，以获 得加权脉搏信号脉搏n_Wx(t)。在方法步骤（b)中应用了加权函数\这将在下文中进行更 详细的描述。
[0025] 最后，在方法步骤（c)中，对加权脉搏信号脉搏^^^ (t)求和，以获得患者脉波的 逼近脉搏?a(t)。在方法步骤（c)中，患者脉波的逼近脉搏:855 (t)可如下式来简单计算：
[0026]
[0027] 如上所述，由血压计检测的测得脉搏信号脉搏n_a_ (t)(如图4所示），即对应于 单次心跳的周期性压力变化，不仅在其振幅上变化，而且还在其脉波形状上明显变形。即使 尚不能完全理解这种现象，但推测其主要是由在动脉和压力袖带之间的身体组织非弹性回 复力（non-resilience)所引起的。
[0028] 发明人发现，在实际内部压力（即动脉血压）相对于外部施加压力（即袖带压力） 而等于预定差值（例如几乎为零）的时刻，在测得脉搏信号和实际动脉血压之间存在大体 线性的关系（例如，在施加的袖带压力大体等于实际的内部动脉血压的时刻，在例如上臂 内的动脉与压力袖带之间的身体组织是放松的，即不受偏压）。
[0029] 因此，为了获得改进的患者脉波逼近，将钳制压力钳制n(t)用作加权函数的输入 参数是有利的，其中该加权函数优选为压差函数。也就是说，可通过更加"强调"测得的脉 搏信号脉搏 n_a_ (t)曲线中的那些在实际的内部动脉血压等于预定比例的外部施加的袖带 压力的时刻所测得的部分，来向测得的脉搏信号脉搏n__⑴加权。
[0030] 但是，问题在于那种实际的内部动脉血压等于预定比例的外部施加的袖带压力的 时刻通常是未知的，这是因为实际的内部动脉血压（即患者的脉波）是未知的。实际上，患 者的脉波逼近是这种方法所追求的结果。
[0031] 为了解决这种问题，根据本发明方法的方法步骤（b)和方法步骤（c)优选为会再 次重复迭代至少一次。然后，可将第一次迭代循环的结果（即患者的脉波逼近）用作是第 二次迭代循环中的实际内部动脉血压的逼近。由此，可（至少逼近地）确定出那些实际的 内部动脉血压等于预定比例的外部施加的袖带压力的时刻。在第二次迭代循环中，可由此 在（第二次迭代循环的步骤（c)中）对加权脉搏信号脉搏n_wx (t)求和之前，相应地（在 第二次迭代循环的步骤（b)中）对测得的脉搏信号脉搏n_a_ (t)进行加权，以获得改进的 患者的脉波逼近脉搏?a(t)。
[0032] 这种方法的结果还可通过至少多于两次地重复迭代方法步骤（b)和方法步骤（c) 而改进，其中将在先的迭代循环中的方法步骤（c)的结果用作当前的迭代循环的输入值。 优选地，当前的迭代循环的加权函数为压差函数，所述压差函数包括作为输入参数的外部 施加的袖带压力，以及作为另一输入参数的实际内部动脉血压的逼近值，即在先的迭代循 环中所确定的患者的逼近脉波脉搏?a(t)。
[0033] 当然，不可能以这种方式来确定应用于真正的第一次迭代循环中的加权函数是， 这是因为不存在能作为输入的在先迭代循环的结果。因此，应用于第一次迭代循环中的加 权函数优选为与应用于第二次迭代循环和/或更高次迭代循环中的加权函数不同。由此， 与后续的迭代循环相比，第一次迭代循环提供了更加粗糙的患者逼近脉波脉搏(t)。例 如，第一次迭代循环的加权函数可如下式来简单确定：
[0034] 如果DAP<钳制n (t) <SAP，那么加权值ln= 1，
[0035] 否则，加权值ln=0，
[0036] 其中，DAP对应于动脉舒张血压，并且SAP对应于患者的动脉收缩血压。
[0037] 在这种情况下，在第一次迭代循环的方法步骤（c)中，可将以下公式用于计算逼 近脉波：
[0038] ^ '11-1
[0039] 如上文所述，应用于第二次迭代循环和/或更高次迭代循环中的加权函数优选为 压差函数，所述压差函数具有作为输入参数的钳制压力钳制"(0,以及作为另一输出参数 的从在先的迭代循环中获得的逼近脉波脉搏?a(t)。
[0040] 例如，应用于第二次迭代循环和/或更高次迭代循环中的加权函数可为三角函 数，优选地，当钳制压力钳制n(t)相对于从在先的迭代循环中所获得的逼近脉波脉搏:855 (t)而等于预定差值（优选为零）时，所述三角函数具有最大值。
[0041] 如果在第二次迭代循环和/或更高次迭代循环中将三角函数用作加权函数加权 n(t)，则可如下式来计算加权函数加权n(t):
[0042] 如果钳制n丨<脉搏逼近在先⑴ <钳制n，那么
[0043]
[0044]
[0045]
[0046] 否则，加权值"(〇 = 0。
