专利名称：用于预测快速症状性血压降低的装置和方法在许多情况下，重要的是检测潜在的低血压，而且如果可能的话避免低血压的实际发生(例如，在执行人工血液纯化时)。人体由大约60%的水构成，该水平对于维持生存来说是重要的。虽然为人体提供新的水是不成问题的，但处置过剩的水是肾病患者面临的主要问题。正常肾脏的任务是从血液中去除多余的流体，如水、尿素以及其它废物。所生成的尿被传递至膀胱并且最终在排尿期间离开人体。肾脏的第二个任务是调节例如酸和碱的平 衡。当肾脏不正常工作时，在大部分人体器官中出现失调，一种称作尿毒症的综合病症。如果尿毒症持续未治疗，则其将导致死亡。通过肾脏移植或者一些类型的血液处理(体外的或体内的)来治疗尿毒症。低血压事件可以划分成a)因低血压造成的“基础低血压”，b)因可能增强的快速发生的低血压而造成的“急性低血压”，c)因低血压并且其可以造成症状而造成的“症状性低血压”，d)因随着症状的快速血压降低而造成的“快速症状性低血压”以及e)因在透析期间的缓慢或快速血压降低而造成的“非急性/急性透析中(intradialytic)低血压”。透析诱发低血压的病因通常被认为是源自超出再吸收率的超滤速率的容量不足(depletion)。容量不足导致返回至心脏的血容量缩减,从而导致减少的心脏充盈，并由此导致减少的心脏输出，这可能造成低血压。除了低血容量以外，其它因素同样也被认为对于透析中低血压产生贡献，其中通常考虑失败的代偿机理，例如，通过诸如自主神经系统(ANS)、心脏输出以及毛细血管收缩的因素所反映的。另外，透析间低血压可能因透析期之间的快速或缓慢血压降低而造成。关于这点，在完成透析治疗之后(例如，在几小时内)极短地出现的低血压也可以被认为是与透析中低血压一起因透析治疗而诱发的。减少的心脏输出将降低到达毛细血管的血量，并由此导致毛细血管脉搏的幅度减小。毛细血管收缩是一种为了防止低血压的重要的自主反调节，这其中血压增加。毛细血管中的血容量在毛细血管收缩期间减少，导致毛细血管脉搏的幅度减小。因此，心脏输出的增加和提高的毛细血管收缩这两者可以对预防透析中低血压产生贡献，因为这两个因素都反映代偿机理。正常情况下，这些代偿机理进行管理以维持血压。然而，失败的机理可能导致低血压。由此，心脏输出和毛细血管收缩这两者在低血压之前都将对毛细血管脉搏的幅度减小产生贡献。提供透析诱发急性症状性血压降低早期警报的产品仍然不能在市场上获得。因为透析诱发低血压导致对于医疗服务的增加的需要以及较高的成本，所以希望开发用于预测透析中低血压的、可以导致防止这些事件的临床方法。另外，对于已知的方法和装置来说，仍然不能(具体地说，不能实时地)将这两种影响彼此区分。最近在W02007/141246 A2 “Prediction of rapid symptomatic bloodpressure decrease”中公开的方法基于用于测量组织的微脉管床(例如，毛细血管)中的血容量变化的光学技术,提出了基于由脉搏血氧仪(pulse oximeter)传送的光电容积描记仪(photoplethysmography) (PPG)的脉冲幅度减小的检测。在US2008/0067132Al“Method for using photoplethysmography to optimize fluid removal during renalreplacement therapy by hemodialysis or hemofiltration” 中公开了类似的方法。在 CA2574529 Al “Dialysis machine with arterial pressure monitoring bymeasuring oxygen saturation”中公开了另一个方法,该方法基于在透析机的动脉管路上测量的氧饱和的短期变化性。在诸如体外血液处理的人工血液纯化处理期间，常见的是，患者遭受症状性低血压，其特征在于具有以痉挛、恶心、呕吐以及通常昏厥的形式的症状的血氧下降。对于患者来说，这种事件不仅累人，而且需要来自监督处理的工作人员的相当的注意力。从而，在这种血液处理期间，非常希望检测低血压的发作并且预防其发生。然而，存在预测(而且如果可能的话防止)快速症状性低血压是至关重要的情形的其它示例。例如，战斗机飞行员通常经受可能导致飞行员昏厥的力量。然而，其它类型的车辆、船舶以及机器的操作员也可能需要类似的监视，以便降低对操作员、其他人员以及各种材料货物的危害。
因此，本发明的目的是减轻上述问题，并由此实现不复杂的解决方案，通过该解决方案，可以在仍然可以避免急性症状性血压降低的任何影响时检测急性症状性血压降低的发作。根据本发明的第一方面，该目的通过一种用于预测受检者中的快速症状性血压降低的监测装置来实现，该装置包括输入部，该输入部用于接收来自耦接至所述受检者的心血管系统的体外血流回路中的至少一个压力传感器的测量数据，该测量数据包括表示所述受检者的至少一个血管中的压力变化的脉冲形状参数的时间序列；以及数据分析部，该数据分析部被设置为重复地接收所述脉冲形状参数，调查所述脉冲形状参数中的一个或更多个的度量(measure)是否满足判定标准，并且如果满足该判定标准，则使得生成输出信号，该输出信号指示所述受检者中的预测的快速症状性血压降低。