专利名称：：用于改进的非创血压估计的自适应频域滤波的制作方法
技术领域：
：本公开涉及非创(non-invasive)血压监视的领域。更具体而言，本公开涉及改进的受伪像损害的示波数据处理的自适应滤波技术。
背景技术：
：人类心脏周期性地收缩以便强制血液通过动脉。作为该抽动动作的结果，压力脉沖或振荡存在于这些动脉中并且使它们循环改变体积。每次循环期间的最小压力就是公知的舒张压而每次循环期间的最大压力就是^^知的收缩压。已知为"平均动脉压"(MAP)的另一个压力值表示在每次循环中测得血压的时间加权平均。虽然许多技术可用于确定患者的舒张压、收缩压和平均动脉压，通常用于非创血压监视的这样一种方法被称为示波技术。测量血压的该方法涉及在患者身体的四肢周围(例如患者上臂)应用可充气的袖带。袖带随后充气到患者收缩压之上的压力并且随后以一系列小的步幅增量地降低。气动地连接到袖带的压力传感器测量整个放气过程的袖带压力。传感器的灵敏度使得它能够测量由于血液流经患者动脉而在袖带中出现的压力波动。在每次心跳时，血液流动引起动脉体积上小的变化，该变化传递到充气的袖带，进一步引起袖带中轻微的压力变化，该变化随后由压力传感器检测。压力传感器产生表示与一系列小的周期性压力变化组合的袖带压力水平的电信号，这些压力变化关联于放气过程期间对于每个压力步幅的患者心脏的心跳。已经发现这些变化(称为"复形(complex)"或"振荡")具有对于应用的超过收缩压的袖带压力最小的峰-峰振幅。当袖带压力减小时，振荡规模开始单调增长并且最终达到最大振幅。振荡规模达到最大振幅之后，随着袖带压力继续减小，振荡规模单调减小。诸如此的示波数据经常描述为具有"钟形曲线"的外形。确实，可计算表示测得的示波脉沖的最佳拟合曲线或包络。生理学上，最大振荡振幅值处的袖带压力大约为MAP。此外，等同于收缩压和舒张压的袖带压力处的复形振幅具有与该最大振荡振幅值的固定关系。因此，示波方法基于在各个袖带压力处^r测到的振荡振幅的测量。根据示波方法操作的血压测量设备检测在各个施加的袖带压力水平处的压力振荡振幅。在设备通过预定的压力模式自动改变袖带压力时，这些振荡的振幅以及施加的袖带压力存储在一起。这些振荡振幅定义了示波"包络"并且经过估计以便找到最大值及其相关的袖带压力，其大约等于MAP。产生与最大值具有某一固定关系的振荡振幅的低于MAP值的袖带压力被指明为舒张压，并且类似地，产生振幅与最大值具有某一固定关系的复形的高于MAP值的袖带压力被指明为收缩压。在收缩压和舒张压处振荡振幅分别与MAP处最大值的关系是从经验得到的比率，取决于本领域技术人员优先选择。通常，这些比率在MAP处振幅的40%-80%范围之内指明。确定振荡幅度的一种方式是在计算上对记录的振荡振幅及对应的袖带压力水平来拟合曲线。拟合曲线随后可用于计算MAP数据点、收缩数据点和舒张数据点的近似值。MAP的估计被用作最大振荡时的袖带压力水平。MAP的一种可能的估计因而可通过在拟合曲线上找到一阶导数等于零的点来确定。根据该最大振荡值数据点，收缩压和舒张压处的振荡振幅可通过采用MAP处振荡振幅的百分比来计算。用这种方式，沿拟合曲线的收缩数据点和舒张数据点均可计算，因此也可估计它们相应的压力。该曲线拟合技术具有滤波或平滑原始示波数据的优点。然而，在一些环境中，已经发现用于构建和处理示波包络的另外的滤波技术能够改进血压值的确定的精度。血压计算的可靠性和可重复性由精确地确定振荡振幅的能力决定。然而，振荡振幅的确定易受到伪像损害。