专利名称：用于测量连续无创血压(cNIBP)的体佩式系统的制作方法用于测量连续无创血压(cNIBP)的体佩式系统相关申请的交叉引用本申请要求2009年12月30日提交的美国专利申请No. 12/650，354，2009年12月30日提交的美国专利申请No. 12/650，370，2009年12月30日提交的美国专利申请No. 12/650，374，2009年12月30日提交的美国专利申请No. 12/650，383，2009年12月30日提交的美国专利申请No. 12/650，389，以及2009年12月30日提交的美国专利申请No. 12/650，392的优先权，其中的每ー个都以包括所有表格、附图和权利要求的其整体形式通过引用并入于此。发明背景 脉搏传导时间(PTT)，定义为用于由患者的动脉系统中的心跳所发起(launch)的压カ脉搏的传导时间，其已经在使收缩压和舒张压两者相互关联的大量研究中示出。在这些研究中，PTT典型地利用传统的生命体征监视器来測量，所述生命体征监视器包括确定心电图(EGG波形)和脉搏式血氧定量法(Sp02)的単独模块。在PTT测量过程中，多个电极典型地附着到患者的胸部，以确定由被称为“QRS复合波的明显尖状物(sharp spike)”为特征的EGG波形中时间依赖性成分。QRS复合波指示心脏内部心室的最初除扱，以及非正式地使得接下来的心跳和压カ脉搏开始。Sp02典型地利用附着到患者手指上的绑带或者衣夹形状的传感器来測量，并且包括在红色和红外线光谱区域工作的光学系统。光电探测器测量由光学系统所发射的辐射，其通过患者的手指传输。其它的身体部位(例如，耳朵、前额和鼻子)也可以用来代替手指。在测量过程中，微处理器分析由光电探测器所测量的红色和红外线辐射，以确定与被称为光体积描记器(‘PPG波形’)的不同波长相对应的时间依赖性波形。根据这些波形计算Sp02值。PPG波形时间依赖性特性指示由传播压力脉搏所引起的(例如，手指中的)下面的动脉中的脉搏速率和体积吸收率的改变。典型的PTT測量分离QRS复合波上最大点(指示心室除极的最高点)和PPG波形的一部分(指示压カ脉搏到来)的时间。PTT主要取决于动脉顺应性、压カ脉搏的传播距离(其由患者的手臂长度接近地近似)、以及血压。为了考虑患者特异性属性，例如，动脉顺应性，基于PTT的血压测量典型地通过使用传统的血压表袖带来“校准”。典型地，在校准过程中，血压表袖带施加到患者上，其用来进行一次或者多次血压测量，并且然后去除。继续进行，使用校准算法，连同PTT改变一起来确定患者的血压和血压变化率。PTT典型地与血压反比相关，即，PTT降低指示血压增加。大量发行的美国专利描述了 PTT和血压之间的关系。例如，美国专利5，316，008 ；5，857，975 ;5，865，755 ;以及5，649，543的每ー个描述了包括测量ECG和PPG波形的传统传感器的设备，所述ECG和PPG波形然后被处理以确定PTT。发明概述本发明提供了一种基于PTT的血压连续测量(cNIBP)的技术，其特征为在传统PTT測量方面的大量改进。此处被称为‘复合方法’，本发明使用体佩式监视器，其測量cNIBP和其它生命体征，并且将它们无线传输到远距离监视器，例如，平板电脑、护士站的工作站、个人数字助理(PDA)、或者蜂窝电话。体佩式监视器特征为腕戴式收发器，其接收和处理由体佩式传感器的网络所生成的信号。在测量过程中，这些传感器典型地被放置在患者的手臂和胸部上并且测量时间依赖性ECG、PPG、压カ以及加速计波形。在网络内部的传感器典型地包括具有可充气气囊的袖带、至少三个电传感器(例如，ECG电极)、三个加速计、以及典型地帯在患者拇指周围的光学传感器(例如，光源和光电ニ极管)。它们测量根据复合方法处理的信号以确定血压，并且利用其它算法来确定生命体征，例如，Sp02、呼吸速率、心率、温度、和动作相关的属性(例如，动作、活动级别和姿态)。体佩式监视器然后将该信息(典型地通过使用双向无线协议，例如，802. 15. 4或者802. 11)无线传输到远距离监视器。监视器显示生命体征和时间依赖性波形。监视器和腕戴式收发器两者均可以附加地包括条形码扫描器、触屏显示器、照相机、声音和扬声器系统、以及利用局域网(例如，802. 11或者‘WiFi’网络)和广域网(例如，Sprint网络)工作来传输和显示信息的无线系统。复合方法包括压カ依赖性和无压カ的測量。其基于以下发现PTT和用来确定其的PPG波形由所施加的压カ来強烈地调制。在压カ依赖性测量过程中，此处也称为‘指标测量’，当压カ逐渐增加到患者的收缩压时，两个事件发生1) 一旦所施加的压カ超过舒张压，PTT增加，典型地以非线性方式；以及2)当所施加的压カ接近收缩压时，PPG的振幅大小系 统地减小，典型地以线性方式。所施加的压カ逐渐减小患者手臂中的血流量以及由此引起的血压，并且因此在PTT中诱导与压カ变化有关的增加。在所施加压カ期间测量的所产生的PTT/血压读数对中的每ー个可以被用作校准点。而且，当所施加的压カ等于收缩血压吋，PPG波形的振幅完全被消除，并且PTT不再是可测量的。共同分析合适范围上的PTT和PPG波形的振幅，连同使用从传统示波測量法借用的技术的压力波形一起，产生患者的心脏收缩(SYS)、心脏舒张(DIA)和平均(MAP)动脉压、以及与PTT和MAP有关的患者特异性斜率。根据这些參数，患者的cNIBP可以被确定，而不需要使用传统的袖帯。若干个算法特征的结合与cNIBP的传统PTT测量相比，改进了复合方法的有效性。例如，精密的、实时数字滤波从PPG波形去除了高频噪声，从而允许其开始点被准确地探測。