因此，体外血流回路中的一个或更多个压力传感器可以用于检索源自所述受检者的脉冲发生器的脉冲形状参数。该设计的重要优点在于，早期低血压警报可以基于相对较小的处理资源和简单且划算的传感器来提供。在一个实施方式中，该数据分析部还被设置为获取基准度量；在测量时段期间，基于多个接收到的脉冲形状参数中的每一个来计算相应的脉冲度量；在所述测量时段期间，基于所述脉冲度量中的一个或更多个来调查是否满足针对所述基准度量给出的判定标准；并且如果满足该判定标准，则使得生成输出信号。脉冲幅度和脉冲幅度变化性可以用于预测低血压事件的出现。该基准测量可以根据先前的测量来预定或获取，并且该基准测量可以例如是阈值。根据一个实施方式，该脉冲度量基于多个脉冲幅度度量的平均值。对多个脉冲度量进行平均可以增加准确度。例如，该信号处理器可以被配置成，通过例如基于时序数据使脉冲信号片段的子集对齐并进行组合来生成平均时间形状。根据一个实施方式，该基准度量是阈值，并且在脉冲度量超出该阈值时满足该判定标准。关于超出，其应被解释为经过或交叉(即，高于或低于)。例如，在该脉冲度量由所述脉冲幅度度量来表示的情况下， 在该脉冲度量低于该阈值时，可以满足该判定标准，而且在该脉冲度量由统计离差度量来表示的情况下，在该脉冲度量高于该阈值时，可以满足该判定标准。根据一个实施方式，该数据分析部还被设置为基于第一时间接收的至少一个脉冲形状参数来计算初始脉冲度量，作为所述基准度量，并将所述初始脉冲度量存储在与所述监测装置相关联的存储器装置中，其中，该测量时段在所述第一时间之后。由此，在一个时间(如在开始处理时)获取的脉冲度量可以与随后的测量进行比较。因此，该判定标准可以例如是相对于充当所述基准度量的所述初始脉冲度量的预定偏差。取决于实施方式，所述初始脉冲度量可以是初始脉冲幅度度量或初始脉冲幅度度量的初始统计离差度量。根据一个实施方式，该数据分析部被设置为如果检查的脉冲度量满足基于所述初始脉冲度量计算出的第一部分判定标准，并且在随后的测试时段内接收到的所述脉冲形状参数的脉冲度量的预定量满足第二部分判定标准，则认为满足所述判定标准。另外或另选的是，脉冲幅度度量的离差还可以用于与所述脉冲幅度度量的使用进行组合或者与所述脉冲幅度度量的使用独立地预测低血压事件的出现。因此，根据一个实施方式，一个(主)判定标准可以通过满足各种部分判定标准来满足。作为优点，由此可以改进有关检测的可靠性。根据一个实施方式，该预定量是表示针对在该测试时段内接收到的所述脉冲形状参数计算出的所述脉冲度量的大约50%至大约100%的值。根据一个实施方式，该预定量表示针对在该测试时段内接收到的脉冲形状参数计算出的所有脉冲度量。根据一个实施方式，该测试时段是从由大约一分钟延伸至大约十五分钟的范围中选择的间隔。根据一个实施方式，该测试时段是大约五分钟长。由此，根据该阈值、为满足该判定标准所需的脉冲幅度度量的预定量以及所选择的测试时段长度，可以针对大量种类的受检者和应用来获取鲁棒且可靠的低血压警告。根据一个实施方式，该数据分析部被设置为，通过使所述初始脉冲度量归一化，并将该归一化初始脉冲度量除以预定的分母，来计算该判定标准。因此，可以与初始状态进行无偏比较。根据一个实施方式，该数据分析部被设置为，在该测量时段期间，通过将原始度量除以所述初始脉冲度量，来计算针对接收的脉冲形状参数的脉冲度量。根据一个实施方式，该预定分母是从由大约I. 2延伸至大约5的范围中(其中该脉冲度量是脉冲幅度度量)以及从大约O. 2延伸至大约O. 8的范围(其中该脉冲度量是脉冲幅度度量的统计离差度量)中选择的值。因此，通过选择该阈值，可针对该测试时段的长度来校准算法，以获得早期警报与伪警报之间的期望的平衡。一般来说，当该脉冲度量是脉冲幅度度量时，相对较大的分母需要相当较短的测试时段，反之亦然。相反，当该脉冲度量是统计离差度量时，相对较小的分母需要相对较短的测试时段，反之亦然。根据一个实施方式，所述监测装置包括辅助输入部，该辅助输入部用于接收来自辅助记录装置的辅助测量数据，该辅助记录装置被设置为重复地登记表示受检者的毛细血管的收缩程度的生物阻抗参数；以及数据分析部，该数据分析部还被设置为接收所述生物阻抗参数，调查所述生物阻抗参数是否满足辅助判定标准，并且如果满足该辅助判定标准，则生成输出信号。因此，提供了一种补充低血压检测装置，并由此提供了更加可靠的功能。根据一个实施方式，该监测装置被设置为，预测经历血液处理的受检者中的快速症状性血压降低，其中，该数据分析部被设置为，基于在该血液处理的初始阶段接收到的一个或更多个脉冲形状参数来计算所述初始脉冲度量。由此，该低血压检测是基于相对不受处理影响的基准度量的。这进一步增强了可靠性。根据一个实施方式，该监测装置还被配置成激活具有透析监测器的系统以阻止低血压事件的出现，该阻止操作包括以下操作中的任一个通过在满足判定标准的情况下减小和/或停止流体去除的速率来调节从受检者去除流体的速率；增加透析流体中的传导 率；向连接至所述受检者的心血管系统的血液管路提供含盐推注剂；调节受检者的方位；按旁路设置透析监测器或其任何组合。因此，该透析监测器可以执行预防性动作或对策，以防止和/或减小受检者的低血压风险。例如，激活对策系统可以由输出信号来触发。根据一个实施方式，该输出是由该监测装置诱发的阻止操作，并且该输出信号是操作触发信号。