專利名稱：控制無創參數測量的方法和裝置的制作方法
技術領域：
本發明總體上涉及監測循環液體系統參數的方法和裝置，本發明的一個方面特別涉及對活體動脈血壓的無創監測。
背景技術：
長期以來，醫學界一直在尋找精確、連續、無創的血壓測量技術。這種測量技術使醫護人員在無需使用侵入式動脈插管(通常被稱為“A-lines”)的情況下，并且在任何數量的設施中，以可重復進行的方式連續地精確監測受檢對象的血壓，例如，在外科手述病房中，經常會要求連續精確的真實血壓讀數。
已經存在若干種為人們所熟知的以非入侵式監測受檢對象動脈血壓波形的技術，即，聽診法、示波測量法和張力測量法。聽診法和示波測量法都是使用標準充氣手臂箍帶將受檢對象外圍動脈(主要是臂部動脈)阻塞。聽診法是通過監測箍帶在逐漸放氣的過程出現的Korotkoff聲確定收縮壓和舒張壓。而示波測量法是通過測量箍帶在放氣過程中的實際壓力變化來確定收縮壓、舒張壓以及平均壓的。由于需要交替地將箍帶充氣和放氣，采用這兩種技術都只能間歇性地確定血壓值，并且它們不能重復受檢對象的實際血壓波形。因此，利用上述技術不能獲得對血壓連續的逐跳(beat-to-beat)監測。
上述的阻塞式箍帶儀器在測量受檢對象血壓的長期變化趨勢方面是具有一定效果的。但是此類儀器在進行包括外科在內的許醫療應用中都非常重要的短期血壓變化的測量方面就無能為力了。
醫療領域為人們所熟知的還有動脈張力測量法技術。按照動脈張力測量法理論，具有充分骨骼支撐的淺動脈(如橈動脈)的壓力在跨壁壓等于零時的壓平掃描(applanation sweep)期間可以被精確地記錄下來。術語“壓平”是指改變施加在動脈上壓力的過程。壓平掃描是指動脈上的壓力從過壓緊變化到欠壓緊的時間周期，或反之亦然。開始下降的壓平掃描時，動脈被過壓緊成“狗骨頭”的形狀，從而不記錄壓力脈沖。在掃描結束時，動脈被欠壓緊，從而記錄最小振幅壓力脈沖。在掃描期內，假定發生壓平，期間動脈壁張力與張力計的表面平行。這里，動脈壓力垂直于上述表面并是張力計探測頭唯一檢測到的應力。在該壓力下，假定得到的最大“峰到峰”振幅(“最大搏動”)壓力對應零跨壁壓。注意，還可以采用其他類似于包括壓力最大變化率(即dP/dT)在內的最大脈搏壓力的手段。
現有技術中采用張力測量法的設備包括貼在覆蓋外圍動脈(即橈動脈)的組織上呈固定的隊列的微型壓力傳感器。每個傳感器都直接感測其下組織的機械力，其大小被設計為僅僅覆蓋其下動脈的一小部分。整個隊列被緊貼組織，將其下的動脈壓平，從而使動脈內逐跳壓力變化通過組織與至少部分傳感器耦合。還使用另一隊列不同的傳感器，確保至少有一個傳感器總是在動脈之上，而不考慮隊列在受檢對象上的位置。但是，這種張力計存在若干缺點。首先，離散的傳感器隊列在解剖上通常與受檢對象被感測動脈上覆蓋組織的連續輪廓是不相容的。這樣會導致得到的傳感器信號不準確。此外，在某些情況下，這種不相容會導致對組織的損傷和對神經的破壞，并且限制血液向末稍組織的流動。
其他現有技術設法將單一的張力傳感器更為精確地橫向置于動脈之上，從而使傳感器與動脈內的壓力變化的耦合更好。但是，這些系統都是將傳感器在幾何位置上置于“中心”，而不是置于信號耦合的最佳位置，并且由于受檢對象在測量中的移動，相比之下典型地還會要求頻繁地重新校準或重新定位。
張力測量系統通常還對置于被監測的受檢對象身上的壓力傳感器的朝向十分敏感。特別是這些系統的精度會在傳感器和動脈之間的角度關系發生變化而偏離“最佳”切入角度時降低。這一點是重要的考慮因素，因為沒有任何兩次測量能夠將測量設備置于或保持在相對于動脈完全相同的角度。許多前述的方法許多情況下由于其定位機制的問題都不能適合受檢對象的解剖特征，如腕部表面的曲率，因此都存在類似的不能夠恒定地保持與動脈角度關系(不考慮橫向位置)的問題。
還有，由于不同元件(例如皮帶和觸發器組件)之間的配合問題和傳感器四周缺少減少邊緣效應用的軟墊，都可對張力測量系統的精度產生很大的負面影響。
已知的張力測量法中存在的重大局限在于病人發生移動、位置改變、平均壓力變化、呼吸等時施加的壓平壓力的大小和位置方面。特別是，即使起初在最佳耦合位置獲得了最佳動脈壓緊度，仍然會存在不能有效控制的在實際或臨床中發生的因素導致測量過程發生嚴重誤差，特別在經過一段時間后。例如，正在接受監測的受檢對象可能會自覺或不自覺地移動，從而改變(至少在一段時間內)張力測量傳感器與受檢對象的組織/血管之間的物理關系。類似地，受檢對象或張力測量儀器很容易發生撞擊或震動，這樣會使傳感器和受檢對象之間的關系再次發生改變。在某些情況下，單純的重力作用也會導致傳感器相對于受檢對象血管的位置隨時間發生變化。
還有，受檢對象的生理響應(包括，例如，由于麻醉或藥劑造成的血管壁舒張)可產生改變壓平程度的需要(有時甚至需要改變傳感器的橫向/近側位置)，以便保持最佳的傳感器耦合。此外，由于周圍組織和可能的測量系統的配合問題，經常需要隨著平均動脈壓的變化而調節壓平程度。
迄今為止已經公開了若干種試圖解決上述種種局限的方法。在某一現有技術方案中，使用封閉箍帶為定期校準提供基礎；如果測出的壓力變化量“很大”或經過了特定時間段，系統就執行對箍帶的校準，幫助重新設定壓平位置。在校準期間壓力數據無法可靠地顯示或者是根本無法得到。例如，參見1993年11月16日授予Aung等人并轉讓給Colin公司的名稱為“血壓監測裝置”的美國專利5,261,414(以下簡稱為“Aung”)。又見2001年11月27日授權的名稱為“血壓監測裝置”的美國專利6,322,516，該專利同樣轉讓給Colin公司，在該專利中，封閉箍帶被用作校準多個光傳感器的基礎。
在另一現有技術方案中，使用配備有體積描記器(如阻抗或光電設備)的加壓箍帶或中墊(pelotte)驅動伺服控制環路。例如，參見1989年9月26日授予Penaz并轉讓給J.E.Purkyne v Brne大學的名稱為“自動無創血壓監測儀”的美國專利4,869,261(以下簡稱為“Penaz”)。在該裝置中，傳感器通過至少一個放大器和一個相位校正器連接到電-壓傳感器。所有這些組件構成了伺服控制系統的封閉環路，連續不斷地(至少表面上如此)改變箍帶中的壓力，試圖將動脈的體積保持在動脈壁張力為零時所對應的體積。伺服控制系統環路還包括壓力振動發生器，振動頻率高于血管壓力波最高諧波分量的頻率。還配備有校正電路，其輸入端與體積描記傳感器連接，其輸出端用于校正伺服控制系統的調定點(setpoint)。因此，Penaz系統實際上是為一個由傳感器接收到的固定燈光信號電平恒定地“伺服”(在一個心動周期內)。與上述的Colin系統不同，該系統向操作者連續地顯示壓力。但是，Penaz的體積描記儀傳感器的操作限制了該裝置在肢體末稍部分(特別是手指)的應用，特別是在末稍循環不良的情況下，末稍壓力可能不會精確地反映主動脈壓或肱動脈壓。這將是產生誤差的潛在的重要原因。
在又一現有的技術方案中，試圖利用一系列連續執行的變化壓力“掃描”(sweeps)識別動脈內的真實血壓。每次掃描中施加的壓平壓力一般都由欠壓緊向過壓緊(或反之亦然)變化，并由系統對每次掃描獲得的數據進行分析，從而識別例如最大壓力波形幅度。參見1998年授權Archibald等人、并轉讓給Medwave公司的名稱為“計算動脈血壓的方法與裝置”美國專利5,797,850(以下簡稱為“Archibald”)。但是Archibald的系統并非真正的連續式，原因是每次掃描和分析都需要一段有限的時間。實際使用時，設備的整個進行期間每次掃描都以最小的延遲被不斷重復。在壓平機制重置及接下來的掃描操作中，由于是在對上一次掃描周期獲得的數據進分析和顯示，因此系統對于新數據實際上是“死的”。實際上數據的重要部分丟失了，并且操作者僅接收到了受檢對象血壓周期性的指示(即，每15-40秒接收一次新的血壓搏動顯示)，從這一點來看，顯然是一個缺陷。
最后，本發明受讓人在名稱為“以無創監測受檢對象動脈血壓的裝置和方法”的美國專利6,228,034、6,176,831、5,964,711和5,964,711中揭示的無創壓力測量技術包括以頻率高于心率(例如25Hz的正弦擾動)等的壓平度進行的調制。上述美國專利已經被本申請全文引用。盡管這些方法是有效的，本受讓人經過長時間研究，認為在某些情況下有必要根據其他的調制方案和/或頻率、和/或本質上不規則且不確定的頻率對壓平度進行控制。還有，某些調制方案(如搏動內調制)對于壓平硬件要求極高，因為必需發生壓平度更為迅速的(并且經常是精確的)變化。相應地，由于此種裝置中要求性能更為強大的硬件，最終會增加使用該裝置的主設備的成本。
鑒于上述，有必要提供一種精確并且連續不斷地控制無創測量如壓力等參數的改進方法和裝置。所述改進的方法和裝置可以令人滿意地用于包括一個或多個血液動力學參數在內的連續測量(張力測量法或其他方法)，該參數的測量值是動脈內壓力的真實反映，同時還提供在包括運動偽影和其他噪聲的變化環境下的穩定性和可重復性。所述方法和裝置還以地被不論是受過訓練的醫務人員還是未經訓練的普通人員輕松地掌握使用方法，從而使受檢對象能夠在需要時進行精確可靠地自我監測。

發明內容
本發明通過改進的無創并連續地控制包括活體動脈血壓在內的流體系統參數測量方法和裝置滿足前述的需要。
本發明的第一個方面，揭示了一種經過改進的連續測量可壓緊導管的壓力的方法，該方法總體上包括以下步驟將血壓傳感器放置于導管附近；識別基本上最佳的導管壓緊度；達到基本上最佳的導管壓緊度；用所述傳感器測量導管的壓力數據；識別非最佳的壓緊度；調節壓平以維持或重新獲得最佳壓緊度。在一示例性的實施例中，所述傳感器是采用張力測量法，并且所述測量期間維持最佳壓緊度包括以下步驟在測量期間至少定期性地干擾導管的壓緊度從而產生對測得壓力數據的可觀測效果；至少部分地根據該效果調節壓緊度。在一個示例性的實施例中，所述導管包括一根血管，所述施加的干擾包括用于調制隨時間施加在血管的壓緊度的偽隨機二進制序列(pseudo-random binary sequences，PRBS)。對感測到的壓力的影響與所述調制相互關聯，并對其實施必要的校正。
本發明的第二個方面，揭示了一種經過改進的用于確定受檢對象血壓的裝置，該裝置總體上包括張力測量(tonometric)壓力傳感器裝置，被適合于感測受檢對象皮膚表面處的壓力并生成相關的壓力數據；處理器，被適合于運行計算機程序，該計算機程序定義多個處理狀態，該裝置在確定血壓時對各個操作狀態的使用與至少該壓力數據的部分有關系。在一個示例性的實施例中，該計算機程序包括分別與瞬時檢測和補償、伺服(或耦合的慢速改變)和失去連接后的重新取得連接有關的三個不同的子過程。在該示例性實施例中，第一過程采用控制壓平和橫向/近身體中心方向定位的四種不同但相關的狀態。
本發明的第三個方面，揭示了一種調制張力法血壓測量的方法。該方法總體上包括以下步驟提供適合于確定壓力的傳感器，該傳感器被置于靠近血管的位置；隨時間改變施加在血管上的壓緊度，該改變行為包括對壓緊度的調制。在一示例性實施例中，該調制按照一調制序列進行，其中，盡管還可以使用其他隨機的或確定的序列，但該調制序列包括前述的PRBS。
本發明的第四個方面，揭示了一種校正張力壓力測量的方法，該方法總體上包括以下步驟提供適合于確定壓力的傳感器，該傳感器被置于靠近血管的位置；隨時間改變施加在血管上的壓緊度；利用該傳感器測量血管的壓力，并至少部分地基于改變和測量行為之間的相關校正測得壓力。在一示例性實施例中，前述的調制序列被用于生成感測到的壓力波形內的效果；這些效果被與調制序列和基于此生成的感測到的壓力值的校正相關。
本發明的第五個方面，揭示了一種改進的用于測量血管內血壓的裝置。該裝置總體上包括適合于感測活體皮膚表面壓力并生成相關電信號的張力壓力傳感器；適合于將電信號轉換為數字域的信號轉換器；與該轉換器進行數據通訊的數字處理器；適合于在該數字處理器上運行的計算機程序，計算機程序被進一步適合于按照前述的調制序列隨時間調制張力傳感器的位置。在一示例性實施例中，壓力傳感器與計算機程序控制的壓平裝置耦合，壓平度根據調制序列變化。在另一實施例中，利用可比較調制方案控制傳感器的橫向/近身體中心方向的位置。
本發明的第六個方面，揭示了一種改進的識別張力傳感器與受檢者組織之間耦合變化的方法，該方法總體上包括以下步驟將傳感器置于靠近組織的位置；利用傳感器測量組織數據；至少部分基于測量得出的數據識別與耦合相關的參數的至少一個變化。在一個示例性實施例中，測量得出的參數包括壓力速度和加速度。
本發明的第七個方面，揭示了一種用于確定活體血壓的抗瞬變(transient-resistant)裝置。該裝置總體上包括適合于感測活體皮膚表面壓力并生成相關波形的壓力傳感器；適合于重新定位壓力傳感器的運動裝置；與運動裝置操作上耦合的控制器；與傳感器數據通訊并操作與控制器耦合的處理器，該處理品被適合于運行計算機程序，該計算機程序被配置為(i)為至少一個出現時間(epoch)建立傳感器初始的基本上最佳位置；(ii)利用傳感器測量血管的壓力數據；(iii)通過分析壓力數據的變化檢測瞬時事件的發生，該瞬時事件改變血管與傳感器之間的耦合；(iv)通過控制器和運動裝置初始化傳感器掃描，用以基于改變的耦合識別第二基本上最佳的傳感器位置；(v)為至少一個出現時間建立第二基本上最佳的傳感器位置。
本發明的第八個方面，揭示了一種改進的基于心動周期的特定部分的血壓測量期間識別張力壓力傳感器和受檢者組織之間耦合的變化的方法。該方法總體上包括以下步驟將傳感器置于靠近組織的位置；利用傳感器測量組織的壓力數據；確定數據的至少一個參數；將該至少一個參數與一標準進行比較，該標準至少部分地由壓力數據被測量期間的心動周期特定部分確定；至少部分地基于比較行為識別耦合的變化。在一示例性實施例中，該參數包括壓力速度和加速度，并且該標準包括為每個涉及心動周期的收縮(升支)部分或舒張(降支)部分設定的門限值。
本發明的第九個方面，揭示了一種改進的為血壓測量裝置保持最佳或次佳壓緊度(或位置)的方法。該方法總體上包括以下步驟利用相關過程(correlation process)分析與一“目標”有關的曲線，這些曲線將壓力作為空間位置參數的函數聯系起來。在一示例性的實施例中，該壓力包括脈搏壓和/或舒張壓，并且該空間位置參數包括電機位置(例如，壓平、橫向或近身體中心方向的驅動電機)。該方法通過獲取第一導數(例如d(脈搏壓)/d(電機位置)和/或d(舒張壓)/d(電機位置))來分析曲線的斜率，并將這些斜率值相關聯，從而識別出最佳或次佳“目標”位置。
本發明的第十個方面，揭示了一種改進的測量活體血壓的方法，該方法總體上包括以下步驟在受檢者身上的第一位置測量血管壓力；在受檢者身上的第二位置至少部分地阻塞血管，該阻塞行為對血壓測量至少產生一些影響；至少部分地基于該影響調節測量。在一示例性實施例中，用張力測量法測量動脈(即橈動脈)血壓，同時第二位置位于同側，即上臂。位于第二位置充氣的箍帶使張力壓力傳感器感測到的壓力信號減弱，這種減弱被系統檢測到并通過延遲后續的壓力數據處理得到補償，直到箍帶被放氣。
本發明的第十一個方面，是改進的血壓測量裝置，該裝置總體上包括無創壓力傳感器，適合于感測受檢者身體上第一位置的血管施加在該傳感器上的壓力，并生成相關信號；處理器，在操作上耦合到該傳感器；和計算機程序，在該處理器上運行并適合于處理該信號，產生所述血壓的圖形表示，該程序還適合于(i)檢測信號內壓力事件的丟失；(ii)基于該事件調節對壓力數據的處理。在一個示例性的實施例中，該程序還包括搏動檢測器和非搏動過程，其中搏動檢測器向該非搏動過程提供信號中檢測到的搏動，如果在給定時間間隔內沒有檢測到搏動，該非搏動過程就會掛起。
本發明的第十二個方面，揭示了一種處理血壓數據的方法，該方法包括以下步驟獲取對應操作的第一狀態的第一數據組；獲取對應操作的第二狀態的第二數據組；評估第一和第二數據；根據評估結果有選擇地調節血壓數據的后續處理。在一個示例性的實施例中，獲取第一數據組包括在操作的正常(非事件)狀態期間獲取壓力數據，獲取第二數據組包括在導致壓力數據至少部分降級的事件期間獲取壓力數據。當存在被降級的數據時，系統進入“等待狀態”，執行進一步的評估。等待狀態中與至少對一個與每個數據組相關的度量(metric)被評估，并且系統或者(i)退出等待狀態；或者(ii)繼續在一段時間的等待狀態中操作。
本發明的第十三個方面，揭示了一種改進的裝置，適合于生成活體血管血壓的圖形表示的裝置。該圖形表示是通過使用至少一個傳感器在第一位置利用張力法感測壓力并產生相關信號而生成的；被動地檢測這些信號的降級；至少部分地基于這些信號對降級進行分類；并補償血壓的圖形表示上的降級效應。
本發明的第十四個方面，揭示了改進的血液動力學數據處理裝置，該裝置總體上包括處理器，適合于接收血液動力學數據并處理這些數據；第一數據存儲位置，適合于接收至少該血液動力學數據的第一部分；第二數據存儲位置，適合于接收至少該血液動力學數據的第二部分；計算機程序，在該處理器上運行，該程序被適合于將數據分為第一和第二部分，用來分別存儲于第一和第二位置；基于至少一個度量對第一和第二部分進行評估；基于該評估控制處理器接收到的后續血液動力學數據的分隔。
通過以下結合附圖對本明的詳細說明使本發明上述及其他特點更為顯然。


圖1是示出本發明第一過程的第一示例性實施例涉及的四種狀態之間的關系的狀態圖。
圖1a是示出圖1所示第一過程的第一示例性實施例的運行的流程圖。
圖2是示出本發明第二過程的一個示例性實施例的操作的邏輯流程圖(例如，伺服或保持最佳壓平度)。
圖2a是一示例性病人的脈搏壓對舒張壓的曲線圖。
圖2b是圖2a所示病人的最佳動脈壓緊(壓平)的張力壓力對時間的曲線圖。