[0047] 如上文所述，下标n指的是对应的测得脉搏信号脉搏n_a_ (t)的心跳数。如上文 所述，即使钳制压力钳制n相对于一个脉波的检测期间不是恒定的，但是为了简单起见，也 可认为钳制压力钳制在该检测期间内是大体恒定的，例如，对应于在相应的检测期间的开 始时刻的钳制压力钳制" =钳制n(tMn)。脉搏对应于在先的迭代循环的结果， 即患者的逼近脉波。
[0048] 作为三角加权函数的替代，应用于第二次迭代循环和/或更高次迭代循环中的加 权函数可为钟形函数，优选地，当钳制压力钳制n (t)相对于从在先的迭代循环中所获得的 逼近脉波脉搏而等于预定差值（优选为零）时，所述钟形函数具有最大值。
[0049] 在将钟形函数用作第二次迭代循环和/或更高次迭代循环中的加权函数加权 n(t)时，可如下式来计算加权函数加权n(t):
[0050]
[0051] 其中，参数pw与决定了钟形加权函数的半高宽的凭经验确定的参数相对应。优选 地，根据对测得的脉搏曲线的变形有影响的特定血压测量环境来选择参数口"。如果测得的 脉搏曲线的变形增大（例如，由于使用另一种血压测量装置），那么应减小袖带压力的增大 速率或减小速率，以在检测时间内测量更多的患者脉搏。在这种情况下，可为参数Pw选择 更小的值" 一船他.可优诜他枏抿以下方程来选择参数Pw:
[0052]
[0053] 其中，N为在检测期间内测得的脉搏的总数，即大体在袖带压力从患者的静脉舒张 血压DAP变到动脉收缩血压SAP或反之时所需的时间内测得的脉搏的总数。
[0054] 优选地，第二次迭代循环和/或更高次的迭代循环的方法步骤（c)还包括：将逼近 脉波脉搏?a(t)缩放至介于患者的舒张血压值DAP与收缩血压值SAP之间的差值。下面提 供了这种缩放的实施例。
[0055] 对逼近脉波脉搏:855 (t)的缩放确保了（缩放后的）逼近脉波的振幅正确地与患者 的实际脉波的振幅相对应。也就是说，通过使逼近脉波脉搏?a(t)的下极值大体对应于患 者的舒张血压值DAP而使逼近脉波脉搏(t)的上极值大体对应于患者的收缩血压值SAP 的方式来缩放逼近脉波脉搏?a(t)。如前文所述，如何基于所谓的"示波式无创血压测量方 法"来确定动脉舒张血压值DAP和动脉收缩血压值SAP，是本领域的技术人员所熟知的。
[0056] 如果在第二次迭代循环和/或更高次迭代循环的方法步骤（c)中缩放逼近脉波脉 搏?a(t)，那么将缩放后的逼近脉波脉搏igisM(t)(取代了逼近脉波脉搏:855 (t))应用于后 续迭代循环的方法步骤（b)中。
[0057] 类似地，方法步骤（a)还可包括：将测得的脉搏信号脉搏n_a_ (t)缩放至介于患者 的舒张血压值DAP与收缩血压值SAP之间的差值。
[0058] 在方法步骤（a)中，可通过采用以下方程来执行对测得的脉搏信号脉搏n (t) 的缩放：
[0059] 脉搏nj得缩放⑴=补偿n+缩放nX脉搏n_洒得⑴，
[0060] 其中，优选地如下式来计算参数补偿n:
[0061 ]补偿 n=DAP-min(脉搏 n__ (t))，并且
[0062] 其中，优选地如下式来计算参数缩放n:
[0063]
[0064] max(脉搏n__ (t))与对应于数量为n的心跳的测得脉波的最大值相对应。类似 地，min(脉搏n__ (t))与对应于数量为n的心跳的测得脉波的最小值相对应。
[0065]当然，本领域的技术人员显而易见地是，还可用其他方程来计算参数补偿n和缩放n。例如，方程同样地可基于患者的平均动脉压力MAP，所述平均动脉压也可基于所谓的"示 波式无创血压测量方法"而确定。
[0066] 如果在方法步骤（a)中对测得的脉搏信号脉搏n_a_ (t)进行缩放，那么将缩放后 的测得脉搏信号脉搏n (t)(取代了测得的脉搏信号脉搏n_a_ (t))应用于方法步骤 (b)中，以确定加权脉搏信号脉搏n_wx (t)。
[0067] 在这种情况下，在第一次迭代循环的方法步骤（c)中，以下方程可用于计算逼近 脉波脉搏?a(t):
[0068]
[0069] 其中，应用于第一次迭代循环中的加权函数加权"(〇优选为缩放后的测得脉搏信 号脉搏与钳制压力钳制"(〇之间的差的函数。
[0070] 根据另一方面，本发明涉及基于无创血压测量来逼近患者脉波的逻辑单元，其构 造为执行以下步骤：
[0071] -使用加权函数对在先测得的脉搏信号脉搏nil_⑴进行加权，以获得加权脉搏 信号脉搏^^⑴；
[0072] _对加权脉搏信号脉搏nWx (t)求和，以获得患者的脉波逼近脉搏:855 (t)，其中，这 些步骤优选为再次重复迭代至少一次。
[0073] 根据本发明的逻辑单元构造为执行上述方法