根据本发明的第二方面，该目的通过一种用于预测受检者中的快速症状性血压降低的监测设置来实现，该设置包括体外血流回路，该体外血流回路被配置成耦接至所述受检者的心血管系统，所述体外血流回路包括至少一个压力传感器，该至少一个压力传感器用于生成测量数据，该测量数据包括表示所述受检者的至少一个血管中的压力变化的脉冲形状参数的时间序列；以及根据本发明的第一方面所述的监测装置。根据本发明的第三方面，该目的通过被设置为执行对受检者的血液处理的医疗系统来实现，其中，该系统包括透析机，该透析机被设置为执行对所述受检者的体外血液处理，并且包括体外血流回路，该体外血流回路被配置成耦接至所述受检者的心血管系统，所述体外血流回路包括至少一个压力传感器，该至少一个压力传感器用于生成测量数据，该测量数据包括表示所述受检者的至少一个血管中的压力变化的脉冲形状参数的时间序列；以及根据本发明的第一方面所述的监测装置。因此，可以按直接方式并行实现血液处理和低血压监视。根据本发明的第四方面，该目的通过一种用于预测受检者中的快速症状性血压降低的方法来实现，所述方法包括以下步骤接收来自耦接至所述受检者的心血管系统的体外血流回路中的至少一个压力传感器的测量数据，该测量数据包括表示所述受检者的至少一个血管中的压力变化的脉冲形状参数的时间序列；调查所述脉冲形状参数中的一个或更多个的度量是否满足判定标准；以及在满足该判定标准的情况下，使得生成输出信号，该输出信号指示所述受检者中的预测的快速症状性血压降低。根据以上参照所提出的监测装置的讨论，将明白该方法及其实施方式的优点。根据本发明的第五方面，该目的通过可直接加载到计算机的内部存储器中的计算机程序来实现，该计算机程序包括用于控制所提出的方法的软件。根据本发明的第六方面，该目的通过记录有程序的计算机可读介质来实现，其中，该程序使得计算机控制所提出的方法。所生成的输出信号可以是用于诸如透析监测器的处理监视器启动用于防止低血压事件出现的操作模式的警报信号或触发。本发明的方面和实施方式的优点可以包括减少针对将外部装置附接至受检者的需要，由此，减少或消除针对受检者的附加的不适。另外，根据本发明的方面和实施方式，使得能够实现以下优点不需要针对医疗装置的附加消毒、划算、对诸如运动的机械干扰不敏感以及在处理装置(例如，透析监测器)之间没有通信，而且需要外部装置以实现合适的对策。本发明的第二方面至第六方面的实施方式可以对应于本发明的第一方面的以上识别的实施方式。根据下面的详细描述和附录，根据所附权利要求书以及根据附图，将呈现本发明的其它目的、特征、方面以及优点。·
下面，通过被公开为示例的优选实施方式并且参照附图，对本发明进行更进一步的说明。图I示出了包括体外血流回路的、用于血液处理的系统的示意图，图2是包括体外血流回路的、用于血液透析治疗的系统的示意图，图3a是包含泵频率分量和心脏信号这两者的静脉压力信号在时域中的标绘图，图3b是对应的信号在频域中的标绘图，图4a是作为时间函数的压力信号的标绘图，图4b是滤波之后的压力信号的标绘图，图5a是例示血液治疗处理期间的第一受检者的血压变化的示例的曲线图，图5b是例示第一受检者的脉冲幅度度量随时间改变的曲线图，图6a是例示血液治疗处理期间的第二受检者的血压变化的示例的曲线图，图6b是例示第二受检者的脉冲幅度度量随时间改变的曲线图，图7a是例示血液治疗处理期间的第三受检者的血压变化的示例的曲线图，图7b是例示第三受检者的脉冲幅度度量随时间改变的曲线图，图8是例示了预测快速症状性血压降低的方法的实施方式的流程图，图9是分别在治疗期开始和结束时来自体外回路中的压力传感器的心脏脉冲信号以及来自连接至受检者的脉搏血氧仪的PPG信号的曲线图，图IOa-IOc是在没有低血压事件的治疗期间获取的各种度量的标绘图，图Ila-Ilc是在具有低血压事件的治疗期间获取的各种度量的标绘图，图12是在透析治疗期期间从PPG信号和压力信号获取的脉冲幅度度量的曲线图，图13是根据本发明的实施方式的信号分析处理的流程图。I、概述下面，仅出于例示的目的，在体外血液处理的背景下，对用于预测受检者中的快速症状性血压降低的发明构思的实现进行描述。这仅是示例，并且该监测处理可以结合下面讨论的其它监测技术中的任一种来同样地实现。在本说明书的上下文中，毛细血管脉搏指末梢血管中的容量变化。而且，低血压、低血压事件等是涉及快速症状性血压降低的状况的示例。在本说明书的上下文内，脉冲功率度量和脉冲幅度度量相同。受检者的至少一个血管中的压力变化可以源自受检者的诸如心脏或呼吸系统的脉冲发生器或者源自耦接至受检者并且诱发针对血管的压力变化的外部脉冲发生器。图I示出了用于执行对受检者P的血液处理的、根据本发明的一个实施方式的医疗系统100的框图。为此，该医疗系统100包括透析机110，该透析机110可以被设置为执行对受检者P的体外血液处理，即，透析机110被设置为从受检者P抽出污染血液β C并将纯化血液β P返回至受检者P。 系统100还包括用于预测对于受检者P来说潜在不健康的任何快速血压降低的、根据本发明的监测装置120。由此，与清洁受检者P的血液并行地，监测装置120监测他/她发生急性症状性低血压的风险。监测装置120可以是透析机110的集成组件。对于有关急性症状性低血压的风险的情况来说，监测装置120可以发出警报信号α，以使得可以通知监督人员，和/或透析机110可以被控制为调节其处理参数，以便避免低血压情形。