圖2c是施加在圖2a的病人最佳或非最佳壓平度的張力壓力對時間的曲線圖。
圖2d是本發明的調制方案的示例性實施例的曲線圖，顯示PRBS調制值對壓平電機步長數。
圖2e是圖2a的病人的帶有和沒有PRBS調制的非最佳壓平的張力壓力的曲線圖，顯示出PRBS調制的效果。
圖2f是對非最佳壓平曲線施加了PRBS調制(PRBS長度＝7)完成后的校正或恢復的張力壓力波形的曲線圖。
圖2g是本發明的PRBS調制(PRBS長度＝7)的示例性實施例的曲線圖，顯示出調制和校正后脈搏壓之間相關性。
圖2h是顯示示例性的脈搏壓和舒張壓，和PRBS調制的加權零平均值之間的相關關系的壓力對搏動的曲線圖。
圖2i是本發明一實施例脈搏壓、舒張壓和PRBS調制的壓力對相位延遲的曲線圖。
圖3是顯示本發明確定最佳初始調制的方法的示例性實施例的邏輯流程圖。
圖3a和圖3b是顯示支持圖3的方法計算的不同方面的曲線圖。
圖4是顯示本發明第三過程(例如，重新獲取)的示例性實施例的操作的邏輯流程圖。
圖4a是本發明與第三過程有關第四(“掃描”)狀態進入標準的實施例的圖形表示。
圖5是本發明測量活體血管內血液動力學參數的裝置的示例性實施例的方框圖。
圖6是使用前述方法的提供對受檢者治療方法的示例性實施例的邏輯流程圖。
圖7a-7c是本發明沒有“事件補償”能力的示例性系統的包括丟失信號事件生成的各種參數的影響的操作的圖形表示。
圖8是本發明的用于補償信號丟失的方法(算法)的示例性實施例的邏輯流程圖。
圖8a是采用了圖8的算法的第一示例性軟件體系結構的圖形表現，包括多個功能“對象”。
圖9是示出了與圖8a和8b的算法和體系結構相關的各種操作狀態的狀態圖。
圖10是反映按圖8a和圖8b的算法操作時與系統相關聯的各種參數變化的時序圖。
圖11是加入了適合于等待狀態早期終止的算法的第二示例性軟件體系結構的圖形表示。
圖12是示出與圖11所示的體系結構相關的不同操作狀態的狀態圖。
圖13是圖12所示的體系結構中使用的等待狀態配置的圖形表示。
圖14是示出了評估提前終止等待狀態是否適當的示例性體系統結構的邏輯框圖。
具體實施例方式
現在參考附圖，附圖中相同的標號代表相同的部分。
注意到盡管本發明在此被描述為主要涉及血液動力學的參數的無創測量的控制，如通過人類受檢對象橈動脈(即手腕)獲取的血壓，本發明還可以被容易地實施為或適合于監測人體其他血管和其他部位的此類參數，以及監測其他溫血動物的有關參數。類似地，本發明的技術方案可應用于具有與生物的循環系統類似性質的其他類似的流體系統。所有此類改變和變化實施例都是本領域普通技術人員容易實現的，都被認為是在后附的權利要求范圍之內。
本文中所使用的術語“血液動力學參數”(hemodynamic parameter)的意思包括與受檢對象的循環系統有關的參數，例如，包括壓力(例如舒張壓、收縮壓和平均壓)、其派生或組合、動脈流、動脈壁直徑(及其派生)、動脈橫截面積和動脈順應性。
此外，注意本文中所使用的術語“張力測量的”(tonometric)、“張力計”(tonometer)和“張力測量法”(tonometery)的意思是寬泛地指對一個或多個血液動力學參數的無創表面測量，比如將傳感器與皮膚表面聯系，盡管與皮膚的接觸不必是直接的，而可是間接的(例如，通過耦合介質或其他界面)。
本文中所使用的術語“壓平”(applanate，applanation)是指對組織、血管和其他受檢對象的生理系統的腱或肌肉等結構的壓緊(相對于非壓緊狀態)。類似地，壓平“掃描”(applanation sweep)是指壓平度被改變(增加、減小或其組合)的一個或多個時間周期。盡管術語“壓平”一般是用于線性(等速度)位置變化的情況，但可以想到，本文中使用的術語“壓平”可采用任何其他的變化形式，包括但不限于(i)壓緊程度隨時間連續非線性(例如對數)地增大或減小；(ii)非連續或分段連續的線性或非線性壓緊；(iii)交替的壓緊與放松；(iv)正弦或三角波函數；(v)隨機運動(如隨機游動)；或(vi)確定的曲線圖。上述這些形式都被認為是屬于該術語所涵蓋的范圍。
在本文中，術語“出現時間”(epoch)是指范圍在由小于一秒鐘的最小可測時間段到大于一秒的期間的時間增量。
在本文中，術語“空間”(spatial)和“位置”(position)盡管主要是描述為具有壓緊(即Z軸)、橫向(X軸)和(近身體中心的(proximal)是指靠近心臟的)縱向或(近身體中心到末稍)(Y軸)元素(components)的笛卡兒座標系統，但是也指任何空間座標系統，包括但不限于柱面座標、球面座標和極座標。這些變換座標系統無疑不依賴于硬件配置或幾何形態(例如可通過基于迪卡爾系統的裝置和非迪卡爾系統的裝置之間的簡單數學轉換解決)，或選擇地利用這些幾何形態。因此本發明不限于某一設備配置的特定座標系統。做為一個例子，本發明的方法和裝置可以利用以圍繞橈動脈為模型的柱面座標系統，這樣張力測量傳感器在空間的某一點可以由Z、r和θ這些參數規定。由于人的前臂/手腕區域大致構成一個柱面，這種方式具有一定的優點。
最后，術語“數字處理器”(digital processor)是指包括任何能夠執行至少一條指令操作的集成電路或其它電子設備(或設備集成)，包括但不限于精簡指令集內核(RISC)處理器如英國劍橋ARM公司生產的，CISC微處理器、微控制器單元(MCU)、基于CISC的中央處理單元(CPU)，以及數字信號處理器(DSP)。這些設備的硬件即可以是被整合到一個襯底(例如硅晶圓)上，也可以是分布在兩個或更多的襯底上。還有，處理器的各種功能可是完全由與處理器相關的軟件或固件實現的。
概述本發明最主要的方面包括控制壓平或其他定位機構的方法和裝置，該壓平或定位機構在無創血液動力學參數測量中使用，以便維持參數傳感器與相關血管之間的最佳耦合等。確定最佳壓平度、位置和耦合和技術方案在2002年2月5日提交的共同審查中的名稱為“利用參數學無創測量血液動力學參數的方法和裝置”的美國專利申請10/072,508中有詳細說明，該申請已經轉讓給本受讓人并且本申請作為參考納入其全部內容。
盡管本受讓人認為上述共同審查專利申請中所說明的技術已經是十分有效的，但是通過增加本發明的一個或多個方面，可以提高該技術在實踐中(例如臨床應用)的穩定性。這種額外的穩定性是十分需要的，因為它有效地去除了測量血壓等血液動力學參數時對臨床醫師、護理人員或使用者(以下通稱為“操作者”)在操作上的許多限制。特別是操作人員不必再為了檢測異常和運動偽像(motion artifact)對來自測量裝置的信號進行監測，并且在某些情況下甚至會在實際上發生了不能被校正的錯誤狀態時向操作者識別確認。
在確定提供系統傳感器和其下面的血管之間的最佳機械耦合的壓平和橫向(如果希望還可包括近身體中心方向)位置之后，本發明被用于控制和調整壓平度和/或橫向/近身體中心方向位置，以便于在一般的臨床設施中均可能會遇到的潛在不利環境條件下維持最佳耦合。由臨床設施及其所有變化的本質所決定，總是能夠對所有的環境條件或影響進行補償是不可能的，因此本發明還具有另一功能，即以一種有意義的方式識別出對血液動力測量的精確性和穩定性產生影響的機械耦合的變化。
本發明采用三種獨立但又實質相互作用的過程提供前述的控制和識別功能(i)第一過程，適合于識別機械耦合的突然改變，例如測量參數(如張力測量法測出的壓力或壓力速度)指示超出了預期的標準，并重新獲得最佳壓平度或適當的橫向/近身體中心方向的位置；(ii)第二過程，適合于連續識別壓緊耦合隨時間變化的改變，并據此可控制地調節壓平位置(“伺服”)；(iii)第三過程，適合于與第一狀態互動式操作，并提供在一個或多個范圍內失去最佳耦合的報警和防護，并以優化的方式執行最佳位置新的確定。
本發明的技術方案和裝置可與前述和此處提及的并入本申請的共同審查申請中描述的單一傳感器(或傳感器隊列)一起使用，或結合適合于血液動力參數測量的其他任何裝置一起使用，包括例如以下專利申請中描述的裝置2001年3月22日提交的共同審查中的名稱為“無創確定包括血管位置在內的血液動力參數的方法和裝置”的美國專利申請09/815,982和同樣在2001年3月22日提交的共同審查中的名稱為“無創確定活體循環系統內血液動力參數的方法和裝置”的美國專利申請09/815,080。這兩件專利申請均已轉讓給本受讓人，其全部內容作為參考并入本申請。例如，通過血流動能或速度進行的血壓超聲測量可以作為已被證實的技術用于基本上基于張力壓力的技術方案。作為另一個例子，除了原始引用的共同審查專利申請中描述的基于壓力的技術方案以外，還可以使用基于導管壁檢測有關的聲學信號分析的橫向定位技術。因此，本發明的各個方面有利地與若干不同的血液動力評估技術兼容。還會認識到本發明所描述的技術方案和裝置絕不僅限于張力測量設備；這些技術特征還可在阻塞箍帶或中墊(pellot)系統中實現。
由于被測量信號(例如壓力)是隨時間變化而變化的，本發明的方法大量采用重復和優化來解決這種變化。特別是與血管相關的壓力信號在較短的心動周期、較長的呼吸周期和可能存在的更長或更短的由不同的用藥濃度和用量導致的血液動力周期的變化中是隨時間變化的。相應地，上述三個過程利用前述的壓平和橫向/近身體中心方向的定位機制連續地找到并維持最佳壓平位置和壓平度，從而維護一種有益于精確、連續和無創的參數測量環境。在某些不能合理或可靠地維持最佳位置和度的極限環境下(如裝置由受檢者的解剖構造突然或震顫錯位)，本發明相應地識別這些狀況并有選擇地向操作人員報警或提供其他形式的通知。
表1總結了本發明的一個采用了前述三種過程的示例性實施例的功能性和技術特征。
表1

第一過程詳述現在請參閱圖1-1a，根據本發明的識別機械耦合的突然變化和最佳壓平度或橫向/近身體中心方向位置之一或全部的重新獲得的方法詳細說明如下。下面結合圖5對用于支持此處處核的過程操作的電子和信號處理裝置進行詳細討論。應該理解盡管下面討論的部分內容是根據步進式的壓平(和橫向/近身體中心定位)電機進行的，但是本發明的技術還可與其他形式的壓平和定位裝置結合使用，因此本發明不限于此處描述的裝置的特定實施例。
還應認識到盡管在這里對第一過程的掃描是就張力壓力傳感器而言的，但是本發明的方法還可更廣泛地用于其他信號范圍。例如，可以利用超出生理標準的參數作為標記或在測量過程中的可測量失真等識別超聲波傳感器與受檢者組織之間機械耦合的突然變化。機械耦合的突然變化會改變包括生理等方面許多參數的測量結果。
還有，應該理解盡管對前述裝置進行了描述(即，還可以提供其下組織和血管的變化壓緊度的張力壓力傳感器)，本發明的方法還可利用具有提供這些功能的獨立元件的裝置。例如，對壓力傳感器的控制可以部分或完全地脫離壓平控制系統，這樣壓平度的改變可以獨立于傳感器有效表面的耦合。
本實施例的第一過程連續地檢查張力壓力傳感器和下面的導管/組織之間機械耦合的(突然)變化。機械耦合的突然變化可以通過相應的張力測量法得到的壓力PT(第一或第二導出壓力)的超過生理標準的突然變化識別。速度參數Vp[k]按式1計算PT[k]PT[k-3](式1)式中k代表當前樣本，k-3代表過去的3個樣本，采樣頻率為160Hz。張力測量法得到的加速度Ap[k]按式2計算Vp[k]Vp[k-1]＝PT[k]+PT[k-4] (PT[k-1]+PT[k-3]) (式2)對于每個樣本，壓力、速度和加速度都與固定(或確定的)門限值進行比較。如果這些參數中任何一個超出了相應的門限值，就觸發了過程“事件”。注意這些壓力、速度和加速度在收縮壓升支大于舒張壓降支，因此本發明的門限值被相應地設定，在生理標準和過程事件觸發值之間提供有效的“緩沖區”。該緩沖區避免了觸發事件發生在生理標準，從而增強了系統的穩定性。
例如，病人血壓的速度和加速度范圍應該在某大約為零的范圍內下降(通常是非對稱的)。機械耦合的變化還應被作為張力測量法觀察到的壓力變化(速度或加速度)觀察到。第一過程100集中在機械耦合相比而言較大和較快的變化，由此產生出單純由病人動脈壓不能實現的速度或加速度值。本實施例的緩沖區包括自然發生的(來自病人動脈壓)可測速度和加速度范圍與第一過程100的觸發門限之間的“緩沖”。但是應該認識到，該緩沖區或緩沖可通過使用一個或多個專門用于測量機械耦合變化的傳感器被至少部分地避免，例如，使用襯墊傳感器(pad sensor)可以使系統識別并有可能響應機械耦合更小的變化和/或更低頻率的變化。
當檢測到機械耦合的突然變化時，將發生在過程事件之前和之后的張力壓力數據進行比較。例如，如果脈搏壓(本討論中被定義為收縮壓與舒張壓之差)由最大值下降，或平均壓力值改變很大，那么實施有限范圍壓力掃描以實現最佳壓平。如果，盡管進行了該壓力掃描，還是沒有實現可比的脈搏壓，那么必需進入重新獲取狀態(下面詳細說明)。
注意在本實施例中，第一過程除了在執行系統初始化、初始橫向搜索和壓平掃描時或是在操作前述的重新獲取狀態期間都是活動的。除了在第一過程執行前述的有限范圍壓力掃描期間，在第一過程的活動期間第二過程也同時是活動的。還注意到在有限范圍壓力掃描期間，PT的當前值不被顯示。在如前述的現有技術中，不能得到的PT的過度期間限制了設備的臨床應用。因此，本發明盡量減少過程事件所引起的對有限范圍壓力掃描的需要，從而提高采用現有技術方案的裝置的性能和連續性。
如圖1所示，本實施例的第一過程100包括四個離散但相關的狀態102、103、104和105(i)第一狀態(“正常操作”)102；(ii)第二狀態(“事件”)103；(iii)第三狀態(“恢復”)104；(iv)第四狀態(“掃描”)105。過程事件對伺服控制系統的影響(以下將參照圖2和圖5詳細說明)主要取決于那時存在(then-existing)的事件。以下對這四種處理狀態102-105進行詳細說明。
(i)第一(正常)狀態-第一狀態102是初始和缺省的操作狀態。掃描完成后或在機械耦合突然變化的檢測后，在前壓力(pre-pressure)數據和后壓力(post-pressure)數據之間觀測到的變化不大。如果發生過程事件，那么最近的經過中值濾波的張力平均和脈搏壓被存儲起來用于將來的比較。時間參數(例如Time_of_Last_Event)被置為零(以秒為單位)，并且過程狀態被設置為第二狀態(事件)。如果沒有檢測到過程事件，則保持第一狀態(正常操作)。注意在本實施例中，第二過程200(即，伺服，下面將結合附圖2-2i討論)在該第一正常操作狀態102中是活動的。
(ii)第二(事件)狀態-第二或事件狀態104表示最近發生了一次或多次過程事件106，并且系統正在等待與該事件4相關的擾動的消退后進入下一狀態。如果那時發生了過程事件，則時間參數(例如Time_of_Last_Event)被重置。但是，如果上次事件后經過了足夠長(由現行值Time_of_Last_Event決定)的時間(例如2秒)，那么搏動(Beat_Counter)值被初始化以便進行比較，并且該過程被設置為第三(恢復)狀態。本實施例中的規定的時間延遲有利地將不可靠壓力數據被加入后處理事件壓力數據中的危險降到了最低。如上述的第一狀態，第二狀態103期間第二過程(伺服)是活動的。
(iii)第三(恢復)狀態-進入本第三狀態(恢復)表明最近的過程事件和已經消退，并且系統正在采集新的張力脈搏壓力數據與前擾動數據進行比較。在退出第三狀態104并進入下一狀態之前，如果發生過程事件，那么Time_of_Last_Event參數被重置，并且經由步驟108將過程狀態設置為第二(事件)狀態103。否則，如果識別了新的張力搏動，系統搏動參數(Beat_Counter)加1以進行比較，并且新的平均和脈搏壓被寫入存儲設備(圖5)以進行后續的比較。
注意如果搏動已經達到了預定的門限值，那么執行在觸發過程事件之前和之后存儲的張力搏動和平均壓的比較。如果在執行該比較時，平均壓已經改變并超出了預定的門限值，或者脈搏壓已經由前事件向后事件大大的下降，那么過程100的狀態被設置為第四(即掃描)狀態105，掃描初始化參數(例如Initialize_Sweep)被設置為“真”，而第二過程(伺服)被停止。電機位置參數(例如Motor_Positions)被相應地設置為目標電機位置值。圖示的示例性實施例中的目標電機位置被設置為0(完全縮回)或-50000(向橈動脈完全伸出)，其中單位是電機的步長。如果后事件平均壓力大于前事件平均壓力，目標電機位置被設置為0。如果后事件平均壓力小于前事件平均壓力，目標電機位置被設置為-50000。如果平均壓力還沒有增加到超出門限值(并且脈搏壓沒有在前事件和后事件之間大量下降)，那么第一過程100的狀態在圖1所示的步驟110被設置為普通操作(第一)狀態102。
如果搏動沒有達到預定的門限值，那么第一過程100保持在第三(恢復)狀態104。在圖示的實施例中，正如上述的第一和二狀態102和103，在恢復狀態104中，第二(伺服)過程200保持活動。
第四(掃描)狀態-進入第四狀態105表明最近的過程事件已經導致了張測量法測出的脈搏壓和/或平均壓發生了重大改變。系統相應地執行有限范圍壓力掃描對最佳壓平度進行重置。特別是，如果掃描初始化變量(Initialize_Sweep)被設置為真，初始搜索方向如上述(iii)中為目標電機位置確定，并且壓平電機被移動到適當的位置(盡管可以使用其他曲線形態(profile)，本實施例中為連續傾斜(ramp))。此外，掃描壓力存儲器被初始化，并且“第一通過”(first pass)參數標記(例如FirstPass_Flag)被設置為“真”。
如果識別出了新的搏動，那么該過程將與該新的搏動相關的張力壓力數據附加到存儲于存儲器隊列中的數據中并且Beat_Counter值被加1以進行比較。特別是每次搏動的數據包括平均壓平位置、平均張力測量壓、收縮壓、舒張壓、和張力脈搏壓(即收縮壓減舒張壓)，存儲于存儲器內的參數專用一維隊列中。
