段，來在基準測量中獲得第一脈沖包絡(標準信號包絡)。第一脈沖包絡可以或者不可以在實際監測上述功能狀態或參數期間間歇地更新。另選地，可使用預定的(即預定義的)標準信號包絡，該預定的標準信號包絡可選地可以根據考慮了第一脈沖發生器中的損耗、流體的流率、導管尺寸、流體中的聲速等的數學模型進行修改。此外，去除可以涉及以合適的幅度和相位從測量信號中減去第一脈沖包絡。相位可由相位信息表示，該相位信息可以從耦接至第一脈沖發生器3的相位傳感器所生成的信號中或者從用于第一脈沖發生器3 的控制信號中獲得。本發明的濾波也可與其他濾波技術結合，以進一步改進濾波后的信號e(n)的質量。在一個實施方式中，濾波后的信號e(n)可以通過具有在第二脈沖的相關頻率范圍中的通帶的帶通濾波器。如果第二脈沖源自人的心臟，則該通帶可位于0. 5-4Hz的近似范圍中， 對應于每分鐘30-240次的心臟脈沖率。在另一個實施方式中，如果已知第二脈沖的當前頻率范圍(或多個當前頻率范圍)，則帶通濾波器的通帶可以有效地控制為在該當前頻率范圍附近的窄的范圍。例如，每當發現第一脈沖和第二脈沖的速率相差超過一定極限值，例如約10%時，可應用這種主動控制。通過間歇地關閉第一脈沖發生器3或者間歇地防止第一脈沖到達相關的壓力傳感器^_4c，可以從壓力信號中獲得該當前頻率范圍。備選地，該當前頻率范圍可從第一或者第二子系統S1、S2或者基于用于第二脈沖發生器3'的控制單元 (未示出)中的專用傳感器獲得。根據另一種備選方案，可以至少部分基于例如在同一患者的早期治療中獲得的患者專屬信息(patient-specific information)，即該患者的現有數據記錄，來設置通帶的位置和/或寬度。患者專屬信息可存儲在監視裝置(圖Al中的25) 的內部存儲器中、監視裝置可訪問的外部存儲器上、或者患者卡上，其中患者卡上的信息例如通過RFID (無線射頻識別)無線傳輸至監視裝置。下面將在用于體外血液處理的系統的上下文中更詳細解釋這些和其他實施方式。 為了便于下面的討論，將首先描述示例的體外血流回路的細節。體外血流回路中的監測圖A4示出了用于透析的類型的體外血流回路20的示例。體外血流回路20 (也稱為“體外回路”)包括下面將描述的組件1-14。因此，如圖A4中所示，體外回路20包括動脈針頭1形式的用于抽取血液的接入裝置，以及將動脈針頭1連接至血泵3的動脈導管部分2，血泵3可以是蠕動型的。在泵的入口處有壓力傳感器4b (此后稱為“動脈傳感器”)， 動脈傳感器測量動脈導管部分2中泵之前的壓力。血泵3促使血液經由導管部分5到透析儀6的血液側。許多透析機另外地設置有壓力傳感器如(此后稱為“系統傳感器”)，系統傳感器4c測量血泵3和透析儀6之間的壓力。血液經由導管部分10從透析儀6的血液側導入至靜脈滴注器或者脫氣室11，并從靜脈滴注器或者脫氣室11經由靜脈導管部分12 和靜脈針頭14形式的、用于重新導入血液的接入裝置回到患者。提供壓力傳感器如(此后稱為“靜脈傳感器”)，以測量在透析儀6的靜脈側的壓力。在示例說明的示例中，壓力傳感器如測量靜脈滴注器中的壓力。動脈針頭1和靜脈針頭14均通過血管通路(blood vessel access)連接至患者。血管通路可以是任何合適類型，例如瘺管、斯克里布納分流器(Scribner-shimt)、移植物等。根據血管通路的類型，可使用其他類型的接入裝置代替針頭，例如導管。另選地，接入裝置1、14可以結合在單個單元中。關于圖Al中的流體容納系統，體外回路20對應于第一子系統Si，血泵3 (以及在體外回路20內或者與體外回路20相關聯的任何其他脈沖源，例如透析溶液泵、瓣膜等)對應于第一脈沖發生器3，患者的血液系統對應于第二子系統S2，以及流體連接C對應于在患者和體外回路20之間的靜脈側和動脈側流體連接中的至少之一。圖A4中，提供控制單元23，以通過控制血泵3的轉速，來控制體外回路20中的血液流動。體外回路20和控制單元23可形成用于體外血液處理的裝置(例如透析機)的一部分。盡管未進一步示出或討論，但是應當理解，這種裝置執行許多其他功能，例如控制透析流體的流動、控制透析流體的溫度和成分、等等。圖A4中的系統還包括監視/監測裝置25，連接監視/監測裝置25以從壓力傳感器如-如中的至少一個接收壓力信號，并且其執行本發明的數據處理。在圖A4的示例中， 監視裝置25也連接至控制單元23。另選地或者另外地，裝置25可連接至泵傳感器26，以表示血泵3的轉速和/或相位。應當理解，監視裝置25可包括進一步數據的輸入，例如表示整個系統狀態(參見例如下面參照圖A7的描述)的任何其他系統參數。裝置25有線或者無線連接至用于生成聲音/目視式/觸覺式警報或警告信號的本地或者遠程裝置27。 另選地或者另外地，裝置25或27可包括顯示器或監測器，以顯示從分析步驟(圖A2中的 203)所得到的功能狀態或參數、和/或從濾波步驟(圖A2中的202)得到的濾波后的信號 e (η)，例如用于目視檢查。圖Α4中，監視裝置25包括用于預處理輸入信號的數據獲取部觀，數據獲取部觀例如包括具有所需最小采樣率和分辨率的A/D轉換器、一個或更多個信號放大器，以及用于去除輸入信號中不期望的分量(例如偏移、高頻噪聲和電源電壓騷擾)的一個或更多個濾波器。在數據獲取部觀進行預處理之后，提供預處理后的壓力信號作為給執行本發明的數據處理的主數據處理部四的輸入。圖Α5中(a)示出了時域中這種預處理后的壓力信號的示例，以及圖A5中(b)示出了相應的功率譜，即頻域中的預處理后的壓力信號。功率譜揭示了檢測到的壓力信號含有源自血泵3的多個不同頻率分量。在示例說明的示例中， 存在處于血泵的基頻( (在該示例中在1.5泡)、以及其諧波2&、3&和4&處的頻率分量。 基頻(下面也稱為泵頻率)是在體外回路20中產生壓力波形的泵沖程的頻率。例如，在圖 A4所示類型的蠕動泵中，針對轉子3a的每個完整旋轉產生兩個泵沖程。圖A5中(b)也表示了在一半泵頻率(0.5 和其諧波處(在此示例中，至少是&、1.5&、2&和2.5 的頻率分量的存在。圖A5中(b)還示出了心臟信號(在1. IHz)，在該示例中的心臟信號在基頻 fQ處比血泵信號弱大約40倍。主數據處理部四執行前述步驟201-203。在步驟202中，主數據處理部四工作， 以在時域中對預處理后的壓力信號進行濾波，并輸出已經去除血泵3的信號分量的濾波后的信號或者監測信號(圖A2中的e (η))。監測信號仍含有源自患者的任何信號分量(參照圖A3中(b))，例如患者的心臟搏動所引起的壓力脈沖。存在多個可以在患者的血流中產生壓力脈沖的周期性生理現象的源，包括心臟、呼吸系統、或由自主神經系統控制的血管舒縮。因此，監測信號可含有患者中周期性現象的組合所導致的壓力脈沖。通常上講，監測信號中的信號分量可以源自患者中任何類型的生理現象或其組合，無論是周期性的或非周期性的、重復性的或非重復性的、自主的或非自主的。