CN100411581C - 使用压力脉动占空比来确定血压的方法和设备 - Google Patents

Abstract

本发明披露了一种处理从被测体获得的示波方式的血压脉动数据的方法(300)。在示例性实施例中，该方法(300)包括：确定该被测体的心动循环的压力脉动周期；并识别在所述压力脉动周期中检测的压力脉动的持续时间。随后，计算所述压力脉动相对于所述压力脉动周期的占空比，其中，所计算的所述占空比用于确定选择的血压参数。

Description

使用压力脉动占空比来确定血压的方法和设备

技术领域

本发明涉及非侵入式的血压监测，尤其涉及一种使用压力脉动占空比来确定血压的方法和设备。

背景技术

自1733年当Stephen Hales神父将一根长的竖直管插入马的动脉，直接的侵入式的血压测量一直是最准确的获得血压测量的方法。为了获得这种准确的测量，导管以外科手术的方式插入患者的动脉并引导到测量位置。然而，由于存在感染和失血的危险(以及对患者的舒适度和方便性的影响)，非侵入式的测量被广泛地使用。

在现有的各种非侵入式的血压测量技术中，最普通的是机遇人耳检测和分辨声音的听诊技术。Korotkoff在1905年首次描述了这些成为听诊技术基础的听诊器声(即特征音)。在该技术中，充气袖带围绕患者的上臂缠绕并随后充气以使臂动脉闭合。当该袖带放气时，听诊器放置在(袖带远侧的)患者的臂动脉上。当袖带放气时医师使用听诊器来听Korotkoff音(克氏音)。由于逐步的释放受限的压力，可听到血液开始流动。此时，可记录在压力表上的压力读数(毫米汞柱)，并作为收缩压。该压力随后进一步释放，直到流动的声音再次停止，此时，再次记录压力读数。该读数作为舒张压。

基于声音的一个缺点是，听诊技术源于这种技术，即，由于例如低血压(血压较低)等状况，有些患者展现出的声音微弱，这样使得测量难以进行检测。此外，由于听觉和医师的技术的差别，可能存在测量误差。另外，不合格或无经验的人员可能对外界的噪音、干扰、和Korotkoff音的不一致估定较敏感，一些自动装置使用传声器来代替人耳。

另一现有的非侵入式血压测量技术是“示波”方法，与听诊方法相似，在闭合用袖带中由动脉压脉动产生的小的压力波动的任何测量使用围绕上臂施压的闭合袖带。然而，示波装置使用由该袖带获取的压力信号脉动来确定血压，以代替使用传声器和听诊器来听特征声音。这些压力信号脉动由流经臂动脉的脉动血流传送到袖带。分析该信号以确定测量的平均动脉压(MAP)，以作为脉动最大幅度的点。由该测量可估算出收缩压和舒张压。

基本上，确定MAP和估算的收缩压和舒张压的幅度近似方法要求动脉截面面积和跨壁压的非线性关系，这主要是由于动脉壁的材料性质。然而，有多个其它因素可改变有监测装置检测该脉动的幅度，其它因素包括但不限于动脉柔度的改变、臂中其它组织的材料特性、袖带材料和缠绕度、以及气动系统特性。因此，所希望的是，实施另一示波测量的替代方法，以避免测量脉动幅度的复杂性。

发明内容

通过一种处理从被测体获得的示波方式的血压脉动数据的方法，克服了或减轻了现有技术的上述和其它的缺点和缺陷。在示例性实施例中，该方法包括：确定该被测体的心动循环的压力脉动周期；并识别在所述压力脉动周期中检测的压力脉动的持续时间。随后，计算所述压力脉动相对于所述压力脉动周期的占空比，其中，所计算的所述占空比用于确定选择的血压参数。

在另一方面中，一种测量被测体的血压的方法，该方法包括：对置于该被测体的臂上的袖带充气，由此向该臂施加多个压力等级。对于每一压力等级，获得由该被测体的臂中的血压脉动产生的脉动压力数据；并且由所述脉动压力数据来计算对于压力脉动周期的占空比。该占空比用于确定选择的血压参数。

在又一方面中，一种用于获得被测体的血压的设备，该设备包括：用于置于该被测体的臂上的可充气和放气的压力袖带。充气设备用于对所述压力袖带充气和加压；而放气设备用于从所述袖带选择性地释放压力。此外，压力感测装置连接到所述袖带，以用于感测由被测体的臂中的血压脉动产生的脉动压力数据。对于给定袖带压力等级，微处理器通过确定对于压力脉动周期的占空比信息来处理所述脉动压力数据。该占空比信息用于确定选择的血压参数。