如果測出的平均壓已經達到了其最低目標并且當前脈搏壓力值(經過中值濾波)大大小于掃描期間觀察到的最大脈搏壓(經過中值濾波)，那么執行補充分析。特別是，如果最大搏動發生在接近壓平掃描開始的時候，并且第一通過標志(FirstPass_Flag)等于“真”，那么FirstPass_Flag被設置為“假”，并且壓平電機被移動，例如，延前次行程方向相反的方向連續變速(ramp)。如果最大脈搏壓沒有在接近產掃描開始的時候發生，并且如果最大脈搏壓(經過中值濾波)是在觸發事件之間發生的大百分比(例如，在本實施例中為80％或更大)，那么過程100的狀態被設置為第一狀態102，并且初始化在最大脈搏壓的伺服。在本實施例中，測出的平均壓到達其“最低目標”包括至少達到和搜索超出前事件觸發平均壓力的經過中值濾波的平均壓。注意這一要求可以取決于搜索方向(即，伸出還是收回傳感器)；特別是，傳感器伸出的情況下中值濾波平均壓大于前事件觸發平均壓，或在傳感器收回的悅下小于前事件觸發平均壓。
但是，如果最大脈搏壓不是發生在接近開始的時候，并且最大壓值不是前次發生值的大百分比，那么就進入重新獲取過程(下面結合圖4討論的第三過程400)，并且停止第一過程100。
還應注意第二過程200(圖2)在第一過程100的第四狀態105期間是不活動的。
圖1a提供了表示圖1中示例性的第一過程100的詳細流程圖。
還將認識到第一過程100可被用于血壓測量，與最初獲得最佳壓平位置所使用的機構無關。在這一技術方案中，第一過程有效地操作，就好象發生了大的瞬時事件，并且使用前述的方法(與下面將要參照圖4說明的第三或重新獲取過程400結合)從而為這些參數設置到最佳位置。
認識到如上所述，本發明的第一過程的操作不需要使用“生理”參數。本發明的另一示例性的可選方案是將本領域所熟知的加速計或測力傳感器用于傳感器表面之上或附近；即，不必置于相關血管之上。類似地，該加速計或傳感器可被置于與病人所用傳感器耦合的裝置之上(例如手腕支具或綁帶)，或可選地置于觸發機構和傳感器/墊之間(或在觸發機構之內)的軸上(圖中未示)。由于本發明的第一過程主要檢測相應可能發生的機械耦合中斷的突然運動，實際上任何提供該運動或擾動相關信息的物理配置和/或參數都可以用于本發明。在另一可選實施例中，可以將電子學領域所熟知的光學傳感器置于皮膚附近并將其作為用于檢測傳感器/病人相對位置突然改變的機構。
可以理解，將張力壓力傳感器作為物理參數測量的基礎(如示例性實施例所詳述)，由于不再需要增加額外的傳感器或增加觸發機構的復雜性，具有簡化結構和降低成本的優點。但是，通過采用上述的某可選實施例可以得到某些涉及將參數信號由動脈壓力信號解除耦合(與上述的使用張力壓力信號相比)的好處。例如，使用非血液動力學參數使機械耦合變化與生理信號能夠分開，因為采用此種方式獲得的測量結果中不存在(或至少很少存在)生理內容。還有，使用非生理參數(例如，所上所述的由壓平電機軸上的力測出的襯墊力(pad force)或壓力)允許使用小得多的緩沖區，因為相對于耦合的中斷引起的壓力變化，通過襯墊測量的壓力信號的頻率和幅度幾乎沒有重疊。
第二過程詳述現在參照圖2-2i對本發明的識別壓緊耦合和重新將壓平度調節至最佳的方法(即和“第二過程”)的示例性實施例進行詳細說明。應該理解盡管以下示例性實施例的討論主要是就張力壓平度(即壓緊程度)的調節而言的，本發明的這一方面所涉及的技術方案還可以等同地用于其他與張力測量環境相關的空間域；例如，橫向位置和近身體中心方向的位置。這一應用可以與壓平域相關，或者可選地完全獨立應用。
還應理解盡管以下討論是就利用通常遵循(2n-1)形式的結構序列的偽隨機二進制序列的實施例而言的，也可以成功地使用其他白噪聲、隨機/偽隨機、或偽噪聲(PN)過程，因此以下討論僅僅是對本發明更為廣泛的原理的說明。例如，作為一可選方案，使用一給定的初使種子值作為通信領域所熟知的偽隨機生成算法(如生成FHSS hop或CDMA pn“長碼“序列中所使用的)的種子并生成一個偽隨機序列，后者在本發明中被用來調制壓平度。還可使用其他擾動或序列(任何圍繞最佳壓平位置的運動，例如正弦擾動)替代本發明；但是，上述示例性實施例中所述的方法在相關頻率段內具有固有的良好的信噪比(SNR)。
圖2是第二過程200的示例性實施例的邏輯流程圖。過程200總體上包括首先提供適合于確定壓力的傳感器(步驟202)。該傳感器被置于靠近相關血管的位置(步驟204)，從而提供來自血管壁經由組織的壓力信號與傳感器活動表面的耦合。注意如果必要可以使用中間耦合劑(例如某種凝膠)。接著，通過步驟206達到最佳或次佳血管壓緊狀態。應該認識到可以通過壓力傳感器本身實現壓緊，或可選地通過其他機構(如接觸墊)。優化的壓緊度可以通過前述的共審中的2002年2月5日提交的美國專利申請號10/072,508中的方法確定。接著隨時間改變施加在血管上的壓緊度(步驟208)。在圖示的實施例中，步驟208的改變壓緊度包括根據具有特定希望屬性的調制序列以相比而言較小程度的 “擾動”對壓緊度進行調制，當然還可使用其他方案(例如非連續的)。然后在步驟210中觀察到調制對觀察到的壓力值(例如脈搏壓、舒張壓等)所產生的效果，并在步驟212中根據觀察到的調制序列的效果對施加在血管上的壓緊度進行校正。
應該理解第二過程200(和相關裝置)不需要測量施加的壓力或壓緊度，如通過測力傳感器或壓力傳感器)。本實施例基本上是屬于基于效果的，即，其是壓平度(壓緊)可以簡單地基于觀察到的調制效果進行調節。因此，可以有利地將壓平機構變“啞”，從而簡化系統機構和本系統的其他方面。但是，如果希望精確地監測施加的壓力或壓緊度，也可以與本發明結構結合使用。
如前述，第二過程200的臨床上的目的是將張力法測量到的平均壓力保持在產生最大脈搏壓的最佳張力壓力的某一給定值內(例如+/-10mmHg)。在第二過程200中，病人的動脈壓和張力傳感器與其下動脈之間的機械耦合是可以改變的。這兩種改變中的任何一種都會使張力測量法觀察到的血壓發生變化。因此，本發明在張力測量法觀察到的壓力中尋找生理方向引起的改變(例如，由病人的生理機能引發的變化，例如由于引入藥物制劑所引起的)和機械耦合引起的改變之間的區別。同時還不斷地校正第二類型的改變(即機械耦合的改變)。
張力壓力傳感器和動脈之間的突然改變(即，加速度或傳感器或腕部的“撞擊”)能夠通過好幾種技術手段檢測到，參見前述對圖1的說明，以及下面將要進行的對圖4-4a的說明。機械耦合的緩慢變化必需通過其他手段檢測和校正。
檢測和校正機械耦合緩慢變化的方法之一涉及調制動脈的壓緊度擾動系統并觀察張力測量的脈搏壓的變化結果。擾動的方法和程度應該按照總體臨床目的進行優化。
相應地，本申請的受讓人按照下述的示例性過程200開發了一種用于使用的示例性臨床目的。應該認識到這些目的只是說明性的，可以根據特點臨床環境的需要或希望的性能和精度級另進行調整和改變。
(i)顯示中斷-首先，應該盡量減少感應擾動對系統壓力顯示的破壞。壓力信號向病人監視器傳送中出現的延遲和壓力顯示中出現可見中斷(例如基于預選確定的標準如0.1秒或更長的延遲)是不能接受的。
(ii)響應度-按照某一給定時間期間(如1分鐘)，發生張力測量法觀察到的壓力由最佳的T-Line壓力20mmHg到10mmHg之內。從臨床的角度來說，通常不希望平均的張力測量法測出的壓力偏離實際脈管內壓力(如A-Line壓力)長時間(如大于1-2分鐘)超出大約10-15mmHg。盡管可以發生測量誤差，如目前食品及藥物管理局(FDA)對箍帶精度(+/-5mmHg平均誤差及8mmHg的標準偏差)的要求所反映的，但是張力感測的壓力和實際脈管內壓力之間頻繁和長時間的偏離會使設備不能滿足臨床需要。因此，臨床中需要的系統作應該能夠在合理的時間內響應并對機械耦合的變化具有足夠精度。
(iii)設備局限性-系統的壓平電機的運動存在局限性。這些局限包括，例如，使用的電源功率和輸出(機械)功率和轉矩的限制、磨損時間(即電機壽命)的控制和排除壓平中瞬時(即步長)變化的電機速度和加速度的限制。從本受讓人獲得的工作數據來看，典型病人的舒張壓在接近最佳的壓平度時每1000電機步長平均變化7mmHg(在每1000電機步長4-10mmHg的范圍內)。并且，同一個體的脈搏壓平均每1000電機步長改變8mmHg(在每1000電機步長4-14mmHg的范圍內)。在本實施例中本受讓人使用的示例性觸發器和電機方案中最大速率大約為每秒1000電機步長。不考慮觸發器設計的改變對這些局限性的減輕。因此，可以得出的結論是，可以使用上述的示例性裝置實現舒張和脈搏壓變化的分別大約為7mmHg/秒和8mmHg/秒的最大速率。
(iv)脈搏壓的變化-病人的脈搏壓隨時間變化。正如許多文獻所記載，心律失常可產生脈搏壓的周期改變(即，交替脈(pulsus alternans)，是指低脈搏(low pulse)和高脈搏(high pulse)的連續出現以下情況低脈搏有規律的出現在高脈搏之后，而該低脈搏和隨后的高脈搏之間伴有更為短暫的停滯。)例如，參見美國北卡羅來納州夏洛特卡羅來納醫療中心內科與家庭醫療部的Laszlo Littmann，M.D.和Jeffrey R.Goldberg，M.D.所著“Apparent Bigeminy and Pulsus Alterans in Intermittent LeftBundle-Branch Block”，該文獻作為參考被納入本發明。已有文獻充分證明呼吸作用也會使脈搏壓產生相當大的變化。因此，如果不是對動脈脈搏壓的周期和隨機波動完全不敏感，理想的是將擾動和伺服控制系統作為主要組成部分。
除了上述目的和局限以外，必需確定張力法測量和控制系統的特性。人們已經熟知向系統中加入“白噪聲”是用于識別與系統相關的特性的有用手段。在本文所屬的情況中，引入白噪聲會有效地生成病人生理機能所不能產生的圖形(pattern)。這些對系統的輸入包括壓平電機位置，并且“系統”是作為壓平度的函數的張力測量獲取的脈搏壓。將白噪聲引發的壓平位置的變化與觀察到的脈搏壓結果進行交叉相關就會得出壓平電機位置與脈搏壓之間的關系。這種關系的優點在于在脈搏壓中隨機或周期波動存在的情況下十分穩定可靠，這主要歸功于白噪聲的加入。
但是，本發明中的壓平電機位置的白噪聲調制的實際實現過程中，還存在幾點考慮因素。首先，真正的“白噪聲”假定電機位置的正態或高斯分布。這種正態分布可包含距離平均值非常大的偏差，盡管頻率越來越少(理論上沒有限制)，而與之相反的是本發明的電機位置的物理實施是受到限制的。
第二，以上文中所述的最大電機速率，從一個位置界限移動(如果這種移動是必要的)到另一個位置界限的時間很重要。因此壓平機械位置的瞬時改變是不可能的。
第三，白噪聲的識別在理論上要求無窮周期時間收斂，在臨床設施中即使是接近也是不能實現的。理想的是，具有實用價值的臨床設備會采用能夠在短時間內收斂的控制系統，從而增強張力壓力測量結果的連續性。
如數學領域所熟知的，偽隨機二進制序列(PRBS)是一個具有相關特性的類似于白噪聲的定義的輸入序列(+/-1)，但是會在給定時間周期內收斂。此外，可以輸入可以被規定(并且從而被優化)為更為有效的在系統的限制范圍之內的信噪比(signal-to-noise ratio，SNR)。普通類型的PRBS序列發生器利用具有包含模2加法器(modulo-2adder)即XOR門的反饋結構n-位移位寄存器并連接到移位寄存器上適當的端口(tap)。該發生器生成長為(2n-1)的最大二進制序列。該最大長度(或“m-序列”)具有對本發明特別有用的近乎隨機的特性，并且被歸類為偽噪聲(pseudo-noise，PN)序列。m-序列的特性一般包括(a)“平衡”特性-對于序列的每個周期，數字“1”和“0”最多相差一。例如在一個63位序列中，具有32個“1”和31個“0”。
(b)“游程均衡”特性-在每個周期的“1”和“0”序列中，每種序列中有二分之一的游程長度為一，四分之一的流程長度為二，八分之一的流程長度為三，依此類推。
(c)“移位并加”特性-m序列的模2總和以及任何同一序列的周期循環導致同一序列的第三循環移位。
(d)“相關”特性-當一個完整周期的序列以項對項的方式與其自身的任何循環移位進行比較，不同的數量等于相同的數量加一(1)。
(e)“頻譜”特性-m序列是周期性的，因此該頻譜包含等間隔的諧波序列，其中間隔距離是周期的倒數。除直流諧波外，該諧波的幅度是相同的。除譜線之外，最大長度序列的頻譜類似于隨機序列的頻譜。
相應地，可以通過采用對壓平位置的PRBS調制檢測并校正如前述的機械耦合中的慢速變化并觀察張力法觀察到的脈搏壓的變化結果。在本發明的一個示例性的實施例中，該系統的物理實現包括三個互動的“元件”(i)調制器；(ii)信號恢復單元；(iii)識別/伺服控制單元。本領域普通技術人員應該理解此處使用的術語“單元”(entity)是指任何數量的各種工具設備，其范圍包括從有形的單元(例如，電子器件其相關的集成電路)到完全虛擬或無形的單元(例如駐留于系統各種硬件環境中的算法證明、例程、軟件對象或組成)。
以下示例性的描述說明了前述的本發明一實施例的多部件系統的操作。
現在參照圖2a-2c對示例性的病人的特征和反映進行詳細說明。如圖2a所示，該病人表現出給定脈搏壓對舒張壓的關系230。在舒張壓為大約75mmHg 234時，發生最大脈搏壓232(例如，圖中所示的例子為42mmHg)。
還有，為了便于說明，假定壓平電機被保持在恒定位置(位于對應最大脈搏壓的最佳壓緊點)，并且病人的不隨時間變化的動脈壓，心率為60bpm，其圖形236如圖2b所示。如果病人的動脈沒有被充分壓緊，會導致較低舒張壓237(例如在本例中舒張壓＝67mmHg)，如圖2c所示的“次佳”波形238。注意脈搏壓(收縮減去舒張)在張力測量的舒張壓為67mmHg時僅為大約36mmHg。在此條件下，系統必需識別出動脈正在受壓這一事實并隨時間適當地調節壓平度。
現在參照圖2d-2e詳細說明在上述例子中本發明的伺服過程200的調制單元。本實施例的調制器引入在“最佳”操作點周圍的有限范圍內對動脈壓緊(壓平位置)的改變。在本實施例中這些改變與動脈壓波形的下行斜坡同步，該下行斜坡與心臟的舒張相關。但是，如果要求也可以使用其他同步(或甚至缺少同步)。調制單元引發的調制將壓平機構位置在較短時間內(例如0.5秒)由一極端變速(ramp)到相等的相對極端(例如，本實施例中為400電機步長)，盡管可以采用其他形式(對稱或非對稱)并且如果希望可以取代持續時間。本實施例中由一極端向另一極端移動的決定是由前述的偽隨機二進制序列(PRBS)控制的。該調制方案產生壓力偏移的變化，并可產生高度相關的脈搏壓的變化。
在圖示的實施例中，執行長度為7的PRBS序列(即1，1，1，-1，-1，1，-1)對圖2d所示的波形進行調制。注意對于臨床應用來說，病人的呼吸周期及其對應的脈搏壓的周期波動接近于長度為7的PRBS的重復周期。因此，該應用的臨床實施例采用合適長度的PRBS，例如長度＝15(即1，1，-1，1，-1，1，1，1，1，-1，-1，-1，1，-1，-1)或長度＝31(即1，1，1，1，-1，1，1，-1，-1，1，1，1，-1，-1，-1，-1，1，1，-1，1，-1，1，-1，-1，1，-1，-1，-1，1，-1，1)。特別是，如果一個不允許變遷節拍(transition beat)那么PRBS序列每7、15、31節拍重復一次，如果允許變遷節拍，在示范性的情況下分另重復11、22或47節拍。任何以相同時基重復的噪聲源(正弦噪聲頻率)相比其他頻率內容的噪聲源都會對系統的性能造成更大的沖擊。呼吸周期發生在5-7秒的范圍內；因此，在此時間，可以觀察到4-14次的心跳。這樣，當包括轉換搏動時有效長度的11的長度為7的PRBS序列直接位于呼吸周期之內。較長的序列不存在這一問題。但是，相反地，噪聲抑制屬性要求完整的數據循環才能正常工作。因此，使用過長序列的控制傾向于造成控制的不靈敏，從而降低了系統的性能。
圖2e說明了壓平度的PRBS變化的實際的實現。與壓平電機相關的實際機械考慮因素將足夠量值的壓平度的步長變化排除，用以在觀察到的張力壓力中產生大的變化(例如6mmHg)。因此，對于本實施例，如圖2e的PRBS部分239所示，壓平位置在一個時間周期(例如0.5秒)被傾斜。由于不能保證搏動結束時會完成傾斜，在第一轉變周期內包括一PRBS中的可變延遲而不損失相關特性，該可變延遲是心率和電機走行步長的函數。該延遲典型的是一次心臟搏動。但是在心率高時可延長到兩次或更多次心臟搏動。注意到圖2e的PRBS部分是無因次的。實際上本實現中產生兩類搏動，即“測量”搏動和“轉換”搏動。當電機移動時，加入轉換搏動(例如對于長度＝15的序列，加入7或8個轉換搏動)。
現在參照圖2e和2f詳細說明本發明的信號恢復單元。如上所示，調制單元會引起測出壓力波形的變化。這些壓力波形的變化在某些情況下對臨床醫師來說是破壞性的。注意圖2e中的PRBS調制的壓力波形240在張力壓力242周圍變化很大，如果PRBS或其他調制不是活動的，不然就會被觀察到張力壓力242。因此，信號恢復單元必需預期調制單元引入的觀察到的張力壓力波形的變化，并將調制波形(機械地或其他方式)恢復到臨床上與未經調制的張力波形相同的形狀。
特別是，在調制活動時，通過在周期中實施線性傾斜，可以恢復原始的未調制波形。這一過程假定通過調制觀察到的變化量不大(例如在圖示的實施例中小于大約6mmHg)并且被適合于識別(即，被除去平均舒張壓的PRBS調制序列和舒張壓的交叉相關性可以被用于提供對調制產生的壓力的預計變化的估計)。
