專利名稱：用于動(dòng)脈血壓的連續(xù)非侵入性測量的設(shè)備以及設(shè)備的使用的制作方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明涉及信號處理設(shè)備，尤其涉及用于動(dòng)脈血壓的連續(xù)非侵入性測量的 設(shè)備和方法。
背景技術(shù)：
以非侵入性方式連續(xù)監(jiān)測動(dòng)脈血壓(連續(xù)非侵入性動(dòng)脈血壓CNAP)是科學(xué)家 和研究人員多年來的課題。1942年，R. Wagner在慕尼黑公布了一種通過稱為"血 管減負(fù)荷(vascular皿loading)技術(shù)"的方式-減負(fù)荷的動(dòng)脈壁的原理來記錄橈動(dòng)脈中 動(dòng)脈壓的機(jī)械系統(tǒng)(Wagner R. "Methodik und Ergebnisse fort-laufender Blutdruckschreibung am Menschen"， Leipzig, Georg Thieme Verlag， 1942; Wagner R.等，"Vereinfachtes Verfahren zur fortlaufenden Aufschrift des Blutdrucks beim Menschen"， Zschr. Biol. 112， 1960)。 1973年P(guān)enaz在德累斯頓公布的血壓非侵入 性測定方法(醫(yī)學(xué)與生物學(xué)工程的第10次年會(huì)摘要(Digest of the 10th International Conference on Medical and Biological Engineering), 1973， 德累斯頓(Dresden))也采 用血管減負(fù)荷技術(shù)。這是第一次以電子-氣動(dòng)控制環(huán)路的方式連續(xù)記錄靜脈內(nèi)血壓。 在該方法中，光照射通過手指，經(jīng)指套，向手指施加伺服-機(jī)械壓力，使得通過透 射光檢測的原始脈動(dòng)流保持恒定。
原則上，該方法如下所述。來自至少一個(gè)光源的光通過具動(dòng)脈的人體的肢體 或身體一部分，例如手指、腕部或顳部。通過合適的光檢測器記錄透射通過肢體(例 如手指)或由骨頭(如腕部或顳部)反射的光，用作肢體或身體部分中血流量的量度 (體積描記信號s(t))，或者更確切地用于肢體血流，定義為單位時(shí)間的血量變化。 肢體中的血液越多，光吸收越多，s(t)越小。將s(t)減去均值s to并將所得As(t)反饋 到控制器?？刂破鞯目刂菩盘栞敵霰环糯?，加至恒定設(shè)置點(diǎn)值SP，并應(yīng)用于伺服 閥或比例閥，在放置于曝露光的肢體或身體部分上的套囊中產(chǎn)生壓力。
控制機(jī)構(gòu)使As(t)在施加壓力下隨時(shí)間保持恒定。當(dāng)心臟收縮期間心臟泵送更 多血液進(jìn)入四肢時(shí)，As(t)下降，控制器將升高控制信號，包裹肢體的套囊中的壓力將升高直到多余血液被推送出肢體而As(t)回到其先前的值。另一方面，當(dāng)心臟舒 張期間較少的血液流入肢體時(shí)，因?yàn)樾呐K處于填滿階段，因而As(t)增加，控制器 將降低控制信號從而降低手指上的壓力。As(t)再次保持恒定。由于所述控制機(jī)構(gòu) (As(t)以及肢體中的動(dòng)脈血量隨時(shí)間保持恒定)，動(dòng)脈內(nèi)壓力和外界施加壓力之間(所
謂的跨壁壓)的壓差為零。因此，外界施加壓力等于肢體中的動(dòng)脈內(nèi)壓力，因而可 通過壓力計(jì)的方式連續(xù)而非侵入性地進(jìn)行測量。
上文對Penaz原理的描述假定控制環(huán)路以"閉環(huán)"模式運(yùn)行?？刂骗h(huán)路也可 以是開放的("開環(huán)")，即控制信號不會(huì)加至設(shè)置點(diǎn)值SP。在這種情況下，套囊壓 力不再依賴于As(t)，而是通過SP確定。在這種操作模式中，發(fā)現(xiàn)肢體的最佳SP。 根據(jù)Penaz，該SP對應(yīng)于肢體中的平均動(dòng)脈血壓，表征為As(t)的最大脈動(dòng)。
默認(rèn)假設(shè)是，由透射光獲得的脈動(dòng)信號As(t)作為時(shí)間的函數(shù)準(zhǔn)確對應(yīng)于所測 量的身體部分(通常是手指)中的動(dòng)脈血流。然而，只有當(dāng)感應(yīng)區(qū)域中的血液均勻流 過毛細(xì)管床并且靜脈回流恒定時(shí)才是這種結(jié)果。但是，動(dòng)脈-靜脈血流變化很大。 因此，靜脈光吸收的變化是血管減負(fù)荷信號以及用該信號測定的動(dòng)脈血壓重要的誤 差來源。
進(jìn)一步改進(jìn)了根據(jù)Penaz的光體積描記法，也稱為"血管減負(fù)荷技術(shù)"或在 一些公開中稱為"血量鉗住(volumeclamp)法"。例如，EP 0 537 383 Al (TNO)描繪 了一種用于非侵入性連續(xù)血壓監(jiān)測的可膨脹的指套。該指套可膨脹的圓柱形腔體氣 動(dòng)連接于流體源。紅外光源和檢測器位于手指對側(cè)剛性圓柱體的內(nèi)側(cè)。提供了用氣 體填充圓柱體的閥門。紅外光源和檢測器的電導(dǎo)線穿過圓柱體壁。美國專利 4,510,940 A (Wesseling)和美國專利4,539,997A (Wesseling)描繪了用于連續(xù)非侵入 性測量血壓的裝置。提供了流體填充的套囊、光源、光檢測器和壓差放大器。美國 專利4,597,393 (Yamakoshi)也揭示了一種Penaz原理的變體。
在WO 00/59369 A2中描繪了閥門控制確切地說是壓力產(chǎn)生系統(tǒng)中的改進(jìn)，以 及用于各種肢體和身體部分的壓力套囊(例如雙重套囊)的變體。WO 04/086963包 含如何使用雙重套囊來測量血壓的描述， 一個(gè)套囊根據(jù)Penaz原理，而另一個(gè)套囊 用于設(shè)置點(diǎn)SP的最佳化控制。WO 05/037097 Al描述了一種用于血管減負(fù)荷技術(shù) 的改進(jìn)的控制系統(tǒng)，其中內(nèi)部控制環(huán)路提供了用于隨后的外部控制環(huán)路的準(zhǔn)最佳化 條件。
雖然上述公開代表了血管減負(fù)荷技術(shù)的進(jìn)展，它們?nèi)匀荒J(rèn)假設(shè)體積描記信 號s(t)的脈動(dòng)分量As(t)對應(yīng)于動(dòng)脈信號分量，確切地說是動(dòng)脈血流由脈力計(jì)(pulsoximetry)(—種用于非侵入性確定血氧飽和度的光學(xué)方法)已知， 可通過合適的方式消除破壞動(dòng)脈信號a(t)的運(yùn)動(dòng)偽差。在美國專利4,653,498A、 5,025791A、 4,802,486A、 5,078、 136A、 5,337,744A和6,845,256A中描述了可用于 去除測量信號的這種運(yùn)動(dòng)偽差的方法。但是，從靜脈信號v(t)分離動(dòng)脈信號a(t)不 能基于這些方法，它們也不是本發(fā)明的目的。
在專利和專利申請5，769,785A、 US6,036,642A、 US6,157,850A、 US6,206,830A、 US6,263,222A、 W092/15955、 EP0574509B1、 DE69229994、 W096/12435A2中描 述了信號分析的新方法，可用于消除兩個(gè)或多個(gè)體積描記信號中不希望的信號，使 得通過脈力計(jì)測定的氧飽和的有利信號被保留。在這些公開中描述了諸如"線性關(guān) 系(Linear Relationship)"、"適應(yīng)性過濾器(Adaptive Filter)"、"適應(yīng)性信號處理 器(Adaptive Signal Processor)"、"適應(yīng)性噪音刪除器(Ad叩tive Noise Canceler)"、 "自優(yōu)化過濾器(Self Optimizing Filter)"和"卡曼過濾器(Kalman Filter)"等等。這 些信號分析方法不僅在電子學(xué)中采用，而且在醫(yī)學(xué)中用于醫(yī)療或生理學(xué)信號(A.F.M. Smith禾卩M. West:"監(jiān)測腎移植多過程卡曼過濾器的應(yīng)用(Monitoring Renal Transplants: An Application for the Multiprocess Kalman Filter)" ， Biometrics 39 (1983)，第867- 878; K. Gordon:"醫(yī)療監(jiān)測中的多狀態(tài)卡曼過濾器(The Multi State Kalman Filter in Medical Monitoring)" ， Computer Methods and Programs in Biomedicine 23 (1986)，第147-154頁)。