当与ECG波形一起处理时，这确保了准确的PTT和最終的cNIBP值的测量。压カ依赖性指标方法(其在臂戴式袖带膨胀过程中形成)产生在短的C60秒)测量过程中与PTT和血压相关的多个数据点。这些数据点的处理产生将PTT与cNIBP相关的准确的患者特异性斜率。多个加速计的包含产生各种信号，其可以确定如手臂高度、动作、活动级别、以及姿态的特征，所述姿态可以进一歩地被处理以改进cNIBP计算的准确性以及附加地允许其在存在运动伪影下被执行。并且基于股动脉血压的模型(其更多的代表患者的中心压力)可以减少影响，例如‘脉搏压カ放大’，其可以提高患者骨端处所测量的血压。复合方法还包括‘中间的’压カ依赖性测量，其中，袖带被部分地膨胀。这以时间依赖性方式部分地减小了 PPG波形的振幅。振幅的压カ依赖性减小可以然后‘适合’于利用数值函数来估计振幅完全消失处(其指示收缩压)的压力。对于压力依赖性测量，附着到袖带的小的气动系统使气囊膨胀，以根据压カ波形将压カ施加到下面的动脉。袖带典型地位于患者的上臂上，其最接近于肱动脉，并且时间依赖性压力通过在充气系统内部的内部压カ传感器(例如，直插式惠斯通电桥或者应变仪)来測量。压カ波形在膨胀过程中逐渐地以主要是线性的方式増加，并且然后在放气过程中通过‘泄放阀(bleeder valve)’慢慢地迅速地放气。在膨胀过程中，当所施加的压カ接近DIA时，与患者心跳对应的机械脉动耦合到气囊中。机械脉动调制压力波形，以使得其包括一系列时间依赖性振动。振动可以与利用使用示波測量法的自动化血压袖带来测量的振动相似，仅仅是它们在膨胀过程中而不是放气过程中来測量。它们被如以下所述进行处理，以确定‘处理的压カ波形’，根据所述处理的压カ波形直接确定MAP，并且间接确定SYS和DIA。在膨胀时执行的压カ依赖性测量比放气时执行的相似測量具有若干优点，它们是惯例。例如，与放气时进行的測量相比较，基于膨胀的測量比较快并且是令人舒服的。使用基于放气的示波測量法的大多数传统的基于袖带的系统所花的时间大体上为复合方法的压カ依赖性测量的4倍。基于膨胀的測量可能是因为复合方法相对较低的膨胀速度(典型地5-10mmHg/秒)以及在体佩式监视器内部使用的压カ传感器的高敏感性。而且，一旦计算出心脏的收缩血压，在膨胀过程中进行的測量可以立即被終止。相反，在放气过程中传统的基于袖带的測量典型地施加远超过患者收缩血压的压力；袖带内部的压カ然后慢慢地排出到DIA以下，从而完成測量。无压カ的測量立即接着压カ依赖性测量，并且典型地通过利用在压カ依赖性测量中使用的相同的光学和电子传感器来确定PTT而进行。特定地，体佩式监视器处理PTT和PPG波形的其它属性，连同患者特异性斜率以及在压カ依赖性测量过程中进行的SYS、DIA、和MAP的测量，以确定cNIBP。·除了血压之外，体佩式监视器測量心率(HR)、Sp02、以及根据ECG、PPG和加速计波形的成分的呼吸速率。体佩式监视器測量温度。这些测量连同被用来处理加速计波形而确定运动、姿态和活动级别的測量一起，使用以下所述的算法来进行。在一方面，本发明提供一种体佩式监视器，其在以下被详细描述，其根据复合算法測量来自流动患者的cNIBP。体佩式监视器特征为(1)压カ输送和传感器系统，其向患者手臂施加可变压カ并且，作为响应，測量时间依赖性压力波形；(2)第一传感器(例如，光学传感器)，其生成代表患者体内血流的第一时间依赖性波形；以及(3)第二传感器(例如，ECG电路和电极)，其生成代表患者心脏收缩属性的第二时间依赖性波形。处理部件接收来自这些传感器的信息，并且处理它，以(1)确定第一波形和第二波形的特征之间的PTT;(2)确定患者的中心区域(例如，股动脉)中PTT和血压之间的数学关系；以及iii)分析PTT和数学关系，以生成指示患者的中心区域的血压。处理部件典型地位于腕戴式收发器中。在实施方案中，在体佩式监视器内部的ECG电路的特征为单个电路(例如，ASIC)，其收集来自ー连串的体佩式电极的电信号并且将这些电信号转换成数字ECG波形。这种电路典型地直接戴在患者的胸部上，并且通过数字串行接ロ(例如，基于‘控制区域网’，或者‘CAN’系统的接ロ)与腕戴式收发器连接。光学传感器典型地包括用于测量与cNIBP和Sp02相关的信号的光学装置，并且典型地特征为类环形的波形因素，其舒适地缠绕在患者拇指的根部。所有的这些系统在以下被详细描述。在实施方案中，第一传感器和第二传感器的特征为用于测量光、压力、声音、和电阻抗信号的变换器，以及用于测量ECG波形的电子部件。通常，PTT可以根据这些信号的不同组合(例如，由变换器所测量的任何两个信号之间，或者ECG波形和由变换器所测量的第ニ信号之间)来确定。在优选的实施方案中，第一传感器測量PPG波形，第二传感器測量ECG波形，以及处理部件根据ECG波形和PPG波形的开始点中的QRS复合波来确定PTT。当压カ被施加以确定其与患者股动脉中MAP的关系吋，处理部件然后分析所测量的PTT。在实施方案中，该关系的特征在干，以下等式或者其数学推导MAPfemoral-(mfemoral X PTT) — (mfemoral X PTT通EX)+MAPindex其中，MAPfeffloral代表患者股动脉中的血压，PTT代表根据第一波形和第二波形所测量的脉搏传导时间，PTTindex代表PTT之前(以及典型地在压カ依赖性指标测量之前)所确定的脉搏传导时间，Hifemoral代表表示MAPf_ral和PTT之间关系的数学斜率，以及MAPindex代表根据时间依赖性压力波形所确定的平均动脉压。