根據實現，監視裝置25可以構造為對監測信號使用進一步濾波，以隔離源自患者中單個周期性現象的信號分量。另選地，這種信號分量濾波在壓力信號的預處理(由數據獲取部觀執行)期間進行。由于患者的不同周期性現象的信號分量在頻域中通常是分開的，所以，例如通過應用截止濾波器或帶通濾波器，可在頻域中進行這種信號分量濾波。通常，心臟頻率為約0. 5-4Hz,呼吸速率為約0. 15-0. 4Hz，用于調節血壓的自主系統的頻率為約0. 04-0. 14Hz，用于調節體溫的自主系統的頻率為約0. 04Hz。監視裝置25可以構造為通過識別監測信號中的呼吸脈沖，來監測患者的呼吸模式。產生的信息可用于在線監視患者的呼吸暫停、換氣過度、換氣不足、哮喘發作或其他不規則的呼吸行為。產生的信息也可用于識別咳嗽、打噴嚏、嘔吐或癲癇。咳嗽/打噴嚏/嘔吐/癲癇所導致的震動可能干擾連接至患者或體外回路20的其他測量或監視設備。監視裝置25可以設置為輸出關于任何咳嗽/打噴嚏/嘔吐/癲癇的時序信息，使得其他測量或監視設備能夠進行足夠的測量，以降低咳嗽/打噴嚏/嘔吐/癲癇引起錯誤測量或誤警報的可能性。當然，識別咳嗽/打噴嚏/嘔吐/癲癇的能力也可以具有其本身的醫學重要性。監視裝置25可構造為通過識別監測信號中的心臟脈沖以監測患者的心率。監視裝置25可構造為收集并存儲關于心率、呼吸模式等的時間演變的數據，例如用于后面的趨勢或統計分析。監視裝置25可構造為監測患者和體外回路20之間流體連接的完整性，特別是靜脈側流體連接(經由接入裝置14)的完整性。這可以通過監測在監測信號中是否存在源自例如患者心臟或呼吸系統的信號分量來進行。不存在這樣的信號分量可作為流體連接C 的完整性失敗的指示，并可使裝置25來激活警報和/或例如通過停止血泵3以及激活導管部分12上的夾緊裝置13來停止血液流動。為了監測靜脈側流體連接的完整性，也稱為 VNM (靜脈針頭監測)，監視裝置25可以構造為基于來自靜脈傳感器如的壓力信號生成監測信號。裝置25可以還連接至壓力傳感器4b、4c以及體外回路20中所包括的任何附加的壓力傳感器。體外回路20可以具有選項，以工作在血液透析濾過模式 (HDF(hemodiafiltration)模式)，其中，控制單元23激活第二泵裝置(HDF泵，未示出)， 以將輸液提供到透析儀6的上游和/或下游的血液管路中，例如提供到導管部分2、5、10或 12中的一個或更多個中。獲得第一脈沖的預測的信號包絡這部分描述用于預測或估計在圖A4所示系統中的第一脈沖的信號包絡的不同的實施方式。預測的信號包絡通常是在與血泵3的至少一個完整泵周期正常對應的時間段內的壓力值的序列。圖A6示例說明了圖A4中系統的預測的信號包絡的示例。由于血泵3是蠕動泵， 其中，兩個輥子北在轉子3a的完整旋轉期間與導管部分銜接，所以壓力包絡由兩個泵沖程構成。例如由于在輥子北和導管部分之間銜接的輕微的不同，泵沖程可引起不同的壓力值 (壓力包絡)，并且因此可以期望預測的信號包絡表示兩個泵沖程。如果可以容許低精確度的預測的信號包絡，即如果隨后的去除處理的輸出是可接受的，則預測的信號包絡可以僅表示一個泵沖程。通常，預測的信號包絡可以通過流體系統的數學仿真，在基準測量中，或者其組合來獲得。基準測量用于獲取預測的信號包絡的方法的第一主要組(first main group)，基于從系統中的壓力傳感器(通常(但非必要)從同一壓力傳感器)得來的時間相關的基準壓力信號 (“基準信號”)，該同一壓力傳感器提供要處理以去除第一脈沖的測量信號(壓力信號)。 在該基準測量期間，通過關閉第二脈沖發生器3' /使第二脈沖發生器3'無效、或通過使相關壓力傳感器與第二脈沖隔離，來防止第二脈沖到達相關的壓力傳感器。在圖A4的系統中，可在啟動階段執行基準測量，在啟動階段，體外回路20與患者分離，并且通過血液管路泵入啟動液。另選地，基準測量可在使用血液或任何其他流體的模擬治療中進行。可選地， 基準測量可能涉及將多個壓力包絡進行平均以降低噪聲。例如，可在基準信號中識別多個相關信號片段，因此這些片段對齊以實現在不同片段中壓力包絡的適當交疊，并接著將這些片段加在一起。識別相關信號片段可以至少部分地基于表示各第一脈沖在基準信號中的預期位置的時序信息。時序信息可從泵傳感器26的輸出信號中、控制單元23的控制信號中或者來自壓力傳感器中另一個的壓力信號中的觸發點獲得。例如，基于觸發點和產生基準信號的壓力傳感器之間的已知的到達時間差，可計算第一脈沖在基準信號中的預測的時間點。作為變形，如果基準信號是周期性的，則可通過識別基準信號與給定的信號電平的交叉點來識別相關信號片段，其中相關信號片段被識別為在任何各交叉點對之間延伸。在第一實施方式中，預測的信號包絡在體外回路20連接至患者之前的基準測量中直接獲得，并接著用作后續的去除處理的輸入，其中后續的去除處理在當體外回路連接至患者時執行。在本實施方式中，因此假定，當系統連接至患者時，預測的信號包絡代表第一脈沖。適當地，在基準測量期間以及在去除處理期間使用相同的泵頻率/速度。也期望其他相關系統參數保持基本上恒定。圖A7是第二實施方式的流程圖。在第二實施方式中，首先基于基準測量建立基準庫或數據庫(步驟701)。得到的基準庫通常存儲在監視裝置(參照圖Al中的25)的存儲單元中，例如RAM、ROM、EPROM、HDD、閃存等(參照圖Al中的25b)。在基準測量期間，針對體外回路的多個不同的操作狀態獲得基準壓力信號。每個操作狀態由系統參數值的唯一組合表示。針對每個操作狀態，生成基準包絡以表示第一脈沖的信號包絡。接著，基準包絡以及相關聯的系統參數值存儲在基準庫中，基準庫由例如列表、查找表、搜索樹等可搜索數據結構實現。在實際監測處理期間，即當要從測量信號中消除第一脈沖時，表示流體容納系統的當前操作狀態的當前狀態信息，可從系統例如從傳感器、控制單元或其他中獲得(步驟 702)。當前狀態信息可包括一個或更多個系統參數的當前值。接著，將當前值與基準庫中的系統參數值相匹配。基于該匹配，選擇一個或更多個基準包絡(步驟70 ，并使用該一個或更多個基準包絡來制作預測的信號包絡(步驟704)。通常，前述系統參數表示整個系統的狀態，包括但不限于流體容納系統或其組件的結構、設置、狀況和變量。在圖A4的系統中，示例性系統參數可以包括與泵相關的參數直接或間接(例如在用于透析儀的流體制備系統中)連接至體外回路的有效泵的數目、使用的泵的類型(滾子泵、薄膜泵等)、流率、泵的旋轉速度、泵致動器的軸位置(例如角位置或者線性位置)等。誘析機設置溫度、超濾速率、模式變化、瓣膜位置/變化等。一次件誘析設備/材料關于泵室/泵部分的信息(材料、幾何結構和損耗狀況)、 血液管路的類型(材料和幾何結構)、透析儀的類型、接入裝置的類型和幾何結構等。誘析系統變量系統中血泵上游和下游的實際絕對壓力，例如靜脈壓力(來自傳感器如)、動脈壓力(來自傳感器4b)和系統壓力(來自傳感器4c)、陷在流路徑中的氣體體積、血液管路懸架、流體類型(例如血液或透析液)等。