这类调节通过从监测装置120至透析机110的反馈信号α来用符号表示。参照图2，其示出了包括监测装置120和透析机110的体外系统或体外血流回路20的医疗系统100的更详细的视图。监测装置120被连接成接收来自脉冲记录装置的测量数据。该脉冲记录装置可以包括动脉压力传感器4a、系统压力传感器4b以及静脉压力传感器4c中的任一个。脉冲记录装置4a、4b、4c可以是透析机110的公共集成组件。压力传感器4a、4b、4c被设置为生成反映受检者P的至少一个血管中的压力响应变化的测量数据。根据该测量数据，监测装置120被设置为生成压力信号S并处理该信号S，以计算表示源自受检者P中的一个或更多个脉冲发生器(如心脏或呼吸系统)的压力脉冲(在此还称为“患者脉冲”)的脉冲幅度度量的序列。可能地，为了检测通常相对较弱的压力波，可能必需增强信号和脉冲检测，并且至少部分地消除来自透析机110中的的泵的压力影响。由此，在这里描述的各种实施方式中，脉冲发生器在受检者P中并且在体外血流回路20中生成在从相应脉冲发生器延伸至压力传感器4a_4c的流体系统中传播的压力波，该压力传感器4a_4c与流体系统直接或间接的流体静力接触。“压力波”是采用通过材料或物质行进或传播的扰动的形式的机械波。这些压力波通常以大约3m/s-20m/s的速度在流体系统中传播。压力传感器4a-4c生成形成针对各个压力波的压力脉冲的测量数据。“压力脉冲”或“脉冲”由此是限定时间相关测量信号(“压力信号”)内的信号幅度的局部增加或减少(取决于实现)的一组数据样本。这些压力脉冲以与脉冲发生器处的压力波的发生速率成比例的速率出现。压力传感器4a_4c可以是任何类型的，例如，根据电阻性、电容性、电感性、磁性或光学感测来操作，并且利用一个或更多个隔膜、波纹管(bellow)、波登管(Bourdon tube)、压电组件、半导体组件、应变计、谐振线、加速度计、生物阻抗等。监测装置120被设置为登记基于压力信号S的脉冲形状参数pPS的序列。如在此使用的，“脉冲形状参数Pps”是指压力信号S或对应的监测信号中的信号片段，即，时间窗内的信号值(压力值)的序列。该脉冲形状参数Pps的序列由此表示压力/监测信号中的不同信号片段，其中，这些信号片段可以交叠或不交叠。该信号片段可以但不必被选择为包含至少一个患者脉冲的至少一部分。根据各个脉冲形状参数Pps，监测装置120被设置为计算脉冲幅度度量PM。该脉冲幅度度量PM表示该信号片段中的信号值的幅度。接着，评估该脉冲幅度度量PM，以检测指示受检者P中的即将到来的症状性血压降低的图案，例如，通过将脉冲幅度度量PM与阈值进行比较，或者通过计算针对多个后续脉冲幅度度量的统计离差度量SM或者这两者的组合。将在以下II部分中对该检测技术进行详细说明。应当明白，压力传感器被配置成监测相对缓慢变化的基线和因心搏、呼吸或自主调节而造成的脉动响应。由此，该压力信号S由涉及心脏节律、呼吸以及自主调节的脉动分量组成，其叠加在缓慢变化的基线上。在所示的实施方式中，体外血流回路20具有用于透析的类型。体外血流回路20包括下面要描述的组件1-14。由此，体外血流回路20包括采用动脉针I的形式的、用于血液抽取的接入装置以及将动脉针I连接至可以是蠕动类型的血泵3的动脉导管部分2，如图所示。在该泵的入口处，具有压力传感器4a (下文称为动脉传感器)，该压力传感器4a测量动脉导管部分2中的、在泵之前的压力。该血泵3经由导管部分5将血液推动至透析仪6的血液侧。许多透析机附加地设置有测量血泵3与透析仪6之间的压力的压力传感器4b。 血液从透析仪6的血液侧经由导管部分10通向静脉滴注室或除气室11，接着从那里经由静脉导管部分12和采用静脉针14的形式的、用于血液再引入的接入装置返回至患者。压力传感器4c (下文称为静脉传感器)被设置成测量透析仪6的静脉侧的压力。在所示的示例中，压力传感器4c测量静脉滴注室中的压力。动脉针I和静脉针14通过血管通路连接至患者。血管通路可以是任何合适的类型，例如，瘘管、斯克里布纳分流器(Scribner-shunt)、移植物等。根据血管通路的类型，可以代替针使用其它类型的接入装置，例如，导管。如通过序言讨论的，极其重要的是针对对受检者的血压中的快速症状性下降的发作的检测来监测生命体征。在许多透析机中，所述压力检测器4a_4c中的一个或更多个未呈现。然而，具有至少一个压力传感器。下面的描述专注于基于来自体外回路中的压力传感器的测量数据(压力信号)来监测脉冲幅度。在图2中，控制单元23被设置为通过控制血泵3的转速来控制回路20中的血流。体外血流回路20和控制单元23可以形成透析机110的一部分。尽管未示出或未进一步讨论，但是应当明白，透析机110执行许多其它的功能，例如，控制透析流体的流动，控制透析流体的温度和组成等。在图2的示例中，监测装置120的数据分析部29被配置成，获取脉冲形状参数pPS，并且处理该脉冲形状参数Pps，以表示压力信号中的、例如源自患者的心脏的信号分量的幅度。根据一个实施方式，数据分析部29被设置为将接收到的数据或在处理期间生成的数据存储在存储器部30中。该存储器部30包括在装置120中或者例如经由线缆或无线连接与该装置120相关联。