注意前述的過程在本質上是對測出壓力加上或減去一個壓力校正補償(pressure correction offset)。當調制需要傳感器由機構延伸時(在示例性實施例中)，壓力補償校正被從測出的壓力數據中減去，反之亦然。補償校正的值(以mmHg為單位)不能被直接地確定，除非與真實的內脈管壓的來源進行比較(例如A-Line，這樣就使張力傳感器的失去意義)，但是可以通過評估與電機位置的變化相關的舒張、收縮、平均、搏動或類似壓力值的變化來估計出該值。因此，例如，可以利用PRBS和舒張壓(移除平均壓力)之間的交叉相關來估計補償校正。每次新的搏動都可將該估計更新，產生對補償校正的連續估計。注意在壓平電機傾斜期間，示例性實施例中的補償校正也由一個極端傾斜至另一個極端。此外，應該認識到可以對調制量(例如在圖示實施例中為電機步長的數量)進行調節以產生希望的壓力變化量。在本實施例中，調制程度被連續調節以達到5mmHg峰到峰在某一限度范圍內的偏移；即，假如峰到峰偏移限制在50-800電機步長的范圍內。但是，本發明也可以使用其他調制方案和范圍。
注意相對于假定的電機移動起始的超前/滯后(與實際移動的起始相對)，以及引入的壓力變化可以導致壓力波形顯示中出現小的假像或“凸起”；但是，這些變化對于操作者來說一般是覺察不到的，而且其優點是不象現有技術中的那樣，顯示出不存在斷點。
在舒張壓顯示中，實際和估計的壓力變化(例如信號恢復單元估計的與采用的調制有關的誤差)之間的誤差被顯示為與PRBS同步的微小抖動。圖2f顯示了“恢復的”波形242；即，圖2e波形被恢復單元校正后的波形。注意線性傾斜接近產生的誤差與(i)脈搏壓和(ii)顯示器的象素分辨率相比是微不足道。因此，采用這一技術恢復臨床上等值波形的過程就可以實現。
現在參照圖2g-2i對本實施例的識別/伺服控制(ISC)單元進行詳細說明。
現在參照圖2f，與恢復后的波形242上的點相關的校正(“恢復的”)脈搏壓力圍繞一條名義上的、非調制的次佳壓平波形258上對應點波動。還有，應該認識到這些波動盡管其幅度相對較小，但是總體上與壓平度的調制相關，如圖2g所示。
本實施例的ISC單元利用白噪聲的相關特性。如圖2g所示，執行PRBS調制的自動相關。PRBS信號的自動相關具有對于零相位延遲的PRBS長度(例如7)相等的增益，和PRBS重復之前對于其他相位延遲的負單位增益。表2中顯示了前述實例的PRBS調制、時間同步的張力測出的脈搏壓力和未經校正的舒張壓。注意被標記為“T”的PRBS值表示壓平電機仍在由一個位置向下一個位置傾斜的過程中的躍遷搏動。這些搏動被由后續的交叉相關中移除，而沒有失去PRBS的相關屬性。
表2

圖2h顯示了最初7個搏動的脈搏壓和舒張壓(移除“躍遷”(T)搏動之后)加權零平均值，并被同步到PRBS調制中。會注意到脈搏壓值250和舒張壓值252與壓平度254的PRBS調制很好地相關。
如圖2i所示，執行壓平的PRBS調制和搏動和舒張壓之間的交叉相關在相位延遲＝0處產生一個大信號。對于舒張壓來說，調制引發的變化等于21mmHg除以PRBS長度＝21/7＝3mmHg。這意味著調制過程(在調制期間將傳感器由操作點“0”向外延伸)導致了舒張壓3mmHg的增加。利用上表全部偏移(由PRBS＝“-1”到PRBS＝“1”因此等于6mmHg(70mmHg-64mmHg)。類似地，如釁2i所示的調制引發的脈搏壓力變化等于14/7或2mmHg。這樣，系統識別出增加壓緊(壓平)會增加觀察到的脈搏壓。接著，控制系統可適宜地改變操作點(PRBS調制操作所圍繞的壓平電機位置)以保持最佳耦合。利用這一方案，控制系統可以精確地逐跳方式跟蹤對應產生最大脈搏壓的壓平度的電機位置。
在采用前述技術方案的裝置的示例性實施例中使用一個環形緩沖裝置；這樣有利于每次搏動更新計算結果。但是應該認識到，還可以使用其他裝置執行希望的功能。
還應該認識到，上述關于第二過程的技術方案可被等同地用于其他空間變化域；即，選擇好適當的隨機/偽隨機序列(例如PRBS)參數的橫向和/或近身體中心方向的搜索算法，從而提供選定方向及應用域的連續跟蹤。這種應用和選擇可以由本領域的普通技術人員按照現有公開技術容易地實現，在此不再詳細說明。
基于本受讓人的觀察和試驗，本發明的性能在某些情況下還可能被進一步加強，通過加入一個或多個優化控制和信號處理功能特點；使用這些功能可以使系統對事件響應更快，通過減少過控制(overshoot)和/或消除處理過信號中不需要的噪聲和其他人工假象。這些功能特點包括(i)搏動和舒張壓的Hampel濾波；(ii)控制(伺服)環路中加入比例元件；(iii)通過對SNR的估計對伺服環路的積分控制(integral control)的調節；(v)增加舒張交叉相關的準確度；(vi)控制舒張壓交叉相關隊列的初始設置；(vii)基于平均脈搏壓調節積分增益；和(viii)體重指數(BMI)或其他比例人工假象(scaling artifact)的校正。下面對這些功能特點逐一詳細說明。
(i)搏動和舒張壓的Hampel濾波-不正確地檢測到的搏動、噪聲和心律失常可引發不能反應病人壓平狀態的脈搏壓測量結果的一次性重大改變。在上述的第二過程200中，這些搏動能夠潛在地破壞反饋控制。移除大部分搏動的示例性方法之一包括對相應隊列中的正PRBS脈搏壓和負PRBS脈搏壓的值獨立地使用信號處理領域所熟知的Hampel濾波器。Hampel濾波器作為與其他濾波技術相反的技術使用非常有益，其他濾波技術包括低通濾波器或中值濾波器都會增加伺服控制環路的滯后。
(ii)控制(伺服)環路中加入比例元件-上述基于PRBS的算法總體上是作為一個復雜的塊濾波器操作的，其滯后等于PRBS長度的1/2。在第二過程200中，在計算中加入轉換搏動(PRBS長度/2)，從而通過過與PRBS的關聯和后續的伺服控制產生一個由耦合的變化到它的完全影響到它的識別的滯后(例如在上例中11.25搏動)。該滯后能夠在由手動引入的動脈壓緊中的步長變化(比如當NIBP測量裝置受到震動時)中恢復時在積分伺服控制系統(integral servo control)中產生一個過沖(overshoot)，并且積分增益(integral gain)被設置得過大。通過向伺服控制算法中加入比例元件并返回積分控制增益會有益地減少該過沖的量值。由于伺服控制系統的操作是基于“目標”壓平度的變化的，比例控制元件可采用下面的式4MTP(t)＝KP*(Xcorr[t]-Xcorr[t-k](式4)其中MTP(t)是新的目標壓平電機位置，Xcorr是PRBS與零平均搏動壓交叉相關的第0次延遲，t是當前脈搏，k是過去的脈搏數量。在一示例性的實施例中，采用了(k＝3)并且Kp＝1x(積分增益)。
(iii)通過對SNR的估計對伺服環路的積分控制(integral control)的調節-前述交叉相關的非零項提供了對潛在地存在于脈搏壓估計的噪聲的部分指示。向伺服控制系統加入一個在獲得一個或更多標準時被觸發的“調節器”；例如，當非零項(平均絕對或最大絕對)是第0項的一個百分比時，能夠降低系統對這種噪聲的敏感度。例如，動脈壓緊中手動造成的步長變化能夠導致操作狀態的大改變(見上文中對第一過程的說明)，它可以驅動從錯誤方向事件直到前述的識別滯后被克服的初始恢復。同時，交叉相關中的非零元素還將變大，直到該滯后也被克服。這里所說的調節器機構減弱這些非零元素在滯后期的效果。
(iv)增加舒張交叉相關的準確度-如上文對本發明的“名義”實施例所述，在舒張壓和PRBS元件之間執行交叉相關。通過使用時間變化帶符號調制信號作為交叉相關的基礎，可以提高這些交叉相關計算的精確度，而不是前述的PRBS。當帶符號的調制信號被實現時，交叉關值在考慮時間內被分為平均絕對調制信號，否則對隨后的調制計數的伺服調節和操作壓平可能會受到負面影響。
(v)控制舒張壓交叉相關隊列的初始設置-為了提供初始活動的系統和加速初始收斂，名義系統被初始化，提供相對較大的調制。但是，對于一些病人來說，調制(在這里以“電機德耳塔”測量，它被定義為估計的在要求按照預定的量如2.5mmHg改變末期舒張壓的步長中壓平電機位置的絕對變化)在最初是過度的。例如，多達8到10次電機步長的數量被另外要求。如果電機德耳塔被設置得太大，那么壓平電機就會在起初在PRBS期間移動得大超出必要/希望的距離，并且病人的舒張壓的改變會大大超出期望。波形重建也不能充分地補償舒張壓的變化，因而在壓力顯示上就可以明顯地看出移位或振蕩，而這是不希望發生的。盡管如此，大的電機德耳塔會協助壓平位置對應最大脈搏壓力迅速地收斂。反之，如果電機德耳塔被設置得太小，那么壓平就不會充分地觸發系統，因而減慢了對應最大脈搏壓的壓平位置的收斂。同時，恢復過程對舒張壓在PRBS調制下的變化過度補償，并產生顯示壓力的明顯的移動。
為了解決這一問題，初始調制程度是可以控制的，采用預定的最大步長數(例如150)，或可選地采用如圖3-3b所示的更為復雜的確定最佳初始調制的技術。特別是，初始壓平壓力掃描提供足夠的數據用以估計必需的電機德耳塔，以便以預定量(例如2.5mmHg)改變舒張壓。首先獲得掃描數據(圖3所示的步驟302)，并被用于為掃描中所有的搏動生成舒張壓數據值隊列aiDiastoleP[]和壓平位置隊列alAppPos[](步驟304)。在壓平掃描過程的尾端，提供最大脈搏壓的搏動被作為iSysPointer識別(步驟306)。
在方法300的一示例性實施例中，首先通過業界所熟知的Hampel濾波器利用例如3-或4-標準偏差(σ)離群值測試(outlier test)或其他等同機制將無關或憎惡值(outlying or abhorrent value)從alAppPos[]和aiDiastoleP[]中除去(步驟308)。如普通技術人員所理解的，也可以采用其他類型的濾波器替代。
接著，在步驟310中，確定舒張壓的范圍在與最佳搏動相關的舒張壓減去預定值(例如-10mmHg)到對應最佳搏動的舒張壓加上該預定值(+10mmHg)的范圍之間的搏動。
接著在步驟312中確定相關區域內舒張壓/壓平位置曲線(本實施例中采用的單位為mmHg每電機步長)的斜度。這樣實際上提供了舒張壓對電機位置的敏感度。
在步驟314中，步驟312中確定的斜度值被用于計算將舒張壓改變一個希望數量所需要的壓平電機的步長數(例如在圖示實施例中，電機德耳塔＝2.5/斜度)。在圖示實施例中，PRBS過程就是確定名義值周圍的斜度的方法。
最后，在步驟316中，電機德耳塔值被限定在能夠減少如前述的調制的初始“過步長”(overstepping)的可接受范圍內。例如，在一個實施例中，允許的初始電機德耳塔值在低端被限定為40電機步長，在高端被限定為400電機步長。
還應認識到在上述圖1中的第一過程100隨后的初始壓平掃描時可能會產生類似的問題(即“過步長”)。相應地，前述的減少過多調制的方法在這種情況下也可以采用。
(vii)基于平均脈搏壓的增益調節-在上述實施例中對積分增益(即，零相位延遲的自動相關增益)的調節獨立于下面的平均脈搏壓，如以下關系式
MTP(t)＝(Ki*KPP[t]+Kn[t]*Xcorr[t]+MTP(t-1)(式5)其中MTP(t)是新的目標壓平電機位置，MTP(t-1)是前次目標壓平電機位置，Xcorr是PRBS和零平均脈搏壓力的交叉相關的第0次延遲，t是當前搏動，Ki是固定積分增益，KPP[t]是與脈搏壓反向相關的積分增益調節器，Kn[t]是與信噪比相關的積分增益調節器。
因此，作為例子，量級2的脈搏壓交叉相關在60mmHg的平均脈搏壓所具有的控制“影響力”與在20mmHg時的相同。將該增益值與下面的平均脈搏壓成近似的反比，這樣使控制系統對低脈搏壓的個體和系統沒有接近最佳就位理對所有個體更為敏感。應該認識到前述的積分增益與壓力之前的耦合還可以采用其他形式。例如，增益調節不必是按比例或近似按比例的，而是如果希望的話應當是基于有限數量的連續或非連續的離散壓力范圍(例如0-10mmHg，＞10-＜25mmHg等等)，或是根據其他測出或觀察到的參數成為確定性的。還有，增益調節可被聯系到下面的脈搏壓力之外的標準；例如，舒張或收縮壓、平均壓、血流速度或動能、導管直徑、體重指數等等。
(viii)觀察到的壓力波形的比例校正-受讓人進行的臨床觀察表明在某些情況下，向操作員顯示的壓力的有限變化可能部分是被上述第二過程200期間的發生的調制引發的。這一行為的原因之一與壓力波形恢復和改變平均壓力的比例(例如BMI)算法之間的相互作用有關。為了解決這一行為，可以使用另一可選的比例工具。特別是壓力波形(二階0.25Hz截止頻率)是成比例的，并將HPF元件乘以比例系數(例如BMI比例系數)與原始壓力波形相乘，以產生比例壓力波形。體重指數(BMI)是醫學領域所熟知的，其構成為BMI＝W/H2(式5)其中BMI＝體重指數(Kg/m)W＝受檢者體重(kgf)H＝受檢者高度(m)人類典型的BMI值的范圍由大約15kg/m2到大約50kg/m2，盡管可以發生超出該范圍之外的值。受檢者體重值(W)和身高值(H)可利用普通的測量手段容易地獲得，這里不再贅述。應該認識到還可以采用其他非BMI系數用于比例縮放，例如腕圍。
應該認識到前述的特點(i)-(viii)在本質完全是可選的，可以由系統設計人員在儀器設計和制造時根據預計的用途進行選擇。可選地，生產設備可為每種性能的增強(以及其他)加入功能，同時最終用戶能夠為特定應用中選擇所采用的功能特性(例如通過GUI配置菜單、API等類似機構)。
在另一實施例中，產品設備可被配置為自動地或適應性地確定是否應該采用某一特定的性能增強。例如，在啟動或監測期間，設備可被配置為開始或“打開”某一給定功能特點或一組功能特點，根據收集到的在先數據監測增強功能特點在不可用時對輸出數據的影響，然后決定應該在什么條件下使用哪些功能特點。簡單舉例如下，考慮在預期產生數值突然改變時(即，開始或重新進入伺服控制系統)，在哪里將Hampel濾波器(上述第(i)項)隨時間施加到PBRS脈沖壓力。系統可被編程為在這些伺服控制期間或緊隨同側示波箍帶偏移之后的期間內停止Hampel濾波器。
因此，本發明期待在設備操作期間利用被適合于有選擇地控制具有增強功能的應用程序的設備硬件和軟件之中的內在“智慧”。這種內在的控制可以被普通技術人員按照本說明書揭示的內容容易地實現，因此不再詳細說明。
第一和第二過程的互動上述的第一過程100和第二過程200在示例性實施例中是適合于互相協同操作的。如前面討論過的，第一過程100響應張力傳感器和下面的動脈之間的耦合的突然變化，而第二過程200被設計為抵消機械耦合中的較低頻率漂移等。總體來說，第二過程200對機械耦合的變化響應越快，對置于第一過程100的性能之上的約束就越寬松。存在第二過程200的情況下，第一過程100不需要對微小的機械耦合變化產生反應；第二過程200可以被用于提供恢復，而不需要在任何時間段為了執行受限壓力搜索而停止當前壓力顯示。
相應地，以下包括本發明的第一和/或第二過程使用的各種參數的示例性的數值，這些數值經過“調諧”以便在兩個過程在一給定系統中同時存在時所具有的最佳效率和功效。顯而易見的是，根據特定應用可以用其他數值(和參數)替代。
(i)第一過程100使用的張力壓力速度和加速度觸發器POS_VEL_TRIGGER＝45mmHg(45mmHg/3樣本)*(160樣本/1秒)＝2400mmHg/秒NEG_VEL_TRIGGER＝-20mmHg(-20mmHg/3樣本)*(160樣本/1秒)＝-1067mmHg/秒POS_ACCL_TRIGGER＝15mmHg(15mmHg/3樣本)*(160樣本/1秒2)＝800mmHg/秒2NEG_ACCEL_TRIGGER＝-12mmHg(-12mmHg/3樣本)*(160樣本/1秒2)＝640mmHg/秒2
MEAN_PRESSURE_CHANGE_TRIGGER＝8mmHg(ii)第一過程100的張力平均壓和脈搏壓的事件觸發器比較PULSE_RANGE_PERCENT＝10；張力脈搏壓下降10％觸發受限壓力掃描(第四狀態105)。
MEAN_RANGE_PERCENT＝10；張力平均壓變化10％和平均壓變化+/-8mmHg觸發受限壓力掃描(第四狀態105)。
注意在示例性實施例中在第一狀態100處于活動的無論是第一狀態102、第二狀態103還是第三狀態104時，第二過程200都是活動的。本受讓人也已經確定在某些情況下，在第二過程200中忽略或消除對緊緊圍繞第一過程事件的搏動的利用也許是有幫助的，因為對圍繞過程事件的搏動的平均壓和脈搏壓的測量被破壞了。
此外，該示例性實施例在當第一過程100在其第四狀態105還是活動狀態時使第二過程200處于非活動狀態。壓平電機位置變量在進入該第四狀態105時被設置到目標位置，并且第二過程200在由其第四狀態105與第一狀態102返回到第一過程100時被重新初始化。
還可利用任何熟知的軟件響應每次新的心臟搏動調用例程的方式將第二過程200由第一過程100的內部調用，并與前述的第一過程狀態102-105和初始化一致。
此外，可以增加與第一過程100相關的張力壓力速度和加速度觸發器(即POS_VEL_TRIGGER，NEG_VEL_TRIGGER，POS_ACCL_TRIGGER，和NEG_ACCEL_TRIGGER)用以在正常生理壓力變化和觸發度之間提供更大的緩沖，如下POS_VEL_TRIGGER＝50mmHg；NEG_VEL_TRIGGER＝-25mmHg；POS_ACCL_TRIGGER＝20mmHg；NEG_ACCEL_TRIGGER＝-15mmHg.