發(fā)明內(nèi)容
本發(fā)明提供改進(jìn)的信號處理設(shè)備,這些設(shè)備在一個(gè)第一和至少一個(gè)第二時(shí) 變量的有利的和補(bǔ)充的信號之間提供清楚的分離，尤其提供了用于動(dòng)脈血壓的 連續(xù)非侵入性測量的設(shè)備和方法，可以通過其得到血量或血流的(有利的)動(dòng) 脈信號a(t)和(補(bǔ)充的)靜脈信號v(t)之間清楚的分離。
在一個(gè)實(shí)施例A中，本發(fā)明提供一種信號處理設(shè)備，包括
(a) 至少一個(gè)檢測器，用于從至少一個(gè)測量輻射產(chǎn)生至少一個(gè)測量信號， 其中測量輻射沿從至少一個(gè)輻射源開始的傳播介質(zhì)傳播；
(b) 氣壓發(fā)生器、 一個(gè)或多個(gè)閥、壓力計(jì)以及用于把壓力施加在傳播介質(zhì) 上的套囊(cuff);
(c) 參考信號發(fā)生器，它接收檢測器產(chǎn)生的信號和壓力發(fā)生器產(chǎn)生的壓力，以計(jì)算參考信號；以及
(d)接收參考信號作為輸入的濾波器，其中濾波器基本上將補(bǔ)充信號和有 利信號從檢測器產(chǎn)生的信號中分離， 其中有利信號是生理特征的量度。
在根據(jù)實(shí)施例A的一個(gè)方面，(a)的每個(gè)測量輻射具有不同的波長。在一 個(gè)其它方面，(a)的測量輻射沿位于傳播介質(zhì)中的傳播路徑完整地或部分地傳 播。傳播介質(zhì)可以是人體部分。再另一個(gè)方面，(b)的壓力是時(shí)變壓力。
在另一個(gè)實(shí)施例B中，本發(fā)明提供用于測量一個(gè)或多個(gè)生理特征的設(shè)備，
該設(shè)備包括
(a)用于產(chǎn)生至少一個(gè)測量輻射的至少一個(gè)輻射源，其中測量輻射通過人體 部分傳播；
(b) 至少一個(gè)檢測器，用于從測量輻射產(chǎn)生至少一個(gè)測量信號；
(c) 氣壓發(fā)生器、 一個(gè)或多個(gè)閥、壓力計(jì)以及用于把壓力施加在人體部分
上的套囊；
(d) 參考信號發(fā)生器，它從檢測器產(chǎn)生的參考信號和壓力發(fā)生器產(chǎn)生的壓 力信號計(jì)算參考信號；以及
(e)接收參考信號的濾波器，其中濾波器基本上從檢測器測量的信號中分 離補(bǔ)充信號和有利信號，
其中有利信號是生理特征的量度。
在根據(jù)實(shí)施例B的一個(gè)方面，(a)的每個(gè)測量輻射具有不同的波長，或 互不相同的波長。在另一個(gè)方面，(a)的測量輻射沿位于人體部分中的傳播路 徑完整地或部分地傳播。在一個(gè)其它方面，(c)的壓力是時(shí)變壓力。在再另一 個(gè)方面，生理特征包括血液特征、動(dòng)脈和靜脈特征、血壓特征、動(dòng)脈血氧飽和 度或靜脈血氧飽和度。
在一個(gè)其它實(shí)施例C中，本發(fā)明提供了一種設(shè)備，包括 (a)至少一個(gè)檢測器，它從確定波長的、沿從第一輻射源開始的傳播路徑 傳播的測量輻射提供第一測量信號Sl(t)，以及從不同波長的、沿從至少一個(gè)其 它輻射源開始的傳播路徑完整地或部分地傳播的另一個(gè)測量輻射提供至少一 個(gè)其它測量信號sN(t)，其中至少一部分傳播路徑位于傳播介質(zhì)中，其中第一信 號s"t)包括有利信號a!(t)和補(bǔ)充信號Vl(t)，并且至少一個(gè)其它信號 (t)包括有利信號a^t)和補(bǔ)充信號v"t)，其中信號a"t)到a^t)由傳播介質(zhì)中的第一時(shí)變量 a(t)產(chǎn)生，而信號V,(t)到VN(t)由傳播介質(zhì)中的第二時(shí)變量v(t)產(chǎn)生；
(b) 氣壓發(fā)生器、 一個(gè)或多個(gè)閥、壓力計(jì)以及用于把時(shí)變壓力施加在傳播
介質(zhì)上的套囊，其中壓力信號p(t)是傳播介質(zhì)的第一時(shí)變量a(t)的函數(shù)或由檢測
器測量到的一個(gè)或多個(gè)信號S^t)到Sw(t)的函數(shù)；
(c) 參考信號發(fā)生器，它接收檢測器測量到的信號s"t)到s"t)和壓力信號 p(t)作為輸入，并且從這些輸入計(jì)算參考信號An，(t)，該參考信號An，(t)是第二
時(shí)變量V(t)的函數(shù)或補(bǔ)充信號V,(t)到VN(t)的函數(shù)；以及
(d) 接收參考信號An'(t)作為輸入的濾波器，其中濾波器的頻率特性基本 上與參考信號An，(t)相關(guān)，以及其中濾波器基本上從檢測器測量到的信號Sl(t) 到s"t)中的至少一個(gè)中從有利信號a"t)到a^t)分離補(bǔ)充信號v"t)到vN(t)。
在一個(gè)特較佳實(shí)施例D中，本發(fā)明的信號處理包括用于動(dòng)脈血壓的連續(xù)非 侵入性測量的設(shè)備，該設(shè)備包括
(a) 第一輻射源和至少一個(gè)其它輻射源，用于產(chǎn)生確定的、波長互不相同 的、第一和至少一個(gè)其它測量輻射；
(b) 至少一個(gè)檢測器，用于從第一測量輻射產(chǎn)生第一測量信號s,(t)以及從 不同波長的至少一個(gè)其它測量輻射產(chǎn)生至少一個(gè)其它測量信號sN(t)，其中測量 輻射沿傳播路徑完整地或部分地傳播，以及其中至少一部分傳播路徑位于有動(dòng) 脈和靜脈血流流過的人體部分中，以及其中第一信號s"t)具有第一動(dòng)脈信號分 量a"t)和第一靜脈信號分量Vl(t)，以及其中至少一個(gè)其它信號w(t)具有至少一 個(gè)其它動(dòng)脈信號分量a"t)和至少一個(gè)其它靜脈信號分量vN(t)，以及其中由人體 部分中的時(shí)變動(dòng)脈血流a(t)產(chǎn)生動(dòng)脈信號分量a!(t)到aN(t)，并且由人體部分中 的時(shí)變靜脈血流v(t)產(chǎn)生靜脈信號分量v!(t)到vN(t);
(c)氣壓發(fā)生器、 一個(gè)或多個(gè)閥、壓力計(jì)以及用于把時(shí)變的壓力施加在人體 部分上的套囊，其中對應(yīng)于動(dòng)脈血壓的壓力信號p(t)是人體部分中動(dòng)脈血流a(t) 的函數(shù)或由檢測器測量到的一個(gè)或多個(gè)信號s,(t)到SN(t)的函數(shù)；
(d) 參考信號發(fā)生器，它以檢測器測量到的信號s,(t)到w(t)和壓力信號p(t) 作為輸入，并且從這些輸入計(jì)算參考信號An'(t)，該參考信號An'(t)是靜脈血 流v(t)的函數(shù)或靜脈信號分量V,(t)到VN(t)的函數(shù)；以及
(e) 接收參考信號An'(t)作為輸入的濾波器，其中濾 器的頻率特性基本上與參考信號An'(t)相關(guān)，以及其中濾波器基本上從檢測器測量到的信號S,(t)
到s"t)中的至少一個(gè)中從動(dòng)脈信號分量a,(t)到a^t)分離靜脈信號分量v^t)到 vN(t)，其中動(dòng)脈信號分量與動(dòng)脈血流a(t)成正比。
根據(jù)本發(fā)明的設(shè)備可清楚地分離測量信號中的動(dòng)脈(有利的)信號分量(例 如，a,(t))和靜脈(補(bǔ)充的)信號分量(例如，v,(t))。因此對于血管減負(fù)荷 技術(shù)(vascular unloading technique)，有可能專用動(dòng)脈血的信號分量a(t)作為 輸入變量。
例如，可以使用過濾出的靜脈信號分量v(t)來校正隱含在血管減負(fù)荷技術(shù) 的傳統(tǒng)方案中的另外的缺點(diǎn)。通過所測量的人體部分上的反壓力，阻止了靜脈 血從傳感器區(qū)域流出，手指轉(zhuǎn)變成藍(lán)色一發(fā)生了局部發(fā)紺。通過監(jiān)測靜脈信號 分量和靜脈血氧飽和度，可以在病人的測量情況轉(zhuǎn)變成不愉快之前切斷系統(tǒng)或 切換到另一個(gè)傳感器。由于分離了動(dòng)脈信號和靜脈信號，就可以測量和顯示動(dòng) 脈血液和靜脈血液的血氧飽和度。
在現(xiàn)代通信工程和電子學(xué)方面，使有利信號與補(bǔ)充信號分離是已知的，但 是在本發(fā)明的情況中，需要知道兩個(gè)信號的進(jìn)一步的特征屬性。本發(fā)明應(yīng)用了 這樣的事實(shí)，即，在一定的光波長下，動(dòng)脈血液的吸收系數(shù)與靜脈血液的吸收 系數(shù)是不同的。此外，在分離過程中必須考慮血管減負(fù)荷技術(shù)的特征特性，艮口， 通過所施加的反壓力，使從通過或反射光得到的信號最小。
在一個(gè)其它實(shí)施例E中，本發(fā)明提供一種脈搏血氧計(jì)，包括
(a) 至少一個(gè)輻射源，用于產(chǎn)生至少一個(gè)測量輻射，其中測量輻射通過人 體部分傳播；
(b) 至少一個(gè)檢測器，用于從測量輻射產(chǎn)生至少一個(gè)測量信號；
(c) 氣壓發(fā)生器、 一個(gè)或多個(gè)閥、壓力計(jì)以及用于把時(shí)變壓力施加到人體 部分的套囊；