由于示波方法取决于在测得的袖带压力中检测轻微的波动，影响该袖带压力的外部力可产生在某些情况下可完全掩蔽示波数据或者在其它情况下使示波数据无效的伪像。一种此类伪像的源是来自患者随意运动或无意运动。诸如患者颤抖的无意运动可在示波数据中产生高频伪像。诸如由于患者移动他或她的手臂、手或肢体引起的那些随意运动伪像，可产生低频伪像。目前可用的系统可能够确定采集的示波数据是否已经受到伪像破坏；然而，当前的滤波技术在去除具有与期望示波数据相似频率含量的伪像方面效率很低。备选地，非创血压系统可简单地拒绝已经指明为被伪像破坏的示波数据。在这些实例中，必须在每个压力步幅处采集更多的示波数据直到可获得合理地无伪像的示波数据。这可能大大的延长用于确定患者血压的时间并且使患者遭受增加的与限制血液流动到相关四肢的可充气的袖带相关联的不适。
发明内容本文中公开了计算用于确定患者血压的示波包络的方法。该方法可包括接收示波信号和患者心率指示的步骤。接着，计算心率的基频和至少一个谐波频率。示波数据随后转换到频域。频域示波信号随后在心率基频和至少一个谐波频率处被滤波。接着，示波信号可从已滤波频域信号重构以产生重构的示波信号。最后，可从重构的示波信号确定示波包络数据点。本文中还进一步公开了用于处理来自血压袖带的多个压力步幅的示波数据以确定患者血压的系统。系统可包括连接到患者的心率监视器。心率监视器获得在每个压力步幅处的患者心率。时域到频域转换器接收在每个压力步幅处获得的示波数据并将示波数据转换到频域。谐波频率计算器连接到心率监视器并且该谐波频率计算器至少推导出心率基频。连接到时域到频域转换器和谐波频率计算器的滤波器产生已滤波频域示波数据。重构计算器接收已滤波频域示波数据并从已滤波频域示波数据重构时域示波信号。示波包络计算器处理在每个压力步幅处的时域示波信号以从对应于每个压力步幅的包络数据点产生示波包络。血压确定计算器连接到示波包络计算器并且分析示波包络以确定患者血压。图1示出了用于非创血压测量的系统的实施例；图2是示出从血压袖带采集的示波数据的图3是用于示波数据的抗伪像分析的系统的实施例；图4是示出用于示波数据的抗伪像分析的方法的实施例的流程图5a-5d是示出适应于各种患者心率的通带滤波器的图6a-6c是示出对通常无伪像的示波数据执行的信号处理的图7a-7c是示出对带有高频含量伪像的示波数据执行的信号处理的图8a-8c是示出对带有低频含量伪像的示波数据执行的信号处理的图。具体实施例方式图1示出非创血压(NIBP)监视系统10的实施例。NIBP监视系统10包括作为戴在患者14手臂或其它四肢上的常规的弹性、可充气的且可^L气的袖带的压力袖带12。处理单元16控制布置在加压空气源20和压力管道22之间的充气阀18。当控制充气阀18以增大袖带12中的压力时，袖带12在患者14的手臂周围挤压。当袖带12内达到足够的压力量时，袖带12完全咬合患者14的臂动脉。袖带12完全充气之后，处理单元16进一步控制放气阀24以开始增量地将压力从袖带12通过压力管道22往回释放并释放到大气中。在袖带12的充气和增量的^L气期间，通过压力管道28气动地连接到压力袖带12的压力传感器26测量压力袖带12内的压力。在备选实施例中，与增量地放气相反，袖带12被连续放气。在这种连续放气的实施例中，压力传感器26可连续地或者以规则间隔增量地测量袖带内的压力。当袖带12内的压力减小时，压力传感器26将检测测得的袖带压力中的示波脉冲，其表示随着每次心跳患者血液流进臂动脉引起的压力波动以及为了容纳另外体积的血液而产生的动脉扩张。