患者狀況血液出入口特性、血液特性例如血細胞比容、血漿蛋白濃度等。應當理解，任何數目的系統參數或者其組合可存儲在基準庫中和/或用作監測處理期間基準庫中的搜索變量。下面，將結合多個示例進一步解釋第二實施方式。在所有的這些示例中，泵旋轉頻率(“泵頻率”)或相關參數(例如，血液流率)用于指示監測處理期間流體容納系統的當前操作狀態。換言之，泵頻率用作基準庫中的搜索變量。例如泵頻率可以由從控制單元輸出的血液流率的設置值決定，或者由指示泵頻率的傳感器(參照圖A4中的泵傳感器26)的輸出信號決定。另選地，可以通過對流體系統操作期間來自傳感器如-如中任意傳感器的壓力信號進行頻率分析，來獲得泵頻率。這種頻率分析可以通過對壓力信號應用任何形式的諧波分析(例如傅里葉或小波分析)來實現。如圖A5中(b)中所示，可在得到的功率譜中識別泵的基頻&。在第一個示例中，搜索基準庫以檢索與最接近當前泵頻率的泵頻率相關聯的基準包絡。如果沒有發現與當前泵頻率的精確匹配，則執行外推處理以產生預測的信號包絡。在外推處理中，基于當前泵頻率和與檢索的基準包絡相關聯的泵頻率之間的已知的差(“泵頻率差”)，按照當前的泵周期對檢索到的基準包絡在時間上進行縮放。例如基于作為泵頻率函數的已知幅度函數，也可調整幅度標度以補償由于泵頻率引入的幅度變化。圖A8示例了在470ml/min的流率下獲得的基準包絡η (η)，以及通過將基準包絡縮放至480ml/min的流率而獲得的預測的信號包絡u (η)。僅僅用作比較，也示出了在480ml/min下獲得的基準包絡ra。tual (η)，以示例外推處理確實可生成正確預測的信號包絡。在第二個示例中，基于當前泵頻率重新搜索基準庫。如果沒有發現與當前泵頻率的精確匹配，則執行組合處理以生成預測的信號包絡。這里，檢索與兩個最接近匹配的泵頻率相關聯的基準包絡，并將其組合。該組合可以通過將檢索到的基準包絡的泵周期時間重新縮放到當前的泵頻率并且經由對重新縮放后的基準包絡進行內插來計算預測的信號包絡來進行。例如，在當前泵頻率ν下的預測的信號包絡u(n)可表示為u (n) = g (V-Vi) · T1 (η) + (1-g (Wi)) · Tj (η),其中Α(η)和rj(n)表示在泵頻率Vi和Vj下分別獲得的并重新縮放至當前泵頻率 V的兩個檢索到的基準包絡，g是以頻率差(V-Vi)的函數給出的松弛參數，其中Vi Vj 以及0 < 1。本領域技術人員可以實現，通過組合多于兩個基準包絡來生成預測的信號包絡u (η)。圖A9(a)說明了在當前流率320ml/min下從圖A4的系統中靜脈傳感器如獲得的測量信號的預測的信號包絡u (η)。將在300ml/min的流率下從靜脈傳感器獲得的基準包絡 Γι(η)和在340ml/min的流率下從靜脈傳感器獲得的基準包絡r2(n)進行平均，可計算出預測的信號包絡u (η)。僅僅用作比較，還示出了在320ml/min下獲得的基準包絡ra。tual (η)，以示例組合處理確實可生成正確預測的信號包絡。實際上，差異如此小，以至于差異僅僅在放大后的視A9(b)中勉強可見。例如，通過如果泵頻率差小于一定極限值則執行第一個示例的外推處理，否則執行第二個示例的組合處理，可以將第一個示例和第二個示例結合。在第三實施方式中，與圖A7中所示的第二實施方式類似，在基準測量中獲得多個基準信號，其中針對系統參數值的特定組合獲得每個基準信號。接著處理基準信號以生成基準譜，基準譜表示作為頻率函數的能量和相位角。例如這些基準譜可通過對基準信號進行傅里葉分析或等效分析而獲得。接著，相應的能量和相位數據與相關聯的系統參數值存儲在基準庫中(參照圖A7中的步驟701)。基準庫的實現可與第二實施方式中相同。在實際監測處理期間，即，當要從測量信號中消除第一脈沖時，從流體容納系統獲得一個或更多個系統參數的當前值(參照圖A7的步驟70 。接著，將當前值與基準庫中的系統參數值進行匹配。基于該匹配，可從基準庫中檢索一組特定的能量和相位數據，用于生成預測的信號包絡(參照圖A7的步驟70 。通常，根據檢索到的能量和相位數據，通過將適當的頻率、幅度和相位的正弦曲線相加，來生成預測的信號包絡。通常而言，而非限制本發明的公開范圍，當第一脈沖(要被去除的)包含僅一個或少量基頻(以及其諧波)時，根據能量和相位數據生成預測的信號包絡可能是有利的，因為預測的信號包絡可由小的數據集(包含針對基頻和諧波的能量和相位數據)表示。另一方面，當第一脈沖的功率譜更復雜時，例如許多基頻的混合，相反更好的是根據一個或更多個基準包絡生成預測的信號包絡。圖A10(a)表示了在圖A4的系統中在300ml/min流率下獲取的基準信號的能量譜。在此示例中，基準信號實質上由在1. 2Hz的基礎泵頻率，一次諧波)和該頻率的一組諧音(二次和更高次諧波)。與圖A5中(b)的功率譜相比，用于生成圖A10(a)-A10(d)中曲線圖的壓力信號不含有在0. 和其諧波處的任何重要的頻率分量。圖A10(a)中的曲線圖顯示了相對能量分布，其中能量值對于O-IOHz范圍內的頻率按總能量進行了標準化。圖 AlO (b)表示了在圖A4的系統中在三個不同流率下獲取的基準信號的能量譜。能量譜以相對于諧波數(一次、二次等)的對數標度的形式表示。如圖所示，對于前四至五個諧波數， 可以認為對數能量和諧波數之間是近似線性關系。這表示每個能量譜可由相應指數函數表示。圖AlO (c)以線性標度示出了圖AlO (b)的數據，其中已用相應的多項式函數對該數據進行了擬合。如圖AlO (a)-AlO (c)中所示，能量譜可在基準庫中以不同的形式表示，例如作為與離散頻率值或諧波數相關聯的一組能量值，或者作為表示能量與頻率/諧波數關系的能量函數。圖AlO (d)示出了例如對于300ml/min的流率與圖AlO (a)的能量譜一起獲取的相位角的譜。圖A10(d)中的曲線圖示出了作為頻率的函數的相位角，并且已用線性函數對該數據進行了擬合。在另選的表示(圖中未顯示)中，可以作相位譜可以給出為諧波數的函數。與能量譜類似，相位譜可以在基準庫中以不同的形式表示，例如作為與離散頻率值或諧波數相關聯的一組相位角的值，或者作為代表相位角與頻率/諧波數關系的相位函數。根據上述內容，應當理解，存儲在基準庫中的能量和相位數據可用于生成預測的信號包絡。在能量數據中的每個能量值對應于具有給定頻率(與該能量值相關聯的頻率) 的正弦曲線的幅度，其中給定頻率的相位值表示正弦曲線正確的相位角。通過組合(通常是相加)適當的頻率、幅度和相位角的正弦曲線制作預測的信號包絡的方法使得預測的信號包絡在所需的頻率范圍內包括泵頻率的所有諧波。當要生成預測的信號包絡時，首先，基于一個或更多個系統參數的當前值，例如當前的泵頻率，來搜索基準庫。如果在基準庫中沒有發現精確的匹配，則可執行組合處理，以生成預測的信號包絡。例如，在基準庫中可識別出兩個最接近匹配的泵頻率，可以檢索相關聯的能量和相位數據并進行組合，以形成預測的信號包絡。可通過對能量數據和相位數據進行內插來進行組合。在圖AlO (a)-AlO (d)的示例中，可以針對每個諧波數來計算內插后的能量值，以及類似地，可以針對每個諧波數計算內插后的相位值。可使用任何類型的內插函數，線性的或者非線性的。在第一、第二和第三實施方式中，從流體容納系統中同一壓力傳感器單元適當地獲得基準信號和測量信號。另選地，假設不同的壓力傳感器單元對第一脈沖產生相同的信號響應或者可使用已知的數學關系來匹配該信號響應，則可使用不同的壓力傳感器單元。