(d) 參考信號發(fā)生器，它從檢測器產(chǎn)生的信號和來自壓力發(fā)生器的壓力信 號計(jì)算參考信號；以及
(e) 接收參考信號的濾波器，其中濾波器基本上從檢測器測量到的信號中 分離補(bǔ)充信號和有利信號，
其中有利信號是生理特征的量度。 在一個(gè)其它實(shí)施例F中，本發(fā)明提供用于測量一個(gè)或多個(gè)生理特征的一種脈沖方法，設(shè)備包括
(a) 提供第一和至少一個(gè)其它測量輻射；
(b) 從第一測量輻射檢測第一測量信號以及從不同波長的至少一個(gè)其它測量 輻射檢測至少一個(gè)其它測量信號，其中兩個(gè)測量輻射在人體部分中沿相同的傳 播路徑完整地或部分地傳播；
(C)把壓力施加于人體部分；
(d) 從(b)的第一和至少一個(gè)測量信號以及(C)的壓力計(jì)算參考信號；
以及
(e) 通過使用接收參考信號作為輸入的濾波器從(b)的測量信號中分離 補(bǔ)充信號分量和有利信號分量，其中從(b)的測量信號和(C)的壓力信號計(jì) 算參考信號，
其中有利信號分量是生理特征的量度。
在根據(jù)實(shí)施例F的一個(gè)方面，(a)的每個(gè)測量輻射具有不同的波長，或 互不相同的波長。在另一個(gè)方面，(a)的測量輻射沿位于人體部分中的傳播路 徑完整地或部分地傳播。在一個(gè)其它方面，(c)的壓力是時(shí)變壓力。在再另一 個(gè)方面，生理特征包括血液特征、血液特征、動(dòng)脈和靜脈特征、血壓特征、動(dòng) 脈血氧飽和度或靜脈血氧飽和度。本發(fā)明還提供一種方法，用于在動(dòng)脈和靜脈
血流流過的人體部分中進(jìn)行動(dòng)脈血壓的連續(xù)非侵入性測量，包括
(a) 提供確定的、互不相同波長的第一和至少一個(gè)其它測量輻射；
(b) 從第一測量輻射檢測第一測量信號s,(t)以及從不同波長的至少一個(gè) 其它測量輻射檢測至少一個(gè)其它測量信號sN(t)，其中兩個(gè)測量輻射沿相同的傳
播路徑完整地或部分地傳播，以及其中該傳播路徑的一部分位于動(dòng)脈和靜脈血
流過的人體部分中，以及其中第一信號s"t)具有第一有利信號分量a"t)和第一 補(bǔ)充信號分量v"t)，以及其中至少一個(gè)其它信號s"t)具有有利信號分量aN(t) 和補(bǔ)充信號分量vN(t)，以及其中由人體部分中的時(shí)變動(dòng)脈血流a(t)產(chǎn)生第一和 所有其它有利信號分量a,(t)到aN(t)，并且由人體部分中的時(shí)變靜脈血流v(t)產(chǎn) 生第一和所有其它補(bǔ)充信號分量、(t)到vN(t);
(c)對人體部分施加時(shí)變的壓力，其中與動(dòng)脈血壓對應(yīng)的壓力信號p(t)是人 體部分中動(dòng)脈血流a(t)的函數(shù)或一個(gè)或多個(gè)信號s"t)到s^t)的函數(shù)；
(d)從信號s,(t)到 (t)和壓力信號p(t)計(jì)算參考信號An'(t)，該參考信號頁
An'(t)是靜脈血流V(t)的函數(shù)或補(bǔ)充信號分量Vt(t)到、(t)的函數(shù)；以及
(e)通過接收參考信號An'(t)作為輸入的濾波器，從檢測器測量到的信號 "(t)到SN(t)中從有利信號分量a"t)到aN(t)分離補(bǔ)充信號分量力(t)到vN(t)，其中 濾波器的頻率特性基本上與參考信號An'(t)相關(guān)，以及其中有利信號分量ai(t) 到a"t)與動(dòng)脈血流a(t)成正比。
圖1示出根據(jù)本發(fā)明用于動(dòng)脈血壓的連續(xù)非侵入性測量的設(shè)備。 圖2示出具有濾波器的第一變形的圖1的設(shè)備。 圖3示出具有濾波器的第二變形的圖1的設(shè)備。
圖4以校正曲線的形式示出光密度比r和血氧飽和度Sp02之間的關(guān)系。
圖5a到5c示出濾波器的輸出一功率圖的變形。
圖6a到6c示出濾波器的輸出一功率圖進(jìn)一步的變形。
具體實(shí)施例方式
本發(fā)明涉及用于動(dòng)脈血壓的連續(xù)非侵入性測量的方法和設(shè)備。 術(shù)語"生理特征"包括任何類型的生理參數(shù)。例如，生理特征包括但不局 限于，血液特征、動(dòng)脈血流特征、靜脈血流特征、血壓特征、動(dòng)脈血氧飽和度 或靜脈血氧飽和度。生理特征還包括血糖濃度、血C02濃度、動(dòng)脈血糖濃度、
動(dòng)脈血C02濃度、靜脈血糖濃度和靜脈血C02濃度。
術(shù)語"測量輻射"或"輻射"包括任何類型的能量形式，諸如波動(dòng)或移動(dòng) 亞原子粒子。輻射包括但不局限于，可見光、電磁波、聲音、超聲以及離子或 非離子輻射。
術(shù)語"測量信號"是檢測器檢測到的通過傳播介質(zhì)之后的輻射。 術(shù)語"傳播介質(zhì)"包括人體或動(dòng)物身體的任何部分。例如，傳播介質(zhì)是手 指、耳朵、或手臂的一部分。
在一個(gè)實(shí)施例中，本發(fā)明提供包括圖1所示的 備的、用于動(dòng)脈血壓的連 續(xù)非侵入性測量的方法。該設(shè)備包括(a)第一輻射源(1)和至少一個(gè)其它輻 射源(2),它們提供確定的、互不相同波長的第一和至少一個(gè)其它測量輻射； (b)至少一個(gè)檢測器(4)，它從第一測量輻射提供第一測量信號s,(t)以及從不同波長的另一個(gè)測量輻射提供至少一個(gè)其它測量信號SN(t)，兩個(gè)測量信號沿 相同的傳播路徑完整地或部分地傳播， 一部分傳播路徑位于有動(dòng)脈和靜脈血流 流過的人體部分(3)中，其中第一信號S,(t)包括有利信號a"t)以及補(bǔ)充信號 Vl(t)，而至少一個(gè)其它信號SN(t)包括有利信號到a"t)和補(bǔ)充信號VN(t)，其中第
一和其它有利信號a"t)到a^t)是人體部分(3)中時(shí)變動(dòng)脈血流a(t)的結(jié)果，并
且第一和其它補(bǔ)充信號力(t)到VN(t)是人體部分(3)中時(shí)變靜脈血流V(t)的結(jié)果； (c)氣壓發(fā)生器、 一個(gè)或多個(gè)閥、壓力計(jì)以及用于把時(shí)變壓力施加在人體部分
上的套囊(9、 10、 11、 12)，其中與動(dòng)脈血壓對應(yīng)的壓力信號p(t)是人體部分 中動(dòng)脈血流a(t)的函數(shù)或一個(gè)或多個(gè)信號s,(t)到w(t)的函數(shù)；(d)參考信號發(fā) 生器(6)，它接收信號S,(t)到SN(t)和壓力信號p(t)作為輸入，并從這些輸入計(jì)
算參考信號An'(t);以及(e)接收參考信號An'(t)作為輸入的濾波器，其中該 濾波器基本上從信號s,(t)到SN(t)中的至少一個(gè)分離補(bǔ)充信號V"t)到VN(t)和有利 信號a"t)到aN(t)。
在該方法的一個(gè)實(shí)施例中，在通過參考信號的信號分析期間適應(yīng)地修改濾波 器的頻率特性。在另一個(gè)實(shí)施例中，從通過測量血壓得到的頻率特性，導(dǎo)出和
顯示動(dòng)脈血氧飽和度aSpo2禾P/或靜脈血氧飽和度vSp02。在再一個(gè)實(shí)施例中， 使用紅光作為第一測量輻射，并且使用紅外光做第二測量輻射。在再另一個(gè)實(shí) 施例中，紅光的波長為660nm，而紅外光的波長為940 nm。
在關(guān)于血氧飽和度方面，本發(fā)明和現(xiàn)有技術(shù)之間的重要差異在于這樣的事 實(shí)，即，使動(dòng)脈(有利)信號分量與靜脈(補(bǔ)充)信號分量分離的元件(例如， 濾波器或其它用于信號分析的合適的裝置)是位于控制環(huán)中的。這個(gè)控制系統(tǒng) 在所測量的人體部分上施加能量_一即壓力，該壓力對應(yīng)于動(dòng)脈血壓。該壓力 改變在所述人體部分處測量到的所有波長的體積描記信號，并且使動(dòng)脈信號分 量a(t)最小。理想地，這個(gè)信號趨近于零。
此外，所施加的壓力直接取決于有利信號。這個(gè)動(dòng)脈(有利)信號a(t)影響 所要求的信號一動(dòng)脈血壓一的測量，將其等效值施加于人體部分作為反壓力。 產(chǎn)生和控制該壓力所需要的體積描記信號一即，通過光傳感器測量到的信號一 通過控制環(huán)返回而作用在它們自身上。這必定還影響信號分析過程的工作，由 于所施加的壓力還調(diào)制了靜脈(補(bǔ)充)信號v(t)，因此它不再與動(dòng)脈信號a(t) 無關(guān)。必須以適當(dāng)?shù)姆绞娇紤]a(t)和v(t)不再是無關(guān)信號這樣的事實(shí)。這要求控制環(huán)中又一個(gè)自由度，例如，這可通過利用這樣的事實(shí)來達(dá)到如果控制環(huán)處 于最佳狀態(tài)則使動(dòng)脈信號a(t)最小化，且在理想狀態(tài)下甚至?xí)呄蛄恪?br>