压力传感器26测得的袖带压力数据(包括示波脉冲)提供给处理单元16使得袖带压力数据可被处理并分析以及患者血压(包括收缩压、舒张压和MAP)的确定可在显示器30上显示给医师。处理单元16还可接收由心率监视器32获得的患者14的心率指示。心率监视器32使用各种常用的心率检测技术中的一种或多种来获得患者14的心率。可使用的一种心率检测技术是心电图法(ECG)的心率检测技术，其中连接到患者14上特定解剖学位置的电引线34监视通过患者心脏的电活动的传播。备选地，患者心率可使用Sp02、体积描记法或者包括袖带压力数据的信号处理和分析的其它已知技术来获得。图2是示出可从图1所示NIBP监视系统IO获得的各种压力值的图。压力传感器26确定的袖带压力表示为袖带压力图36。袖带压力在38a处达到最高点，它是袖带12在该处已被处理单元16控制而完全充气的袖带压力。处理单元16控制袖带12的充气使得38a压力充分高于患者的收缩压。这可通过参考通过参照标准的医学实践或者血压估计而先前确定的患者血压数据的值来控制或修改。袖带压力图36随后在一系列压力步幅38-38u处增量地减低，其反应了袖带12中由放气阀24控制的每个增量的压力减小。在袖带压力达到不再完全咬合患者臂动脉的压力步幅之前，测得的袖带压力将显示示波脉冲40。在每个压力步幅处检测的示波脉冲的数量控制为患者心率和NIBP系统在每个压力步幅处采集数据的时间长度的函数，但通常而言在每个压力水平记录袖带压力数据来获得至少两个示波脉冲。在每个压力步幅增量测量袖带压力，包括示波脉冲数据，直到袖带压力达到某个增量使得示波脉冲足够小到完全指定示波包络，诸如在压力增量38u处可见的。在该点，处理单元16控制;^文气阀24以完全将压力袖带12放气并且血压数据的采集是完整的。图2还示出使用从一系列增量的袖带压力步幅采集的示波脉冲数据计算的示波包络42。处理单元16隔离每个压力步幅处的示波脉冲，并且创建最佳拟合曲线来表示示波包络42。示波包络可用于估计收缩压、舒张压和MAP。MAP44确定为对应于示波包络42的峰值44的压力步幅增量38k。一旦确定了MAP，收缩压46和舒张压48可识别为与特定振荡振幅相关联的压力水平值，特定振荡振幅是MAP压力水平处振荡振幅的预定的百分比。在一个实施例中，收缩压46对应于压力增量38h，在该增量处示波包络振幅是50%的MAP的示波包络振幅。在另一个实施例中，舒张压48关联于压力增量38n,在该增量处包络振幅是MAP处包络振幅的60%到70%之间。用于估计收缩压和舒张压的MAP振幅的百分比通常是40。/。到80%之间，取决于处理单元16使用的具体算法。在备选实施例中，在每个压力步幅处的示波脉冲振幅取平均以产生示波包络数据点。在这些实施例的一些实施例中，诸如在压力步幅处消除开头的和/或最后的示波脉沖或脉冲匹配的技术可用于改进计算得出的示波数据点的质量。示波包络42也可通过使用在压力步幅处的复形振幅的平均值作为最佳拟合曲线输入数据点来创建。备选地，示波包络42的数据点可以是在每个压力步幅处的示波脉沖最大振幅。从图2中可以看出，示波脉冲相对于总的袖带压力和压力增量步幅比较小。这使示波脉冲的检测非常易于受到噪声和其它伪像的影响。虽然能够容易地滤波较高频率噪声，例如60Hz电磁噪声，但示波脉冲较小的规模使得充分过滤由于人的运动引起的伪像非常困难，因为这些伪像通常在较低信号频率，使得伪像的频率类似于示波脉沖信号的频率。本文中公开的确定血压的方法和生理学监视系统旨在提供改进的示波脉沖信号处理以去除与示波脉沖频率类似的伪像。