满足预定的判定标准(可以把该满足作为对即将到来的低血压事件的指示)可以使装置120激活警报器A和/或输出警报信号α，其可以伴随着进一步的动作，以在低血压事件不可避免时阻止低血压事件的发生和/或减小针对受检者的负面后果。这些动作可以包括i.停止或降低超滤(UFR)的速率，ii.通过调节(UFR)来使流体去除最优化，在到达判定标准的情况下临时降低或停止UFR，ill.增加透析流体中的传导率以增加受检者的血液循环的再充盈，以便增加血压，并由此减小低血压的风险，iv.向血液管路提供含盐推注剂，即，少量浓缩的盐，以增加受检者的血液循环的再充盈，以便增加血压，并由此减小低血压的风险，V.调节受检者的方位，以增加去往头部的血液容量，例如，通过根据所谓的“头下脚上(TrendeIenburg)方位”来改变受检者的头和脚，例如，通过控制床或椅子的结构，vi.按旁路设置透析监测器，即，临时停止透析处理。显而易见，ii)中的功能使得在治疗期间能够从患者抽取最多的流体，同时仍然避免受检者遭受低血压。
在一个实施方式中，监测装置120至少被连接成接收来自动脉传感器4a的测量数据。装置120还可以连接至压力传感器4b和4c以及包括在体外血流回路20中的任何附加压力传感器。如图2所示，装置25还可以连接至控制单元23。另选地或另外地，单元25可以连接至用于指示血泵3的频率和相位的测量装置26。装置25系接至或无线地连接至用于生成可听/可视/可触知的警报或警告信号的本地或远程装置27。监测装置120和/或报警装置27可以另选地合并为透析机110的一部分。在图2中，监测装置25包括用于对进入测量数据进行预处理的数据获取部28，数据获取部28例如包括具有所需的最小采样率和分辨率的A/D转换器、一个或更多个信号放大器、用于去除进入信号的不希望分量(如偏移量、高频噪声以及电源电压扰动)的一个或更多个滤波器。在这里给出的示例中，数据获取部28包括来自国家仪器公司(NationalInstruments)的、具有IkHz采样率和16位分辨率的DAQ卡USB-6210，来自模拟器件公司(Analog Devices)的运算放大电路AD620、截止频率为O. 03Hz的高通滤波器(用于去除信号偏移)以及截止频率为402Hz的低通滤波器(用于去除高频噪声)。为了获得短的收敛时间，将低阶滤波器用于高通滤波器。而且，数据获取部28可以包括附加的固定带通滤波器，该带通滤波器具有分别为O. 5Hz和2. 7Hz的下截止频率和上截止频率，其对应于每分钟30拍与每分钟160拍之间的心脏脉冲速率。该滤波器可以用于抑制所关注的频率间隔之外的干扰。另选的是，该上截止频率和下截止频率可以被设置成对呼吸信号进行滤波，甚或还可以用于根据本发明检测低血压的自主调节。在数据获取部28中的预处理之后，将所得到的压力信号作为输入提供给数据分析部29，该数据分析部29执行实际的监测处理。图3a示出了时域中的这种预处理压力信号的示例，图3b示出了对应的功率谱，即，频域中的压力信号。该功率谱展现了所检测到的压力信号包含源自血泵3的多个不同频率分量。在所示的示例中，具有处于血泵的基频(&)(在该示例中在I. 5Hz)及其谐波2&、3&和处的频率分量。基频(下面还称为泵送频率)是在体外血流回路中产生压力波的泵冲程的频率。例如，在图2所示的类型的蠕动泵中，针对转子的每个完整旋转产生两个泵冲程。图3 (b)还指示在泵送频率的一半(O. 54)及其谐波(在该示例中，至少为fo、l. 5&、2&和2. 5&)处存在的频率分量。图3 (b)还示出了心脏信号(在I. 1Hz)，该示例中的心脏信号在基频&处比血泵信号弱大约40倍。如以下更详细地描述的(IV部分)，数据分析部29可以处理压力信号以获取“监测信号”。该监测信号通过基本上消除源自体外回路20中的脉冲发生器的伪像，并且可以通过从源自患者P中的其它脉冲发生器的脉冲当中隔离源自该患者P中的相关脉冲发生器的患者脉冲来获取。图4a例示了从数据获取部28获取的预处理压力信号，图4b例示了包含源自由患者P中的心搏产生的压力波的压力脉冲(心脏脉动)的监测信号。II、本发明的实施方式的描述在没有对其进行限制的情况下，本发明的实施方式主要涉及“症状透析中低血压”的预测，特别是这种事件的快速发生。测量毛细血管脉搏变化的方法反映了来自小动脉收缩的组合影响以及针对动脉输出的变化。随本发明公开的基于静脉和动脉压力脉动测量的方法主要反映心脏输出的变化。在下面的实施方式中，该预测基于相对于基准度量给出的判定标准来确定，该基准度量可以由脉冲幅度度量和/或统计离差度量给出。该基准度量可以是预定的，或者是 从存储来自先前治疗期的数据或来自当前治疗期的较早时间点的数据的存储器中检索到的。