為了進一步改善第一、第二和第三實施方式，生成預測的信號包絡的處理可以還涉及對在基準測量和當前操作狀態之間不同的其他潛在的相關因素進行補償。這些所謂的混雜因素可以包括上面所列的一個或更多個系統參數，例如靜脈絕對平均壓和動脈絕對平均壓、溫度、血細胞比容/血粘度、氣體體積等。可以使用預定義的補償公式或查找表進行該補償。在進一步的變型中，第二和第三實施方式可以結合，例如基準庫中不僅存儲能量和相位數據也存儲與系統參數值相關聯的基準包絡。當在庫中發現精確的匹配時，可以從庫中檢索到基準包絡并將該基準包絡用作預測的信號包絡，否則如第三實施方式中所述的，通過檢索并組合(例如內插)能量和相位數據來獲得預測的信號包絡。在一個變型中， 在當前泵頻率ν下的預測的信號包絡u(η)通過如下獲得u (n) = T1 (η) Tfi (η) +rf (η)，其中ri(n)表示在基準庫中與最接近匹配的泵頻率Vi相關聯的基準包絡，/,(η) 表示根據基準庫中與最接近匹配的泵頻率Vi相關聯的能量和相位數據重構的基準包絡，以及/(11)表示在當前泵頻率V下估計的基準包絡。可以通過應用基于與最接近匹配的泵頻率Vi相關聯的能量和相位數據在當前泵頻率V下分別估計能量和相位數據的預定函數，來獲得估計的基準包絡rf (η)。參照圖A10(b)-A10(c)，因此這種預定函數可以因此表示不同流率之間能量數據的變化。另選地，如第三實施方式所述的，可以通過針對兩個最接近匹配的泵頻率檢索并組合(例如內插)能量和相位數據，來獲得估計的基準包絡rf(n)。在進一步的變型中，代替在正常工作之前(例如在啟動或用血液模擬處理期間) 進行的任何基準測量或者除了在正常工作之前進行的任何基準測量以外，在流體容納系統正常工作期間進行基準測量。這種變型的前提是，可以間歇地關閉第二脈沖發生器或間歇地防止第二脈沖到達相關的壓力傳感器。如果從同一壓力傳感器獲得基準信號和測量信號，則該方法在圖A4的體外回路20中更為困難。然而，例如，如果流體系統包括與第二脈沖大致隔離的一個壓力傳感器，則可以應用此方法。在這種情形中，基準包絡(或者基準譜) 可以從隔離的傳感器獲得，并用于生成預測的信號包絡(可選地在針對混雜因素中的不同進行了調節/修改之后)，接著該預測的信號包絡用于從含有第一脈沖和第二脈沖的測量信號中去除第一脈沖。例如，來自圖A4中回路20的系統傳感器如的壓力信號可與源自患者的第二脈沖大致隔離，并且該壓力信號可因此用在基準測量中。如上面所解釋的，圖A4的體外回路20可以切換為HDF模式，在HDF模式中激活附加的HDF泵，以提供輸注液(infusion liquid)至體外回路20的血液管路。操作模式的該變化可導致測量信號中第一脈沖的信號特性的變化。因此，可能需要通過確保基準庫中包括與該操作狀態相關聯的適當的基準數據(基準包絡和/或能量和相位角數據)，來考慮該變化。另選地，可以期望隔離源自HDF泵的壓力脈沖。這可以通過根據動脈傳感器4b (圖 A4)的壓力信號獲得基準包絡來實現。動脈壓力信號包括源自患者和源自血泵3的壓力脈沖，然而源自HDF泵的壓力脈沖被患者和血泵3分別明顯衰減，因此幾乎不會到達動脈傳感器4b。另一方面，靜脈傳感器如和系統傳感器4c的壓力信號含有源自患者、血泵3和HDF 泵的壓力脈沖。因此，動脈壓力信號可用于獲得源自血泵3和患者的組合壓力脈沖的預測的信號包絡，因為源自血泵3和患者的組合壓力脈沖應該在來自靜脈傳感器如或系統傳感器4c的壓力信號中看到。接著，預測的信號包絡可用于在來自靜脈傳感器如或者系統傳感器4c的壓力信號中隔離源自HDF泵的壓力脈沖。在這個示例中，患者和體外回路20可被視作第一子系統(圖Al中的Si)，而HDF泵和相關聯的輸液管可被視作第二子系統(圖 Al中的S2)，兩者經由流體連接進行連接。因此，在這個示例中，本發明的數據處理不應用于隔離源自患者的周期性生理現象的脈沖，而是隔離源自流體系統中另一泵的脈沖。要注意的是，在其他的設置中，基準包絡可以根據靜脈傳感器如(圖A4)的壓力信號而獲得，并用于處理動脈傳感器4b或系統傳感器如的壓力信號。模擬作為使用基準測量的替代，預測的信號包絡可通過模擬直接獲得，S卩，基于表示系統的當前操作狀態的當前狀態信息，使用流體容納系統的數學模型進行計算。這種當前狀態信息可以包括一個或更多個上述系統參數的當前值。模型可以基于系統組件的已知的物理關系(或經由等效表示，例如通過將系統表示為具有分別以電流和電壓表示的流體流動和壓力的電子電路)。該模型可以用解析術語隱式或顯式地表達。另選地，可使用數值模型。該模型可以是從系統的完整物理描述到簡單函數的任何一種。在一個示例中，這種簡單函數可以使用經驗或理論數據，將關于泵轉子3a的瞬時角速度的數據轉換為預測的信號包絡。這種關于瞬時角速度的數據可以從圖A4的泵傳感器沈獲得。在另一個實施方式中，模擬可用于生成系統不同操作狀態的基準包絡。接著，這些基準包絡可存儲在基準庫中，可以以與上述第二和第三實施方式相同的方式訪問和使用該基準庫。也應當理解，通過模擬獲得的基準包絡(和/或相應的能量和相位角數據)可以與通過基準測量獲得的基準包絡(和/或相應的能量和相位角數據)一起存儲。第一脈沖的去除有多種不同方式使用預測的信號包絡從測量信號中去除一個或更多個第一脈沖。 這里，將描述兩種不同的去除處理單個減法和自適應濾波。當然，本領域技術人員顯而易見的是，去除處理和其實現的描述并不是全面的(不論是不同的替代還是其實現)。依據實現，預測的信號包絡可按原樣輸入至去除處理，或者可以復制預測的信號包絡以構建長度適合去除處理的輸入信號。單個減法在該去除處理，從測量信號中減去單個預測信號包絡。預測的信號包絡可以任何方式在時間上平移或縮放并縮放幅度，例如以使去除的誤差最小化。針對這種自動縮放可以使用不同的最小化準則，例如使誤差的平方和最小，或者使絕對誤差和最小。另選地或者另外地，基于表示第一脈沖在測量信號中的預期時序的時序信息，在時間上平移預測的信號包絡。時序信息可以通過以與以上關于在基準信號中對壓力片段進行平均所描述的方式相同的方式獲得。該去除處理一個潛在的限制是預測的信號包絡中不同頻率之間的關系總是相同， 因為該處理僅僅對預測的信號包絡進行了平移和縮放。因此，不可能改變不同諧波頻率之間的關系，也不可能使用預測的信號包絡中僅一些頻率內容并抑制其他頻率。為克服此限制，可使用自適應濾波，因為自適應濾波在減法之前使用線性濾波器，例如下面所述的。自適應濾波圖Al 1是自適應濾波器30和自適應濾波器結構的示意性概覽圖，自適應濾波器結構設計為接收預測的信號包絡u(n)和測量信號d(n)，并輸出誤差信號e(n)，該誤差信號 e(n)形成了已去除了第一脈沖的前述的監測信號。自適應濾波器是根據優化算法自調節其傳遞函數的已知的電子濾波器(數字的或模擬的)。特別地，自適應濾波器30包括可變濾波器32，可變濾波器32通常是具有長度為M的濾波器系數w(n)的有限沖激響應(FIR)濾波器。即使自適應濾波器是本領域已知的，但自適應濾波器并非能容易地應用于消除測量信號d(n)中的第一脈沖。在示例的實施方式中，這已經通過輸入預測的信號包絡u(n) 至可變濾波器32和自適應更新算法34實現了，其中可變濾波器32處理預測的信號包絡