在期望生理信号和伪像具有特定频率含量性质时，本文中公开的实施例可引起较高质量示波脉沖信号的产生；这导致构建示波包络和计算患者血压估计中的精度增大。图2展示了使用步幅放气获得示波信号的示例；然而，诸如通过连续放气获取示波信号的其它技术是可能的，而本文中给出的描述不是要限制以下关于步幅收缩所公开的实施例的用处。图3示出示波数据处理系统50的实施例。数据处理系统50包括从压力袖带12采集原始示波脉冲信号的压力传感器26。压力传感器26可以任何合适的采样率对袖带压力采样。在一个实施例中，压力传感器26可以每秒400样本的速率对袖带压力采样；然而，在另一实施例中，可使用本领域技术人员已知的每秒100样本或者任何其它采样率。在其它实施例中，可控制袖带压力使得每个压力增量步幅持续大约五秒。然而，每个压力增量步幅的时间长度和备选地为每个压力步幅记录数据的时间长度可通过采样率和关于记录的示波脉沖的期望分辨率来确定。因此，用于论述目的的示范实施例可以每秒400个样本的采样率记录5秒的数据，从而为每个压力步幅产生大约2000个样本的示波脉沖信号。然而，可以理解，引起不同数目样本的示波脉冲信号的多种多样的采样率和/或压力步幅长度可用于将被本领域技术人员识别的备选实施例中。原始示波信号52随后发送到时域到频域转换器54。时域到频域转换器可以是离散傅立叶变换算法(DFT)。时域到频域转换器54将原始示波信号从时域信号转换为频域信号。虽然许多技术可用于此转换，一种此类技术将是512点快速傅立叶变换(FFT)的应用。FFT的规模可在从256点或更少到2048点或更多的范围内，取决于釆样率和期望的输出分辨率。时域到频域转换的结果是表达相关于其频率的示波信号，而不是表勤目关于时间的信号。频域信号随后发送到一个或多个频域滤波器。在一些情况中，取决于所需的滤波，完全的FFT计算可以是不必要的。某些频率或频带可以是所需的唯一信息。因此，在下文中，虽然FFT是用作时域到频域转换器的标准示例，但当应用本文公开的原则时其它更有效率的计算也是可能的。数据处理系统50还可包括在获得原始示波脉沖信号的同时获得患者心率的心率监^f见器32。如前所述，心率监^L器32可包括ECG或Sp02技术；然而，在备选实施例中，心率可根据来自时域到频域转换器54的频域示波信号确定。心率56提供到与频域滤波器(58、64、62)相关联的至少一个谐波计算机(64、66、68)。通过使用心率来控制频域滤波，示波脉沖信号即4更当心率在不同的确定之间变化或者甚至在血压确定内变化也可最佳地得到。在数据处理系统50中，频域示波信号提供到基频滤波器58、一次谐波滤波器60并且可提供到任意数量的附加的n次谐波滤波器62。每个频域滤波器分别与诸如基频计算机64、一次谐波计算机66和n次谐波计算机68的谐波计算机相关联。每个谐波计算机(64、66、68)接收患者心率并计算相关联的患者心率56的谐波频率。与谐波计算机相关联的频域滤波器(58、60、62)由中心在相关联心率谐波的合理窄带宽的带通滤波器组成。每个通带的合理窄带宽可以是小于或等于谐波频率的带宽。在一个实施例中，每个滤波器的带宽可以是0.6Hz;然而，这不是要限制本公开范围内可使用的带宽范围。图5a-5d示出可应用于患者ECG数据的自适应滤波器的示例。图5b-5d示出在三个不同心率(即60BPM、120BPM、180BPM)处的示范滤波器。参照图5b,如果患者测得的心率是60BPM,则谐波计算机会将基频计算为1Hz、将一次谐波计算为在2Hz处而二次谐波计算为在3Hz处。因此，图5b示出的滤波器显示了中心在1Hz基频处的窄的滤波器通带51。