還有，當同時使用兩個過程100、200時，可以去除前述的對平均壓力逐跳變化的檢查。這些平均壓檢查原本是為了在第一過程100被用于單獨配置結構(即沒有第二過程200的存在)時防護機械耦合的緩慢變化(通過周期性掃描校準)而設計的。第二過程200的存在消除了對這一元件的需要，從而也消除了由心律失常，即交替脈(pulsus alternans)和其他生理事件可能帶導致的虛假第一過程事件。
第一和第二過程100、200的同時使用還有益地允許更為頻繁地使用與第一過程100相關的張力法測量的平均和脈搏壓的前事件(pre-event)和后事件(post-event)之間的“調諧”比較。這一技術特征簡單地通過允許第二過程200由這些較小的機械耦合變化恢復，就縮短了為執行受限壓平掃描而要求解除或凍結當前壓力顯示的周期。示例性的脈搏和平均值如下PULSE_RANGE_PERCENT＝20；and MEAN_RANGE_PERCENT＝20.
還應認識到盡管以上所述的示例性實施例的第二過程200是與第一過程100互動的，但是第二過程200同樣可以獨立于第一過程操作。例如，第二過程可以被用于調節和/或保持希望的壓平度(或橫向和近身體中心方向的位置)。與初始確定最佳壓平/位置所使用的方法無關。實際上，在沒有第一過程100的情況下使用本發明的第二過程200會自己搜尋并最終集中在最佳位置。但是，本受讓人盡管已經發現這一技術方案較前述的方案(即利用初始掃描過程確定最佳情況)相比在時間上效率較低，但不管怎樣，在某些情況下還是需要的，如用較長的采集和設置時間換取硬件/軟件的簡化的情況。因此，不應將本發明看作是被限定在同時采用第一和第二過程100、200的實施例的范圍內。
第三過程現在結合圖4和圖4a詳細說明本發明的示例性實施例的第三過程。
在病人監測模式中，前述的第二過程200能夠控制對目標動脈和覆蓋組織的傳感器/襯墊的壓平，從而補償傳感器/襯墊和其下組織之間機械耦合的緩慢變化(移動)。還有，第二過程200在脈搏壓強勁(較高信噪比)時在壓平范圍內最為有效，其存在于最佳壓平位置附近。但是，對于傳感器/襯墊和組織(即，手腕的彎曲)和傳感器/襯墊之間機械耦合大的移動，第二過程200可需要若干分鐘進行適當的壓平度以最大化張力脈沖壓力。因此，存在通過導致一延長的恢復期檢測機械耦合的移動提高系統整體性能和實現更為直接的恢復過程的機會。因此圖4所示的第三過程400的示例性實施例都會采取恢復的“捷徑” 因為若在這些受限制的環境下通過第二過程200恢復會需要不希望的較長時間。
因此，本發明的第三過程400的一個重要目標就是檢測引發脈搏壓和/或舒張壓較大錯誤的機械耦合的快速移動，并實現最佳恢復方案。
在第一示例性的實施例中，第三過程400與前述的第一過程100同時操作。特別是第三過程400的操作結合前述的第一過程100(見圖1)的第一狀態102，并在檢測到機械耦合的可感知移動時觸發第四狀態。有益的是，這里所述的檢測耦合快速移動的方案不需要任何對系統的大的機械或電氣結構的改變。該方法是基于在相比較而言較短周期內識別從性質和程度上結合起來看都不會是生理性的張力壓力變化。這些變化還表明第二過程200可要求相當多的時間正常恢復。例如，當病人的舒張壓增加時，脈搏壓典型地保持恒定(或增加)。因此，可以在檢測機械耦合的快速移動時利用較短時間周期內舒張壓增加且脈搏壓減少壓力重大變化的檢測。還有，脈搏壓力保持恒定或增加的期間不會產生問題，與舒張壓的變化無關。由于脈搏壓保持強勁，第二過程200在合理時間周期內調節壓平度(如果必要)的可能性保持在較高水平。
在圖4所示的示例性實施例中，檢測機械耦合快速移動(第三過程400)的過程采用一個或多個度量檢測參數中的聯合移動。在圖示的實施例中，舒張壓和脈搏壓被當作基準參數使用，盡管應該理解本發明還可使用其他參數(生理的或其他的)替代。
圖4a給出了檢測機械耦合快速移動的示例性方案。過程400調查來自移動窗口來自“合格的”塊平均脈搏和舒張壓當前塊平均搏動和舒張壓的變化(例如，圖示實施例中，在過去即有12次搏動也有24次搏動)。如果脈搏壓下降并且舒張壓偏離在前的舒張壓(經過12或24次搏動)，那么第一過程100的第四狀態105被觸發。
注意圖4a說明了脈搏壓力百分比變化(選定的參數)。還可基于絕對血壓(mmHg)執行計算，例如40mmHg等于100％，并且如果脈搏壓百分比或絕對變化結合舒張壓的變化超過了規定門限值，就應該觸發第四狀態105。但是應該認識到，如果希望還可使用其他觸發標準和方案。這種變化標準和方案甚至可以基于歷史或軼事數據(anecdotal data)或其他標記針對特定病人或群體定制。
以下詳細說明本發明的快速移動檢測算法的示例性實施例的操作。如圖4所示，本實施例的算法是基于波形恢復但未比例換算的搏動壓舒張和搏動壓算法。在本實施例中脈搏壓和舒張搏動壓數據通過類似(但不相同)的并行子過程計算當前和過去壓力數據用于前述的第三過程400中的門限確定。這兩個子過程的主要區別在于在第一子過程440中，脈搏壓的下降是最重要的，而在第二子過程442中，舒張壓的變化是要被考慮的。這里更為詳細地說明了這些子過程440、442的示例性實施例，但應該理解，還可使用其他參數(例如脈搏壓和舒張壓除外的)作為快速移動檢測的基礎，并且/或這些子過程的其他特定配置結構也可以取代。
還有，盡管所述的示例性的算法和功能是基于先進先出(FIFO)緩沖而言的，還可以利用其他緩沖設置，這取決于某一給定的應用所希望的功能。例如，在某些情況下，可能會希望以后進先出(LIFO)的方法更換部分數據。可選地，可以加入“智慧的”(例如十進制驅動)數據入隊和出隊。所有這些方案都可以被數據處理領域的普通技術人員容易地實現，因此這里不再詳述。
i)脈搏壓力子過程(預濾波和平均化)-下面的預濾波和平均化特性在用于分析脈搏壓的第一子過程440的示例性實施例中使用a.Hampel濾波器-前述的Hampel濾波器(長度為7)被用于從后續計算中除去憎惡脈搏壓力值，見下面的式6。注意該示例性的Hampel濾波器的一個副產品是在計算出最近的7次搏動的脈搏壓中的方差(variance)。這一信息被隨后用于確定當前脈搏壓是否應該被包含在“可接受的”脈搏壓環形緩沖器中。
PPh(k)＝Hampel Filter{PP(k)，PP(k-1)，PP(k-2)，....PP(k-6)}(式6)其中k代表當前搏動數，PPh(k)是經過Hampel濾波的脈搏壓，PP(k)是當前未經濾波的脈搏壓。
還有，本實施例的Hampel濾波器還計算數據的方差。方差是對平均值附近的分布的測量。計算為由每個數的平均值的平均平方偏差，見下面的式7PPvar(k)＝((PP(k)-u)2+(PP(k-1)-u)2+...+((PP(k-6)-u)2)/7，(式7)其中k代表當前搏動數，PPvar(k)是最近7次搏動的脈搏壓的方差，u是最近7次搏動的平均的未經濾波搏動值。
b.脈搏緩沖器-脈搏緩沖器(示例性實施例中，長度＝8)是包含有Hampel濾波的脈搏壓值的環形緩沖器。隨著每次搏動，最早的搏動被最近的Hampel濾波后的數據替代。
c.阻塞平均器-阻塞平均器例程計算存儲在前述脈搏緩沖器中的Hampel濾波后的脈搏壓數據的平均值，見下面的式8PPh(k)＝[PPh(k)+PPh(k-1)+.....+PPh(k-7)]/8 (式8)其中PPh(k)是阻塞平均的Hampel濾波后的脈搏壓數據。
ii)脈搏壓子過程(確定當前脈搏壓)-下面的特性被當前的脈搏壓子過程440用作當前脈搏壓的確定a.最大化-算法的這一特性確定當前脈搏壓和阻塞平均Hampel濾波的脈搏壓數據的量大差，見下面的式9。這一最大化被隨后的分析用作當前脈搏壓變量。
If(PPh(k)＞PPh(k)) PPmax[k]＝PPh(k)Else PPmax[k]＝PPh(k)(式9)其中PPmax[k]被用于隨后的比較，檢測機械耦合的移動。注意圖示的實施例中，第一過程100的第四狀態105的觸發取決于脈搏壓的嚴重下降。因此，在平均脈搏壓較小的情況下，如果最近一次搏動的脈搏壓較大，系統不應該觸發。
iii)脈搏壓子過程(確定過去的合格脈搏壓)-下面的特性在本實施例中被用于確定過去的(例如，12和14次搏動)合格脈搏壓值。
a.方差緩沖器-在示范性實施例中，方差緩沖器(例如長度＝120)包括包含有Hampel濾波器的操作中計算出的最近“x”(例如7)次搏動的搏動壓力的方差的環形緩沖器。隨著每次搏動，最早的搏動被最近的方差替代。
b.阻塞平均器和標準方差-這些特性計算出存儲于緩沖器的Hampel濾波后的脈搏壓數據的方差的平均壓力，分別見下面的式10和式11。緩沖器長度設置為相比而言較大值(例如120)時，這些計算為的脈搏壓力數據塊觀察到的典型的方差平均值和范圍提供統計基準。這些算法的輸出即是塊平均值也是標準方差(或可選地是不在最近搏動數n的平均的平均壓的正常限度之內的將會啟動脈搏壓檢測的等同測量)。
PPvar(k)＝[PPvar(k)+PPvar(k-1)+.....+PPvar(k-119)]/120(式.
10)其中PPvar(k)塊平均Hampel濾波后的脈搏壓力數據SDPPvar(k)＝(((PPvar(k)-PPvar(k))2+(PPvar(k-1)-PPvar(k))2+...+((PPvar(k-119)-PPvar(k))2)/120)1/2(Eqn.11)其中SDPPvar(k)是脈搏壓方差數據中的標準方差。
c.平穩性極限-平衡性極限的特點是計算脈搏壓力方差或允許當前塊(例如7次搏動)平均脈搏壓被包括在“合格”脈搏壓值的歷史中用于交來比較的標準偏差的上限。一示例性的方案包括將當前脈搏壓塊的方差與構成可接受脈搏壓方差的上限值(平均脈搏壓+1最后的120次搏動中觀察到的方差的標準偏差)進行比較，見下面的式12StationarityLimitPP(k)＝PPvar(k)+SDPPvar(k) (Eqn.12)但是注意，還可以使用確定觀察到的方差的上限的其他方法替代上述的方法或結合上述的方法使用。例如，對當前方差的分析(例如當前方差＜120次搏動中的第40最大的)。應該認識到上述中值濾波器可被容易地改選為遞歸的確定該值。本發明還可使用其他配置結構，其可由普通技術人員容易地確定。
d.將要被包括進脈搏壓力歷史緩沖器的脈搏壓值的識別-本發明的示例性實施例還包括確定當前平均脈搏壓值或最近可打授受的脈搏壓值是否應該被加入含有平均脈搏壓歷史的環形緩沖器，見下面的式13。這是利用前面計算的平穩性界限來完成的。
If(PPvar(k)＞PPvar(k)+SDPPvar(k))PPhistory(k)＝PPhistory(k-1)Else PPhistory(k)＝PPh(k) (式13)其中PPhistory(k)是“可接受的”脈搏壓的歷史。
e.更新脈搏壓歷史緩沖器-在示例性的實施例中，采用了脈搏壓力歷史FIFO緩沖器(例如長度＝24)。歷史緩沖器包括含有過去“可接受的”平均脈搏壓值的歷史的環形緩沖器。隨著每次搏動，與最早的搏動相關的數據就被最新的替代。來自這一隊列的過去的指定搏動次數(例如12和14次搏動)的值被用于隨后的計算，以便確定在這一周期內脈搏壓的變化。
iv)舒張壓子過程(預濾波和平均化)-下面的預濾波和平均化特性被用于第一子過程440的示例性實施例中，用以分析脈搏壓a.Hampel濾波器-舒張子過程442的示例性實施例利用Hampel濾波器(例如長度為7)從隨后的計算中除去憎惡舒張壓力值，與脈搏壓力子過程440類似(見式14)。該Hampel濾波器的一個副產品是在計算出最近的7次搏動的脈搏壓中的方差(variance)。這一信息被隨后用于確定當前舒張壓是否應該被包含在“可接受的”舒張壓環形緩沖器中。
Dh(k)＝Hampel Filter{D(k)，D(k-1)，D(k-2)，...，D(k-6)} (式14)其中k代表當前搏動數，Dh(k)是Hampel濾波的舒張壓，D(k)是當前未濾波的舒張壓。還有，Hampel濾波器還計算數據的方差，見下面的式15Dvar(k)＝((D(k)-u)2+(D(k-1)-u)2+...+((D(k-6)-u)2)/7，(式.15)其中k代表當前搏動數據，Dvar(k)代表舒張壓最近7次搏動中的舒張壓的方差，u是最近7次搏動中的平均舒張壓。
b.脈搏緩沖器-本實施例中采用了一個具有確定長度(例如長＝8)的FIFO脈搏緩沖器；該緩沖器包括含有Hampel濾波后的舒張壓值的環形緩沖器。隨著每一個后續的搏動，最早的搏動的數據被最近Hample濾波后的數據替代。
c.塊平均器-使用塊平均化例程計算存儲于緩沖器中Hampel濾波的舒張壓，如下面的式16所示Dh(k)＝[Dh(k)+Dh(k-1)+.....+Dh(k-7)]/8 (式16)其中Dh(k)是塊平均的Hampel濾波的舒張壓數據。
v)舒張壓子過程(當前值確定)-舒張子過程442利用直接方法確定舒張壓的當前值。特別是，當前舒張壓就是最近塊平均Hampe濾波的舒張壓力值。注意第一過程100的第四狀態的觸發器取決于舒張壓的重大變化。
vi)舒張壓子過程(確定過去合格舒張壓)-子過程442還包含確定過去合格舒張壓的機構(例如那些經過12和24次搏動的)，如下a.方差緩沖器-在本實施例的舒張子過程442中使用確定長度(例如長度＝120)的FIFO方差緩沖器，其中包含有最后7次搏動(在Hampel濾波操作中計算出的)的舒張壓中的方差。隨著每次搏動，最早的搏動的方差被最近的方差替代。
b.阻塞平均器和標準偏差-這些函數計算存儲于方差緩沖器的Hampel濾波的舒張壓數據的方差的平均值。緩沖器長度設在相比而言較大的值時，這些計算為典型平均值和觀察到的用于脈搏壓力的塊的方差范圍提供統計上的基準。來自這些過程的輸出即是塊平均也是標準偏差(或等同的測量)，該標準偏差會啟動在最后“n”次搏動中不在正常平均的平均壓的界限中的脈搏壓的檢測)，如下面的式17和式18(n＝120的情況)
Dvar(k)＝[Dvar(k)+Dvar(k-1)+.....+Dvar(k-119)]/120(式17)SDDvar(k)＝(((Dvar(k)-Dvar(k))2+(Dvar(k-1)-Dvar(k))2+...+((Dvar(k-119)-Dvar(k))2)/119)1/2(式18)其中Dvar(k)是塊平均的Hampel濾波的舒張壓數據。
c.平穩性界限-舒張子過程442的平穩性界限函數計算允許當前數據塊(例如相當于7次搏動)的平均舒張壓被包括在舒張壓值的歷史以便未來進行比較的舒張壓方差(或標準偏差)的上限，見下面的式19。
StationarityLimitD(k)＝Dvar(k)+/-SDDvar(k)(式19)d.識別將要被包括進舒張壓歷史緩沖器的舒張壓值-本舒張子過程442利用前面計算出的平穩性限度確定當前平均舒張壓值或最近的“可接受的”舒張壓值是否應該被加入含有平均脈搏壓歷史的環形緩沖器。如果新的舒張壓在上述的平穩性界限之內，那么就將它加入舒張壓歷史，否則重復最近的舒張壓歷史值。
e.更新舒張壓歷史緩沖器-在示范性實施例中，舒張子過程442包括具有確定長度(例如長度＝24)的環形FIFO緩沖器，其中包含有過去“可接受的“平均舒張壓的歷史。隨時每次搏動，與最早的搏動相關的數據被最近的數據替代。在隨后的計算中使用的由一個或多個搏動(例如從當前隊列中過去的12和24次搏動)，用以確定在相關周期內脈搏壓的變化，見下式20If(Dvar＞Dvar(k)+SDDvar(k))Dhistory(k)＝Dhistory(k-1)Else Dhistory(k)＝□Dh(k) (式20)vii)機械耦合移動檢測的分析a.門限檢測-為了檢測機械耦合的快速移動，本發明的第三過程400在示例性的實施例中在搏的在先第一數量(例如12)期間執行門限檢測，如下1)脈搏壓差-第三過程400計算當前脈搏壓(上面的脈搏壓力子過程440中第ii.a.項提及的當前脈搏壓變量)與過去的合格脈搏壓力搏動(由上面的第iii.d.項提及的脈搏壓力子過程440存儲于環形歷史緩沖器)的第一數量(例如12)之間的差。該計算如下面的式21所示PulsePressureDifferencel2＝PPmax[k]-PPhistory(12)(式21)舒張壓-第三過程400計算當前舒張壓(如上述舒張子過程塊平均器的輸出)和過去例如12次搏動(由上面第vi.d項中所描述的舒張子過程存儲于環形歷史緩沖器)的合格的舒張壓，見下面的式22DiastolicPressureDifferencel2＝Dh(k)-Dhistory(12) (式22)3)檢測器-根據如圖4a所示的暫時門限，如果脈搏壓力差(上面第vii.a.l項)是充分的負數，并且舒張壓力差(上面第vii. a.2)項是充分地不為零，那么與第一過程100的第四狀態105相關的“觸發器1”的值448就被設為真。