u(η)以生成估計的測量信號為《)，自適應更新算法34基于預測的信號包絡u(n)和誤差信號e(n)計算可變濾波器32的濾波器系數。誤差信號e (η)由測量信號d(n)與估計的測量信號)㈨之間的差給出。基本上，自適應濾波器還涉及從測量信號d(n)中減去預測的信號包絡u(η)，因為每個濾波器系數工作，以平移以及可能重新縮放預測的信號包絡u(n)的幅度。因此，作為從測量信號d(n)中減去以生成誤差信號e (η)的估計的測量信號&形成為M個平移后的預測的信號包絡u (η)的線性組合，即u (η)的線性濾波。自適應更新算法34可用多種不同的方式實現，下面將描述其中的一些。本公開絕不限制于這些示例，技術人員應該根據下面的描述毫無困難地獲得其他替代方式。有兩種主要的自適應濾波的方法隨機的和確定性的。不同之處在于通過更新算法34使誤差信號e(n)的最小化，其中假定e (η)為隨機的還是確定性的，來獲得兩種不同的最小化準則。隨機法通常在最小化準則中使用具有期望值的代價函數J，而確定性方法通常使用平均值。當最小化e(n)時在代價函數中通常使用平方后的誤差信號e2 (η)，因為這樣產生一個全局極小值。在一些情形中，絕對誤差|e(n) I可用于最小化中以及約束最小化的不同形式中。當然，可使用任何形式的誤差信號，然而，并非總能保證向全局極小值收斂， 最小化并非總是可以有解的。在信號的隨機描述中，通常代價函數可以根據J (n) =E{|e(n)|2}以及，在信號的確定性描述中，通常代價函數可以根據J (η) =Σ e2(n)當使誤差信號e (η)(代價函數J(η))最小化時，將從測量信號d(η)中去除第一脈沖。因此，當自適應濾波器30已經收斂并達到最小誤差時，將從第一脈沖中清除誤差信號 e(n)同時保留第二脈沖。為了獲得可變濾波器32的最佳的濾波器系數w(η)，需要根據濾波器系數w(η)使代價函數J最小化。這可以通過代價函數梯度向量VJ來實現，梯度向量7^/是J關于不同
濾波器系數Wt^W1.....Wm^1的導數。最陡下降是用于獲得使代價函數J最小化的最優濾波
器系數的遞歸方法(非自適應濾波器)。通過給出濾波器系數的初始值，通常設置為0，即 w(0) =0，開始遞歸方法。接著根據下式更新濾波器系數w(n +1) = w{n) + [- VJ {η)]
,
其中w由下式給出W= [w0 W1... Wm-J1MX 1此外，梯度向量VJ指向代價生長最快的方向。因此，濾波器系數沿與梯度相反的方向進行修正，其中通過步長參數μ影響修正長度。因為最陡下降算法含有反饋，因此該算法總存在收斂風險。為了確保收斂，設置步長參數μ的邊界。可以示出，最陡下降算法的
穩定性準則由下式給出
權利要求
1.一種用于對由連接至主體的血管系統(S2)的體外流體系統(Si)中的壓力傳感器 (4a-4c)獲得的測量信號進行處理的裝置，該裝置包括-用于接收所述測量信號的單元08)；以及-用于對所述測量信號進行處理以識別源自所述主體中的第一生理現象的壓力數據的單元( )，所述生理現象不包括所述主體的心臟。
2.根據權利要求1所述的裝置，其中，所述生理現象被包括在由反射、有意識的肌肉收縮、無意識的肌肉收縮、所述主體的呼吸系統、所述主體的用于血壓調節的自主系統以及所述主體的用于體溫調節的自主系統構成的組中。
3.根據權利要求1所述的裝置，其中，所述生理現象是重復性的生理脈沖發生器。
4.根據前述權利要求中的任一項所述的裝置，其中，用于處理的所述單元09)被配置為在頻域中對所述測量信號進行濾波。
5.根據前述權利要求中的任一項所述的裝置，其中，用于處理的所述單元09)被配置為對所述測量信號進行濾波以去除約0. 5Hz以上的頻率。
6.根據權利要求5所述的裝置，其中，用于處理的所述單元09)被配置為針對包括在由約0. 15Hz至約0. 4Hz、約0. 04Hz至約0. 15Hz以及約0. OOlHz至約0. IHz構成的組中的至少一個頻率范圍對所述測量信號進行濾波。
7.根據前述權利要求中的任一項所述的裝置，其中，所述體外流體系統(Si)與機械脈沖發生器C3)相關聯，其中，所述壓力傳感器被設置在所述體外流體系統(Si)中， 以檢測源自所述機械脈沖發生器⑶的第一脈沖和源自所述生理現象的第二脈沖。
8.根據權利要求7所述的裝置，該裝置還包括用于控制所述機械脈沖發生器(3)，以使得在時域和/或頻域中將所述第一脈沖與所述第二脈沖分離的單元03、觀、29)。
9.根據權利要求7所述的裝置，該裝置還包括用于在獲得所述測量信號時間歇性地關閉所述機械脈沖發生器(3)的單元03、觀、29)。
10.根據權利要求7所述的裝置，該裝置還包括用于獲得第一脈沖包絡(u(n))的單元( )，該第一脈沖包絡(u(η))是所述第一脈沖的預測的時間信號包絡；以及用于使用所述第一脈沖包絡(u(η))在時域中對所述測量信號進行濾波，以基本上消除所述第一脈沖， 同時保留所述第二脈沖的單元09)。
11.根據權利要求10所述的裝置，其中，用于濾波的所述單元09)被配置為從所述測量信號中減去所述第一脈沖包絡(u(η))。
12.根據權利要求11所述的裝置，其中，用于濾波的所述單元09)被配置為通過相對于所述測量信號調節所述第一脈沖包絡(u(η))的相位來減去所述第一脈沖包絡(u(n))， 其中，所述相位由從耦接至所述機械脈沖發生器(3)的相位傳感器06)獲得的、或者從所述機械脈沖發生器(3)的控制單元獲得的相位信息來表示。
13.根據權利要求10-12中的任一項所述的裝置，該裝置還包括基準測量單元(四)， 其用于在所述體外流體系統(Si)中的基準測量中獲得所述第一脈沖包絡(U(η))，其中，所述基準測量單元09)被配置為在所述機械脈沖發生器( 被操作為生成至少一個第一脈沖時，從由所述體外流體系統(Si)中的基準壓力傳感器生成的基準信號中獲得所述第一脈沖包絡(u(η))。