在以上等式中，mf_Ml典型地通过共同地处理第一、第二、和压カ波形来确定，例如，在时间依赖性压力施加到患者的手臂上时，其可以通过处理所测量的ー组PTT值来确定，并且然后使组与线性等式拟合，从而估计患者特异性的PTT和MAP之间的关系。在压カ依赖性指标测量过程中所确定的该关系形成了后来进行的无袖带的基于PTT的cNIBP测量的‘校准’的一部分。在指标测量过程中所确定的其它校准參数是SYS、DIA以及这些參数和MAP之间的关系。这些值直接根据压カ波形来确定，其典型地在膨胀过程中通过使用从示波測量法所得出的技术来测量。在实施方案中， 在指标测量过程中，典型地利用基于算法的软件实现的数字滤波器处理基于时间变化的压力波形，以确定‘处理的压カ波形’。数字滤波器例如可以是2-阶滤波器，其特征为数字带宽滤波器，接着是数字低通滤波器。根据处理的压カ波形，可以确定SYS、DIA、以及MAP。在其它的实施方案中，SYS、DIA和MAP之间的关系取决于患者的HR，其典型地根据ECG或者PPG波形来确定。在又一个其它实施方案中，例如根据临床研究中的ー批患者，PTT和MAP之间的关系是预先不可调节的并且被确定。在实际测量过程中，当患者特异性关系不能被准确确定吋，(例如，由于通过与运动相关的噪声所破坏的PPG或者ECG波形)，这种关系典型地被用作缺省实例。典型地，在患者的股动脉中的PTT和MAP之间的关系是在0. 5mmHg/ms 和 I. 5mmHg/ms 之I曰」。在另一方面，患者特异性指标测量包含在患者手臂中的‘有效的MAP’，其随着由压力传输系统所施加的压カ变化。有效的MAP是在指标测量时膨胀过程中所测量的MAP和由特征为可充气囊的臂戴式袖带所引起的压カ诱导的血压改变之间的差值。在实施方案中，压カ诱导的血压改变通过以下等式或者其数学推导来限定AMAP(P)=FX (Papplied _D I Aindex)其中，AMAP(P)是压カ诱导的血压改变，Papplied是在膨胀过程中由压カ传输系统所施加的压力，DIAindex是在指标测量过程中根据处理的压カ波形所确定的舒张压，以及F是数学常数。在实施方案中，指标测量每4小时或者更长时间执行一次，并且基于PTT的cNIBP测量每I秒或者更短时间执行一次。典型地，PTT值根据典型地在10秒至120秒中变化的时段上所收集的一组值来求平均。平均典型地是‘移动平均’，以使得在平均时段上所确定的新值可以相对频繁地(例如，毎秒)来显示。在另一方面，本发明提供了ー种用于监视患者的血压值的方法，其特征为如上所述根据PPG和ECG波形来确定PTT值。此外，HR通过分析ECG波形中的QRS复合波来确定。在测量过程中，处理部件确定HR(或者根据其所计算的參数)和PTT (或者根据其所计算的參数)之间的数学关系。在时间上的稍后一点，处理部件使用数学关系和HR的当前值来估计PTT以及，最終，基于血压的值。例如，当与运动相关的噪声破坏PPG波形(其对运动比较敏感)，但是不破坏ECG波形(其相对地不受运动影响)时，该方法可以被利用。在实施方案中，方法測量第一组HR值和第二组PTT值，并且然后处理第一组和第ニ组以确定它们之间的数学关系。第一组和第二组典型地在測量用来估计PTT的HR之前被測量，并且典型地在5秒至60秒之间的范围变化的时段上被收集。在时段上所收集的成对的HR/PTT值然后被分析，典型地通过使用线性回归算法来拟合，以确定将HR与PTT相关的数学关系。可选地，非线性拟合算法(例如,Levenburg-Marquardt算法)可以用来确定HR与PTT之间的非线性关系。非线性关系可以特征在于，例如，二次或者三次多项式，或者指数函数。如上所述，当患者的运动使其很难或者不可能根据PPG波形来准确计算PTT吋，算法典型地被执行。当对PPG波形中的脉冲的分析指示PPT不能被测量时，算法可以开始。可选地，当对至少ー个‘运动波形’(例如，根据来自加速计的ー个或者多个信号所生成的加速计波形)的分析指示PPG波形可能被运动破坏时，算法开始。对运动波形的分析可以包括将其一部分与预定阈值进行比较，或者利用数学模型对其分析，以确定是否可以计算准确的 PTT。在相关的方面，本发明提供另ー种算法，其允许基于PTT的cNIBP在存在运动时被 确定。在该实例中，与根据使用数学模型的HR估计PTT不同，通过对同时利用两个独立的光源所测量的独立PPG波形进行分析，算法‘重建’ PPG波形中的运动破坏的脉沖。脉搏血氧传感器(例如，其包括在以下详细描述的体佩式监视器中)包括在红色光谱范围(在590和700nm之间，以及优选地大约600nm)中操作的第一光源，以及红外线光谱范围(在800和IOOOnm之间，以及优选地大约905nm)中操作的第一光源，并且因此可以用于该目的。该算法特征为1)共同地处理特有的PPG波形以生成处理的信号；2)利用数字滤波器来处理处理的信号以生成滤波信号；3)分析滤波信号以确定与血压相关的特征；以及4)分析与血压相关的特征以确定血压值。在实施方案中，处理部件被编程以通过从ー个信号中减去另ー个来共同地处理第一信号和第二信号，或者将ー个信号除以另ー个，以生成处理的信号。该信号典型地利用数字带宽滤波器来滤波，典型地特征在于0. 01 — 5. OHz之间的通频带，以生成滤波信号。滤波信号典型地相对来说没有运动假缺陷，并且产生可以与ECG QRS复合波结合来确定PTT以及然后确定cNIBP的开始点。如上所述，该算法可以通过处理指示患者移动的加速计波形或者通过处理PPG波形来确定它们在任何方面被破坏而来启动。在其它实施方案中，算法中的步骤可以被重新安排以使得被破坏的PPG波形首先利用数字带宽滤波器来滤波，以及然后这些过滤波彼此相减或者彼此相除，以及然后被处理去确定开始点。