_9] 幅度实施方式根据一个实施方式，监测装置120被设置为在受检者仍然相对不受治疗影响时，基于根据从例如血液处理的初始阶段期间的监测信号获取的一个或更多个脉冲形状参数Pps计算出的初始脉冲幅度度量PM1，来预测受检者P中的快速症状性血压降低。图5b示出了例示有关暴露于体外血液处理的第一受检者的初始脉冲幅度度量PMl以及随后计算的脉冲幅度度量PM的曲线图。优选的是，该初始脉冲幅度度量PMl不仅从单个脉冲形状参数Pps导出，而且更基于在初始测量时段期间登记的多个这些参数的平均值。图5b中的曲线图表示沿水平轴的以分钟计的时间t以及沿垂直轴的脉冲幅度度量PM。根据本发明的实施方式，数据分析部29 (图2)可以经由多个不同策略中的任一个来确定脉冲幅度度量PM。在一个另选例中，脉冲幅度度量PM由脉冲形状参数Pps的最大值与最小值之间的差给出，其中，该脉冲形状参数Pps被选择成包含至少一个患者脉冲。下面，该度量还称为“峰到峰度量”。如果脉冲形状参数pPS包含多个患者脉冲，则脉冲幅度度量PM可以另选地由脉冲形状参数Pps中的针对患者脉冲的不同峰到峰度量的平均值给出。在另一另选例中，脉冲幅度度量PM由脉冲形状参数Pps的信号值的积分(可选地针对基线)给出，例如，由脉冲形状参数Pps中的最小值给出。该积分可以由多个值的和、多个绝对值的和或者任何等效函数给出。在又一另选例中，脉冲幅度度量PM由脉冲形状参数Pps的轮廓给出，例如，通过计算脉冲形状参数Pps的所谓希尔伯特(Hilbert)变换来获取。在另一另选例中，脉冲幅度度量PM由脉冲形状参数Pps的功率或能量度量(如均方根(RMS))或者任何等效的函数给出。使用RMS可能需要将信号值预先校准成零平均。在又一另选例中，脉冲幅度度量PM通过脉冲形状参数Pps的频率分析来获取，例如，作为通过对脉冲形状参数Pps的傅立叶分析而获取的能量谱中的一个或更多个频率分量的强度。
图5a是例示治疗期间的第一受检者的、分别以mmHg计的收缩和舒张血压变化BPs和BPd的曲线图。应当明白，仅出于示范脉冲幅度度量在预测受检者中的快速症状性血压降低方面有用的目的，图5a中的血压数据已经通过连接至受检者的专用仪器获取。血压BP在整个治疗中改变。然而，如可以在图5a中看出的，没有出现低血压。在进入治疗大约245分钟附近，脉冲幅度度量PM还保持相对稳定(图5b)。在在第一时间h (S卩，这里从t=0开始)之后的测量时段期间，数据分析部29被设置为基于多个获取的脉冲形状参数Pps中的每一个来计算相应的脉冲幅度度量PM。这通常意指脉冲幅度度量PM的时间序列针对脉冲形状参数Pps的时间序列生成。针对测量时段中的各个脉冲幅度度量PM，数据分析部29还被设置为调查该度量PM是否满足相对于初始脉冲幅度度量PMl的判定标准。如果发现满足这种判定标准，则数据分析部29被设置为生成警报触发信号α。该警报触发信号α又被假设成使得警报器A在警报装置27中激活。下面，参照图6、图7和图8，对脉冲幅度度量PM和判定标准进行详细讨论。现在参照图6a，看到了具有例示第二受检者的、以mmHg计的收缩血压BPs和舒张血压BPd在体外血液处理期间改变的曲线图的图示。在进入处理大约145分钟的时间点th，该受检者遭受急性症状性低血压。该事件被收缩血压BPs和舒张血压BPd这两者中的快速BP降低领先。还参照图6b，现在说明所提出的脉冲幅度度量PM和基准度量或阈值T怎样根据本发明的实施方式来计算，并且这些度量的评估怎样用于预测低血压事件。该数据分析部29 (图2)被设置为针对在测量时段期间获取的脉冲形状参数pPS来调查是否满足判定标准。在这个示例中，该测量时段在t=0开始，并且该时段继续经过由图6a和图6b的图不覆盖的间隔。数据分析部29可以如下计算阈值T。首先，将在& (即，这里t=0)导出的初始脉冲幅度度量PMl归一化。在该示例中，PMl=I,然而，在技术上，任何其它的基准都是可以想到的。接着，将该归一化值除以预定的分母，该预定的分母可以是I. 2与5之间的任何数字，例如是2。结果，获取阈值T。从而，如果预定的分母为2，则T变为O. 5，如图6b中虚线所示。在tl之后的测量时段中，数据分析部29通过将原始幅度度量除以归一化的初始脉冲幅度度量PMl (其根据在第一时间A接收到的脉冲形状参数pPS导出)来计算针对各个接收的脉冲形状参数Pps的归一化脉冲幅度度量PM。因此，表示比在第一时间I1接收到的脉冲形状参数Pps的脉冲幅度大的脉冲幅度的脉冲幅度度量PM导致脉冲幅度度量PM>1，相反，表示比在第一时间tl接收到的脉冲形状参数Pps的脉冲幅度小的脉冲幅度的脉冲幅度度量PM导致脉冲幅度度量PM〈1。当导出脉冲幅度度量PM时，如果a)给定脉冲形状参数的经检查的脉冲幅度度量PM低于阈值T ;并且b)在该给定脉冲形状参数之后的测试时段τ内接收到的脉冲形状参数pPS的预定量的脉冲幅度度量PM低于阈值T，则数据分析部29认为满足上述判定标准。
根据本发明的一个实施方式，该预定量是表示在该测试时段τ内接收到的脉冲形状参数Pps的脉冲幅度度量PM的大约50%至大约100%的值。该预定量可以表示在该测试时段τ内接收到的脉冲形状参数pPS的所有脉冲幅度度量PM。尽管如此，为避免被高于阈值T的单个脉冲幅度度量PM中断，有利的是，可以分配等同于小于100%的预定量。另选的是，可以分配稍高于阈值T的第二阈值，并且数据分析部29可以采用滞回算法，以使得一旦脉冲幅度度量PM下降得低于阈值T，如果在该测试时段τ期满时，脉冲幅度度量PM没有超出第二阈值，则认为满足该判定标准。在该图6b所示的示例中，针对第一时间的脉冲幅度度量PM下降得低于t=128分钟附近的阈值T。这里，假定上述预定量为100%，并且测试时段τ为5分钟长。因此，测试时段τ在大约t=133分钟附近结束。然而，在该时间点，脉冲幅度度量PM再次超出阈值T。因此，数据分析部29不生成警报触发信号。