14.根據權利要求13所述的裝置，其中，所述機械脈沖發生器C3)被操作為在所述基準測量期間生成第一脈沖序列，并且其中，所述基準測量單元09)被配置為通過識別所述基準信號中的一組第一脈沖片段并對所述基準信號中的該一組第一脈沖片段進行平均來獲得所述第一脈沖包絡(u(η))。
15.根據權利要求13或14所述的裝置，其中，所述基準測量單元09)被配置為在所述體外流體系統(Si)的操作期間間歇性地實現所述基準測量，以提供經更新的第一脈沖包絡(u(η))。
16.根據權利要求13-15中的任一項所述的裝置，其中，所述壓力傳感器( - )被用作所述基準壓力傳感器。
17.根據權利要求10-12中的任一項所述的裝置，其中，用于獲得第一脈沖包絡的所述單元09)被配置為獲得預定的信號包絡。
18.根據權利要求17所述的裝置，其中，用于獲得第一脈沖包絡的所述單元09)還被配置為基于所述體外流體系統(Si)的一個或更多個系統參數的當前值來根據數學模型修正所述預定的信號包絡。
19.根據權利要求13-16中的任一項所述的裝置，其中，在所述基準測量期間操作所述體外流體系統(S 1)，使得所述基準信號包含第一脈沖而不包含第二脈沖。
20.根據權利要求13-16中的任一項所述的裝置，其中，所述基準測量單元09)被配置為基于包含第一脈沖和第二脈沖的第一基準信號獲得組合脈沖包絡；基于包含第二脈沖而不包含第一脈沖的第二基準信號獲得第二脈沖包絡；以及通過從所述組合脈沖包絡中減去所述第二脈沖包絡來獲得所述預測的信號包絡。
21.根據權利要求20所述的裝置，該裝置還包括用于獲得所述體外流體系統(Si) 的一個或更多個系統參數的當前值的單元08、四)，其中，用于獲得第一脈沖包絡的單元 (29)被配置為獲得作為所述當前值的函數的所述第一脈沖包絡(u(η))。
22.根據權利要求21所述的裝置，其中，用于獲得第一脈沖包絡(u(η))的單元09)被配置為基于所述當前值，在基準數據庫中識別一個或更多個基準包絡(rjn)，r2(n))；以及基于所述一個或更多個基準包絡(rjn)，！^!!))獲得所述第一脈沖包絡(u(η))。
23.根據權利要求22所述的裝置，其中，所述一個或更多個系統參數表示所述體外流體系統(Si)中的第一脈沖的速率。
24.根據權利要求23所述的裝置，其中，所述機械脈沖發生器C3)包括泵裝置，并且所述系統參數表示所述泵裝置的泵頻率。
25.根據權利要求22-24中的任一項所述的裝置，其中，所述基準數據庫中的各個基準包絡(1^(11),1^(11))是通過在所述體外流體系統(Si)中針對所述一個或更多個系統參數的相應值進行的基準測量所獲得的。
26.根據權利要求21所述的裝置，其中，用于獲得第一脈沖包絡(u(n))的所述單元 (29)被配置為基于所述當前值，在基準數據庫中識別能量和相位角數據的一個或更多個組合；以及基于所述能量和相位角數據的一個或更多個組合來獲得所述第一脈沖包絡 (u (η))。
27.根據權利要求沈所述的裝置，其中，用于獲得第一脈沖包絡(u(n))的所述單元 (29)被配置為通過組合不同頻率的一組正弦曲線來獲得所述第一脈沖包絡(u(η))，其中， 各個正弦曲線的幅度和相位角由所述能量和相位角數據的一個或更多個組合給出。
28.根據權利要求21所述的裝置，其中，用于獲得第一脈沖包絡(u(n))的所述單元 (29)被配置為將所述當前值輸入到基于所述體外流體系統(Si)的數學模型計算所述壓力傳感器Ga-如)的響應的算法中。
29.根據權利要求10- 中的任一項所述的裝置，其中，用于濾波的所述單元09)被配置為針對所述測量信號調節所述第一脈沖包絡(u(η))的幅度、時間尺度和相位中的至少一個，以及從所述測量信號中減去由此調節的第一脈沖包絡(u(n))。
30.根據權利要求四所述的裝置，其中，用于濾波的所述單元09)被配置為通過使所述第一脈沖包絡(u(n))與所述測量信號之間的差最小來進行調節。
31.根據權利要求10- 中的任一項所述的裝置，其中，用于濾波的所述單元09)被配置為提供所述第一脈沖包絡(u(n))作為對自適應濾波器(30)的輸入；計算所述測量信號與所述自適應濾波器(30)的輸出信號(之間的誤差信號(e(n))；以及提供所述誤差信號(e(n))作為對所述自適應濾波器(30)的輸入，從而所述自適應濾波器(30)被設置為基本上消除所述誤差信號(e(n))中的所述第一脈沖。
32.根據權利要求31所述的裝置，其中，所述自適應濾波器(30)包括有限沖激響應濾波器(3 和自適應算法(34)，所述有限沖激響應濾波器(3 具有在所述第一脈沖包絡 (u(η))上工作以生成所述輸出信號的濾波器系數，所述自適應算法(34)將所述濾波器系數優化為所述誤差信號(e(n))和所述第一脈沖包絡(u(η))的函數。
33.根據權利要求31或32所述的裝置，該裝置還包括用于基于所述第二脈沖的速率和/或幅度與極限值的比較，控制所述自適應濾波器(30)鎖定所述濾波器系數的單元 (29)。
34.根據權利要求1-6中的任一項所述的裝置，其中，所述壓力數據是包括源自所述生理現象的第二脈沖的時間相關監測信號，所述裝置還包括用于從所述體外流體系統(Si) 中的基準傳感器獲得基準壓力信號的單元08)；用于在所述基準壓力信號中識別出至少一個第二脈沖的單元09)；用于基于所述基準傳感器與所述至少一個壓力傳感器( - ) 的位置之間的流體壓力差來計算所述基準傳感器與所述至少一個壓力傳感器之間的經估計的到達時間差的單元09)；以及用于基于所估計的到達時間差處理所述監測信號的單元09)。
35.根據權利要求34所述的裝置，該裝置還包括用于計算表示所述基準壓力信號中的所述至少一個第二脈沖的振幅的振幅值，以及將所述振幅值與極限值進行比較的單元 ( )，其中，所述計算經估計的到達時間差是以所述比較作為條件的。
36.根據前述權利要求中的任一項所述的裝置，其中，用于處理的所述單元09)被配置為使用所述壓力數據來執行對所述主體的失調狀態的檢測、呈現、跟蹤和預測中的一個或更多個。
37.根據權利要求36所述的裝置，其中，所述失調狀態包括打噴嚏、打嗝、嘔吐、咳嗽、 血壓紊亂、異位搏動、缺少自主調節、低血壓、失調呼吸、睡眠呼吸暫停、周期性呼吸、換氣不足、哮喘發作、呼吸困難以及潮式呼吸中的一個或更多個。
38.根據權利要求36或37所述的裝置，其中，所述壓力數據是包括源自所述第一生理現象的第二脈沖的時間相關監測信號，所述裝置還包括用于獲得表示所述監測信號中的所述第二脈沖的時序的時序信息的單元09)；用于基于所述時序信息來對所述監測信號進行處理，以計算表示所述第二脈沖的參數值的單元09)；以及用于對所述參數值進行分析以檢測所述失調狀態的單元。
39.根據權利要求1-6中的任一項所述的裝置，該裝置包括用于基于所述壓力數據對所述體外流體系統(Si)與所述血管系統(S》之間的流體連接的完整性進行監測的單元 (29)。