在又一方面中，一种存储介质包括：用于处理从被测体获得的示波方式的血压脉动数据的机器可读的计算机程序代码；和用于使计算机执行一方法的指令。该方法还包括：确定该被测体的心动循环的压力脉动周期；并识别在所述压力脉动周期中检测的压力脉动的持续时间。随后，计算所述压力脉动相对于所述压力脉动周期的占空比，其中，所计算的所述占空比用于确定选择的血压参数。

在再一方面中，一种计算机数据信号包括：配置成使处理器执行用于处理从被测体获得的示波方式的血压脉动数据的一方法的代码。该方法还包括：确定该被测体的心动循环的压力脉动周期；并识别在所述压力脉动周期中检测的压力脉动的持续时间。随后，计算所述压力脉动相对于所述压力脉动周期的占空比，其中，所计算的所述占空比用于确定选择的血压参数。

附图说明

参照附图进行说明，其中在附图中相同的附图标记表示相同的部件：

图1是适合于实施本发明的实施例的血压测量装置的示例的示意框图；

图2是通过使用图1所示的设备进行放气操作而获取的常规示波数据的曲线图；

图3是袖带压力曲线图，该图示表示所记录的脉动压力依据施加的袖带压力改变时的脉动压力；

图4是实际血压和下降的袖带压力的曲线图；和

图5是示出了依据本发明的实施例获得血压测量的流程图。

具体实施方式

首先参照图1，其示出了适合于实施本发明的实施例的血压测量设备10的示例，其中所示的被测人员的臂100佩带一常规的柔性的可充气和放气的袖带101，以用于当完全充气时使臂动脉闭合。当袖带101使用具有排气口103的放气阀102进行放气时，动脉的闭合逐步解除。如以下的详细描述，袖带101经放气阀102的放气由微处理器107通过控制线116来控制。

压力变换器104通过管105连接到袖带101，以用于感测其中的压力。通过类似于常规示波技术的方式，在动脉中的压力波动通过改变在袖带101的背压来感测，其中压力波动随后由变换器104被转换成相应的电信号并通过通路106上耦合到微处理器107上以便进行处理。此外，加压空气源109通过管110经充气阀111和管112连接到加压袖带101。该充气阀11通过连接部113由微处理器107来进行电气控制。另外，放气阀102通过管114经支路连接部115与通向袖带101的管112相连。

在血压测量设备的操作过程中，可用的空气在加压空气源中处于(例如)大约8-10p.s.i.的压力下。当需要开始血压的确定时，微处理器107通过通路113提供一信号以打开充气阀111，在这段时间内放气阀102是关闭的。来自空气源109的空气经充气阀111和管112连通，以便使袖带101充气到所需程度，优选的是高于患者的估计收缩压。微处理器107根据在通路106上来自压力变换器104的信号而响应，该信号表示在袖带101中的即时压力，以便当在袖带101中的压力达到高于患者的估计收缩压的预定数值时，中断对袖带101进行充气。这种中断通过经通路113发送一信号来命令充气阀111关闭来实现。一旦充气阀11已关闭，通过启动放气程序来获得血压测量，在该过程中放气阀102通过使用来自微处理器107的信号116来操纵。

(在微处理器107和放气阀102的控制下由压力变换器104来感测)的血压的实际测量可通过本领域普通技术人员已知的任何适当的方式来实现。在每一测量循环完成时，放气阀可重新打开足够长的时间，以便经排气口103释放袖带压力。此后，放气阀102关闭以便新的测量循环的开始。如上所述，在常规的示波方式的血压监测中，来自压力变换器104的信号由微处理器107的处理以这样的方式来实施，即通过识别最大脉动幅度点来确定MAP(平均动脉压)。通常，袖带放气操作以相等的下降率来实现，例如每一步8mmHg。

图2是示出了使用图1所示的设备采用放气程序的步骤而获得的常规示波数据的图表。当袖带压力(实线)从高于收缩压降低到低于舒张压时，脉动的幅度(阴影条，不按相同的比例)如图所示地改变，其中最大脉动出现在MAP处。如已知的情况，微处理器107还可执行程序以便排除非真实的数据，或分析脉动面积比以代替幅度比。在任何情况下，当使用任何已知技术时，优选的是确定在每一程度下接收的波动的复合波的量，以便通过实际的血压数据而不是非真实数据来完成血压的测量。

如目前的技术所述，血压测量设备10(包括与微处理器107结合的信号处理软件)以常规方式来操作。然而，为了解决现有的基于幅度的技术遇到的困难，例如出现滤波器的非真实的数据、滤波器箝位、和袖带压力漂移的因素，所希望的是，改变信号处理软件以应用新的方法。因此，依据本发明的实施例，其披露了一种通过分析压力脉动波形和确定其占空比来估算血压的方法。压力脉动的占空比可与幅度信息结合使用或代替该幅度信息来确定血压。因为占空比是瞬时测量值，所以这种测量较少地受到常规幅度测量失真的因素的影响。