用來使動(dòng)脈(有利)信號a(t)與靜脈(補(bǔ)充)信號v(t)分離的濾波器需要參 考信號n(t)來確定濾波器性質(zhì)，這將在以后更詳細(xì)地描述。在Diab等人的專利 中，從光信號以及它們的相關(guān)得到這個(gè)參考信號。然而，對于本發(fā)明，在構(gòu)造 參考信號n(t)時(shí)，必不可少的是要考慮施加在所測量的人體部分處的壓力p(t)。 這構(gòu)成了本發(fā)明和現(xiàn)有技術(shù)之間再一個(gè)重要的差異。
施加到人體部分的壓力還會(huì)導(dǎo)致生理變化。始終保證人體部分的動(dòng)脈血供應(yīng) (arterial blood supply)，因?yàn)闆]有通過外部施加的壓力來鉗住動(dòng)脈，而只是使 動(dòng)脈的直徑和由此而使通過體積描記信號測量的血量保持恒定。由于這個(gè)事 實(shí)，還把血管減負(fù)荷技術(shù)稱為"血量鉗住法(volume clamp method)"。毛細(xì) 血管床和靜脈血流的情況是不同的，所施加的壓力會(huì)阻止靜脈血流，直到靜脈 血管系統(tǒng)中的壓力等于或大于所施加的壓力。只有在這個(gè)情況下，才會(huì)開始靜 脈回流。依次又通過動(dòng)脈信號發(fā)生了上述情況，即，通過壓力來調(diào)制靜脈信號 的情況，因此這不僅是一個(gè)計(jì)算的事實(shí)，而是真實(shí)發(fā)生的。由于受到阻止的靜 脈回流，大多數(shù)病人各自的人體部分假設(shè)為藍(lán)色(發(fā)紺)，然而，這是無害的， 因?yàn)槭冀K保證供給氧充足的動(dòng)脈血液。在毛細(xì)血管床中和靜脈血管中，增加的 壓力會(huì)有一個(gè)必定的結(jié)果，即，更多的紅血球釋放了它們的氧分子，因?yàn)樗鼈?在交換位置保持較長久，因此在測量區(qū)域中的靜脈血液的血氧飽和度將下降。 這種情況對于病人是無害的，但是當(dāng)要測量血氧飽和度時(shí)，必須考慮這種情況； 此外，可以利用它在系統(tǒng)中進(jìn)行安全的測量。如果由于誤操作而中斷了動(dòng)脈血 液供應(yīng)，則通過監(jiān)測血氧飽和度可以檢測到這個(gè)情況，系統(tǒng)將自動(dòng)地關(guān)斷或在 人體部分的另一個(gè)部分重新開始測量。這個(gè)安全監(jiān)測功能是本發(fā)明的另一個(gè)優(yōu) 點(diǎn)。
本發(fā)明的又一個(gè)有利的開發(fā)是通過用與測量動(dòng)脈血壓的同一傳感器來確定 動(dòng)脈和靜脈血液的血氧飽和度。從兩個(gè)脈動(dòng)的體積描記信號確定光密度比r和 由此而確定的血氧飽和度Sp02的傳統(tǒng)的脈力計(jì)(pulsoximetry)在這里將不能 工作。動(dòng)脈信號還有靜脈信號通過施加壓力對脈動(dòng)信號分量起作用的事實(shí)會(huì)破 壞光密度比r的確定。對于血氧飽和度測量，必須提供用于使動(dòng)脈血液與靜脈 血液分離的濾波器或另外合適的信號分析過程。此外，應(yīng)該考慮，通過控制環(huán)使動(dòng)脈(有利)信號a(t)最小。用于測量動(dòng)脈血壓的、已存在于控制環(huán)中的濾 波器會(huì)留心這些點(diǎn)，因此使血氧飽和度測量成為本發(fā)明的有利的副產(chǎn)品。
JP 06 — 063024 A2 (Igarashi等人)和JP 02 —305555 A (Yamakoshi)描述
了用于同時(shí)在一個(gè)傳感器中確定血壓和血氧飽和度Sp02的一種儀器。通過提 供具有不同波長的第二光源簡單地?cái)U(kuò)展了該例子中的Penaz方法。在血壓測量
的動(dòng)脈減負(fù)荷技術(shù)使用一個(gè)光信號的脈動(dòng)分量時(shí)，從兩個(gè)脈動(dòng)分量的比得到血 氧飽和度。沒有提供濾波器或其它合適的信號分析過程來使不同波長的兩個(gè)信 號中的動(dòng)脈血分量與靜脈血分量分離。此外。對于應(yīng)該考慮的、由于施加壓力 而引起的體積描記信號中的變化，沒有提出任何措施，如上所述。預(yù)期到由 于動(dòng)脈信號經(jīng)由控制環(huán)調(diào)制了'變化的靜脈回流而引起的測量值的破壞。簡單地 說，通過所施加的反壓力將顯著破壞Sp02值，并且導(dǎo)致測量位置處的靜脈充 血。低估了現(xiàn)有的血氧飽和度。
美國專利5,485,838 A號(Ukawa等人)不是用于連續(xù)血壓測量的設(shè)備，并 且沒有參考信號發(fā)生器。此外，濾波器所對應(yīng)的準(zhǔn)則與本申請不同。
美國專利5,111,817 A號(Clark等人)也描述了用于同時(shí)確定血壓和血氧 飽和度的系統(tǒng)和方法。再次，提供具有不同波長的第二光源的套囊。然而，缺 少了對于通過Penaz或血管減負(fù)荷方法連續(xù)確定血壓為必需的控制環(huán)。通過在 套囊中某些確定的恒定壓力下得到體積描記信號而確定血壓。從壓力一容量比 來計(jì)算所謂的Hardy模型，然后該模型就負(fù)責(zé)從體積描記信號確定血壓。不僅 通過缺少控制環(huán)，而且還通過缺少用于使動(dòng)脈和靜脈信號分量分離的濾波器來 對該系統(tǒng)作出進(jìn)一步的標(biāo)記。
美國專利4，927,264號(Shiga等人)也揭示了同一傳感器中的套囊和具有 不同波長的第二光源。在該情況下，目標(biāo)是用于測量靜脈血氧飽和度的方法和 設(shè)備，再次，不存在用于分離動(dòng)脈和靜脈信號分量的控制環(huán)和濾波器。
要注意，可以把在本發(fā)明情況中提及的所有電路實(shí)施為例如作為電子印刷 電路的硬件，或?qū)嵤槔缱鳛橛?jì)算機(jī)或數(shù)字信號處理器DSP中程序的軟件。
現(xiàn)在將參考所附的、部分地示意的附圖對本發(fā)明進(jìn)行更詳細(xì)的描述。
圖1示出用于動(dòng)脈血壓的連續(xù)非侵入性測量的本發(fā)明的設(shè)備的一般控制 環(huán)，該設(shè)備包括用于分離信號分量的濾波器7。輻射源或光源1以及具有不同 波長的至少一個(gè)其它輻射或光源2發(fā)射穿過包含動(dòng)脈的人體部分3的光。這最好用發(fā)射紅或紅外光的發(fā)光二極管(LED)或激光二極管來完成。合適的人體
部分的例子為具有其A.洋地黃(A. digitalis)的手指，或具有A.顳的太陽穴 (temple with the A. temporalis)，其中光通過顏骨反射。人體部分 3根據(jù)動(dòng)脈或靜脈血流不同程度地吸收光。不同波長處的吸收也取決于血中的 氧含量。眾所周知，含氧充足的血是紅色的，而含氧不足的血是帶藍(lán)色的。通 過一個(gè)或多個(gè)檢測器4 (例如，光電二極管)在合適的位置處測量至少兩個(gè)不 同波長的吸收到的輻射。為了區(qū)分不同波長的信號，最好提供多路分用器5。 該設(shè)備還控制光源1和2的接通，因此產(chǎn)生兩個(gè)或更多個(gè)信號(例如，Sl(t)、 S2(t)到sN(t))，它們對應(yīng)于各個(gè)波長處的輻射吸收。兩個(gè)信號還作為在每個(gè)時(shí) 刻人體部分3中存在的血量的量度，或作為血流的量度，把它定義為每單位時(shí) 間的量變化AV。
現(xiàn)在把至少兩個(gè)信號s,(t)和S2(t)到 (t)傳送到參考信號發(fā)生器6，它從信 號s"t)、 S2(t)到SN(t)和壓力信號p(t)(將在下文中描述)產(chǎn)生信號An'(t)，信號 △n'(t)具有和信號a(t)或v(t)中之一相同的頻率特性。下列濾波器7使用該參考 信號，以根據(jù)主要的頻率特性來適配其自身。因此濾波器7可以區(qū)分人體部分 3中的動(dòng)脈和靜脈血量或流a(t)和v(t)。把兩個(gè)信號a(t)和v(t)饋送到控制器8， 該控制器8通過包括一個(gè)或多個(gè)閥9、氣壓發(fā)生器或泵10以及套囊12的組件 產(chǎn)生通過壓力計(jì)11測量到的壓力p(t)。壓力p(t)作用在覆蓋待監(jiān)測的人體部分 3的套囊12中?？刂破?的控制機(jī)構(gòu)使得通過壓力p(t)使動(dòng)脈信號或動(dòng)脈血流 a(t)在時(shí)間周期上保持恒定?？刂破?的特征也會(huì)追溯地影響參考信號發(fā)生器6 的特征，因而影響濾波器7。
圖2示出濾波器的可能變形以及對確定濾波器特征N或控制器傳遞函數(shù)h 的多種影響。在本發(fā)明可以使用不同波長的兩個(gè)或多個(gè)信號時(shí)，實(shí)際上，使用 一個(gè)紅光的信號以及一個(gè)紅外光的信號。在下文中，為了較好地理解，將由sR(t)
和Sw(t)來代替信號的名稱S,(t)和S2(t)到sN(t)。
例如，可以使用所謂的"雙色LED"，它可以在例如600 nm的第一波長 和例如940 nm的第二波長之間進(jìn)行高頻率地切換。在該情況中，使兩個(gè)光源1 和2沿單個(gè)光軸與檢測器4對準(zhǔn)，導(dǎo)致兩個(gè)測量輻射的一致的傳播路徑，因此 改進(jìn)測量結(jié)果。