另一滤波器通带53中心在一次谐波2Hz处而第三通带55中心在二次谐波3Hz处。图5b所示滤波器与图5c和5d所示滤波器的比较显示出当患者心率变化时，滤波器通带的中心频率调整为中心在与测得的患者心率一致的基频和谐波频率处。因此，图5c中通带57中心在2Hz处，这是心率为120BPM的ECG凝:据的基频。类似地，中心在4Hz59和6Hz61处的通带中心分别在120BPMECG数据的一次谐波和二次谐波处。最后，在图5d中如果患者的心率为180BPM，则ECG教:据具有3Hz的基频，通带63位于该基频处。另一通带65定位于一次谐波频率(6Hz)处而又一通带67定位于二次谐波(9Hz)处。因此，正如从图5b-5d所示滤波器的比较可以看出，其中可出现噪声或者其它伪像的相当数量的频带宽度可通过适应性地将通带中心定在心脏数据所处于的特定频率来滤除。这种类型的自适应滤波在去除^f氐频(小于1Hz)噪声(例如与患者运动伪像相关联的噪声)时尤其有用。在那些其中噪声伪像仅存在于自适应通带外部的频率处的实例中，可实现噪声伪像的完全衰减或者4妾近完全衰减。在图5a中示出备选实施例，其中患者心率(在该示例中是36BPM)可能低于预定阈值。阈值不是要通过本示例来限制，而是在实施例中可在可能的患者心率范围内任意心率处设立。在图5a所示实施例中使用了单通带69;然而，单通带69包括确定的心率频率谐波中的每一个。信号通带69可将中心定在整个心率谐波频率组上。在图5a的本示例中，心率为36的ECG数据将具有0.6Hz处的基频、1.2Hz处的一次谐波以及1.8Hz处的二次谐波。因此，单通带69可将中心定在确定的谐波频率的平均值处，或1.2Hz。作为进一步的示例，如果只使用了基频(0.6Hz)和一次谐波频率(1.2Hz)，则单通带可将中心定在0.9Hz处。因此，单通带69仍展示了中心频率处以及截止频率处的自适应滤波特征仍由与ECG数据相关联的患者心率确定。重新参照图3,数据处理系统50因此从每个频域滤波器(基频滤波器58、一次谐波滤波器60以及n次谐波滤波器62)产生已滤波频域信号。这些信号中的每个信号由中心在之前提到的心率谐波频率的小频带的频域数据组成。这些已滤波频域信号均提供给示波波形重构器70,其采用接收的已滤波频域信号并重构单个时域示波信号。可用于重构时域示波信号的一种技术是逆FFT。由于保留在已滤波频域信号中的数据的量较小(与初始频域信号比较)，一些实施例可使用简化的数据处理技术来将已滤波频域信号转换回时域。重构的示波信号72随后提供到振荡规模计算器74，其测量重构的示波信号72中示波脉冲的振幅，使得示波包络可使用来自该压力步幅的数据构建。在备选实施例中，数据处理系统50还可包括对获得的原始示波数据执行基本信号处理功能的另外的信号处理器(未示出)。这些基本信号处理功能可包括现有的带通滤波技术以去除大大超过或大大低于期望的示波脉冲数据频率处的信号数据，示波脉冲消除长期趋势、或去除获得的原始示波信号的任意DC分量。图4是示出处理示波信号方法实施例的流程图。该方法可在步骤100处开始于接收由压力传感器从压力控制袖带的压力步幅记录的原始示波信号。接着，在步骤102中，步骤IOO处接收的示波信号转换到频域。如上文提到的，步骤102中示波信号从时域到频域的转换可通过使用FFT执行，FFT的规模将由示波信号中的数据量确定，数据量由信号本身长度以及获得信号所用的采样率控制。在步骤104处将频域谐波滤波器应用到频域示波信号。