在另一方面，以上所述的体佩式监视器的光学传感器特征为包括至少两个像素元件的探測器，每个像素元件被配置成生成特有的信号。在监视器内部的处理部件被配置成(I)分析由第一像素元件所生成的信号；(2)分析由第二像素元件所生成的信号；(3)分析指示运动(例如，加速计波形)的信号；(4)基于对运动信号的分析，从特征为比较低程度的运动破坏的像素元件中的至少ー个选择信号；以及(5)分析所选择的信号来确定生命体征值，例如cNIBP。在实施方案中，多像素探测器的特征为至少3X3阵列的像素，每个含有光电探测器。在该实例中，光学传感器集成有被配置成从多像素探測器中去多元信号的电路。在体佩式监视器中的处理器可以被编程来分析运动信号和来自每个像素元件的信号，从而确定具有对运动信号进行最小破坏的信号，其指示信号特征在于相对低程度的运动破坏。例如相互关系可以通过现有技术中已知的标准算法来确定，例如，确定两个序列数据点之间交叉相关的算法。这些算法可以产生高斯类型的波形，而波形的振幅随着相互关系增加。波形可以然后与一系列度量进行比较，以确定指示相关程度的最优数字值。可选地，处理器被编程以分析运动信号，从而确定患者移动相对低时的测量时段，以及然后測量来自每个像素元件的信号。在两个实例中，来自每个像素元件的信号代表PPG波形，其特征为脉冲序列，每个脉冲的特征在于开始点。当与ECG QRS复合波相结合时，该波形可以产生如上所述的PTT0在实施方案中，多像素探測器被包括在以下详细描述的拇指戴式传感器。可选地，其被并入被配置成戴在患者的前额上的柔性贴片上。在该实例中，柔性贴片与体佩式收发器连接，其在形式和功能方面与腕戴式收发器相似。附图简述图IA和图IB分别示出了指示复合方法的压カ依赖性和无压カ的测量的示意图； 图2A和图2B分别示出了被测量作为压カ函数的PTT和PPG波形的振幅的图；图3A示出了被测量作为‘有效的’平均动脉血压(MAP*(P))函数的PTT的图，所述平均动脉血压通过使用复合方法的压カ依赖性测量来确定；图3B示出了被测量作为平均动脉血压(MAP)函数的PTT的图，所述平均动脉血压通过使用现有技术中的传统血压测量来确定；图4A示出了对于单个患者被測量作为MAP* (P)(在膨胀过程中通过使用复合方法的压カ依赖性测量来測量)和MAP (对于两个独立的血压值，通过使用示波測量法来測量)的函数的PTT的图；图4B示出了对于单个患者被測量作为MAP* (P)(在放气过程中通过使用复合方法的压カ依赖性测量来測量)和MAP(对于两个独立的血压值来測量)的函数的PTT的图；图5A和图5B分别示出了在膨胀和放气过程中所测量的时间依赖性压力波形，以及在利用数字带通滤波器滤波后的相同波形；图6示出了与取自5B中图的膨胀部分的心跳诱导脉搏对应并且被绘制为应用到患者的肱动脉的压カ函数的振幅图；图7A示出了时间依赖性ECG和PPG波形与用来确定PTT的这些波形相关联的标记的图；图7B示出了图7A中时间依赖性PPG波形(上轨迹)、波形的一阶导数(中间轨迹)、以及PPG波形的ニ阶导数(下轨迹)的图；图8是示出了在复合方法中形成的一序列压カ依赖性以及无压カ的测量的示意图；图9是示出了在临床试验过程中如何从患者的肱动脉中进行指标测量，以及如何从患者的股动脉中使用A-线进行參考测量的示意图；图10示出了利用复合方法(黑轨迹)、股动脉的A-线(瓦灰轨迹)、以及桡动脉A-线(浅灰色轨迹)所测量的时间依赖性SYS值的图；图11示出了利用复合方法(灰色轨迹)所测量的时间依赖性SYS和DIA值以及利用股动脉A-线所测量的SYS和DIA的图；图12示出了在23个受试者的临床试验过程中所测量的SYS (深色条)和DIA (浅色条)的标准偏差值的柱状图；图13示出了根据23个受试者的研究、通过使用ANOVA和AVERAGE方法来计算、分别对于SYS的受试者内BIAS和STDEV (上和下左侧角)以及DIA的受试者内BIAS和STDEV (上和下左侧角)的FDA标准值和统计学的柱状图；图14示出了根据分别对应于4小时和8小时指标时间的复合方法所进行的SYS和DIA测量的漂移表；图15示出了有和没有运动时使用IR LED所测量的时间依赖性PPG波形(上轨迹)、使用RED LED(第二轨迹)所测量的时间依赖性PPG波形(第二轨迹)、利用IR LED所测量的波形除以利用RED LED所测量的波形(第三轨迹)、以及利用数字带宽滤波器所处理的第三轨迹(第四轨迹)；图16示出了示出了有和没有运动时使用IR LED所测量的时间依赖性PPG波形(上轨迹)、使用RED LED (第二轨迹)所测量的时间依赖性PPG波形(第二轨迹)、利用IR LED所测量的波形减去利用REDLED所测量的波形(第三轨迹)，以及利用数字带宽滤波器所处理的第三轨迹(第四轨迹)；图17示出了有和没有运动时通过使用IR LED来測量并且利用数字带通滤波器来处理(上轨迹)，使用RED LED来測量并且利用滤波器来处理(第二轨迹)，以及第ー轨迹减去第二轨迹(第三轨迹)的时间依赖性PPG波形的图；图18示出了指示允许cNIBP测量在存在以及缺少运动时都被进行的算法的示意图；图19示出了时间依赖性PTT和HR测量的图，以及如何利用图18中所示出的算法来处理这些测量以在存在运动下測量cNIBP ；图20A和图2IA分别示出了通过使用股动脉A-线(瓦灰)所形成的时间依赖性SYS波形以及通过使用图18和图19中所示出的算法重构以产生用于23个临床受试者的最佳和最差结果的时间依赖性SYS波形；图20B和图21B分别示出了通过使用来自图20A和图21A的数据所生成的相关性标绘图。