在圖2中，首先排除通過多路分用器5輸出的信號化(t)和sn^(t)的平均值，例如，通過兩個(gè)高通濾波器13和14可以達(dá)到這個(gè)目的。參考信號發(fā)生器6從
兩個(gè)信號A化(t)和As限(t)導(dǎo)出J個(gè)不同的參考信號m到nj。通過r-選擇器15產(chǎn) 生必需的r值。特征與控制器8的濾波器相反的又一個(gè)濾波器16產(chǎn)生也是產(chǎn)生 參考信號所需要的、經(jīng)濾波的壓力信號。根據(jù)J個(gè)參考信號導(dǎo)出濾波器矩陣17 的J個(gè)濾波器特征。因此，產(chǎn)生了J個(gè)不同的濾波器，可以使用這些濾波器對 信號SR(t)和s限(t)進(jìn)行濾波。判定矩陣18通過選擇器開關(guān)19和20從濾波器矩 陣17中這J個(gè)濾波器選擇適合于產(chǎn)生a(t)和v(t)的那些濾波器。選中的濾波器 對應(yīng)于與動(dòng)脈血氧飽和度aSp02或ra或靜脈血氧飽和度vSp02或Rv匹配的r 值。這樣，確定了 aSp02和vSp02，并且可以通過顯示器21和22顯示。
圖3示出關(guān)于a(t)和v(t)的時(shí)間最優(yōu)化確定的濾波器的又一個(gè)變形以及對確 定濾波器特征N或控制器傳遞函數(shù)h的多種影響。在這情況下，利用兩個(gè)信號 a(t)和v(t)對應(yīng)于某些公式的情況來代替用正確地選擇的、具有通過^和rv表 示的特征的濾波器而得到a(t)和v(t)，這將在下文中描述。在該變形中，計(jì)算單 元23和24代替了選擇器開關(guān)19和20。這些單元從所給出的值q和 計(jì)算a(t) 和v(t)?？梢詮臑V波器矩陣17或r-選擇器15得到r值ra和"而沒有時(shí)間約束， 而計(jì)算單元實(shí)時(shí)計(jì)算a(t)和v(t)。
圖4示出與光密度比r和血氧飽和度Sp02有關(guān)的典型的校正曲線。 圖5a到5c示出輸出功率圖的多種可能性。圖5a示出對應(yīng)于動(dòng)脈血氧飽 和度aSp02:96X (ra = 0.612)以及靜脈血氧飽和度vSp02 = 72% (rv=1.476) 的、J個(gè)濾波器的典型的輸出功率。在f1 (Sp02 = 86.7%)時(shí)，由于人體部分 3上的壓力反饋而發(fā)生了輸出功率的局部峰值，該壓力作用在通過LED l和2 得到的信號sr(t)和sm(t)上。判定矩陣18可以精確地區(qū)分aSp02 (ra)和vSp02 (rv)。
圖5b示出當(dāng)靜脈血流較小或只是受壓力p(t)影響時(shí)的濾波器性能，這是 在r-l的情況中。例如，通過人體部分3的移動(dòng)而引起的靜脈血流的變化極小。 但是可以清楚地看到位置aSp02 = 96% (ra=0.612)處的動(dòng)脈血流以及反饋峰 值。判定矩陣18認(rèn)識到不存在由于動(dòng)脈血流而引起的破壞性影響，并且能夠 直接從兩個(gè)未經(jīng)濾波的信號sr(t)和s!r(t)中之一直接計(jì)算a(t)。只能夠顯示 aSp02，然而，通常這對于用戶是足夠的了。
圖5c示出相同類型的性能一一同樣，靜脈血流對于輸出功率的影響是較小的。在該情況下，血氧飽和度aSp02 = 87% (ra=0.989),因此ra的輸出功 率疊加在r二l的輸出功率上。對于判定矩陣18，這意味著顯示aSp02 = 87%， 并且不存在由于靜脈血流引起的破壞性影響。(與圖5b中相似)。
圖6a到6c示出對于不同r值之間的加權(quán)距離的輸出功率圖的多種可能性。 可以觀察到與圖5a到5c相同的現(xiàn)象，雖然在相關(guān)位置處用高輸出功率較佳地 解決了濾波器，因此允許更正確地測量r或Sp02。應(yīng)該注意，在這些圖中的x 軸不支持等距的刻度(equidistant scale)，但是Sp02的分辨率隨輸出功率量 而變化。
傳統(tǒng)血管減負(fù)荷技術(shù)的控制機(jī)構(gòu)
如開始所描述，假定在血管減負(fù)荷技術(shù)中，容量信號或所謂的體積描記測 量信號s(t)的動(dòng)脈分量對應(yīng)于脈動(dòng)分量As(t) —恒定分量sQ，因此對應(yīng)于平均動(dòng) 脈容量、靜脈回流、毛細(xì)管分量以及由于組織特性引起的光信號的那些部分。 現(xiàn)在使用脈動(dòng)分量來控制反一壓力P(t)，容量信號的恒定分量，即，首先確定 和接著減去平均值s，。
血管減負(fù)荷技術(shù)的假設(shè)
s(t) = As(t) + s0 其中假定As(t)是動(dòng)脈血分量a(t)。
控制器的性能
pW = SP + h(Xt) 一 s平均)=SP+h^sW + so 一 s平均"SP+hCAsCt》， 如果s『s平均，并且SP對應(yīng)于平均血壓p『SP.
現(xiàn)在壓力p(t)作用在套囊中并且改變s(t)，或更精確地說，As(t)?？刂茥l件 聲明As(t^〉0，因此從容量信號s(t)消除了脈動(dòng)(=動(dòng)脈)分量。
s(t)=As(t) + s0-g (p(t)) 其中g(shù)描述套囊壓力和手指之間的關(guān)系。理想地，As(t) = g (p(t))，確切地說
p(t"g"(As(t) + So)-SP+h(As(t))或
p(t)-p0^g"(As(t)"h(As(t)) 因此，在理想情況中，g"=h。
然而，這只是如果沒有發(fā)生相位延遲以及如果控制器h的放大是無窮大的
理論情況。實(shí)際上，發(fā)生相位延遲且放大不能達(dá)到無窮大。十分相反的情況是一定始終存在控制偏差，即動(dòng)脈容量信號As(t)最小，但是不能消除，如果不是 這樣的話，就不能得到正確的壓力信號p(t)。這一點(diǎn)對于如下所述的本發(fā)明的 控制機(jī)構(gòu)是很重要的。
本發(fā)明的控制機(jī)構(gòu)
血管減負(fù)荷技術(shù)只有動(dòng)脈血液是體積描記測量信號S(t)的脈動(dòng)分量的原因 的假設(shè)是錯(cuò)誤的。毛細(xì)管血液以及靜脈血液可以是脈動(dòng)的，特別是如果病人移 動(dòng)所測量的人體部分或如果血氧飽和度是較低的。因此
s(t) = a(t) + v(t) + s0
其中a(t)是動(dòng)脈血流，v(t)指定毛細(xì)管和靜脈血流，以及so包含所有其它不能夠 分離的恒定分量(平均動(dòng)脈容量、恒定靜脈回流、組織吸收)。如果使用至少
兩個(gè)或更多個(gè)光頻率一_理想地是紅和紅外光一一來進(jìn)行測量，則導(dǎo)致
sR(t) = aR(t)+vR (t) + sRQ 紅光測量的信號
sIR(t) =aIR(t)+vIR(t) + sIR() 紅外光測量的信號
對于動(dòng)脈和靜脈信號分量，會(huì)存在與光密度對應(yīng)的不同吸收系數(shù)的光的不
同波長，以致可以寫為
aR(t)=ra*aIR(t)=ra*a(t) vR(t)=rv*vIR(t)=rv*v(t) 因此
sIR(t)= a(t) + v(t) + sR0
sR(t)=ra*a (t)+rv*v(t)+sIR0 ra和rv指定動(dòng)脈和靜脈血液的光密度比r。通過由經(jīng)驗(yàn)確定的校正曲線，可以 從ra得到動(dòng)脈血液的血氧飽和度Sp02，從rv找到靜脈血液的血氧飽和度。如 果兩個(gè)比都是已知的，則下面描述得更詳細(xì)的濾波器可以將紅外光信號sIR(t) 和紅光信號s"t)分解為動(dòng)脈信號分量a(t)和靜脈分量v(t)。 首先，從兩個(gè)信號中消除恒定部分，只保留脈動(dòng)信號分量
AsIR(t)= a(t) + v(t)
△sR(t)=ra*a (t)+rv*v(t)
可以寫為
AsR(t)=ra* (AsIR(t) —v(t)) +rv*v(t)<formula>formula see original document page 23</formula>
現(xiàn)在使用動(dòng)脈信號a(t)來控制血管減負(fù)荷條件，g卩，它是控制器的輸入信 號。使用Penaz和所有其它組描述的單級類型控制器，還是使用如WO 00/ 59369 A2 (Fortin等人)中的多級控制器并不重要。將控制器設(shè)計(jì)成通過增加 或減少套囊中的輸出壓力而使輸入信號a(t)減小到零。在最優(yōu)控制器的情況下， a(t) = 0，并且由控制器產(chǎn)生的p(t)對應(yīng)于手指中的動(dòng)脈壓力pa(t)。<formula>formula see original document page 23</formula>
套囊中的壓力還作用在所測量的體積描記信號SR(t)和S^(t)上<formula>formula see original document page 23</formula>其中g(shù)再次描述手指上套囊壓力的傳遞函數(shù)?？梢詮纳鲜龉娇吹?，通過控制 環(huán)的響應(yīng)g(SP +h(a(t)))，體積描記測量信號SR(t)和s!R(t)取決于a(t)。