频域谐波滤波器的特性由获得患者心率的步骤106及使用获得的患者心率来计算一个或多个心率谐波频率的步骤108来确定。在步骤108中计算患者心率的至少一个谐波频率可生成的结果是心率基频、心率一次谐波频率等等直到计算出患者的n次谐波频率。然而，在一些实施例中，为了构建用于本文公开的系统和方法的具有期望特性的一个或多个频域滤波器，可仅有基频、一次谐波和二次谐波是必需的。从步骤108计算的心率基频和谐波频率用于创建步骤104中应用的频域谐波滤波器。虽然该系统和方法之前已经参照图3描述为结合并应用多个参照图5a描述的单独的频域谐波滤波器，备选实施例可使用步骤108中计算出的心率谐波频率来创建单通带频域滤波器，其特性(即中心频率和截止频率)适应于确定的心率基频和谐波频率。不考虑步骤104中使用的频域谐波滤波器的结构或数据流或步骤104中将频域滤波器应用于频域示波信号的结果，步骤110中已滤波频域示波信号必须重构为时域示波信号。存在多种从频域信号重构时域信号的熟知技术，例如逆FFT。可以理解，频域示波信号上执行的滤波可减少结果已滤波频域信号的复杂度，使得简化的时域重构算法可实施。最后，步骤110中重构的时域示波信号用于识别用于创建示波包络的示波脉沖。在一些实施例中，每个压力步幅处新重构的示波脉沖可单独地用作进一步确定包络(例如找到最大振荡振幅)的输入。在其它实施例中，在每个压力步幅处示波脉沖的振幅平均值可用作作为进进一步注意到在一些实施例中，可消除在每个压力步幅处的开头的重构振荡和最后的重构振荡以进一步改进典型数据点的确定。构建示波包络之后，可计算患者血压估计。图6-8呈现了在实施才艮据^^>开的系统和方法的实施例期间获得的或创建的各种信号的图。关于本公开的系统和方法实施例的细节可参照图6-8的图更具体地描述。图6-8中每幅图表示不同类型的获得的示波信号以及因此在不同条件下执行的信号处理。图6a示出比较纯净的或理想的原始示波信号76。应该注意到，原始示波信号76看起来包括可变的DC分量。该DC分量可通过例如去除主DC分量的信号处理去除，或者通过线性地对緩慢变化的DC分量消除长期趋势。应该注意到，原始示波脉冲信号已经以400Hz的采样率获得以及对于图6a的图，已经获得2000个数据点。因此，原始示波脉冲信号76表示心率大约每分钟54次心跳(BPM)的患者的大约5秒钟的数据。一旦示波信号76已经受DC去除或消除长期趋势，则计算结果信号的FFT。结果频域示波信号78在图6b中示出。心率基频是每秒心脏跳动的次数。此外，n次谐波频率是基频的(l+n)倍。因此，对于54BPM的心率，基频是0.9Hz，一次谐波在1.8Hz处以及二次谐波在2.7Hz处。频域示波信号78的部分可识别为在基频80、一次谐波82和二次谐波84处出现。因此，从图6b中频域示波信号78的描述可以看出具有严格地将中心定在每个基频和至少一个谐波频率上的通带的自适应频域滤波器将应该归因于示波脉冲的数据的通过最大化，同时去除了来源于噪声和其它伪#>的任何其它信号数据。图6c示出重构的时域示波信号85。图6a的示波信号76与图6c的重构的示波信号85的比较识别了重构信号85的每个示波脉沖与最初获得的示波脉沖相比具有改进的质量。该改进的信号质量因而引起改进的患者血压确定。图7a是患者颤抖时获得的原始示波信号86。相比于图6a，示波信号86中颤抖伪像的较高频率含量极大地混淆了示波脉沖。应该注意到，与示波信号86相关联的患者心率确定为80BPM。这可使用心率监视器或者通过应用到示波信号的信号处理来确定。