b.此外，本發明的第三過程400在示范性實施例中在搏動的在先第二數值(例如24)中按如下執行門限檢測1)脈搏壓力差-第三過程400計算當前脈搏壓(上面提到的當前脈搏壓變量)和過去的脈搏壓搏動的合格第二數值(例如24)之間的差(如前述的由脈搏壓力子過程440存儲于環形歷史緩沖器)，見下面的式23PulsePressureDifference24＝PPmax[k]-PPhistory(24) (式23)2)舒張差計算當前舒張壓(如前述)與合格舒張壓過去24次搏動之間的差，見下面的式24DiastolicPressureDifference24＝Dh(k)-Dhistory(24) (式24)檢測器根據圖4a所示的暫時(例如24秒)門限，如果脈搏壓差(上面的第vii.b.2項)足夠不為零，那么第二過程的第四狀態105的“觸發器2”的值450被設為真。
C.最近周期的搏動評估-還有，本發明的第三過程400被可選地配置為評估在先間隔(例如在先的五秒鐘)內的檢測到的搏動，如下1)在間隔期內沒有檢測到搏動-如果在間隔時間內沒有檢測到合格質量的搏動并且壓力信號上的“噪聲”還沒有導致好的搏動的缺失，那么第四狀態105的“觸發器3”的值被設定為真。
d.第四狀態請求檢查-第三過程400基于存在設置為真的觸發器1、觸發器2觸發器3值448、450、452執行邏輯檢查。如述上述任何一觸發器被設備為真，并且第一過程100就處于第一狀態102，那么第一過程100應該進入第四狀態105(即加速恢復)。然后所有第四狀態觸發器448、450、452都被重置為假。
注意如果第一過程100處于第二狀態103或第三狀態104中的任意之一中，隨后將確定正確的新狀態的選擇。可選地，如果第一過程當前處于第四狀態105，那么前述進入第四狀態的請求被忽略。
應該認識到盡管前述的第三過程方法的實施例基于蓋然性的方案(利用對變化的生理事件期間病人動脈壓常見變化的理解對該方案進行了剪裁)解決識別機械耦合快速移動的問題，這一方案不直接測量(甚至也不間接測量)張力壓力傳感器和相關觸墊和下面的組織之間的機械耦合。相應地，第三過程400的示例性實現不能避免錯誤的出現。但是本發明的第二過程200有益地將系統與第三過程400的失敗隔離開以檢測耦合的快速變化，因為第二過程將集中在如前述的與第三過程(雖然經過幾分鐘的周期)無關的最佳壓平度上。還有，第三過程400的誤觸發(即實際上沒有發生快速耦合變化，卻指示經歷了快速耦合變化)會引起壓平掃描，并有可能引起橫向/近身體中心方向的掃描，它也會使系統恢復。因此，任何由第三過程400的蓋然性實現有關的錯誤都不會對系統的精確造成負面影響，而僅是對其所集中的正確壓平度和/或橫向或近身體中心位置的速度產生影響。因此本發明的示范性實施例不生成“壞”數據，僅僅是要等到達到最佳壓平/位置才會更新而已。
還應注意到上述的關于脈搏壓力和舒張子過程440、442的對病人數據壓力記錄的檢查可包括對該病人的數據歷史記錄的選定段的檢查，以及對病人的數據段與其他病人的具有可比性的數據的比較和檢查。還有，上述的分析可以采用歷史的和/或預言的方式；例如，可以通過一種預言一個或多個參數未來的范圍或值的算法來分析一個或多個歷史數據段。如果隨后對該參數的測量結果不在該預言內，就會執行對壓平/位置掃描的刺激，并重新獲取最佳位置。例如，對病人有關舒張壓的歷史數據的分析指示出在給定出現時間τ內的未來測量結果在50-80mmHg的范圍外會對應非物理的情況或事件時，任何在τ內發生的超出該范圍的的舒張壓計數都會觸發重新獲取。
還應進認識到分析得出的參數(例如收縮、舒張、脈搏、或平均壓力，及其組合或派生)、時間周期(歷史的、歷史的/預言的、或純預言的)和接受/拒絕標準(例如在離散出現時間上的參數范圍、隨時間連續或變化、統計等等)在本發明中即可被單獨使用也可以組合使用，以實現在任何操作環境和條件下都保持傳感器最佳位置的目標。所有這些方法和方案都可被編程和數學領域的普通技術人員在本發明的范圍內容易地實現，因此這里不再詳細闡述。
用于血液動力學評價的系統裝置現在參照圖5對用于測量活體血管內血液動力學特性的裝置進行詳細說明如下。在圖示的實施例中，該裝置被適合于測量人的橈動脈內血壓，盡管應該認識到本發明的廣意范圍內還可以被用于其他血液動力學參數、監測地點，甚至其他的生命體。
圖5的示例性裝置基本上包括壓平組件(包括一個或多個壓力傳感器522)用以張力法測量橈動脈的血壓；與壓力傳感器522(和若干中間元件)操作地連接的數字處理器508用于(i)分析傳感器生成的信號；(ii)生成步進電機506的控制信號(通過微控制器511a操作上耦合到步進電機控制電路)；(iii)存儲經過測量和分析的數據。電機控制器511、處理器508、輔助板523和其他元件可以被就地安裝在壓平儀502內，如果希望也可以置于獨立的機殼結構中。壓力傳感器522及其相關的存儲設備552能夠可選地由壓平儀502上拆下。
在本實施例中，壓力傳感器522是一種應變梁傳感器(strain beamtransducer)元件，生成與與施加在其感測表面521上的壓力呈函數關系(例如成比例的)的電信號，當然也可以使用其他技術。壓力傳感器522生成的模擬壓力信號經過選擇性地低通濾波513后被轉化為數字形式(例如使用ADC 509)并被送到信號處理器508進行分析。取決于所采用的分析的類型，信號處理器508利用內置的或存儲于外部存儲設備的程序分析壓力信號和其他相關數據(例如由位置編碼器577確定的步進電機的位置，通過I2C1信號包含在傳感器的EEPROM 552內的比例換算數據(scalingdata)，用于按照圖4進行重新獲取，等等)。
如圖5所示，裝置500還可選地配備有第二步進電機545和相關控制器511b，第二電機545被適合于移動壓平儀組件502橫向越過如上所述受檢者的血管(例如橈動脈)。如果希望還可以實施第三步進電機(未示出)和相關控制部件，用于控制壓平元件502的近身體中心方向的定位。橫向定位電機545的操作及其控制器511b基本上與壓平電機506類似，與前述的方法相一致。
如前面所討論的，連續精確地無創測量血液動力學參數(例如血壓)是非常需要的。為了這個目的，裝置500被設計為(i)識別受檢者血管及相關組織合適的壓平度；(ii)連續以該條件“伺服”，保持血管/組織被適當的偏離以盡可能等到最好的張力測量；可選地(iii)按需要將張力測量結果進行比例換算，以便向使用者/操作者提供精確的血管內壓的表現；(iv)識別發生瞬時或“非物理的”事件的條件，并相應地校正系統，重新獲取最佳壓平度和橫向/近身體中心位置。
在壓平“掃描”期間，控制器511按照一預定的曲線控制壓平電機506將動脈(和相關組織)壓平。類似地，在算法的后期(即，當壓平電機506被置于最佳壓平偏置，并隨后在該位置周圍伺服)對壓平元件502的伸出和收回的控制是利用控制器511a和處理器508。如果希望的話，這種“伺服”控制方案還可被用于與橫向和近身體中心方向電機驅動組件，或擇一地更為靜態的方法(即，定位到對最佳初始位置，然后僅在發生導致嚴重不重合時才重新定位)。在這點上，應該認識到壓平電機和橫向/近身體中心位置定位電機的控制方案可按需要達到與本發明任何程度的一致性。
裝置500還被配置為采用前述的對應圖1-4的第一、第二、第三過程100、200、400，以及前述的已并入本發明共審專利申請號10/072,508中所描述的初始掃描和比例變換方法。這些方法的具體實現方式在共審專利申請中，這里不再詳細說明。
在圖示實施例中，圖5所示的物理裝置500包括基本上成套的單元，具有組合壓力傳感器522和壓平設備500、電機控制器511、RISC數字處理器508，并帶有相關的同步DRAM(SDRAM)存儲器517和指令集(包括比例換算查找表)、顯示LED 519、面板輸入設備521和電源523。在本實施例中，控制器511被用來控制組合的壓力傳感器/壓平設備的操作，控制和比例換算的算法基于初始的操作員/使用者輸入以連續的形式實現。
例如，在一個實施例中，使用者輸入界面包括多個(例如兩個)置于裝置外殼(未示出)表面并耦合到LCD顯示579的按鈕。處理器的程序和LCD驅動器被配置為通過顯示579在按下這兩個按鈕中的一個時向使用者顯示互動揭示符。
還有，如圖5所示的病人監視器(PM)接口電路591可被用于裝置500與外部或第三方病人監測系統的接口。接口電路591的示例性的配置在2002年1月30日提交的名稱為“時間變化信號接口裝置和方法”的共審美國專利申請10/060,646中有詳細描述，該申請已被轉讓給本受讓人，其全部內容作為參考納入本說明書，當然也可以采用其他方案和電路。該被引用的接口電路具有與實際上任何類型的病人監測系統(與其配置結構無關)進行自動接口的獨特優點。這樣，本發明的裝置500被耦合到前述接口電路允許醫護人員和其他保健專業人員將裝置直接就地插入已有的監測設備，從而避免了提供僅用于血壓測量的監測系統的需要(費用)。
此外，如圖5所示，EEPROM 552被物理地耦合到壓力傳感器522，形成一個可由主裝置500拆卸的整體單元。這種耦合組件的示例性實施例的結構和操作的具體內容在2000年8月31日提交的名稱為“智能生理參數傳感器和方法”的共審美國專利申請09/652,626中有詳細描述，該申請已被轉讓給本受讓人，其全部內容作為參考納入本說明書，當然也可以采用其他結構。通過采用這樣的耦合和可拆卸裝置，操作員可以在系統500內將傳感器522和EEPROM 552容易的拆除和更換。
還注意到這里所述的裝置500可以是若干種不同的結構，并利用這里所述的元件以外的其他元件。例如，應該認識到盡管前述的許多元件是作為有效的分立的集成電路元件，如處理器508、ADC 509、控制器511和存儲器，這些元件及其功能可以結合成集成度更度的一個或多個設備(例如所謂的“片上系統”(SoC)設備)。醫療和電子領域的普通技術人員能夠容易地實現這些不同的裝置配置的結構和操作功能(按照這里所揭示的技術內容)，因此不再詳細說明。
實現前述第一、第二和第三過程(和比例換算)的計算機程序也包括在裝置500中。在一個示例性的實施例中，該計算機程序包括實現圖1-4所示的方法的用C++源代碼表表示的對象(“機械”)代碼。盡管本實施例使用了C++語言，應該理解也可以使用其他編程語言，例如VisualBasicTM、Fortran和C+。源代碼表的對象代碼表示被編譯并置于計算機領域所熟知的媒體存儲設備。該媒體存儲設備可包括，但不限于光碟、CD ROM、磁質軟盤或“硬”驅動器、磁帶驅動器或磁泡存儲器。如果需要，這些程序還可被置入嵌入式設備的程序存儲器。該計算機程序還包括編程領域所熟知的圖形用戶界面(GUI)，它與運行該程序的主計算機或裝置的顯示和輸入設備操作性地耦合在一起。
從總體結構上講，該程序包括一系列的子例程或算法，用以根據提供給主裝置500測出的參數數據實現壓平和比例換算。特別是該計算機程序包括置于與血液動力學測量裝置500相關的數字處理器或微處理器內的內嵌存儲設備即程序存儲器的匯編語言/微代碼指令集。該后一實施例的優點是避免了實現程序功能所需要的獨立PC機或類似硬件，使其結構緊湊。在空間(和便于操作)都非常寶貴的臨床和家庭設施中，這種緊湊是尤其需要的。
提供治療的方法現在參照圖6詳細說明利用前述的方法為受檢者提供治療的方法。如圖6所示，方法600的第一個步驟602包括選擇監測血管和部位。對于大多數人類受檢者來說，這包括橈動脈(監測腕部內側)，盡管當橈動脈受損或由于其他原因不能使用時也可以使用其他部位。
接著在步驟604中，壓平機構502被放置于相對于受檢者血管適當的位置。放置工作可以通過手動方式進行，即由護理人員或受檢者通過目測將傳感器和設備對準手腕內側，通過前述的壓力/電子/聲學定位方法或其他方法。接著，第一壓平元件502按步驟606操作，將血管周圍的組織壓平到希望的程度以識別出能夠減輕張力測量相關的傳輸損失和其他錯誤所造成的影響最佳位置。前文中加入的共審美國專利申請10/072,508中提出了一種找到最佳壓平度的示例性方法。
一但設定了壓平儀元件502的最佳壓平度，按步驟608測量壓力波形，并按要求處理并存儲相關數據(步驟610)。這種處理可包括，例如，對脈搏壓的計算(收縮減舒張)，有限時間間隔內對平均壓或平均值的計算，以及測出的壓力波形的可選的比例換算。在步驟612中基于步驟610中執行的分析生成一個或多個輸出結果(例如收縮和舒張壓、脈搏壓、平均壓等)。按要求實現本發明的第一、第二和第三過程100、200和400的相關部分，從而提供受檢者血壓的連續監測和評估。這一點與現有技術和裝置不同，現有技術中只提供了對動脈內壓力周期性的表現和測量。
最后，在步驟616中，使用“校正的”對血液動力學參數的連續測量(例如收縮和/或舒張血壓)作為向受檢者提供治療的依據。例如，校正后的收縮和舒張血壓值被連續地生成和顯示，或被實時提供給衛生保健的提供者，如在手術期間。可選擇地，可以在一段時間收集這種測量并分析受檢者長期健康狀況趨勢或循環系統的反應。如醫療領域所熟知的，可基于血壓測量結果開出醫藥制劑處方或其他治療方案。類似地，還可以實時監測這些醫療制劑對受檢者的生理影響。
阻塞緩解現在參照圖7a-14詳細說明本發明的又一方面。特別是本發明提供檢測并緩解與前述的血液動力學傳感裝置結合使用的阻塞箍帶或類似裝置的使用所產生的影響的裝置和技術。
應該認識到盡管下面的示例性實施例中是使用上文中所描述并在此引用的張力壓力傳感器類型的裝置，本發明可適合于采用其他類型的裝置和過程，并且相應地不應該被認為是受到前述的示例性張力測量裝置的限制。
在使用上述的張力測量裝置時，有若干種“事件”都可以導致可測脈搏壓的終止。這些事件包括1)過壓緊監測中的受檢者的移動或所謂“病人監測模式”(第二狀態)期間伺服控制操作都可導致過壓緊。這種情況下，張力法測出的壓力就會增加，通常高于收縮壓，并且在傳感器收回到合適的水平之前一直保持高壓。因此，系統應該反應迅速，通過觸發快速移動檢測器運動恢復采取適當的校正行為。
2)嚴重的欠壓緊如果壓平壓力不夠(例如在本示例性實施例中小于20mmHg)，那么受檢者心臟生成的搏動可能不會通過血管壁充分地耦合到其上的張力壓力傳感器。嚴重的欠壓緊可以是由于病人的運動等造成的。但是，伺服控制操作在病人監測模式期間導致這一問題幾乎是不可能的。為了實質上消除耦合到壓力傳感器的脈搏壓，壓平壓力必需大大地低于病人的舒張壓，并且要求通過如前所述的觸發快速移動檢測器運動恢復經常地采取適當的校正動作。注意對血管中等程度的欠壓緊不會消除脈搏壓向張力壓力傳感器的傳遞。
3)病人“崩潰”病人的動脈壓會隨著心臟的停止跳動以指數形式地下降到中心靜脈壓(對于人典型的是以10-20mmHg的數量級)。張力測量法測出的壓力應當具有相似的曲線。
4)橫向重新定位如果傳感器被移動到距血管橫向足夠遠的距離，脈搏壓信號就不會正確地通過皮膚傳遞。現存的張力壓力最初會改變，但不會以指數形式下降。其次，這種運動可能會伴隨著第一過程100的觸發器。在這種情況下，將會發生如前述的傳感器對動脈的橫向位置的重新定位。
5)箍帶充氣如前述，在箍帶阻塞期間肢體上部的體積增加，因為動脈血流向該區域而靜脈回流被阻止。隨著箍帶壓力的增加，血流(以及脈搏壓)停止并且動脈血在肢體中由動脈分支向靜脈系統轉移。結果是壓力曲線應該近似于指數下降函數，其中中最終壓力低于舒張壓但大大高于中心靜脈壓。箍帶性能及相關的充氣/放氣系統(以及病人的解剖結構)的變化的變化會影響這一下降。張力測量系統應該精確地反應該指數下降壓力信號。
如果在上述的第二過程200下(也稱為病人監測模式)，在某一預定時間周期(例如5秒)內沒有檢測到搏動，系統會進入快速移動檢測運動恢復，它是以一個或多個微型壓平掃描開始的。由于肢體下部在箍帶充氣期間被典型地阻塞10-20秒鐘，系統便按常規進入快速移動運動恢復。此外，運動恢復期間可至少部分地發生微型掃描，同時箍帶仍處理充氣狀態，從而可能導致不可預見的事件發生，例如，為了確定最佳壓平度進行橫向搜索和發生誤差。