濾波器的特性
分離兩個(gè)信號a(t)和v(t)的問題在于兩個(gè)信號共享相同頻帶這樣的事實(shí)。如 果情況不是這樣，則可以通過相當(dāng)簡單的頻率濾波器(高通、低通、帶通或帶 阻濾波器)來實(shí)現(xiàn)分離。再一個(gè)問題是由靜脈信號可能經(jīng)歷快速改變所引起的。 建議最好使用"自適應(yīng)濾波器"，即，可以使其頻率特征與給定情況適配的一 種濾波器。應(yīng)該指出，理論上，這種濾波器也可以以傳統(tǒng)模擬電子元件構(gòu)造為 硬件器件。然而，最好，這種濾波器以被實(shí)現(xiàn)為數(shù)字濾波器并且實(shí)現(xiàn)為計(jì)算機(jī) 中的軟件。本發(fā)明不區(qū)分模擬濾波器和數(shù)字形式。本發(fā)明利用了某個(gè)波長處的動(dòng)脈血液吸收系數(shù)與靜脈血液吸收系數(shù)是不 同的這樣的事實(shí)。分離過程還必須考慮血管減負(fù)荷技術(shù)的特征特性，就是，通 過所施加的反壓力，使從發(fā)射或反射光得到的信號最小。
從與靜脈信號V(t)具有相同頻率特征的信號SR(t)、 SIR(t)和p(t)產(chǎn)生參考信
號n(t)。理想地，為確定n(t)而選擇iv n(t)=sR(t)-ra*siR(t)
n(t)=ra*a(t)+rv*V(t)+sR0—g(SP+h(a(t)))-ra*(a(t)+V(t)+sIR0—g(SP+h(a(t))))
n(t)=rv*v(t)+sR0—g(SP+h(a(t)))—ra*v(t)—ra*sIR0+ra*g(SP+h(a(t)))
排除平均值而得到 △n(t)=V(t)*(rv-ra)+g(SP+h(a(t)))*(ra-1)
An(t)=V(t)*(rv-ra)+g(SP+p(t))*(ra-1)
由于g"二h (控制器傳遞函數(shù))，以及反之亦然，h" = g，并且由于SP十 Ap(t)是已知的，所以可以計(jì)算和減去g(SP+p(t))"(ra-l)，并且還保留 △n,(t) = v(t)*(rv-ra)+ g(SP+Ap(t)) *(ra-l) —h"承(SP+Ap(t》*(ra-l) An，(t) = v(t)*(rv-ra)
現(xiàn)在An，(t)和v(t)具有相同的頻率特性?，F(xiàn)在可以使用這個(gè)信號，以它具有相同 的頻率特性的方式，來調(diào)節(jié)自適應(yīng)數(shù)字濾波器。例如，在"Fortin J., Hagenbacher W., Gruellenberger R., Wach P., Skrabal F.的"Real-time monitor for hemodynamic Beat-to beat Parameters and Power Spectra Analysis of the Biosignals" ， (IEEE 工程學(xué)會(huì)醫(yī)學(xué)生物第20次國際年會(huì)會(huì)志，20巻，第l期，360-3, 1998)"或在 "Schloegl A., Fortin J.， Habenbacher W.， Akay M.白勺"Adaptive Mean and Trend Removal of Heart rate Variability using Kalman Filtering" (IEEE工程學(xué)會(huì)醫(yī)學(xué) 生物第23次國際年會(huì)會(huì)志，伊斯坦布爾，25-28 Oct. 2001, Paper#1383, ISBN 0-7803-7213-l"中已經(jīng)描述了這種"自適應(yīng)、自回歸濾波器"在其它情況中的計(jì) 算。
如果通過該濾波器過濾兩個(gè)原始體積描記信號SR(t)或S限(t)中之一，則產(chǎn)
生動(dòng)脈信號a(t)，因?yàn)橐阎谛盘柗治鲋?，頻率特性和暫時(shí)變化之間是沒有區(qū) 別的(時(shí)域和頻域相等)。對兩個(gè)信號SR(t)或sIR(t)中之一連續(xù)地計(jì)算An'(t)， 并且確定或適配濾波器系數(shù)，并且所產(chǎn)生的a(t)依次作為控制器的輸入信號。為了計(jì)算a(t)、 v(t)和n(t)，必須已知ra和rv。起初未知病人的血氧飽和度 不屬于這個(gè)情況。在該情況中采用的技巧是通過一系列試驗(yàn)而得到r。已知r 是血氧飽和度的函數(shù)。已經(jīng)根據(jù)經(jīng)驗(yàn)找到了函數(shù)Sp02二f(r)。在r二l處，例如， 具有87% (精確地說是86.69%)的血氧飽和度。此外，血氧飽和度(動(dòng)脈和 靜脈)必須取決于生理范圍，即，最多在30%和100%之間。這給出了 r=[2.46, 0.4]的r值的自然范圍。如果測量正確到+/-1%，則Sp02的足夠正確的確定是 可能的。因此，當(dāng)SpO2位于[30X — 100X]或r二[2.46, 0.40]時(shí)，將產(chǎn)生例如J 二71個(gè)可能的r值。
起初選擇某個(gè)r，計(jì)算時(shí)域中的參考信號n(t)和頻域中的N (f)，其對應(yīng) 于相關(guān)的濾波器傳遞系數(shù)
n(t) = sR(t) — r*sIR(t)
n(t) = ra* a(t)+rv*v(t)+SR『g(SP+Ap(t)) — r*(a(t) + v(t) + sIR。-g(SP+A p(t))
在排除平均值之后，得到
△n(t) = (ra-r)*a(t)+ (rv-r) *v(t)+ (r隱l) * g(SP+Ap(t))
如果再次從參考信號中減去(r-1) * h"(SP+p(t))，則得到
An，(t)=(ra-r)*a(t)+(rv-r)*v(t)+(r-l)*g(SP+p(t》-(r-l)V(SP +p(t》
△n，(t)=(ra—r)*a(t)+(rv—r)*v(t)
如果由于生理傳遞函數(shù)g與控制器傳遞函數(shù)h有些不同而沒有成功地完成關(guān)于 (r-1) ^"(SP+p(t))的運(yùn)算，則仍保留g(SP+Ap(t))信號的小的剩余部分(因子 c)，這只有在r二l時(shí)才消除
△n，(t) = (ra-r)*a(t)+ (rv-r) *v(t) + c* (r-1) * g(SP+Ap(t))
應(yīng)該記得，An'(t)是從下面的式子測量到的
An，(t"SR(t)-r、R(t)-平均(SR(t)-r、R(t))-(r-l)化"(SP+Ap(t))
△n，(t)=AsR(t)-r* AsIR(t) -(r-l)化'1 p(t)
通常，把控制器的頻率特征h用控制器的反頻率特征相應(yīng)地轉(zhuǎn)換成濾波器
p(t)是很容易的。在該情況中，將得到如下的參考信號
△n，(t) = ASR(t) — r*ASlR(t) — (r-1) *H"(p(t))
通過讓r順序地假定來自r=>[30%-100%]SpO2范圍的值，就可以區(qū)分下列四種情況
1) r=ra An，(t)- (rv-ra) *v(t) + C*(ra-l)*g(p(t))
2) r=rv An，(t)= (ra-rv) *a(t) + c*(rv-l)*g(p(t))
3) r=l An，(t)二 (ra-l) *a(t)+ (rv-l)*v(t)
4) r#ra, r#rv, r#l An'(t)二 (ra-r) *a(t) + (rv-r)*v(t)+c*(r-l)*g(p(t))
如果現(xiàn)在對于所有[i^到J]個(gè)r值順序地執(zhí)行上述濾波，則可以計(jì)算自適 應(yīng)濾波器的相應(yīng)的輸出功率P。在上面情況1—3中，將為最大，在第四種情況 中，r不等于特殊值ra、 iv或1中之一，輸出功率是小的。通過標(biāo)繪所有J個(gè) 連續(xù)的r值或Sp02值的輸出功率，就可以識別ra或rv的正確值。"或動(dòng)脈飽 和度對應(yīng)于存在最高的血氧飽和度，確切地說對應(yīng)于出現(xiàn)輸出功率局部最大的 最高點(diǎn)。在點(diǎn)產(chǎn)l或Sp02二87X處，出現(xiàn)局部最大值，它對應(yīng)于剩余g(p(t))。 在這兩個(gè)r值或Sp02值之下的局部最大值對應(yīng)于靜脈飽和度。動(dòng)脈飽和度可 能精確地為87%，因此與局部最大值一致。這還可以通過合適的邏輯詢問來認(rèn) 識。此外?？梢圆淮嬖陟o脈飽和度的最大值以及g(p(t))。始終存在動(dòng)脈飽和度 的最大值，然而，對于檢測正確的參考信號和Sp02確定，只有這個(gè)最大值才 是重要的。
一旦已經(jīng)得出動(dòng)脈血氧飽和度和對應(yīng)的r值，也就可以確定用于分離動(dòng)脈 血液和靜脈血液的正確的濾波器。傳送低于100%的Sp02值的最高輸出功率， 或它的輸出功率最大值具有最高的血氧飽和度值的這個(gè)濾波器是要選擇的濾 波器。當(dāng)從原始體積描記信號SR(t)或^(t)之一計(jì)算時(shí)，它會(huì)分離a(t)和v(t)。