图22示出了患者和与确定患者姿态的算法和加速计波形一起使用的坐标轴的示意图；图23A示出了在不同的姿态时从患者的胸部所测量的时间依赖性加速计波形的图；图23B示出了通过利用算法和图23A中所示出的坐标轴来处理图23A的加速计波形所确定的时间依赖性姿态的图；图24A和图24B分别示出了附着到患者上的本发明的体佩式监视器在最初的指标测量过程期间和之后的三维图像；图25示出了与图24A和图24B的体佩式监视器一起使用的腕戴式收发器的三维图像；图26示出了带着安装在头上的传感器的患者的图像，所述传感器的特征为根据本发明的可替代实施方案用于测量PPG波形的多像素阵列光电探测器；图27示出了图26的多像素阵列光探測器的平面图28A和图28B示出了通过用于測量PPG波形的传统单像素光电探测器的探測面积的血的团注；图29A和图29B示出了通过图26和图27的多像素阵列光电探测器的探测面积的血的团注；以及图30示出了根据本发明用于测量cNIBP、Sp02、呼吸速率、心率、温度和运动的流程图。发明详述复合方法的理论图IA和图IB示出了复合方法的无压カ(图1A)和压カ依赖性(图1B)测量的示意图。通过合作工作，这些测量对于延长的时间准确地确定患者的cNIBP，而不需要外部的校 准装置，例如传统的血压袖带。在测量过程中，患者穿着附着到一次性使用袖带的体佩式监视器和光的、电的、运动及温度传感器的集合。这些传感器测量用于压カ依赖性和无压カ的测量的信号。共同待决的专利申请(其内容通过引用完全并入本文)描述了该测量的更早实施方案DEVICE AND METHOD FOR DETERMINING BLOOD PRESSURE USING ‘HYBRID’PULSETRANSIT TIME MEASUREMENT (2007年6 月 12 日提交的，(U. S. S. N. 60/943，464) ；VITAL SIGNMONITOR FOR CUFFLESSLY MEASURING BLOOD PRESSURE USING A PULSE TRANSIT TIMECORRECTED FOR VASCULAR INDEX(2007 年 6 月 12 日提交的，U. S. S. N. 60/943，523);以及VITAL SIGN MONITOR FOR MEASURING BLOOD PRESSURE USING OPTICAL, ELECTRICAL, ANDPRESSURE WAVEFORMS(2008 年 6 月 12 日提交的，U. S. S. N. 12/138，194)。体佩式监视器的微处理器处理PPG和ECG波形以确定PTT，其在复合方法的测量中用来确定cNIBP，正如以下更加详细描述的。袖带包括气囊，当利用充气系统增压时，其将压カ107施加到下面的动脉102、102’。特征为与附着到腕戴式收发器上的布线内部的放大器/滤波器电路耦合的至少3个电极的电カ系统测量来自患者的ECG波形104、104’。通常需要三个电极(两个探测正极和负极信号，以及ー个用作地面)以探测必需的信号，以生成具有足够信噪比的ECG波形。同吋，特征为透射的、或者任选地为反射的光学传感器測量特征为来自患者动脉的一系列‘脉搏’的PPG波形105、105’，所述‘脉搏’的每ー个特征在于AMPv2的振幅。优选的測量部位典型地在患者拇指中的小动脉附近，例如，拇主动脉。腕戴式收发器内部的微处理器和模数转换器探测并且分析ECG104U04’以及PPG105、105’波形，以确定PTT2 (根据无压カ的测量)和PPT2 (根据压カ依赖性测量)。典型地，微处理器通过计算ECG波形104、104’中QRS复合波的峰值和PPG波形105、105’的最下部(即，开始)之间的差确定PTT1和PPT2。本发明基于以下发现在压カ依赖性测量过程中所施加的压カ(由箭头107指出)影响下面动脉102、102’中的血流(由箭头103、103’指出)。特别地，当所施加的压力小于动脉102、102’内部的舒张压时，其对于PTT2或者AMP2没有任何影响。当所施加的压カ107达到舒张压时，其开始压缩动脉，由此减少血流和有效的内压。这使得PTT2相对于PTT1系统地增加，并且使得AMP2相对于AMP1系统地减小。当所施加的压カ107接近动脉102、102’内部的收缩血压时，PTTjf加并且AMP2减少(典型地以线性的方式)。当所施加的压カ107达到收缩血压吋，AMP2完全消除并且PTT2因此变得不可測量。在测量过程中，患者的心脏生成电刺激，其接近光速通过身体。这些刺激伴随每次心跳发生，其然后生成以明显较慢的速度来传播通过患者的脉管系统的压力波。直接地，在心跳之后，压カ波离开心脏和主动脉，通过锁骨下动脉，到达肱动脉，并且从那里通过桡动脉和尺动脉到达患者手指中的更小动脉。位于患者胸部上的三个一次性使用电极测量特有的电信号，其传给体佩式监视器内部的放大器/滤波器电路。典型地，这些电极以I-向量“艾因托文氏三角”配置方式附着到在患者的胸部上，以测量特有的电信号。在体佩式监视器内部，信号通过使用放大器/滤波器电路来处理，以确定模拟电信号，其利用模数转换器来数字化以形成ECG波形，并且然后存储到存储器中。光学传感器典型地以传送模式的几何形状的方式来工作，并且包括特征为集成的光电探测器、放大器、以及在红色reeonm)和红外线r905nm)波长处工作的光源对的光学模型。这些波长被选择，因为它们在測量具有高信噪比的PPG波形时是有效的，所述波形可以附加地被处理来确定Sp02。