在备选实施例中，心率可根据先前处理ECG信号的血压确定进程或者通过处理心率相关的任何其它生理信号来确定。80BPM的心率等同于1.33Hz的基频并且一次谐波和二次谐波分别定位于2.67Hz处和4.0Hz处。因此，在图7b示出的频域示波信号88中，仅有中心在基频90、一次谐波92和二次谐波94周围的示波数据是确定患者血压所要求的。正如可从图7a的原始示波信号86与图7c的重构信号96比较看出，重构的示波信号96提供了大大增强的信号，该信号不仅用于确定示波脉沖的位置和存在，还用于确定在压力步幅每个示波脉冲的振幅。图8a示出原始示波信号98,其中示波脉沖已经由于患者移动他或她的手臂造成的运动伪像而被混淆。该运动伪像相比于基础的示波信号频率较低并且极大地混淆了原始示波信号98内的示波脉冲。在采集示波信号98期间再次确定了患者的心率是80BPM。在心率为80BPM时，基频、一次谐波和二次谐波均相对于图7保持相同。如同图7的频域信号88—样，步骤8b中的频域示波信号120包括中心定在基频122、一次谐波124频率和二次谐波126频率的与患者血压的确定有关的信号数据。也应该注意到，虽然在本说明书中使用了基频、一次谐波频率和二次谐波频率，但是如果此类n次谐波被本领域技术人员认为是需要的，则滤波可扩展到n次谐波频率。随后在时域中重构已滤波频域示波信号以提供图8c中示出的示波信号128。对于该特定压力步幅的示波包络的相关联数据点可根据重构的示波信号128计算。使用适应于患者心率的频域自适应滤波系统和技术产生的益处是对最初获得的示波信号中的伪像的抗性和/或容忍性得到改进。这产生了降低在每个压力步幅处要记录的数据量、减小示波信号中噪声和伪像以及改善在每个压力步幅处示波信号的总体质量的益处。通常，当示波信号具有破坏信号的伪像或其它噪声时，NIBP系统将拒绝获得的已破坏数据并增大压力步幅的时间长度直到获得充足的示波信号。许多技术目前可用于确定所获得的示波信号何时质量足够好以便确定患者血压。然而，随着NIBP确定过程长度增加患者经历不适，因为可充气的袖带紧靠着患者手臂的压力以及由压力袖带对进入并离开患者手臂的血液流动产生闭塞。因此，4UHf的系统和技术的实施例使得能够使用在其它情况下可能由于不适合确定患者血压而被拒绝的示波信号。自适应频域滤波器的应用改进了结果示波信号的质量，根据结果示波信号估计示波包络以及最终估计患者血压。通常，在原始示波信号中特定频率处的噪声中存在显著的能量含量。高能含量的噪声的此类目标区域可包括关于某些患者运动伪像的低频(小于或等于1Hz)，关于其它患者伪像的高频(大于7Hz)或60Hz电磁线路噪声。使用针对性的、自适应通带滤波器允许高噪声含量的频率被滤除，而仅有已知包括示波数据的目标频率通过滤波器。因此，实现了改进的噪声和伪像的去除以及通过滤波器示波数据的改进。改进的重构的示波信号的信号质量增大了NIBP系统在计算患者血压上的精度。本文公开的系统和方法的实施例可只通过使用计算机来实施，使得计算机执行相关于本文中公开的系统和方法所公开的功能。这些计及通过减少来自压力步幅的示波信号可能由于不足以确定患者血压而4皮拒绝的才几会以减少的血压确定时间。该文字描述使用示例来公开实施例的特征，包括最佳模式，也使本领域技术人员能够制造和使用本发明。专利保护的范围由权利要求书限定并且可包括本领域技术人员想到的其它示例。此类其它示例如果具有与权利要求的文字语言没有区别的结构元件，或者如果包括与权利要求的文字语言差别不大的等效结构元件时，则它们要落入权利要求的范围内。