最優(yōu)化控制器
本發(fā)明的進(jìn)一步的優(yōu)點(diǎn)在于控制機(jī)構(gòu)的最優(yōu)化。這里有兩個(gè)感興趣的值一 通過控制器最小化的a(t)的幅度，以及r=l處的輸出功率。這對應(yīng)于生理傳遞 函數(shù)g和控制器傳遞函數(shù)f之間的匹配程度。
為了使a(t)最優(yōu)化，可以計(jì)算a(t)的功率，可以通過合適的h的選擇使其最 小化一或更精確地一通過控制器的放大使其最小化。如果h的放大選擇得過高， 則系統(tǒng)開始振蕩。 一般，在所謂的"開環(huán)相位"中確定控制放大。通過測量a(t) 的功率，現(xiàn)在也可以在連續(xù)血壓測量期間使放大最優(yōu)化。再次，可以為此使用r=l處的濾波器的輸出功率的測量。這個(gè)輸出功率一 般對應(yīng)于r41處的任何其它濾波器的輸出功率。然而，如果功率比那里的高，
則h^g—\則通過調(diào)節(jié)h可以對其進(jìn)行補(bǔ)償。 速度最優(yōu)化
從J個(gè)(自適應(yīng))濾波器的輸出功率確定ra或rv的值，并且接著通過上面 給出的公式從ra或rv確定a(t)和v(t)。由于在濾波器中不可避免地會(huì)發(fā)生某些 時(shí)間延遲，這會(huì)導(dǎo)致壓力p(t)的控制問題。有利的是，特別，可以在最優(yōu)時(shí)間 中確定a(t)，需要將其作為控制系統(tǒng)所需要的輸入變量。由于可以假定在極短 的時(shí)間間隔期間(例如，在幾個(gè)毫秒中)分別是動(dòng)脈和靜脈血氧飽和度的ra和 rv不會(huì)改變，可以建議本發(fā)明的一個(gè)變形。取得所需要的時(shí)間，從用于r值的J 個(gè)濾波器的組如上所述地確定ra和rv。 一旦給出了ra和fv，就可以使用已經(jīng)在 上面描述過的公式從SR(t)和sIR(t)實(shí)時(shí)計(jì)算a(t)禾卩v(t)。
a(t)= asr(0-
v(t)= ASr(0-V W 。_&
各個(gè)r值的J個(gè)濾波器的最優(yōu)化
從下面的考慮中產(chǎn)生了本發(fā)明的又一個(gè)變形。根據(jù)上面的描述，例如，在 1%的等間隔處，在血氧飽和度的[30% — 100%]范圍上，對J個(gè)濾波器進(jìn)行標(biāo) 繪。在某些區(qū)域上，可能分辨率過高，而在ra、 g和1的輸出功率定位處的感 興趣的區(qū)域中，會(huì)期望較高的分辨率。通過對與輸出功率有關(guān)的Sp02值對應(yīng) 的連續(xù)r值之間的間隔進(jìn)行加權(quán)，可以改善這個(gè)情況。濾波器的輸出功率越高， 到下一個(gè)濾波器的間隔越小，反之亦然，輸出功率越小，間隔越大。在測量的 開始，當(dāng)輸出功率值仍為未知時(shí)，可以使用等距標(biāo)度，在測量過程中要對其進(jìn) 行調(diào)節(jié)以提供較佳的分辨率。
應(yīng)該理解，上述揭示著重于本發(fā)明某些特定的實(shí)施例，與其等效的所有修 改和變型都落在所附的權(quán)利要求書闡明的本發(fā)明的精神和范圍內(nèi)?？s寫
S(t) 生理測量信號或容量信號
a(t) S(t)的動(dòng)脈信號分量一有利信號
V(t) S(t)的靜脈信號分量一補(bǔ)充信號
As(t) s(t)的脈動(dòng)分量
So s(t)的平均值
s平均 系統(tǒng)計(jì)算的s(t)的平均值
sR(t) 紅光的測量值或容量信號
sIR(t) 紅外光的測量值或容量信號
p(t) 時(shí)變壓力信號一血壓
SP 壓力的設(shè)置點(diǎn)
h或H 傳遞函數(shù)(時(shí)間一頻域)
g或G 傳遞函數(shù)(時(shí)間一頻域)
Sp02 血氧飽和度
aSp02 動(dòng)脈血氧飽和度
vSp02 靜脈血氧飽和度
r 光密度比
ra 動(dòng)脈血的光密度比
rv 靜脈血的光密度比
J 濾波器的數(shù)量
n(t) 時(shí)域中的參考信號
N(f) 參考信號或?yàn)V波器傳遞函數(shù)
An'(t) 排除H的脈動(dòng)參考信號
權(quán)利要求
1.一種信號處理設(shè)備，包括(a)至少一個(gè)檢測器，用于從至少一個(gè)測量輻射產(chǎn)生至少一個(gè)測量信號，其中所述測量輻射沿從至少一個(gè)輻射源開始的傳播介質(zhì)傳播；(b)氣壓發(fā)生器、一個(gè)或多個(gè)閥、壓力計(jì)以及用于把壓力施加在所述傳播介質(zhì)上的套囊；(c)參考信號發(fā)生器，它接收所述檢測器產(chǎn)生的信號和所述壓力發(fā)生器產(chǎn)生的壓力，以計(jì)算參考信號；以及(d)濾波器，它接收所述參考信號作為輸入，其中所述濾波器基本上將補(bǔ)充信號和有利信號從所述檢測器產(chǎn)生的信號中分離，其中所述有利信號是生理特征的量度。
2. 如權(quán)利要求1所述的信號處理設(shè)備，其特征在于，(a)的每個(gè)所述測量 輻射具有不同的波長。
3. 如權(quán)利要求l所述的信號處理設(shè)備，其特征在于，(a)的所述測量輻射沿位于所述傳播介質(zhì)中的傳播路徑完整地或部分地傳播。
4. 如權(quán)利要求l所述的信號處理設(shè)備，其特征在于，(b)的壓力是時(shí)變壓力。
5. 如權(quán)利要求1所述的信號處理設(shè)備，其特征在于，所述傳播介質(zhì)是人體 部分。
6. —種用于測量一個(gè)或多個(gè)生理特征的設(shè)備，所述設(shè)備包括(a)用于產(chǎn)生至少一個(gè)測量輻射的至少一個(gè)輻射源，其中所述測量輻射通過 人體部分傳播；(b) 至少一個(gè)檢測器，用于從所述測量輻射產(chǎn)生至少一個(gè)測量信號；(c) 氣壓發(fā)生器、 一個(gè)或多個(gè)閥、壓力計(jì)以及用于把壓力施加到人體部分 的套囊；(d) 參考信號發(fā)生器，它從所述檢測器產(chǎn)生的參考信號和所述壓力發(fā)生器 產(chǎn)生的壓力信號計(jì)算參考信號；以及(e)濾波器，它接收所述參考信號，其中所述濾波器基本上將補(bǔ)充信號和有利信號從所述檢測器測量的信號中分離， 其中所述有利信號是生理特征的量度。
7. 如權(quán)利要求6所述的設(shè)備，其特征在于，(a)的每個(gè)所述測量輻射具有不同的波長。
8. 如權(quán)利要求6所述的設(shè)備，其特征在于，(a)的所述測量輻射沿位于 人體部分中的傳播路徑完整地或部分地傳播。
9. 如權(quán)利要求6所述的設(shè)備，其特征在于，(c)的壓力是時(shí)變壓力。
10. 如權(quán)利要求6所述的設(shè)備，其特征在于，所述生理特征包括血液特征。
11. 如權(quán)利要求6所述的設(shè)備，其特征在于，所述生理特征包括動(dòng)脈和靜 脈特征。
12. 如權(quán)利要求6所述的設(shè)備，其特征在于，所述生理特征包括血壓特征。
13. 權(quán)利要求6所述的設(shè)備，其特征在于，所述生理特征包括動(dòng)脈血氧飽 和度。
14. 權(quán)利要求6所述的設(shè)備，其特征在于，所述生理特征包括靜脈血氧飽 和度。
15. 如權(quán)利要求6所述的設(shè)備，其特征在于，(a)的所述至少一個(gè)測量輻 射的每一個(gè)具有確定的、互不相同的波長。
16. —種信號處理設(shè)備，包括(a) 至少一個(gè)檢測器，它從確定波長的、沿從第一輻射源開始的傳播路徑 傳播的測量輻射提供第一測量信號Sl(t)，以及從不同波長的、沿從至少一個(gè)其 它輻射源開始的傳播路徑完整地或部分地傳播的另一個(gè)測量輻射提供至少一 個(gè)其它測量信號sw(t)，其中至少一部分傳播路徑位于傳播介質(zhì)中，其中所述第 一信號s,(t)包括有利信號a,(t)和補(bǔ)充信號Vl(t)，并且至少一個(gè)其它信號s"t)包 括有利信號a^t)和補(bǔ)充信號v"t)，其中所述信號a,(t)到a^t)由傳播介質(zhì)中的第 一時(shí)變量a(t)產(chǎn)生，而所述信號v^t)到VN(t)由傳播介質(zhì)中的第二時(shí)變量v(t)產(chǎn) 生；(b) 氣壓發(fā)生器、 一個(gè)或多個(gè)閥、壓力計(jì)以及用于把時(shí)變壓力施加在傳播 介質(zhì)上的套囊，其中壓力信號p(t)是傳播介質(zhì)的第一時(shí)變量a(t)的函數(shù)或通過所 述檢測器測量到的一個(gè)或多個(gè)信號s,(t)到s^t)的函數(shù)；(c) 參考信號發(fā)生器，它接收所述檢測器測量到的信號s"t)到 (t)和壓力信號p(t)作為輸入，并且從這些輸入計(jì)算參考信號An'(t)，所述參考信號An'(t) 是第二時(shí)變量V(t)的函數(shù)或補(bǔ)充信號、(t)到V^t)的函數(shù)；以及(d)濾波器，它接收所述參考信號An'(t)作為輸入的，其中所述濾波器的 頻率特性基本上與所述參考信號An，(t)相關(guān)，以及其中所述濾波器基本上從所 述檢測器測量到的信號Si(t)到s^t)中的至少一個(gè)中從所述有利信號a,(t)到aN(t) 分離所述補(bǔ)充信號v^t)到vN(t)。