圖7a-7c是箍帶充氣對張力法測量的壓力信號的影響的圖形表示。圖7a-7c的示例性數據是由受讓人在進行臨床研究病歷中取得的。圖7a示出了整個病歷的橫向和壓平電機位置。圖7b示出了整個病歷的舒張和脈搏壓。圖7c示出了(i)圖7a中的張力壓力數據持續15秒的局部放大圖；(ii)在上述的15秒期間壓平電機位置作為時間的函數。參見圖7c，可以看出在大約為4秒的標記720處箍帶在手臂上與張力傳感器的同側被充氣。在接下來的幾搏動期間，舒張壓上升并且舒張波形改變。大約7秒鐘后動脈被完全阻塞，該阻塞持續超出11秒標記724。在周期722期間，張力壓力呈指數下降至略低于舒張壓而大大高于中心靜脈壓的值。由于在前5秒鐘的間隔期間搏動檢測器沒有被識別為“好的”搏動，快速移動檢測過程觸發了將在12秒標記726處開始的運動恢復微型掃描。注意壓平電機抖動730a、730b在第一個5秒期間發生。第二抖動事件730b之后沒有新的搏動，抖動過程被掛起。在12秒標記726之后，開始壓平電機的微型掃描傾斜。
注意快速移動檢測器起動的運動恢復的觸發即使延遲幾秒鐘也會大改變事件進程。延遲所付出的額外時間會引起向肢體的回流(伴隨著與其相關聯的后續可測量壓力搏動)以防止系統起動微型壓平掃描。因此，系統的操作可以通過延長運動恢復過程的“無搏動”觸發器的持續時間被有益的改善。通過延遲快速移動檢測器運動恢復的觸發的開始時間，當箍帶被懷疑時，可以忽略一個或多個微型掃描，并且實際上消除了起動運動恢復的橫向掃描的可能性。因此，本發明的一個方面旨在利用前述的下降周期避免前述的壓平微型掃描和橫向位置掃描。
系統可以利用兩種方案處理前述的壓力/搏動丟失事件。首先，所有這些事件都可以被近似地(不考慮起源)用一個更為通用或統一的響應處理。其次，系統可試圖將兩個或更多不同類型事件加以區別或分類，對不同類型的事件的響應也可變化。這兩種方案形成了下面將要描述的本發明的兩個示例性實施例的基礎。但是應該認識到，是作為分離或獨立的方案進行說明的，如果需要可以在下面的技術方案(以及相關聯的裝置)中結合使用。例如，在一個方面中，一種方案可被用于全部“事件”的一部分，而另一方案可被用于剩余的事件。在又一可選變化中，可以并行地對兩個方案的結果進行評估，這樣提供最快速和/或精確的系統響應和恢復被選定。還存在許多其他將這兩種方案組合起來的可行方案，這些組合可以被普通的技術人員根據在這里所公開的內容很容易地識別并實施。
在本發明的第一個示例性實施例中，是處理如上述的損失壓力事件的改進的方法(和裝置)。如前面所指出的，該第一方法對不同類型或起源的事件不加以區分。
特別是，不使用試圖將同側箍帶充氣與其他事件區分開。而是如圖8所示如果檢測到任何原因的信號丟失，那么系統將第一過程100的運動檢測由觸發運動恢復掛起(步驟802)，等待一段充分地長于箍帶充氣周期(例如更壞的情況)的時間段(步驟804)，并任選地向使用者發出“信號突然丟失”報警消息，警告使用者該事件的發生(步驟806)。在等待周期的末端，系統檢查信號是否自行返回(步驟808)，表明箍帶可能已經充氣/放氣。如果信號已經自行返回，那么前述的運動檢測器被重新啟動(步驟810)并且如果啟用了“信號突然丟失”報警消息，就將其移除。如果信號還沒有自行返回，那么系統進入“待機”狀態(步驟814)。圖中所示實施例的待機狀態包括將系統安全地返回到某一已經的初始狀態(步驟816)，并且通過向內部顯示發出報警消息和/或其他如聲音報警等的方式將該事件向使用者報警(步驟818)。
圖7所示的示例性算法已經由本受讓在若干病人上進行過測試，發現其工作良好。由于其不區分不同類型的事件，對于兩種事件(即，箍帶相關和與箍帶無關的事件)都會產生延遲。但是該延遲在圖示實施例中被設置為30秒，屬于最小化的延遲，被認為是完全可接受的并且在臨床上也是可行的。
在示例性的實施例中，若干(軟件)對象在實現圖8所示的算法時互相協作。本實施例的這些對象及其協作在圖8a中示出。正如圖8a所示，存在以下6個互相協作的“對象”(i)數據采集對象822；(ii)搏動檢測器對象824；(iii)無搏動檢測器對象826；(iv)快速移動檢測器對象830；(v)第一過程對象832；(vi)用戶界面(UI)管理器對象828。如編程領域的普通技術人員所易于理解的，這些對象可以使用任何適合于提供此處揭示的功能的形式或語言生成，包括但不限于利用普通的編程語言如C、C++、Fortran、Basic等，這些都為人所熟知的，因此這里不再詳細說明。還有，可以使用所謂“面向對象”的技術方案，例如公用對象請求代理程序體系結構(CORBA)。還有，這里所說的對象可以是完全“虛擬”的內容；即，任何能夠提供希望功能的體系結構或配置都適用于本發明。本發明關于軟件對象的描述僅用于闡明本發明的操作原理和功能，而不是對本發明的限定。
數據采集對象822連續采集數字化的壓力波形并使其能夠供系統中的其他軟件模塊使用。
搏動檢測器對象824連續檢測張力壓力波形中的搏動。它確定每個搏動中的收縮壓、舒張壓、脈搏壓和平均壓及其周期。它還在檢測到搏動后還確定心率并通知其他(預定的)軟件模塊。
無搏動檢測器對象826在一特定時間周期(Tdetect)內檢測搏動的缺失(即信號的丟失)。若檢測到信號丟失，它將第一過程100的檢測器掛起，將信號的丟失通知UI管理者對象828，并進入周期為Twait秒的等待狀態。經過Twait秒后，該對象檢查長度為Tverify秒的周期的N次搏動的發生。如果觀察到N或更多搏動，對象826恢復第一過程100，將信號恢復通知UI管理器對象828；返回到在Tdetect秒的周期中檢測至少一個搏動的檢測狀態。如果沒有觀察到更多的搏動，那么對象826將系統置于前述的待機狀態。
快速移動檢測對象830被設計為檢測系統壓力傳感器與病人前額的機械耦合的緩慢變化。在示例性實施例中，對象830檢測隨平均壓增加或減少檢測脈搏壓相對較慢的變化。它還試圖將較病人體內正常生理變化發生得更為迅速的變化區分出來。如果檢測到脈搏壓的重大變化，那么執行運動恢復(即壓平掃描后可選的橫向掃描)，試圖恢復對平均動脈壓的測量。
第一過程對象832被設計為檢測由于瞬時事件導致的壓力傳感器與病人之間機械耦合的快速變化。典型的瞬時事件包括在普通手術室、診室或其他環境中可能發生的在觸發器上的“拇指狀”或“凸起”。對象832對張力法感測出的波形和搏動檢測器對象834提供的最新搏動信息進行操作。如果檢測到由于瞬時事件引起的操作程度的重大變化，那么執行運動恢復(即壓平掃描后可選的橫向掃描)，試圖恢復對平均動脈壓的測量。
UI管理器對象828顯示張力法獲得的壓力波形并向用戶發出所有的重大和報警消息。
圖9示出了上述的無搏動檢測器對象的示例性的狀態圖。在該圖中，存在三種基本狀態(i)檢測902；(ii)等待904；(iii)校驗906，下面對這三種狀態詳細說明。
(i)檢測狀態-檢測狀態是正常操作狀態。在這種狀態下，無搏動檢測器對象826在Tdetect秒的周期內尋找是否存在至少一個搏動。檢測到搏動時搏動檢測器對象824就通知無搏動檢測器826。該事件導致檢測狀態902的“一次性”計時器的觸發，從而防止計時器期滿事件。只要在Tdetect秒的周期內檢測到了新的搏動，無搏動檢測器826就保持在這一狀態。但是如果在Tdetect秒內沒有檢測到搏動，那么無搏動檢測器826轉入等待狀態904。在轉入期間，等待狀態計時器啟動，快速移動檢測器對象830和第一過程對象832被掛起，并且UI管理器對象828被通知信號的突然丟失。
(ii)等待狀態-在等待狀態904期間，無搏動檢測器狀態826等待一次性等待狀態計時器期滿(Twait秒)。沒有其他活動在進行中。等待狀態計時器期滿后，無搏動檢測器轉入檢驗狀態并觸發與檢驗狀態906相關聯的“一次性”計時器。
(iii)檢驗狀態-在該狀態906中，無搏動檢測器對象826尋找Tverify秒內至少存在的N個搏動。如果在檢驗狀態計時器期滿前檢測到≥N次的搏動，那么無搏動檢測器826退回到檢測狀態。在轉換期間，檢測狀態一次性計時器被觸發，快速移動過程830和第一過程832被啟動，并且UI管理器828被通知。但是如果檢測到的搏動＜N次，那么系統安全地轉入“待機”狀態，并且使用者被可選地報警狀態的變化。
本發明的算法的示例性實施例的時序圖如圖10所示。該圖示出了典型的箍帶充氣/放氣周期，以及由上述算法對其的檢測。由圖10可見，箍帶充氣事件1002導致動脈的阻塞，其又導致了張力法得到的壓力波形1004中的信號突然丟失。搏動檢測器對象824檢測該信號丟失。時間周期大于Tdetect的搏動丟失導致無搏動檢測器826由檢測狀態902轉入等待狀態904。圖10中還示出快速移動檢測器830和第一過程對象832的掛起。在Twait秒的周期過后，無搏動檢測器826被顯示進入檢驗狀態906，由引檢測給定數量(這里為7)的搏動。這就導致了轉變回檢測狀態902，并隨后通知快速移動檢測器對象830、第一過程對象832和UI管理器對象828。注意在向第一處理對象832發送了恢復消息后，還使用了一段補充的Tbeats秒的拖延(hold off)周期，以便確保在算法重新啟動前存在有效的搏動，盡管為了實現這一結果還可以使用其他方案。
箍帶充氣/放氣周期的變化可以相當大。該變化部分地與具有關于前一周期的動脈壓值是多少的“存儲器”的設備相關，并且由此估計需要多產的充氣量以便在下一循環中阻塞動脈。不幸的是，由于病人的生理變化和/或將箍帶置于另一病人所產生的變化等原因，對與一個循環有關的參數的有效性假定有時卻是無效的。作為這一循環時間的可變性的結果，本受讓人發現無搏動檢測器對象的等待狀態時間由典型的箍帶充氣/放氣的循環時間最好是由15秒增加到大約30秒。但是應該認識到，如果本發明使用循環時間變化更小或更大的箍帶裝置，那么如果希望就可相應地調節與無搏動檢測器對象806相關聯的等待狀態時間。
本算法示例性實施例的典型參數見表3。
表3

注意到只要在張力壓力傳感器同側肢體上的箍帶充氣頻率是合理的(即充氣周期大于前述的等待周期)，那么這里所述的算法的操作就是最佳的。否則，在小于等待周期的周期內發生多次箍帶充氣會導致不希望的結果，并要求對算法進行調整以解決增加的箍帶循環頻率。這種調整是普通技術人員根據本發明的公開內容所易于實現的，因此這里不再進一步說明。
在本發明的另一實施例中，該算法被適合為在固定時間Twait狀態內檢查搏動的返回。當返回足夠多數量的搏動時(例如在當前實現中≥3)，那么無搏動檢測器就通知UI管理器828搏動已經返回。隨后，UI管理器828從顯示中移除閃爍的“信號突然丟失”消息。這樣，就使用者而言，系統已經由等待狀態退出并且處理過程返回到正常。這就向操作者提供了系統正在正常工作的額外的保證，因為系統檢測到了搏動的返回。但是如前述，該算法等待一段固定的時間直到等待計時器期滿(例如30秒)。因此，在剩余的時間里，系統不會對運動事件發生反應。
需要注意的很重要的一點是前述實施例有益地為阻塞設備(例如箍帶)提供對應檢測的“容限”。從這一點來說，本方案的基本上是被動的性質，并且不要求對阻塞設備的任何電氣或機械連接。相反，它該設備適應該設備造成的阻塞效果，從而防止對于張力測量結果的精確性和穩定性的不利影響。這種適應主要是通過檢測信號的突然丟失來實現的；當發生信號的突然丟失時，圖示實施例的算法僅僅是將本來會試圖恢復丟失信號的運動檢測器的行為掛起，假定會發生同側箍帶充氣。
本實施例在這里存在很大的優點，特別是這些裝置和算法能夠適應阻塞或類似事件而無需事先知曉或對阻塞進行主支檢測，并且對系統生成的血壓值的精確度沒有不良影響。
但是，應該認識到本發明也可按被容易地適合為主動地檢測當前阻塞設備的使用，如果希望如此。作為前述的一個簡單例子，在充氣/放氣循環期間阻塞設備產生的信號(例如阻塞設備的控制器生成的起動充氣事件的信號)可被傳送到本發明的裝置/算法，從而起動上述的掛起或“待機”。這種主動的方案盡管需要兩種設備之間的信號或兼容的界面，具有排除上述算法的相當大部分的優點。特別是至少無搏動檢測器對象826的大部分不再被使用，因為前述的來自阻塞設備的控制信號明確地通知了對象826阻塞事件已經起動。
可以利用任何熟知的接口技術進行兩個設備之間前述阻塞設備信號的傳送，這些接口技術包括但不限于，根據任何熟知的數據交換協議如USB、RS-232、IEEE1394(“火線”)通過電氣或光學傳導線(例如電線、光纖等)的直接信號傳送；通過IEEE 802.11、藍牙2.4GHz，或時間調制UWB接口、IrdA線外接口的無線信號傳輸，等等。這些接口結構和協議都是熟知的，因此這里不再詳述。
為了向這種帶有同側阻塞設備的“主動的”張力測量裝置提供廣泛的兼容性，還可以為這種裝置提供檢測不直接與阻塞裝置接口的檢測充氣/放氣循環的起動的能力。例如，可以使用適合于檢測箍帶充氣或其他與充氣/放氣循環有關的物理事件的裝置，如可以被夾固在阻塞設備的信號線或充氣導管上用以檢測與箍帶充氣一致的導線或導管的電氣/電感或氣動變化的傳感器(導線)。可以采用很多種“偽被動地”檢測箍帶充氣/放氣的技術方案，上述的方案僅僅是為了說明其寬泛的原理起見。這種偽被動“通用”檢測方案使本裝置能夠被容易地連接到任何本地阻塞設備，如在醫院手術室內，與阻塞設備的配置結構無關。和將感應計時槍(inductive timinggun)夾固在工作中的汽車引擎的火花塞引線上一樣，本變化配置的偽被動檢測器可被固定在任何阻塞設備上，不論其是否具有專用信號接口。
將該箍帶充氣的偽被動檢測與前述的通過算法進行的完全被動檢測進行對比，后者是完全通過血液動力學裝置來進行的。盡管需要增加硬件和成本，主動或偽被動的技術方案可具有實用性，例如，在系統維護/調校期間(即對于采用偽被動/主動檢測器識別確認的“已知”阻塞事件，完全被方案的箍帶減緩算法能夠適應多少)，作為對完全被動方案的確認檢查，或是出現在不論任何原因完全被動方案產出非最佳結果的情況時。例如，考慮由于阻塞設備充氣之外的原因造成事件的高頻率發生的情況(即前文中描述的1)-4)項)，如病人非常頻繁的推撞或移動。由于算法的本實施例有意地不試圖區分或劃分兩種事件類型(與阻塞相關和與阻塞無關的)，假定每個事件都是一次箍帶充氣是有效的，從而導致前述的對每個事件的箍帶減輕功能。但是如果該算法被明確告知正在發生充氣事件(通過主動或偽被動手段)，那么它知道至少哪個壓力丟失信號是由箍帶引起的，哪個不是由箍帶引起的。這一知識可被用做進入算法中不同變化和子例程的基礎。例如，當發生一已知的阻塞事件時，可以使用前述的箍帶減弱算法。
現在參照圖11詳細說明本發明的另一示例性實施例。在該實施例中，提供了一種提前終止等待周期的方法。提前終止等待周期有兩個主要好處1)對更為頻繁的箍帶充氣/放氣事件的容限增加了；2)縮短了運動檢測器不工作的周期。本實施例的提前終止標準包括在短于全部等待周期的時間間隔內觀察足夠數量的“優質”搏動。支持這種方案的一個假設是這些所謂的優質搏動在阻塞設備放松(例如箍帶放氣)期間被觀察到。這些搏動的質量是通過分析和比較在箍帶充氣前事先存儲在系統(歷史)緩沖器內的已知的好的搏動(known good beats，KGBs)來確定的。如果觀察到的搏動在質量上可與KGBs相比，那么就可以提前終止等待周期。即，箍帶已經被放氣并且搏動的質量可與箍帶充氣前的質量相比。
下面詳細說明本算法的第二實施例的示例性變化。該變化的特點可以通過結合圖7-10與前述的算法進行比較可以更好地說明。這樣，圖11示出了改進的對象合作圖。主要的不同點在于搏動檢測器對象1104。特別是在本發明中，起初搏動信息(脈搏壓、平均壓等)被無搏動檢測器對象1106存儲并在上述的搏動質量比較中使用。
圖11的實施例的改進的狀態圖在圖12中顯示。這里指示出一個提前終止路徑。提前終止會將無搏動檢測器對象1106返回到檢測狀態902，隨后啟動快速移動檢測器運動對象830和第一過程對象832。
圖13代表示例性等待狀態的內部細節。即，等待狀態1304被顯示出由一系列更小的等待狀態1305組成，典型地是每個大約5秒，盡管每種狀態的數量和持續時間可能不同。在每個等待狀態1305中，搏動信息被收集被存儲。如果觀察到足夠數據數量的與箍帶充氣前觀察到的搏動的質量相當的搏動，那么允許提前終止狀態轉換1311。否則在計時器期滿后每個狀態1305轉換到下一狀態，并且在每個額外狀態中重復該過程。
圖14示出了前述的“質量”確定的示例性體系結構。來自搏動檢測器對象824的搏動信息被存儲在兩個不同的數據緩沖器1402和1404中，取決于無搏動檢測器826是處于檢測狀態902(好的搏動)還是處于等待狀態904(搏動)。圖13示出了存儲的搏動信息(例如脈搏壓和平均壓)被用于在前述的等待狀態轉換期間確定并比較搏動質量。如果兩個緩沖器1402、1404中的數據的集中趨勢(central tendency)的質量是可相比的，那么就保證了提前終止。否則會發生向下一等待狀態的轉換。
顯而易見的，上述的質量確定的度量可以具幾種不同的形式。即，希望緩沖搏動數據的集中趨勢的測量。但是，為了除去“離群值”或其他箍帶充氣/放氣、噪聲或其他來源造成的人工假象的影響，數據的過濾也是希望的。