各种备选和实施例可设想为在所附权利要求的范围内，具体来说，指出被认为是本发明的主题并且清楚地要求该主题的权利。<table>tableseeoriginaldocumentpage18</column></row><table><table>tableseeoriginaldocumentpage19</column></row><table><table>tableseeoriginaldocumentpage20</column></row><table>权利要求1.一种计算用于确定患者14的血压的示波包络42的方法，所述方法包括从连接到患者14的血压袖带12接收示波信号(100)；接收所述患者的心率的指示(106)；计算所述心率的基频(108)；计算所述心率的至少一个谐波频率(108)；将所述示波信号转换到频域(102)；使用包括所述心率的基频的带通滤波器58对频域示波信号滤波(104)以产生第一已滤波频域信号；使用包括所述心率的至少一个谐波频率的带通滤波器62对频域示波信号滤波以产生第二已滤波频域信号；从所述第一已滤波频域信号和第二已滤波频域信号重构示波信号(110)以产生重构的示波信号；从所述重构的示波信号计算示波包络数据点(112)。2.根据权利要求1所述的方法，其中将所述示波信号转换到频域的步骤102使用快速傅立叶变换(FFT)来执行。3.才艮据权利要求1所述的方法，其中计算所述心率的至少一个谐波频率的步骤108包括计算一次谐波频率和二次谐波频率。4.根据权利要求3所述的方法，还包括用中心在所述一次谐波频率处的通带对所述频域示波信号滤波(60)以产生第二已滤波频域信号的步骤104;以及用中心在所述二次谐波频率处的通带对所述频域示波信号滤波(62)以产生第三已滤波频域信号。5.根据权利要求1所述的方法，还包括以下步骤将所述患者的心率与预定阈值比较；以及如果所述患者的心率低于所述预定阈值，则使用包括所述基频和所述至少一个谐波频率的单带通滤波器来对所述频域示波信号滤波。6.才艮据权利要求1所述的方法，其中对所述频域示波信号滤波的步骤104使用中心在所述心率的基频处的合理窄的带通滤波器以及中心在至少一个谐波频率处的至少一个窄带通滤波器来执行。7.根据权利要求1所述的方法，其中所接收的示波信号来自血压袖带信号的单个压力步幅。8.根据权利要求6所述的方法，还包括在多个血压袖带压力步幅处重复所述方法以产生多个计算的包络凄t据点。9.根据权利要求8所述的方法，还包括从所述计算的包络数据点计算示波包络；以及从所述示波包络确定平均动脉压、收缩压和舒张压。10.根据权利要求6所述的方法，其中计算示波包络数据点的步骤112还包括去除开头的和最后的重构的振荡并从保留的重构的振荡确定示波包络数据点。全文摘要本发明用于改进的非创血压估计的自适应频域滤波，公开了用于处理来自多个压力步幅38a-u的示波数据以确定患者血压的系统10。连接到患者14的心率监视器32获得患者的心率。时域到频域转换器54接收示波数据并将示波数据转换到频域。谐波频率计算器68连接到心率监视器32并至少推导出心率基频。滤波器62连接到时域到频域转换器54以及谐波频率计算器68，其产生滤波器频域示波信号。重构计算器70接收已滤波频域示波信号并重构时域示波信号。本文中也公开了计算用于确定患者血压的示波包络42的方法。文档编号A61B5/021GK101513344SQ20091000475公开日2009年8月26日申请日期2009年2月20日优先权日2008年2月20日发明者L·T·赫尔什,R·F·唐胡,S·科卢里申请人:通用电气公司