在大约t=135分钟附近，脉冲幅度度量PM返回至低于阈值T的水平，并且此时，脉冲幅度度量PM保持低于阈值T达超出测试时段τ的时段(这里为5分钟)。从而，在测试时段τ结束(B卩，在大约t=140分钟处)，数据分析部29生成警报触发信号α。接着，在出现低血压时，离t=th为大约5分钟。由此，借助于该警报触发信号α，可以及时地执行恰当的、人工的和/或自动的低血压抑制动作。还有利的是，数据分析部29被设置为只要脉冲幅度度量PM低于阈值T则生成注意信号(例如，使该单元上的黄灯点亮)。由此，任何监督人员可以获取对急性症状性低血压即将来临的最早可能指示，并由此获得该受检者需要额外注意的最早可能指示。如果在脉冲幅度度量PM的结尾上升得高于阈值T而没有满足判定标准，则停用该注意信号。当然，在本发明的实施方式中，具有除了五分钟以外的其它长度的测试时段τ同样是可以想到的。事实上，该测试时段τ可以表示从由大约一分钟延伸至大约十五分钟的范围中选择的任何间隔。测试时段τ的长度是被选择成获得鲁棒性与可靠性之间的期望平衡的设计参数。优选的是，测试时段τ的选择结合上述预定分母来进行。即，针对早期低血压警告与伪警报之间的给定平衡，相对较大的分母需要相当较短的测试时段，反之亦然。而且，如果在图6b的示例中，为满足判定标准所需的低于阈值T的预定量的脉冲幅度度量PM已经被选择成低于100%的值(就是说60%)，则警报触发信号α已经在第一测试时段τ (B卩，大约t=133分钟)期满时生成。类似于图6a和图6b,图7a和图7b分别是例示在体外血液处理期间的第三受检者的血压变化和对应脉冲幅度度量变化的曲线图。在这个示例中，受检者分别在t=thl (进入处理大约155分钟)和在t=!^ (进入处理大约178分钟)遭受两次急性症状性低血压事件。为便于与先前示例相比较，这里还选择将在h (t=0)导出的初始脉冲幅度度量PM"归一化为1，选择阈值T=O. 5 (即，预定分母为2)，并且将测试时段τ的长度设置成五分钟。而且，如果在该测试时段τ内接收到的脉冲形状参数Pps的所有脉冲幅度度量PM下降得低于阈值Τ，则认为满足该判定标准。如从图7b中的图示中看出，给定这些参数值，数据分析部29分别在t=tal (进入处理大约145分钟)和在t=ta2 (进入处理大约171分钟)生成警报触发信号α。由此，提供领先于即将来临的低血压事件大约七分钟至十分钟的指示。简要参照图5b，看到脉冲幅度度量PM在这里从未下降得低于阈值T(这里为O. 5)。由此，在这种情况下，数据分析部29不生成任何警报触发信号α。
根据本发明的其它实施方式，图I的设置100还可以包括辅助记录单元130，该辅助记录单元130被设置为重复地登记表示受检者P的毛细血管的收缩程度的生物阻抗参数pBI。在这个实施方式中，图2的数据分析部29还被设置为获取该生物阻抗参数PBI，并且调查该参数Pbi是否满足辅助警报标准。如果发现满足该标准，则数据分析部29被设置为生成警报触发信号α。因此，改进了图I的设置100的性能和可靠性。为进一步改进设置100的可用性，优选的是，辅助记录装置130被设置为确定生物阻抗参数基本上与血管中的压力无关。由此，辅助记录装置130可以登记受检者P的绝对体温、体温变化和/或出汗量，胸部生物阻抗分析和处理单元可以被设置为针对这些参数中的一个或更多个来测试辅助警报标准。下面，参照图8的流程图，对根据本发明的、预测受检者中的快速症状性血压降低的方法的示例进行描述。第一步骤810调查是否已经接收到与体外回路有关的脉冲形状参数。如果没有接收到这种参数，则该过程返回并且停留在步骤810。然而，如果接收到脉冲 形状参数，则进行步骤820，该步骤820基于在第一时间接收到的脉冲形状参数来计算初始脉冲幅度度量。在这里假定，该脉冲形状参数已经由压力传感器登记，其中，该脉冲形状参数基于反映受检者的至少一个血管中的压力变化的压力变化来确定。之后的步骤830将初始脉冲幅度度量存储在存储器(参照图2中的存储器部30)中。此后，进入测量时段，在该测量时段期间，步骤840基于各个接收到的脉冲形状参数来计算相应的脉冲幅度度量。而且，针对测量时段中的各个脉冲幅度度量，步骤840之后的评估步骤850调查脉冲幅度度量是否满足与初始脉冲幅度度量相关的判定标准。如果发现未满足该判定标准，并且假如该测量时段仍有效，则该过程返回至步骤840。然而，如果在评估步骤850中发现满足该判定标准，则进行步骤860，该步骤860使得生成警报触发信号。此后，该过程可以结束，或返回至步骤840 (假如该测量时段仍有效)。该测量时段可以响应于人工干预(如按下重置按钮)而停用。取决于实现，可以省略步骤820和步骤830，并且步骤840可以在不进行归一化的情况下操作。还可想到的是，在所有实施方式中，该判定标准(在步骤850中)使用预定阈值或基准度量，而不是基于初始脉冲幅度度量(PMl)确定的阈值。还认为，脉冲幅度度量本身可以包含可以用于预测即将来临的低血压事件的信息。该预定阈值可以例如被给定为绝对脉冲幅度值或相对脉冲幅度值。上面参照图8描述的所有处理步骤以及步骤的任何子序列可以由数据分析部29执行，该数据分析部29可以通过经编程的计算机装置来实现。而且，尽管本发明的实施方式可以包括计算机装置和在该计算机装置中执行的处理，但是本发明的实施方式还扩展至适于将本发明投入实践的计算机程序，具体地说，载体上或载体中的计算机程序。