17. —種用于動(dòng)脈血流的連續(xù)非侵入性測量的設(shè)備，包括(a) 第一輻射源和至少一個(gè)其它輻射源，用于產(chǎn)生確定的、互不相同波長 的、第一和至少一個(gè)其它測量輻射；(b) 至少一個(gè)檢測器，用于從所述第一測量輻射產(chǎn)生第一測量信號Sl(t) 以及從不同波長的至少一個(gè)其它測量輻射產(chǎn)生至少一個(gè)其它測量信號sN(t)，其 中所述測量輻射沿傳播路徑完整地或部分地傳播，以及其中至少一部分所述傳 播路徑位于有動(dòng)脈和靜脈血流流過的人體部分中，以及其中第一信號s,(t)具有 第一動(dòng)脈信號分量a,(t)和第一靜脈信號分量Vl(t)，以及其中至少一個(gè)其它信號 (t)具有至少一個(gè)其它動(dòng)脈信號分量a"t)和至少一個(gè)其它靜脈信號分量vN(t)， 以及其中由人體部分中的時(shí)變動(dòng)脈血流a(t)產(chǎn)生動(dòng)脈信號分量a^t)到aN(t)，并 且由人體部分中的時(shí)變靜脈血流v(t)產(chǎn)生靜脈信號分量w(t)到vN(t);(c)氣壓發(fā)生器、 一個(gè)或多個(gè)閥、壓力計(jì)以及用于把時(shí)變壓力施加在人體部 分上的套囊，其中對應(yīng)于動(dòng)脈血壓的壓力信號p(t)是人體部分中動(dòng)脈血流a(t) 的函數(shù)或通過檢測器測量到的一個(gè)或多個(gè)信號s"t)到s"t)的函數(shù)；(d) 參考信號發(fā)生器，它以所述檢測器測量到的信號s,(t)到w(t)和壓力信 號p(t)作為輸入，并且從這些輸入計(jì)算參考信號An'(t)，所述參考信號An'(t) 是靜脈血流v(t)的函數(shù)或靜脈信號分量v,(t)到v"t)的函數(shù)；以及(e) 濾波器，它接收參考信號An'(t)作為輸入，其中所述濾波器的頻率特 性基本上與所述參考信號An'(t)相關(guān)，以及其中所述濾波器基本上從所述檢測 器測量到的信號s,(t)到 (t)中的至少一個(gè)中從所述動(dòng)脈信號分量a"t)到aN(t) 分離所述靜脈信號分量v"t)到vN(t)和，其中動(dòng)脈信號分量與動(dòng)脈血流a(t)成正 比。
18. —種脈搏血氧計(jì)包括(a)至少一個(gè)輻射源，用于產(chǎn)生至少一個(gè)測量輻射，其中所述測量輻射通過人體部分傳播；(b)至少一個(gè)檢測器，用于從所述測量輻射產(chǎn)生至少一個(gè)測量信號； (C)氣壓發(fā)生器、 一個(gè)或多個(gè)閥、壓力計(jì)以及用于把時(shí)變壓力施加到人體 部分的套囊；(d) 參考信號發(fā)生器，它從所述檢測器產(chǎn)生的信號和來自壓力發(fā)生器的壓 力信號計(jì)算參考信號；以及(e) 濾波器，它接收所述參考信號，其中所述濾波器基本上將補(bǔ)充信號和 有利信號從檢測器測量到的信號中分離，其中有利信號是生理特征的量度。
19. 一種用于測量一個(gè)或多個(gè)生理特征的方法，所述設(shè)備包括(a) 提供第一和至少一個(gè)其它測量輻射；(b) 從所述第一測量輻射檢測第一測量信號以及從不同波長的至少一個(gè)其它測量輻射檢測至少一個(gè)其它測量信號，其中兩個(gè)測量輻射在人體部分中沿相同的傳播路徑完整地或部分地傳播； (C)把壓力施加于人體部分；(d) 從(b)的第一和至少一個(gè)測量信號以及(C)的壓力計(jì)算參考信號；以及(e) 通過使用接收參考信號作為輸入的濾波器來將補(bǔ)充信號分量和有利信 號分量從(b)的測量信號中分離，其中從(b)的測量信號和(c)的壓力信號計(jì)算參考信號，其中有利信號分量是生理特征的量度。
20. 如權(quán)利要求19所述的方法，其特征在于，(a)的每個(gè)測量輻射具有 不同的波長。
21. 如權(quán)利要求19所述的方法，其特征在于，(a)的測量輻射沿位于人 體部分中的傳播路徑完整地或部分地傳播。
22. 如權(quán)利要求19所述的方法，其特征在于，(c)的壓力是時(shí)變壓力。
23. 如權(quán)利要求19所述的方法，其特征在于，所述生理特征包括血液特征。
24. 如權(quán)利要求19所述的方法，其特征在于，所述生理特征包括血液特 。
25. 如權(quán)利要求19所述的方法，其特征在于，所述生理特征包括動(dòng)脈和 靜脈特征。
26. 如權(quán)利要求19所述的方法，其特征在于，所述生理特征包括血壓特征。
27. 如權(quán)利要求19所述的方法，其特征在于，所述生理特征包括動(dòng)脈血 氧飽和度。
28. 如權(quán)利要求19所述的方法，其特征在于，所述生理特征包括靜脈血 氧飽和度。
29. 如權(quán)利要求19所述的方法，其特征在于，(a)的至少一個(gè)測量輻射 的每一個(gè)具有確定的互不相同的波長。
30. —種用于在動(dòng)脈和靜脈血流流過的人體部分中進(jìn)行動(dòng)脈血壓的連續(xù)非 侵入性測量的方法，包括(a)提供確定的、互不相同波長的第一和至少一個(gè)其它測量輻射； (b)從第一測量輻射檢測第一測量信號sKt)以及從不同波長的至少一個(gè) 其它測量輻射檢測至少一個(gè)其它測量信號sN(t)，其中兩個(gè)測量輻射沿相同的傳 播路徑完整地或部分地傳播，以及其中所述傳播路徑的一部分位于動(dòng)脈和靜脈 血流過的人體部分中，以及其中第一信號s,(t)具有第一有利信號分量a"t)和第 一補(bǔ)充信號分量v"t)，以及其中至少一個(gè)其它信號w(t)具有有利信號分量a^t) 和補(bǔ)充信號分量vN(t)，以及其中由人體部分中的時(shí)變動(dòng)脈血流a(t)產(chǎn)生第一和 所有其它有利信號分量a"t)到aN(t)，并且由人體部分中的時(shí)變靜脈血流v(t)產(chǎn) 生第一和所有其它補(bǔ)充信號分量v"t)到vN(t);(c)對人體部分施加時(shí)變壓力，其中與動(dòng)脈血壓對應(yīng)的壓力信號p(t)是人體 部分中動(dòng)脈血流a(t)的函數(shù)或一個(gè)或多個(gè)信號s"t)到s"t)的函數(shù)；(d)從所述信號s,(t)到s"t)和所述壓力信號p(t)計(jì)算參考信號An'(t)，所 述參考信號An，(t)是靜脈血流v(t)的函數(shù)或補(bǔ)充信號分量v"t)到VN(t)的函數(shù)； 以及(e)通過接收所述參考信號An'(t)作為輸入的濾波器，從檢測器測量到的 信號s"t)到sw(t)的有利信號分量a"t)到aN(t)分離補(bǔ)充信號分量v,(t)到vN(t)，其 中濾波器的頻率特性基本上與參考信號An'(t)相關(guān)，以及其中有利信號分量a"t) 到aN(t)與動(dòng)脈血流a(t)成正比。
31. 如權(quán)利要求30所述的方法，其特征在于，所述濾波器的頻率特性借 助于所述參考信號在信號分析期間自適應(yīng)地改變。
32. 如權(quán)利要求30或31所述的方法，其特征在于，從通過測量血壓得到 的頻率特性，得到和顯示動(dòng)脈血氧飽和度aSp02和/或靜脈血氧飽和度 vSp02。
33. 如權(quán)利要求30或31所述的方法，其特征在于，使用紅光作為第一測 量輻射，并且使用紅外光作為第二測量輻射。
34. 如權(quán)利要求32所述的方法，其特征在于，使用紅光作為第一測量輻 射，并且使用紅外光作為第二測量輻射。
35. 如權(quán)利要求33所述的方法，其特征在于，所述紅光的波長為660 nm， 而所述紅外光的波長為940 nm。
36. 如權(quán)利要求34所述的方法，其特征在于，所述紅光的波長為660 nm， 而所述紅外光的波長為940 nm。
全文摘要
本發(fā)明涉及用于動(dòng)脈血壓的連續(xù)非侵入性測量的方法和設(shè)備。圖1所示的本發(fā)明的一個(gè)實(shí)施例包括a)第一輻射源(1)和至少一個(gè)其它輻射源(2)；b)至少一個(gè)檢測器(4)；c)氣壓發(fā)生器、一個(gè)或多個(gè)閥、壓力計(jì)以及用于把時(shí)變壓力施加在人體部分上的套囊(9、10、11、12)，其中壓力信號p(t)與動(dòng)脈血壓對應(yīng)；(d)參考信號發(fā)生器(6)；以及(e)接收參考信號以及從有利信號分離補(bǔ)充信號的濾波器。
文檔編號A61B5/00GK101621958SQ200780045711
公開日2010年1月6日 申請日期2007年12月10日 優(yōu)先權(quán)日2006年12月11日
發(fā)明者J·福汀, R·格魯倫伯格 申請人:Cn體系藥物技術(shù)有限公司