在可替代的实施方案中，在使用緑色r570nm)波长的反射模式的几何形状中工作的光学传感器可以用来代替传送模式的传感器。这种传感器具有如下优点其可以用在患者身体上的几乎任何位置处。緑色波长被选择，因为对于各种皮肤类型，当緑色波长以反射模式的几何形状的方式被应用时，它对于下面动脉中的測定体积吸光率的改变特别敏感，这正如在以下共同未决的专利申请中所描述，其全部内容通过引用并入本文SYSTEM FOR MEASURING VITALSIGNS USING AN OPTICAL MODULE FEATURING A GREEN LIGHT SOURCE(2006 年 2 月 3 日提 交的，U. S. S. N. 11/307，375)。光学传感器探測由心跳诱导的压カ波调制的光学辐射，其进ー步地利用腕戴式收发器内部的第二放大器/滤波器电路来处理。这导致了 PPG波形，如上所述，其包括一系列脉冲，每个脉冲与个体心跳相对应。同样，来自每次测量的ECG波形的特征为与毎次心跳相对应的一系列尖鋭的‘QRS’复合波。如上所述，在压カ依赖性测量过程中，压カ对PPG波形中的脉博的振幅有很强的影响，而对相应的ECG波形中的QRS复合波的振幅基本上没有影响。这些波形如下所述被处理以确定血压。复合方法通过使用基于膨胀的示波測量法每4-8小时执行一次指标测量。在指标测量过程中，线性回归模型用来将使由袖带所施加的压カ与代表患者手臂中的平均压カ的‘有效MAP’(图3A中被称为MAP* (P))相关。MAP* (P)和在膨胀过程中与其相关联的PTT值极端变化。正如图3A中所示出的，这导致了特有组的MAP* (P)/PTT成对数据点，其当所应用的压カ从DIA到SYS倾斜时对于每次心跳发生可以提取的。该平均校准可以利用单个的、基于膨胀的測量来执行，其通常花费在40-60秒之间。在所推荐的膨胀率(近似3-10mmHg/秒，且最优选的大约5mmHg/秒)时，这通常产生在5_15个数据点之间。这些数据点是利用线性回归模型来分析以确定患者特异性斜率的数据点。在基于膨胀的过程中所确定的血压值(SYS臓x，MAPlfflffix,和 DIAindex)和它们之间的比(Rsys=SYS臓X/MAP臓x ；Rdia=DIAINDEX/MAPINDEX)也用在该计算中，并且然后用于随后的无压カ的測量。对于准确的指标，需要稳定的PTT值，并且因而在充气系统中膨胀泵之前的若干20秒时段范围内，PTT根据每次心跳的ECG和PPG波形来測量。PTT值被认为是稳定的，并且当由来自至少三个20秒时段的平均数PTT (PTTstdev)除以它们的平均值(PTTmean)的标准偏离小于7%时，即^=<0.07Cl) KmeanPTT值适于指标测量。当该标准满足时，泵自动地充气膨胀，并且患者特异性斜率然后如以上所述来确定。该过程典型地每4-8小时来重复。一旦被确定，斜率利用一系列以实验为依据的度量来分析，以确保它是实际可行的并且与利用之前的实验来确定的度量一致。例如，如果与运动相关的缺陷发生在指标测量过程中，将导致不真实的个人斜率。如果用来确定斜率的值或者线性拟合未能满足这些度量，那么根据分析从大量患者所收集的动脉管路数据所确定的默认斜率被用来代替它。此外，对于具有非常低的斜率(即，小于-0. 22mmHg/ms的斜率)的患者，上述模型趋于产生比较不准确的結果，并且对于该实例，因此使用次级模型。典型地对具有特别低个人斜率的患者经试验确定的该模型将个人斜率与脉搏压力相关。在实际的压カ依赖性指标测量过程中，对于个体患者，体佩式监视器收集类似于图2A和图2B中所示出的数据。在测量过程中，微处理器分析所施加的压カ和PTT之间的变化，如图2A中通过图示所示出的，以估计血压和PTT之间的关系。正如等式(2)中所示出的，以下，该关系利用首先估计患者的‘有效’平均动脉血压(MAP*(P))是如何随所施加的压カ(PappliJ变化的数学模型来被最好地描述。模型假设由袖带所施加的压カ阻塞患者的肱动脉，并且由此暂时地降低血流。这又增加了直接在袖带下面的血压，并且降低了在下游的桡动脉、尺动脉、和手指动脉中的血压。在压カ依赖性测量过程中，净效果是患者平均动脉血压(MAP)的临时的、压カ依赖性減少，其在等式(2)中示出为AMAP(P)。以经验为主来确定的因数(F)考虑在所増加血压的区域(在袖带下面；大约IOcm)和所降低血压的更大区域(从袖带向下的手臂的长度，大约50cm)之间的比。F典型地在0.6和0.9之间，并且在测量之前被编程到算法中。A MAP (P) =F X (Papplied-DIA臓x)(2)MAP* (P) =MAPindex- A MAP (P)使用等式⑵，当所施加的压カ从DIAindex増加到MAPindex吋，PTT和MAP*⑵的成对值被确定用于每次心跳。在单个的压カ依赖性测量过程中，该方法产生多个数据点，其然后可以与将PTT和MAP相关的数学函数(例如，线性函数)拟合。典型地，这些參数成反比，BP, PTT变得更短并且血压增加。在典型的实施方案中，因此，在压力依赖性指标测量过程中所确定的逆线性关系然后用在随后的无压カ测量过程中，以将所测量的PTT转换成血压值。在等式⑵中，DIAindex和MAPindex利用在膨胀过程中示波的血压测量来确定。SYSindex可以在示波的血压测量过程中间接确定，或者通过分析PPG波形中的压カ依赖性脉搏振幅来间接测量。在该实施方案中，如图2B中所示出的，脉搏振幅将随着所施加的压カ逐渐減少，并且当该压カ等于SYS时最终消失。在微处理器上运行的传统的峰值探测算法可以因而探测图2B中所示出的光学脉搏振幅的开始，以形成对收缩血压的直接測量。