在示波方式的血压测量过程中，动脉通过袖带101承受静压。跨壁压是在动脉内部和外部之间的压差。因为在心动周期中血压改变，最大峰值处于收缩压，而最小峰值处于舒张压，所以跨壁压也相应地改变，在此时间段期间袖带压力实际上保持恒定。这样，当袖带压力高于患者的收缩压时，在整个心动周期中跨壁压是负的。即，外部压力大于内部压力，这意味着动脉完全地萎陷并且没有血液流过。因此记录的脉动相对于整个脉动周期在幅度上非常小并且在持续时间上较短。

当袖带压力处于患者的收缩压和舒张压之间时，跨壁压在正和负值之间交替。当处于正值时，动脉随着血压超过闭合压力而膨胀，由此导致记录到较强的脉动。当处于负值时，动脉萎陷，在此期间没有识别出高于稳定状态的袖带压力水平的脉动波形。因此，在血压流动(即跨壁压为正值)期间和动脉萎陷(即跨壁压为负值)期间，所记录的压力脉动分隔成时间分量。血压流动(即跨壁压为正值)期间相对于整个脉动周期的相对持续时间是占空比，该占空比从接近收缩压的袖带压力时的较小值改变成在接近舒张压的压力时的较大值。

现参照图3，其示出了袖带压力的曲线图，该图示表示所记录的脉动压力依据施加的袖带压力改变时的脉动压力。具体地说，所选择的独立的脉动波形是分离的并在该图的右侧放大示出。在所选择的区域202中，在收缩压时确定的脉动周期包括相对较短的脉动持续时间和相对较长的平坦部。因此，(由脉动持续时间除以脉动周期来定义的)占空比相当小。当施加的袖带压力减小时(所选择的区域204)，相对于整个脉动周期，脉动持续时间变长，并且平坦部变短。即，占空比增大。随后，在舒张压时(所选择的区域206)，整个脉动周期被脉动占据，没有平坦部。换言之，占空比为100％。

一旦在给定袖带压力下对于每一压力脉动的占空比被确定之后，该数据随后用于识别血压的关键参数。一个可行方法是对于占空比施加简单的数值门限，并且如果需要可进行插值。例如，舒张压时的袖带压力的特征在于，袖带压力中的占空比为100％。但是可构想出其它方法，例如在识别血压参数中使用占空比随着袖带压力的变化率。无论使用哪种限定参数的方法，占空比的使用是随时间变化的，并且不需要取决于脉动信号幅度。图4示出了实际血压和下降的袖带压力。如图所示，当袖带压力降低时，脉动复合波(complex)的超出袖带压力(阴影区域)的部分在持续时间上变长。

假定：由血压测量设备10收集的脉动数据以不同于常规的方式被分析，对微处理器107使用的软件进行相应的调整。具体地说，对数值储存的脉动数据进行分析，以区分脉动部分和脉动周期的平坦部分。为此，可使用曲线拟合或模板匹配算法以便将该脉动数据与典型的血压脉动相比较。这种适当的非线性曲线拟合算法的一个示例是Levenberg-Marquardt方法，该方法对于本领域的普通技术人员是公知的。该Levenberg-Marquardt算法被证明是一种解决非线性最小二乘方问题的有效的常用方法。带有Levenberg-Marquardt程序的软件产品尤其包括IMSL、MATLAB、ODRPACK、PROC NLP。

最后，参照图5，其示出了通过上述的脉动数据占空比来测量患者的血压示例性方法的流程图。从方框302开始，对围绕被测体的臂设置的袖带进行充气，以使压力超过患者的估算收缩压。一旦袖带被充气，方法300进行到方框304，此时首次收集脉动压力数据。该数据随后在方框306处通过上述方式被分析以获得占空比信息。在判定方框308，对于当前的脉动周期确定占空比是否大于0且小于指定的百分比(表示为X％)。该指定的百分比可由经验方式或其它方式来确定，以便反映表示收缩压的占空比。如果对于判定方框的回答是“否”，则袖带压力超过了收缩压，并且该袖带压力在方框310处通过确定的增量来降低，并且该方法300返回到方框304，以便进一步的脉动数据收集。

该返回回路将继续(其中袖带压力继续加快降低)，直到确定的占空比最终处于方框308指定的范围内。当对于判定方框308的该回答变为“是”时，在此时袖带压力(在方框312处)被记录成患者收缩压。方法300随后继续到方框314，在此处袖带压力进一步降低。该脉动压力数据在方框316处被收集并在方框318处被分析，正如在确定收缩压的情况中一样。随后在判定方框320处，确定占空比是否处于50％的预定范围中(例如50％±10％)，由此表示MAP的建立。如果占空比不处在该范围内，袖带压力在方框322处降低并且方法300返回到方框316，以便进一步的数据收集。