40.根據權利要求39所述的裝置，其中，所述體外流體系統(Si)與機械脈沖發生器 (3)相關聯，其中，所述壓力傳感器被設置在所述體外流體系統(Si)中以檢測源自所述機械脈沖發生器(3)的第一脈沖和源自所述生理現象的第二脈沖，并且其中，所述壓力數據是包括源自所述生理現象的第二脈沖的時間相關監測信號，所述裝置還包括用于基于所述監測信號中的時間窗內的信號值來計算參數值，所述參數值代表所述信號值的分布的單元09)；以及用于至少部分地基于所述參數值來確定所述流體連接的完整性的單元(29)。
41.根據權利要求40所述的裝置，其中，用于計算參數值的所述單元09)被配置為 計算作為所述時間窗內的所述信號值的統計離差指標的所述參數值。
42.根據權利要求41所述的裝置，其中，所述統計離差指標包括以下各項中的至少一項標準差、方差、方差系數、差的和、能量、功率、相對于平均值的絕對偏差的和以及相對于平均值的絕對差的平均值。
43.根據權利要求40所述的裝置，其中，用于計算參數值的所述單元09)被配置為 將所述時間窗內的所述信號值與第二脈沖的預測的時間信號包絡進行匹配。
44.根據權利要求43所述的裝置，其中，所述參述值是從所述匹配得到的相關值。
45.根據權利要求43或44所述的裝置，其中，用于計算參數值的所述單元09)被配置為計算所述時間窗內的所述信號值與所述預測的時間信號包絡之間的互相關；以及識別出所述互相關中的最大相關值；其中，用于確定所述完整性的所述單元09)被配置為將所述最大相關值與閾值進行比較。
46.根據權利要求45所述的裝置，其中，用于計算參數值的所述單元09)被配置為 獲得所述最大相關值的時間點，以及通過將所述時間點與預測的時間點進行比較來驗證所述最大相關值。
47.根據權利要求43-46中的任一項所述的裝置，該裝置還包括用于從所述體外流體系統(Si)中的基準傳感器( - )獲得基準壓力信號的單元09)；以及用于基于所述基準壓力信號計算所述預測的時間信號包絡的單元( )，其中，所述基準傳感器被設置為即使所述流體連接(C)被損害也檢測所述第二脈沖。
48.根據權利要求47所述的裝置，該裝置還包括用于計算表示所述基準壓力信號中的所述生理脈沖的振幅的振幅值，以及將所述振幅值與極限值進行比較的單元(四)，其中， 所述單元09)的用于基于所述基準壓力信號計算所述預測的時間信號包絡的所述操作是以所述比較作為條件的。
49.根據權利要求47或48所述的裝置，其中，用于計算所述預測的時間信號包絡的所述單元09)被配置為針對所述基準傳感器與所述至少一個壓力傳感器之間的傳導時間差進行調節。
50.根據權利要求49所述的裝置，其中，所述傳導時間差由預定值給出。
51.根據權利要求49所述的裝置，其中，基于所述基準傳感器與所述至少一個壓力傳感器Ga-如)的位置之間的流體壓力差來計算所述傳導時間差。
52.根據權利要求40-51中的任一項所述的裝置，其中，選擇所述時間窗，以使得包含至少一個第二脈沖。
53.根據權利要求52所述的裝置，其中，選擇所述時間窗的長度，以超過所述第一生理現象的最大脈沖重復間隔。
54.根據權利要求52或53所述的裝置，其中，基于時序信息來選擇所述時間窗，所述時序信息表示所述監測信號中的所述第二脈沖的時序。
55.根據權利要求40-54中的任一項所述的裝置，該裝置還包括用于生成所述監測信號的單元(四)，該單元09)被配置為如下生成所述監測信號對所述測量信號進行濾波， 以去除所述第一脈沖；基于表示所述測量信號中的所述第二脈沖的所述時序的時序信息， 來得出由此濾波的測量信號中的一組信號片段；以及基于所述時序信息，將所述信號片段對齊并相加。
56.根據權利要求40-55中的任一項所述的裝置，其中，用于計算參數值的所述單元 (29)被配置為識別所述監測信號中的候選第二脈沖和對應的候選時間點；以及相對于表示所述監測信號中的所述第二脈沖的所述時序的時序信息，來基于所述候選時間點驗證所述候選第二脈沖。
57.根據權利要求M-56中的任一項所述的裝置，其中，該裝置還包括用于從耦接到所述主體的脈沖傳感器獲得所述時序信息的單元(觀、29)。
58.根據權利要求M-56中的任一項所述的裝置，該裝置還包括用于獲得作為基于先前的參數值識別出的第二脈沖的相對時序的函數的所述時序信息的單元09)。
59.根據權利要求M-56中的任一項所述的裝置，其中，所述體外流體系統(Si)是包括動脈接入裝置(1)、血液處理裝置(6)和靜脈接入裝置(14)的體外血流回路(20)，其中，血管系統(S》包括血管通路，其中，所述動脈接入裝置(1)連接到所述血管系統(S2)，其中， 所述靜脈接入裝置(14)連接到所述血管通路以形成所述流體連接(C)，其中，所述機械脈沖發生器C3)包括泵裝置，該泵裝置被設置在所述體外血流回路00)中，以將血液從所述動脈接入裝置(1)通過所述血液處理裝置(6)泵送至所述靜脈接入裝置(14)，其中，從位于所述泵裝置( 下游的靜脈壓力傳感器Ge)獲得靜脈測量信號，并基于所述靜脈測量信號生成所述監測信號，并且其中，該裝置還包括用于從位于所述泵裝置C3)上游的動脈壓力傳感器Ga)獲得動脈測量信號的單元08)；用于識別所述動脈測量信號中的至少一個第二脈沖的單元09)；以及用于根據由此識別出的第二脈沖計算所述時序信息的單元09)。
60.根據權利要求M-56中的任一項所述的裝置，該裝置還包括用于間歇性地關閉所述機械脈沖發生器C3)的單元03、觀、29)；用于識別所述監測信號中的至少一個第二脈沖的單元09)；以及用于根據由此識別出的第二脈沖計算所述時序信息的單元09)。
61.根據權利要求M-56中的任一項所述的裝置，該裝置還包括用于識別所述監測信號中的一組候選第二脈沖的單元09)；用于基于所述一組候選第二脈沖來得出候選時間點序列的單元09)；用于針對時間準則驗證所述候選時間點序列的單元09)；以及用于計算作為由此驗證的候選時間點序列的函數的所述時序信息的單元09)。
62.根據權利要求39所述的裝置，其中，所述體外流體系統(Si)是包括接入裝置(1、 14)的體外血液處理系統(20)，其中，血管系統(S》包括血管通路，并且其中，所述接入裝置(1、14)與所述血管通路之間的連接形成所述流體連接(C)。
63.根據權利要求39所述的裝置，其中，所述壓力數據是包括源自所述生理現象的第二脈沖的時間相關監測信號，該裝置還包括用于獲得時序信息的單元( )，該時序信息表示所述監測信號中的所述第二脈沖的時序；用于基于所述時序信息來處理所述監測信號，以計算表示存在或不存在所述第二脈沖的參數值的單元09)；以及用于至少部分地基于所述參數值來確定所述流體連接(C)的完整性的單元09)。
64.根據權利要求63所述的裝置，其中，用于處理所述監測信號的所述單元09)被配置為基于所述時序信息，在所述監測信號中定位時間窗；以及基于所述時間窗內的所述信號值來計算所述參數值。