下面的例子說明前述的確定的質量的使用。特別是在任何箍帶充氣之前，考慮到系統在足夠時間內以病人監測模式(PMM)操作，從而使“好的搏動”(循環)緩沖器1402內充滿有效的搏動信息，包括每個搏動的脈搏壓、平均壓和時戳數據。當同側箍帶充氣足夠導致搏動檢測器824的搏動檢測的停止時，無搏動檢測計時器就會在一預定周期(例如5秒)后觸發。當發生這樣的情況時，就發生“信號突然消失”序列，其中無搏動檢測器826通過其前述的等待狀態轉換。這時，通過下列步驟完成“好的搏動”緩沖器中的脈搏和平均壓的集中趨勢的估計1)記錄無搏動檢測計時器被觸發的時間；2)解析“好的搏動”緩沖器并標記所有搏動，從無搏動檢測計時器的觸發器時間向前一段預定周期(5秒)加上一附加周期；即，估計箍帶充氣需要多少時間(典型的是大約10-15秒)。對“好的搏動”緩沖器內的所有剩下的搏動，估計平均脈搏壓和平均的平均壓。然后將“搏動緩沖器”1404清除，而直到無搏動檢測器826返回到“檢測”狀態后搏動就不再存儲于“好的搏動”緩沖器1402。還有，任何在此期間觀察到的來自搏動檢測器824的新的搏動被存儲于“搏動”緩沖器1404在本發明的一個示例性的變化例中，存儲于搏動緩沖器1404中的搏動的質量與在先確定的“好的搏動”集中趨勢(central tendency)進行比較(即，平均脈搏和平均壓被比較)。為了實現這一比較，為存儲于搏動緩沖器1404中數據計算平均的平均和脈搏壓。示例性的質量比較如下如果搏動緩沖器1404的平均脈搏和平均的平均壓數據在前次確定的與“好的搏動”緩沖器1402數據相關的平均脈搏和平均壓的給定百分比(例如80％)之內，那么“搏動緩沖器”1404內的搏動的質量被認為是與存儲于“好的搏動”緩沖器1402內的搏動質量可以相比的。這樣就為提前終止算法提供了足夠的證據。
如果提前終止被保證，那么來自搏動檢測器對象824的新的搏動數據就被隨之存儲于“好的搏動”緩沖器1402(將“好的搏動”緩沖器中的所有原有數據清除之后)。如果提前終止不被保證，那么將“搏動緩沖器”1404的內容清除，準備下一微型狀態搏動收集和測試。
在又一本發明的變化實施例中，該算法被配置為區分至少兩種事件；即，阻塞事件和非阻塞事件。正如上所述算法的第一實施例，本實施例的目的不再于正確地檢測和區分阻塞事件。但是，它確實試圖通過至少達到某一精度級別的對血液動力數據的被動分析將阻塞事件從其他類型的事件區別出來，從而減少至少部分“不必要的”算法引起的掃描和處理，并使設備更好地跟蹤(并且在臨床使用上更為穩定可靠)如前所述，當前實施例的示例性算法作為如前所述的無搏動檢測器過程826的一部分操作。注意病人警告或報警應在直交路徑之后，在這里不進行說明。本實施例的目標是在某些情況下延遲快速移動檢測器運動恢復過程的觸發。例如，該延遲可包括15秒鐘，當加入上面對照圖7a-7c所討論的5秒鐘后，就產生一個20秒鐘的總延遲。20秒鐘無脈搏壓后，快速移動檢測器對象830就會自動觸發運動恢復。在插入“檢查”間隔(例如，每個間隔5秒)期間，張力壓力(平均兩秒的間隔)被與舒張、平均和收縮壓進行比較，用以確定系統是否應該在20秒鐘到期之間進入運動恢復。表4中給出了在每個5秒鐘的檢測間隔中進入快速移動檢測器運動恢復過程的示例性條件，但是應該理解，還可以使用其他標準，不論是單獨使用還是與表4中的標準結合使用，都可以獲得同樣效果。
表4

注意恢復微型掃描的方向被映射到上表中描述的觸發標準中了。對于表中的觸發器條件來說，那些5秒和15秒的時間點應該被映射到初始微型掃描，在其中壓平(壓緊)增加。其他運動恢復觸發器被映射到初始微型掃描，其中傳感器從血管收回。
還有，應該避免大大超出了預先存在的收縮壓向上到預定最大轉向(極端情況為280mmHg)的不必要的和不需要的微型掃描。在該向上搜索期間，利用了用來終止(或改變掃描方向)條件語句。以下的示例性代碼實現這一功能。注意本實施例中只有在檢測到新的搏動時才會調用該代碼。
if((((AppMotorTach.lGetParameter()-MIN_COUNT_FROM_END_OF_TRAVEL＜-lGetMaxTravelAllowed(APPLANATION_CONTROL))||(dGetApplanationServoPressure()＞MAX_PRESSURE_FOR_TURN_AROUND))||((((dMaxPul sePressure*.90＞dAvgPulse)&&(dMaxPulsePressure-dAvgPulse＞5.
)&&(dAvgMean＞ pApplanationThumpAndBump-＞fGetGoalMean())&&
(iArrayPointer＞8))))||((((dMaxPulsePressure*.80＞dAvgPulse)&& dMaxPulsePressure-dAvgPulse＞5.)&&(iFirstPass)&&(iArrayPointer＞8)))))Copyright 2003 Tensys Medical，Inc.All rights reserved.
對于上述條件語句(代碼)，可加入一有條件的語句(邏輯“OR”)，如IF(i)在最后X秒中(例如3秒)沒有觀察到脈搏，OR(ii)觀察到的脈搏小于5mmHg；AND兩秒平均壓力超過最后“好”收縮壓40mmHg；THEN當前向上(即，增加壓縮)微型掃描應該(i)終止，OR(ii)改變方向。
此外，在上面的實例中只有在檢測到新的脈搏時才在“IF”語句之前加入允許微型掃描終止或方向改變的條件語句？？？(先決條件)。對于該先決條件，可增加第二先決條件，檢查最后Y(例如3)秒是否檢測到無搏動，例如下面的代碼else if(bTLineBeatHappened){App.logMsg(″AS_STATE_THUMP_BUMP--＞NewBeatDetected\n″)；Copyright 2003 Tensys Medical，Inc.All rights reserved.
在又一變化中，實現一種通過壓力波參數“被動地”檢測箍帶充氣開始的算法。這一方案利用一系列計算機代碼中的特殊例程，包括(i)將前述在連續箍帶充氣期間的張力壓力波形的指數衰減模型化的曲線擬合算法；(ii)用于檢測箍帶充氣初始階段收縮壓的上升的算法；(iii)評估脈搏停止之前最后搏動波形與前次搏動相比發生的變化(所謂的“頂帽”(top hat)效應)的算法。
這些算法(即曲線擬合、人為效果檢測和波形分析)都是信號處理領域所熟知的，本領域普通技術人員能夠容易地根據本發明的公開內容實現。但是這些算法一般都涉及系統代碼的重構，用以提供更廣泛的搏動和波形信息，以支持要求的波形分析，因此應該加以優化，最小化或避免對設備時間線(timeline)的有害效果。
注意到上面所述的方法具有許多與本明一致的變化形態。特別是某些步驟是可選擇地，可以按需要執行或省略。類似地，其他步驟(如額外的數據采樣、處理、過濾、校準或數學分析)可被加入到前述的實施例中。還有，某些步驟的執行步驟可以被改變，或者如果愿意并行(或串行)執行。因此，前述實施例僅是為了對本發明揭示的更多的方法的說明。
以上所述，僅是本發明的較佳實施例而已，并非對本發明作任何形式上的限制，雖然本發明已以較佳實施例揭露如上，然而并非用以限定本發明，任何熟悉本專業的技術人員，在不脫離本發明技術方案范圍內，當可利用上述揭示的技術內容作出些許的更動或修飾為等同變化的等效實施例，但是凡是未脫離本發明技術方案的內容，依據本發明的技術實質對以上實施例所作的任何簡單修改、等同變化與修飾，均仍屬于本發明技術方案的范圍內。
權利要求
1.一種確定血壓的方法，包括以下步驟提供適合于確定壓力的傳感器，所述傳感器被置于血管附近；隨時間改變施加在所述血管上的壓縮度，所述改變行為包括根據調制方案對所述壓縮度進行調制；和基于在至少所述改變行為的部分期間由所述傳感器獲取的壓力測量結果確定血壓。
2.權利要求1所述的方法，其中所述根據調制方案進行的調制行為包括根據二進制序列進行調制。
3.權利要求2所述的方法，其中所述根據二進制調制序列的調制行為包括根據具有多個調制狀態的偽隨機二進制序列進行調制，至少所述調制狀態中至少有一些調制狀態具有與其他所述多個狀態不同的持續時間。
4.權利要求2所述的方法，其中所述的根據二進制調制序列的調制行為包括根據隨機二進制序列進行的調制。
5.前述任意權利要求項所述的方法，其中所述確定行為包括在所述調制行為期間測量壓力；和將所述壓縮度的變化與所述測量壓力的變化相互關聯起來。
6.權利要求2所述的方法，其中所述根據二進制調制序列進行調制的行為包括根據確定的二進制序列進行調制。
7.前述任意權利要求項所述的方法，其中所述調制行為包括根據偽白噪聲源進行調制。
8.權利要求5所述的方法，其中所述改變行為包括利用所述傳感器至少一個表面改變壓縮度。
9.前述任意權利要求項所述的方法，還包括以下步驟通過分析所述壓力的改變檢測瞬時事件的發生，所述瞬時事件改變所述血壓和傳感器之間的耦合；通過所述控制器和發動裝置啟動傳感器掃描以便基于所述改變的耦合識別基本上最佳的傳感器位置；和為至少一個出現時間建立基本上最佳的傳感器位置。
10.一種用于確定活體血壓的裝置，包括壓力傳感器，被適合于感測活體皮膚表面處的壓力并生成相關波形；和處理器，被適合于隨時間調制所述傳感器的位置，所述調制被用于校正至少部分的所述波形。
11.權利要求10所述的裝置，其中所述調制位置的行為包括根據二進制序列進行調制。
12.權利要求11所述的裝置，其中所述根據二進制調制序列進行的調制行為包括根據具有多個調制狀態的偽隨機二進制序列進行調制，至少部分所述調制狀態具有與其他所述多個調制狀態不同的持續時間。
13.權利要求11所述的裝置，其中所述根據二進制調制序列進行的調制行為包括根據隨機二進制序列進行調制。
14.前述任意權利要求項所述的裝置，其中所述校正至少一部分的所述波形包括在所述調制期間測量壓力；和將所述傳感器位置的變化與所述測量壓力的變化相互聯系起來。
15.權利要求11所述的裝置，其中所述根據二進制調制序列進行調制的行為包括根據確定的二進制序列進行調制。
16.權利要求10所述的裝置，其中所述調制位置的行為包括根據偽白噪聲源進行調制。
17.權利要求14所述的裝置，其中所述調制位置的行為包括利用所述傳感器的至少一個表面改變所述皮膚表面的壓縮度。
18.前述任意權利要求項所述的裝置，其中所述裝置還被適合于通過分析所述壓力的改變檢測瞬時事件的發生，所述瞬時事件改變所述皮膚表面下的血壓和所述傳感器之間的耦合；執行傳感器掃描以便基于所述改變的耦合確定基本上最佳的傳感器位置；和為至少一個出現建立基本上最佳的傳感器位置。
19.權利要求10所述的裝置，其中所述裝置還被適合于從所述波形中獲得至少一個搏動和舒張壓；和對所述至少一個搏動或舒張壓進行Hampel濾波器濾波。
20.權利要求10所述的裝置，還包括具有比例分量的控制(伺服)環路，所述控制環路操作地與所述處理器耦合并且被適合于控制所述調制。
21.權利要求10所述的裝置，還包括具有調節器的控制(伺服)環路，所述調節器的操作至少部分地通過對SNR值的估計被進行確定。
22.權利要求10所述的裝置，其中所述計算機程序被適合于對至少部分地與BMI相關的比例因數實施校正。
23.一種確定張力測量傳感器和受檢者組織之間耦合的變化的方法，包括以下步驟將所述傳感器置于所述組織附近；使用所述傳感器測量所述組織的數據；和至少部分地基于所述測量數據確定與所述耦合相關聯的至少一個參數的變化。
24.權利要求23所述的方法，其中所述確定至少一個變化的行為包括確定與壓力相關的參數的至少一個變化。
25.權利要求24所述的方法，其中所述確定至少一個變化的行為包括確定壓力速度的至少一個變化。
26.權利要求25所述的方法，其中所述確定壓力速度的至少一個變化的行為包括對不同的兩個時間測量的壓力進行比較。
27.權利要求24所述的方法，其中所述確定至少一個變化的行為確定壓力加速度的至少一個變化。
28.權利要求27所述的方法，其中所述確定壓力加速度的至少一個變化的行為包括(i)由至少兩個周期中獲取的壓力數據確定至少一個壓力速度；(ii)基于所述至少兩個周期中的所述壓力變化確定壓力加速度的至少一個變化；和(iii)將所述壓力加速度的至少一個變化與至少一個加速度標準進行比較。
29.一種瞬時情況下操作壓力確定裝置的方法，包括以下步驟確定被測量所述壓力的可壓縮導管的第一基本最佳起始壓縮度；以所述第一基本最佳起始壓縮度操作所述裝置至少一個出現時間；檢測瞬時事件的發生；確定所述導管的第二基本最佳起始壓縮度；和以所述第二基本最佳起始壓縮度操作所述裝置至少一個出現時間，上述兩個出現時間在不同的時間發生。
30.權利要求29所述的方法，其中所述第一和第二基本上最佳壓縮度互不相同，所述不相同至少部分是由于所述瞬時事件造成的。
31.權利要求29所述的方法，其中所述確定第二最佳壓縮度的行為包括執行壓力掃描，所述掃描使所述導管受到某一范圍的壓縮度。
32.權利要求31所述的方法，還包括在執行所述掃描之前等待所述瞬時事件的消退。
33.權利要求31所述的方法，其中所述執行壓力掃描的行為包括分析與分別發生在所述瞬時事件發生之前和之后的至少兩個時間周期有關的壓力數據；比較所述至少兩個時間周期的所述壓力相對于某一標準的變化；和當滿足所述標準時執行所述壓力掃描。
34.一種測量活體血壓的方法，包括以下步驟測量位于所述活體上第一位置的血管的壓力；至少部分地阻塞位于所述活體上第二位置的血管，所述阻塞行為對所述測量行為至少產生部分影響；和至少部分地基于所述影響調整所述測量行為。
35.權利要求34所述的方法，其中所述測量行為包括用張力測量法測量動脈的壓力，所述第二位置位于其同側。
36.權利要求35所述的方法，其中所述至少部分地阻塞行為包括使用充氣箍帶至少部分地阻塞所述血管。
37.權利要求34所述的方法，其中所述調整行為包括停止正在對第一位置進行的壓平壓力調整至少一第一周期。
38.權利要求37所述的方法，其中所述調整壓平壓力行為包括通過壓力傳感器改變位于所述第一位置覆蓋血管的皮膚表面。
39.權利要求34所述的方法，其中所述的調整行為包括識別由所述測量行為獲得的有效壓力數據的缺乏；和為了重新采集有用數據延遲后續的校正措施至少一第一周期。
40.一種被適合于生成活體血管血壓的表現的裝置，所述生成包括利用至少一個傳感器用張力測量法感測第一位置的壓力并生成與其相關的信號；被動地檢測所述信號的降級；至少部分地基于所述信號將所述降級分類；和補償所述降級對所述表現的影響。
41.權利要求40所述的裝置，其中所述分類包括至少確定所述降級是否為發生在所述第一位置同側的阻塞事件導致的結果。
42.權利要求41所述的裝置，其中所述補償包括進入等待狀態，所述等待狀態的持續時間基本上與所述阻塞事件的估計持續時間有關。
43.權利要求40所述的裝置，還包括與所述至少一個傳感器耦合的壓平機構，其中所述傳感器和機構互相協作，有選擇地在所述感測行為期間壓緊所述血管。
44.權利要求43所述的裝置，其中所述的補償包括延遲所述信號的處理，直到所述導致所述降級的事件已經終止。
45.權利要求40所述的裝置，還包括計算機程序，具有搏動檢測器；和無搏動過程；其中所述搏動檢測器通知所述無搏動過程所述信號內的檢測到的搏動，如果在第一時間間隔內沒有檢測到搏動，所述無搏動過程將所述信號的處理掛起。
46.權利要求43所述的裝置，其中所述裝置還包括計算機程序，所述計算機程序被適合于調制通過所述機構施加在所述血管上的壓縮度，并至少部分地基于所述調制期間獲得的信號校正感測壓力。
全文摘要
本發明是有關于一種控制無創參數測量的方法和裝置。改進的以無創的方式評估與流體系統如活體內循環系統有關的一個或多個參數的方法和裝置。在第一個方面中，揭示了一種改進的連續測量可壓縮導管的壓力的方法，其中利用導管壓縮度的擾動(例如調制)實現并維持導管基本上最佳的壓縮度。在一個示例性的實施例中，根據偽隨機二進制序列(PBRS)進行所述的調制。在第二個方面中，揭示了一種改進的用來確定活體血壓的裝置，該裝置大體上包括壓力傳感器和相關處理器，該處理器配有定義多個與感測到的壓力數據有關的操作狀態的計算機程序。還揭示了壓力波形校正和重新取得的方法以及使用本發明進行治療的方法。
文檔編號A61B5/02GK1688247SQ03823574
公開日2005年10月26日 申請日期2003年8月1日 優先權日2002年8月1日
發明者格雷戈里·J·馬丁, 格雷戈里·I·沃思, 馬努切爾·哥哈里, 斯圖亞特·格蘭特, 沃倫·格雷考夫特 申請人:坦西斯醫藥股份有限公司