可选地，‘拟合’算法可以利用数学函数(例如，线性函数)来对脉搏振幅随所施加压カ的系统减少而建模，以估计收缩血压。图3A和图3B示出了对于单个患者作为MAP* (P)(图3A)和MAP (图3B)的函数的PTT的图。在图中的每个数据点126、129包括代表近似测量误差的误差条。在图3A中，在复合方法的单个30-秒压カ依赖性测量的过程中，数据点126被确定；每个数据点代表用于个体心跳的PTT和MAP* (P)值。这些数据例如通过将与图2A中所示出的測量(作为所施加压カ的函数的PTT)相似的測量和等式(2)(根据所施加的压カ所计算的MAP*(P))相结合来推导。相反，在图3B中的两个数据点129通过在单独的血压测量过程中简单地測量PTT和MAP来推导。每次测量通常花费大约60秒来完成；在患者的血压(和相应的PTT)相差可测量的量时，它们在时间上単独的点被理想化完成。两个示了在复合方法的压カ依赖性测量过程中确定PTT和血压之间的患者特异性关系的优点。正如图3A中所示出的，数据点126近似地在相对大的血压范围上(典型地15mmHg或者更高)变化；它们典型地紧密相关，并且尽管任何测量误差，它们可以用由虚线125所示出的单ー线性方程(y=Mx+B)来容易地拟合。相反，如果患者的血压比较稳定，那么图3B的两个数据点129可以具有相似的值，即使它们相隔几小时被测量。甚至当测量误差很低时，这两个值可以利用不同线性等式(y =Mlx+Bl和y =M2x +B2)产生拟合。在该例子中，使用不准确的线性等式可能又导致PTT和血压之间的不准确的关系。最終，这増加了对基于PTT的血压测量的误差。图4A和图4B示出了在使用膨胀(图4A)和放气(图4B)的压カ依赖性测量过程中对于单个患者所测量的实际PTT vs. MAP* (P)和MAP数据。在图中，三角形指示在复合方法的压カ依赖性指标测量过程中所确定的PTT vs.MAP*(P)。这些数据代表血压测量的校准。方形指示接下来的測量，其中，MAP通过使用自动的血压袖带来确定，以及PTT通过使用此处所描述的体佩式监视器来确定。正如从图中很清楚的，与放气过程(图4B)中所测量的PTT vs. MAP* (P)的值相比，在膨胀过程中(图4A)所测量的PTT vs. MAP* (P)的值具有紧密、良好相关的分布。这指示根据在膨胀过程中进行的压カ依赖性测量所确定的校准可能比在放气过程中所进行的校准更准确。不受任何理论所束缚，该差异可能是受基于膨胀的压力依赖性测量所得，其逐渐减小下面动脉的血流，直到其最終阻塞。相反，基于放气的測量首先完全阻塞动脉，而然后当袖带放气时逐渐地減少阻塞。拦高的血液在该过程中快速地流过动脉。血流的该增加可能引起波动以及増加PTT值变化性的其它复杂的血液动力学事件。在基于膨胀的测量过程中，这个过程可能不存在。在图4A中，由虚线130所示出的PTT vs. MAP*(P)的值的线性拟合还与PTT vs. MAP的测量拟合。这指示在压カ依赖性测量(三角形)过程中所确定的校准可以用来准确地測量在随后的无压カ的測量(方形)过程中所形成的血压值。在图4B中，由虚线131所示出的对PTT vs. MAP*(P)值的线性拟合不准确地拟合对PTT vs. MAP的测量。基于PTTvs. MAP* (P)值的变化，该结论是被希望的，并且指示与在膨胀过程中进行的校准相比，该校准具有相对低的准确性。在复合方法中使用基于膨胀的示波測量法图5A图示了基于膨胀和基于放气的示波血压测量之间的等价物。图的顶部示出了在压カ依赖性测量过程中所测量的未滤波压力波形139，其包括膨胀137和放气138的时段。在两个时段中，与患者心跳相关联的脉搏耦合到袖带的气囊中。在測量之后，压カ波形139通过使用0. 5 — 5. OHz数字带宽滤波器来处理，以去除慢慢变化的基线。正如图5B中所示出的，滤波导致了时间依赖性压力波形140，其特征为在膨胀和放气过程中所测量的独立脉搏串；在所述串中的每个脉搏的时间依赖性振幅的特征在于高斯包迹。与高斯包迹的峰值相对应的压力代表平均动脉压力的直接測量。当包迹与其最大值的比是0. 72吋，间接被测量的舒张血压对应于小于平均动脉压カ的压力。该比例连同用于收缩血压的比(典型地0. 55) 一起在美国专利6，719，703中更详细地来描述，其内容通过引用并入本文。 正如以上所述，示波測量法用在指标测量过程中来确定SYSindex、DIAindex,和MAPindex。这些值从‘处理的压カ波形’来提取，正如图6中所示出的，其根据如图5中所示出的膨胀过程中所收集的压カ波形来确定。压カ波形指示在时间依赖性压力波形中的每次心跳诱导的脉搏的振幅如何随由袖带所施加的压カ变化。在测量过程中，在图24A中所示出的充气系统中的压カ传感器收集和数字化压カ波形，其然后如以下所述被处理以确定处理的压カ波形，以及最終的SYSindex、DIAindex、和MAPindex。ニ阶数字滤波算法确定处理的压力波形。这包括首先利用带通滤波器滤波原始的压カ波形，在该典型的应用中，其特征为通过在0. 5 — 7. 5Hz之间的频率的ニ阶无限脉冲响应(IIR)函数。ニ阶IIR滤波器传递函数典型地采用形式i^(2)=fc±M±￡i(3)以及被实现为差分等式，正如等式(4)中所示出的 y [n] =b0x [n] +b:x [n-1] +b2x [n-2] -aj [n~l] ~a2y [n-2] (4)输入ー阶IIR滤波器是原始的、未处理的压カ波形，其与图5A中所示的波形相似。利用ー阶的处理产生与图5B中所示出的波形相似的脉搏波形。