当对于判定方框320的回答是肯定的，当前的袖带压力在方框323处记录为MAP，并且方法300随后进行到最后的确定舒张压的子过程中。袖带压力在方框324处再次进一步降低，并且压力脉动数据分别在方框326和328处被收集并分析。在判定方框330处的询问是关于占空比是否仍然小于100％。如果是，则通过降低袖带压力还没有达到舒张压。该袖带压力因此在方框332处被降低，并且该方法的回路返回到方框324。最后，脉动占空比将等于约100％，此时袖带压力被记录为舒张压。

在图5示出的实施例中，在确定血压参数中不需要直接关注幅度数据。然而，存在这样的例子，其中占空比方法与幅度方法结合使用。例如，如果不能获得患者收缩压的初始估算值(例如患者有高血压)，设定初始的加压目标值由该估算值来确定，这样基于幅度方法可在进行过程中通过确定来重新加压。在这种情况下，占空比方法使得可更快地确定重新加压目标压力。

尽管图5的方法可与图1所示的设备结合使用，但是可构想出该方法还可在示波方式装置的宽范围内使用。例如可使用线性放气装置，以代替对于短暂时间段用于提供不连续的袖带压力等级的逐步式放气装置。

占空比方法的另一优点在于，测量过程可反向进行，从而使得袖带压力从围绕患者的臂的松配合逐渐增大，直到舒张压开始被检测到。该压力随后增大，直到MAP被检测，并且接着进一步增大直到收缩压最终被检测。一旦收缩压被检测，则没有必要进一步施加任何的压力，这样减小了对于患者不舒适的可能性。

应当理解，本发明可通过执行过程的计算机或控制器来实施，以便执行这些过程。本发明还可通过包括指令的计算机程序代码的形式来实施，其包括例如软盘、CD-ROM(光盘驱动器)、硬盘、或任何其它计算机可读存储介质的实体介质，其中当计算机程序代码装载到计算机或控制器中并由计算机或控制器来执行时，计算机成为用于实施本发明的设备。本发明还可通过计算机程序代码或信号的形式来实施，其例如是否存储到存储介质中、是否装载到和/或由计算机或控制器来执行、或是否经传输介质来传送，例如在电导线或电缆上传送、经光纤、或经电磁辐射，其中当计算机程序代码装载到计算机或控制器中并由计算机或控制器来执行时，计算机成为用于实施本发明的设备。当由普通用途的微处理器来执行时，计算机程序代码段使得微处理器配置成以便形成特定的逻辑回路。

尽管参照优选实施例描述了本发明，本领域的普通技术人员应当理解，可在不脱离本发明的范围的情况下作出各种改变和对本发明的元件进行等效的替换。此外，在不脱离本发明的实质范围的情况下作出多种变型，以便适应本发明教示的特定状况或材料。因此，本发明并不限于为了实施本发明而构想出的最佳形式的特定实施例，本发明包括落在后附权利要求限定的范围内的所有实施例。

Claims (5)

1. 一种用于获得被测体的血压的设备(10)，该设备(10)包括：

用于置于该被测体的臂(100)上的可充气和放气的压力袖带(101)；

用于对所述压力袖带(101)充气和加压的充气设备(109、111)；

用于从所述袖带(101)选择性地释放压力的放气设备(102)；

连接到所述袖带(101)的压力感测装置(104)，其用于感测由被测体的臂(100)中的血压脉动产生的脉动压力数据；和

对于给定袖带压力等级通过确定对于压力脉动周期的占空比信息来处理所述脉动压力数据的微处理器(107)；

其中，所述占空比信息用于确定选择的血压参数。

2. 根据权利要求1所述的设备(10)，其特征在于，对于多个施加到该被测体上的袖带压力等级所述微处理器(107)确定所述占空比信息。

3. 根据权利要求2所述的设备(10)，其特征在于，

当所述占空比处于0到第一指定百分比之间时，所述微处理器(107)识别收缩压；

当所述占空比大约为100％时，所述微处理器(107)识别舒张压；和

当所述占空比大约为50％加或减第二指定百分比时，所述微处理器(107)识别平均动脉压。

4. 根据权利要求3所述的设备(10)，其特征在于，通过对于该脉动压力数据应用曲线拟合算法，所述微处理器(107)识别压力脉动在所述压力脉动周期中的持续时间，由此确定所述脉动周期的脉动部分和所述脉动周期的平坦部。

5. 根据权利要求4所述的设备(10)，其特征在于，所述曲线拟合算法是Levenberg-Marquardt算法。

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