该程序可以采用源代码、目标代码、代码中间源以及诸如采用部分编译形式或者采用适于用在根据本发明的处理的实现中的任何其它形式的目标代码。该载体可以是能够承载该程序的任何实体或装置。例如，该载体可以包括存储介质，如闪速存储器、ROM (只读存储器)(例如⑶(光盘)或半导体ROM、EPROM (可擦除可编程只读存储器)、EEPROM (电可擦除可编程只读存储器)或磁记录介质(例如，软盘或硬盘)。而且，该载体可以是诸如电或光信号的可传输载体，该电或光信号可以经由电缆或光缆或通过无线电或通过其它方式来传送。当该程序按照可以直接通过线缆或其它装置或方式输送的信号来具体实施时，该载体可以由这种线缆或装置或方式来构成。另选的是，该载体可以是嵌入有该程序的集成电路，该集成电路适于执行相关处理，或者用在该相关处理的执行中。还可想到的是，如本领域所公知的，一些或全部处理步骤完全或部分地由专用硬件实现，如由FPGA、ASIC或离散电子元件(电阻器、电容器、运算放大器、晶体管、滤波器等)的组合来实现。另外，有利的是，可以使用时序信息来确定所关注的脉冲，以下还将在III部分中对确定技术进行更详细的描述。图IOa-IOb是例示了与未出现低血压的、经历体外血液处理的第一受检者有关地获取的脉冲幅度度量PM的曲线图。在图IOa中，该曲线图包括由针对非交叠脉冲形状参数Pps的序列计算出的脉冲幅度度量PM (峰到峰度量)的序列形成的曲线150，其中，各个脉冲形状参数Pps的时间窗被选择成使得其包括一个患者脉冲。图IOb包括对应于曲线150的曲线151，但是其中，各个脉冲形状参数pPS的时间窗被选择成包括多个患者脉冲。由此，曲线151被表示为曲线150的低通滤波形式。可以看出曲线151例示从压力信号S导出的“脉冲幅度信号”的局部“DC”分量，然而，曲线150表示局部“DC”分量与局部“AC”分量的置加。图Ila-Ilb是例示与经历体外血液处理并且在进入处理大约140分钟的时间点(thyp)遭受急性症状性低血压的第二受检者有关地获取的脉冲幅度度量PM的曲线图。曲线160,161与图IOa-IOb中的曲线150、151类似地获取。图Ila-Ilb清楚地例示了监测处理(举例来说，如图8中例示的)可以作用于曲线160、161中的任一个中的脉冲幅度度量PM，以生成指示快速症状性血压降低的风险的警报信号。然而，为减少伪警报的出现，优选的是，可以作用于曲线161中的脉冲幅度度量。在另选实施方式(未示出)中，脉冲幅度度量PM可以经过专用低通滤波器，以在经受评估步骤850之前减小变化性。还应明白，相似的曲线150、151、160、161可以通过计算脉冲幅度度量PM以例如针对压力信号S中的滑动时间窗内的信号值交叠压力信号S中的脉冲形状参数Pps来获取。已经进行了实验，来证实根据本发明的实施方式从体外回路中的压力传感器获取的信息等同于或类似于可以从由脉搏血氧仪提供的PPG (光电容积描记仪)信号获取的信息。如在背景部分中所述，从W02007/141246可以获知，可以处理PPG信号以预测低血压。图9是已经在来自动脉压力传感器(参照图2中的4c)的压力信号、来自静脉压力传感器(参照图2中的4a)的对应心脏脉冲信号以及从脉搏血氧饱和度仪获取的毛细血管脉搏信号903、903’中隔离出的心脏脉冲信号901、901’的曲线图表示。图9指示信号901、901’和902、902’中的脉冲分别与信号903、903’中的脉冲时间上同步。而且，左手侧曲线图例示了在透析治疗期开始时的信号901、902、903，而右手侧曲线图例示了在该同一治疗期结束时的信号901’、902’、903’。可以看出，毛细血管脉搏的幅度响应于透析治疗期间的流体去除而减小，并且该行为还表示为压力信号中的心脏脉冲。图12是在透析治疗期期间的8分钟的时段中获取的归一化脉冲幅度度量PM的时间序列的曲线图。曲线121根据心脏脉冲信号(参照图9中的901、902)获取，曲线121根据PPG信号(参照图9中的903)获取。可以看出，曲线121和121中的脉冲幅度度量PM遵循相似的路径。统计离差实施方式
已经令人惊奇地发现，根据脉冲幅度实施方式获取的脉冲幅度度量的序列中的离差可以提供用于预测即将来临的低血压事件的信息。该离差可以由表示值的序列的变化性或扩展的任何度量来表示。潜在可用的统计离差度量的非限制性示例包括标准差(σ )、方差(σ2)、变异系数(σ/μ )和方差均值比(σ 2/μ )。其它示例包括例如如下给出的差的和


一种监测装置(29)被包括在医疗系统中，以实现用于例如在诸如透析的医疗处理期间预测受检者的血压中的快速症状性下降的方法。针对该目的，通过被设置在耦接至受检者(P)的心血管系统的体外血流回路中的压力传感器(4a,4b,4c)来登记与所述受检者的脉冲发生器有关的脉冲形状参数(pPS)。该压力传感器(4a、4b、4c)被设置为检测受检者(P)的血管中的压力变化。在测量时段期间，调查所述脉冲形状参数中的一个或更多个是否满足判定标准。如果发现满足判定标准，则生成输出信号(α)，以指示受检者(P)中的预测的快速症状性血压降低。该判定标准可以作用于针对所接收到的脉冲形状参数(pPS)计算出的脉冲幅度度量或基于由此计算的脉冲幅度度量计算出的统计离差度量。