为了去除任何相位失真，IIR滤波器在正向和反向中被执行。反向滤波步骤加倍有效阶的滤波器，并且抵销由正向滤波工作所诱导的任何相位失真。反向滤波步骤通过实行标准IIR差分等式(即，等式(4))、执行输出数据的时间反转、以及然后实行相同的IIR差分等式来实施。虽然在去除相位失真过程中有效，但是这种附加的步骤需要额外的差分计算，这不能实时处理数据流。这又增加了腕戴式收发器的能耗，并且因而缩短了电池寿命。因为袖带在患者的手臂周围膨胀，由于患者运动的扰动、袖带中的扭结、泵马达的快速改变、以及其它假缺陷可以影响压カ波形。这种扰动典型地是非生理学的，并且因而将被去除以最小化它们对高斯包迹的影响。它们的影响可以由大量不同技术来最小化。这些技术包括设定等于零的压カ波的某些含噪声部分以及去除在比较短的时段上显示值快速改变的波形中的任何数据点。在潜在的假缺陷已经被去除之后，脉搏波形被整流以为第二滤波工作作准备。整流包括将波形转换成特征为仅仅正成分的新波形(Pkect)。Pkect根据最初的压カ波形通过使用以下等式(5)来计算 #1 I*1 x)纖,QmM《0
PifCTi1F IC
[PowsW 麵■为了完成滤波过程的第二阶段，整流波利用基于IIR滤波器的数字低通滤波器来滤波。低通滤波器典型地仅通过低于0. 2Hz的分量，以产生指示脉搏振幅变化的平滑、低频的包迹，正如图6中所示出的。该波形代表‘处理的压カ波形’，并且可以然后利用从示波测量法借用的技术来分析，以确定患者的‘指标化’的血压值，即，SYSindex、DIAindex和MAPindex。特别地，处理的压カ波形的峰值对应MAPindex。这是因为在示波测量过程中，当肱动脉跨壁压カ是零时，心跳诱导的脉搏的最大振幅出现。这发生在袖带内部的压カ等于肱动脉中的MAP吋。示波測量法因而代表MAP的直接測量。SYSindex和DIAindex通过使用基于在MAPindex两侧上的波形振幅的经验模型来计算，正如图6中所指出的。在实际的测量过程中，处理的压カ波形的峰值通过使用标准方式来确定，例如，计算数学推导以及确定正到负的过零点。SYSindex和DIAindex然后根据与MAPindex相比分别位于高压和低压处的波形的特征来确定。再參考图6，SYSindex例如是与处理的压カ波形右手(高压)侧的峰值振幅0. 55倍相对应的压力。DIAindex是与波形左手(低压)侧的峰值振幅0.7倍相对应的压力。与SYSindex和DIA通EX对应的上述比例(0. 55和0. 70)典型地通过利用大且不同的患者群体的研究来以经验为主地确定。它们可以随着与给定患者相关联的生理属性改变。例如，比例可以根据患者的MAP、处理的波形的形状、心率、生物測量数据(例如，性别、高度、重量、年龄)、以及其它因素来改变。描述比例随着 处理的压力波形改变的引文在以下引文中被描述，其内容通过引用完全并入本文Amoore等人，Blood PressureMonitoring 2007;12:297-305, ‘Effect of the shapes of the pulse amplitudeoscillometric envelope and their characteristic ratios on the differencesbetween auscultatory and oscillometric blood pressure measurements,。一旦被石角定，MAPINDEX、SYSindex和DIA INDEX的值可以通过使用大量简单的试验来检查准确性。例如，以下通过使用等式(6) ,MAPindex可以与根据SYSindex和DIA INDEX所确定的几何MAP(MAPm)进行比较。该试验是基于MAP、SYS和DIA之间的内在关系，正如以下引文中所描述的，其内容通过引用完全并入本文Chemla 等人，J Appl Physiol 2005;99:2278-2284, ‘Mean aorticpressure is the geometric mean of systolic and aiastolic pressure m restinghumans，。|MAP_| > DIFFmax，其中，MAP腳=(MAPindex-MAPgeo) (6)在等式￠)中，MAP■根据以下等式来确定MAPGEO = V (SYSindex X DIAindex)(7)在实施方案中，例如，DIFFmax等于13mmHg。这意味着如果MAPindex和MAPseq之间的差大于或者小于13mmHg，測量被拒绝。例如，如果处理的压カ波形由于在示波测量过程中所发生的运动相关的假缺陷而失真，这种情形可能发生。当示波測量被拒绝，返回NULL值，并且体佩式监视器通知充气系统再次膨胀袖带，并且重复测量。一旦MAPindex、SYSindex和DIA INDEX被确定，收缩率和舒张率(Rsys和Rdia)如以下等式
(8)所述来计算
[010

本发明提供一种连续测量血压的技术，其基于脉搏传导时间并且其不需要任何额外的校准。该技术(此处被称为‘复合方法’)利用体佩式监视器来执行，其测量血压和其它生命体征，并且将它们无线地传输到远距离监视器。典型地放置在患者右臂和胸部上的体佩式传感器网络与体佩式监视器连接，并且测量时间依赖性ECG、PPG、加速计、以及压力波形。一次性使用传感器可以包括袖带，所述袖带特征为与压力传感器耦合的可膨胀气囊、三个或者更多电传感器(例如，电极)、三个或者更多加速计、温度传感器、以及附着到患者拇指上的光传感器(例如，光源和光电二极管)。