65.根據權利要求64所述的裝置，其中，用于處理所述監測信號的所述單元09)還被配置為基于所述時序信息選擇所述時間窗的長度。
66.根據權利要求63-65中的任一項所述的裝置，其中，所述體外流體系統(Si)與機械脈沖發生器( 相關聯，所述機械脈沖發生器( 在所述體外流體系統(Si)中生成第一脈沖，并且其中，該裝置還包括用于通過對所述測量信號進行濾波以去除所述第一脈沖來生成所述監測信號的單元09)。
67.根據權利要求66所述的裝置，其中，用于生成所述監測信號的所述單元09)還被配置為在由此濾波的測量信號中選擇一組信號片段；以及基于所述時序信息，將所述信號片段對齊并相加。
68.根據權利要求66或67所述的裝置，其中，用于處理所述監測信號的所述單元09) 還被配置為識別所述監測信號中的候選第二脈沖和對應的候選時間點；以及相對于所述時序信息來基于所述候選時間點驗證所述候選第二脈沖。
69.根據權利要求63-68中的任一項所述的裝置，其中，用于獲得時序信息的所述單元 (28,29)被配置為從耦接到所述主體的脈沖傳感器獲得所述時序信息。
70.根據權利要求63-68中的任一項所述的裝置，其中，用于獲得時序信息的所述單元 (29)被配置為獲得作為基于先前的參數值識別出的第二脈沖的相對時序的函數的所述時序信息。
71.根據權利要求63-68中的任一項所述的裝置，該裝置還包括用于從所述體外流體系統(Si)中的基準傳感器( - )獲得基準壓力信號的單元( )，其中，所述基準傳感器 (4a-4c)被設置為即使所述流體連接(C)被損害也檢測所述第二脈沖；并且其中，用于獲得時序信息的所述單元09)被配置為識別所述基準壓力信號中的至少一個第二脈沖，并且獲得所述基準傳感器與所述至少一個壓力傳感器之間的經估計的到達時間差。
72.根據權利要求71所述的裝置，其中，由預定值給出所估計的到達時間差。
73.根據權利要求71所述的裝置，其中，基于所述基準傳感器與所述至少一個壓力傳感器Ga-如)的位置之間的流體壓力差來計算所估計的到達時間差。
74.根據權利要求71所述的裝置，該裝置還包括用于計算表示所述基準壓力信號中的所述至少一個第二脈沖的振幅的振幅值，以及將所述振幅值與極限值進行比較的單元 ( )，其中，所述計算經估計的到達時間差是以所述比較作為條件的。
75.根據權利要求66-68中的任一項所述的裝置，其中，所述體外流體系統(Si)是包括動脈接入裝置(1)、血液處理裝置(6)和靜脈接入裝置(14)的體外血流回路，其中，所述血管系統(S》包括血管通路，其中，所述動脈接入裝置(1)連接到所述血管系統(S2)，其中，所述靜脈接入裝置(14)連接到所述血管通路以形成所述流體連接(C)，其中，所述機械脈沖發生器C3)包括泵裝置，該泵裝置被設置在所述體外血流回路00)中，以將血液從所述動脈接入裝置(1)通過所述血液處理裝置(6)泵送至所述靜脈接入裝置(14)，其中，從位于所述泵裝置( 下游的靜脈壓力傳感器Ge)獲得靜脈測量信號，并基于所述靜脈測量信號生成所述監測信號，所述裝置包括用于從位于所述泵裝置C3)上游的動脈壓力傳感器Ga)獲得動脈測量信號的單元08)；用于識別所述動脈測量信號中的至少一個第二脈沖的單元09)；以及用于根據由此識別出的第二脈沖計算所述時序信息的單元09)。
76.根據權利要求66-68中的任一項所述的裝置，該裝置還包括用于間歇性地關閉所述機械脈沖發生器C3)的單元03、觀、29)；用于識別所述監測信號中的至少一個第二脈沖的單元09)；以及用于根據由此識別出的第二脈沖計算所述時序信息的單元09)。
77.根據權利要求66-68中的任一項所述的裝置，該裝置還包括用于識別所述監測信號中的一組候選第二脈沖的單元09)；用于基于所述一組候選第二脈沖來得到候選時間點序列的單元09)；用于針對時間準則驗證所述候選時間點序列的單元09)；以及用于計算作為由此驗證的候選時間點序列的函數的所述時序信息的單元09)。
78.根據權利要求63所述的裝置，其中，用于獲得時序信息的所述單元09)被配置為識別所述監測信號中的一組候選第二脈沖；基于所述一組候選第二脈沖來得到候選時間點序列；通過針對時間準則驗證所述候選時間點序列，來生成一組經驗證的候選第二脈沖；其中，用于處理所述監測信號的所述單元09)被配置為計算一組平均表示，各個平均表示是通過將所述監測信號中的與經驗證的候選第二脈沖的唯一組合相對應的信號片段對齊并相加而形成的；以及針對各個所述平均表示計算所述參數值；并且其中，用于確定所述完整性的所述單元09)被配置為將最大參數值與閾值進行比較。
79.根據權利要求63-66中的任一項所述的裝置，其中，所述參數值代表信號值的分布。
80.根據權利要求39-79中的任一項所述的裝置，該裝置還包括用于處理所述測量信號，以識別源自所述主體的心臟跳動的心臟數據的單元09)；并且其中，用于確定所述流體連接的完整性的所述單元09)被配置為基于所述壓力數據和所述心臟數據，來確定所述完整性。
81.一種用于對由連接至主體的血管系統(S2)的體外流體系統(Si)中的壓力傳感器 (4a-4c)獲得的測量信號進行處理的方法，所述方法包括以下步驟-接收所述測量信號；以及-對所述測量信號進行處理以識別源自所述主體中的第一生理現象的壓力數據，所述生理現象不包括所述主體的心臟。
82.—種計算機程序產品，其包括用于使計算機執行權利要求81所述的方法的指令。
83.一種用于對由連接至主體的血管系統(S2)的體外流體系統(Si)中的壓力傳感器 (4a-4c)獲得的測量信號進行處理的裝置，該裝置包括-輸入部( )，其用于接收所述測量信號；以及-信號處理器(25)，其連接至所述輸入部08)并被配置為對所述測量信號進行處理以識別源自所述主體中的第一生理現象的壓力數據，所述第一生理現象不包括所述主體的心臟。
全文摘要
一種監測裝置被設置為接收(401)由體外流體系統中的至少一個壓力傳感器獲得的至少一個測量信號。該體外流體系統經由流體連接與主體的血管系統接觸。該監測裝置被配置為對所述測量信號進行處理(403)，以識別表示源自所述主體中的第一生理現象的脈沖的壓力數據，該第一生理現象不包括所述主體的心臟。該體外流體系統可以包括體外血流回路，例如作為透析機的一部分。所述第一生理現象可以是反射、有意識的肌肉收縮、無意識的肌肉收縮、所述主體的呼吸系統、所述主體的用于血壓調節的自主系統或者所述主體的用于體溫調節的自主系統中的任何一種。所述監測裝置可以使用所述壓力數據來檢測、呈現、跟蹤或預測(409)所述主體的失調狀態，或者基于所述壓力數據來監測(410)所述流體連接的完整性。
文檔編號A61B5/02GK102573618SQ201080028647
公開日2012年7月11日 申請日期2010年6月24日 優先權日2009年6月26日
發明者克里斯蒂安·索勒姆, 布·奧爾德 申請人:甘布羅倫迪亞股份公司