用於處理時間相關的測量信號的方法及裝置的製作方法

2023-10-04 17:56:39

專利名稱：用於處理時間相關的測量信號的方法及裝置的製作方法
技術領域：
本發明通常涉及處理從流體容納系統中獲得的時間相關的測量信號，尤其涉及對這種測量信號進行濾波，用於去除源自特定脈衝發生器的壓力脈衝。本發明例如可應用於 體外血液處理的流體容納系統。
背景技術：
在體外血液處理中，從患者抽取血液，通過體外血流迴路對血液進行處理然後將 其重新導入患者。通常，使用一個或多個泵浦裝置使血液通過該迴路循環。該迴路通常通 過插入到血管通路(blood vessel access)中的一個或多個接入裝置(例如，針頭或導管) 連接到患者的血管通路。這種體外血液處理包括血液透析、血液透析濾過、血液濾過、血漿 去除等。US2005/0010118提出了通過在體外血流迴路的其他壓力波中識別由患者的心臟 搏動引起的壓力波的頻率分量，並通過對從體外血流迴路的壓力傳感器獲得的壓力信號進 行頻率分析(例如傅立葉變換)，來監控患者的脈搏率、血壓以及血管通路狀態的技術。如 US2005/0010118所指出的，從由體外血流迴路中機械裝置引起的頻率分量和由心臟引起的 頻率分量的混合中可能難以提取相關的頻率分量。特別地，心臟的頻率分量可能與機械裝 置的頻率分量交疊。為了克服此限制，US2005/0010118提出了例如，在處理過程期間，在基 本操作頻率的一定範圍內改變血泵的頻率。通過快速傅立葉變換(FFT)分析來自體外血 流迴路中壓力傳感器的壓力信號，而快速傅立葉變換並不適於檢測頻率總在變化的頻率分 量。FFT分析被認為降低由血泵引起的頻率分量。然而，由體外血流迴路中其他機械裝置 (例如閥)引起的周期性事件仍會干擾監控。此外，可能不期望在處理過程期間具有經常變 化的泵浦頻率的血泵工作。例如，如果體外血流迴路是透析機的一部分，則甚至在通過體外 血流迴路的平均流量未改變時，透析劑量將隨著泵浦頻率的改變而下降。因此，需要一種作為替代的技術，用於在流體中的其他壓力波中識別患者的心跳， 並且尤其需要這樣一種技術，即，對於處理患者的心跳頻率相對弱和/或與這些其他的壓 力波的頻率分量至少部分一致並且/或隨時間變化的情形具有改進的能力。在其他技術領域可能出現相應的需求。因此，通常上講，需要這樣一種改進的技 術，即，處理從與第一脈衝發生器和第二脈衝發生器相關聯的流體容納系統中的壓力傳感 器獲得的時間相關測量信號，以通過在源自第一脈衝發生器和第二脈衝發生器的信號分量 中隔離出源自第二脈衝發生器的信號分量，來監控流體容納系統的功能參數。

發明內容
本發明的一個目的是至少部分地實現以上鑑於現有技術而提出的一個或更多個需求。根據獨立權利要求的方法、控制裝置以及電腦程式產品以及由從屬權利要求限 定的實施方式，至少部分實現這個目的以及從下面描述將出現的其他目的。
本發明的第一個方面是一種用於處理從流體容納系統中的壓力傳感器獲得的時 間相關的測量信號的方法，其中，所述流體容納系統與第一脈衝發生器和第二脈衝發生器 相關聯，所述壓力傳感器設置在所述流體容納系統中以檢測源自所述第一脈衝發生器的第 一脈衝和源自所述第二脈衝發生器的第二脈衝，所述方法包括以下步驟接收步驟，接收所 述測量信號；獲得步驟，獲得第一脈衝輪廓，該第一脈衝輪廓是所述第一脈衝的預測的時間 信號輪廓；以及濾波步驟，使用所述第一脈衝輪廓在時域中對所述測量信號進行濾波，以基 本上消除所述第一脈衝同時保留所述第二脈衝。 在一個實施方式中，所述濾波步驟包括減去步驟，從所述測量信號中減去所述第 一脈衝輪廓，其中所述減去步驟可以包括調節所述第一脈衝輪廓相對於所述測量信號的相 位，其中，所述相位可以由從耦接至所述第一脈衝發生器的相位傳感器獲得的、或者從所述 第一脈衝發生器的控制單元獲得的相位信息來表示。在一個實施方式中，所述第一脈衝輪廓是在所述流體容納系統中的基準測量中獲 得的，其中，所述基準測量包括以下步驟操作所述第一脈衝發生器，以生成至少一個第一 脈衝，以及從由所述流體容納系統中的基準壓力傳感器生成的基準信號，獲得所述第一脈 衝輪廓。在所述基準測量期間，可以操作所述第一脈衝發生器，以生成第一脈衝的序列，並 且可以通過識別並平均所述基準信號中的一組第一脈衝片段，來獲得所述第一脈衝輪廓。另選地或者附加地，在所述流體容納系統操作期間，所述基準測量可以間歇性地 進行，以提供更新後的第一脈衝輪廓。另選地或者附加地，所述壓力傳感器可以用作所述基 準壓力傳感器。另選地或者附加地，在所述基準測量期間，可以操作所述流體容納系統，使 得所述基準信號含有第一脈衝而不含有第二脈衝。另選地，所述基準測量包括基於含有第 一脈衝和第二脈衝的第一基準信號獲得組合脈衝輪廓；基於含有第二脈衝但不含有第一脈 衝的第二基準信號獲得第二脈衝輪廓；以及通過從所述組合脈衝輪廓減去所述第二脈衝輪 廓來獲得所述預測的信號輪廓。在一個實施方式中，所述獲得步驟包括獲得預定的信號輪廓，其中所述獲得步驟 可以進一步包括根據數學模型基於所述流體容納系統的一個或更多個系統參數的當前值 修改所述預定的信號輪廓。在一個實施方式中，該方法進一步包括步驟獲得所述流體容納系統的一個或更 多個系統參數的當前值，其中，獲得作為所述當前值的函數的所述第一脈衝輪廓。在一個實施方式中，獲得所述第一脈衝輪廓的所述步驟包括基於所述當前值在 基準資料庫中識別一個或更多個基準輪廓；以及基於所述一個或更多個基準輪廓獲得所述 第一脈衝輪廓。所述系統參數可以表示在所述流體容納系統中所述第一脈衝的速率。第一 脈衝發生器可以包括泵浦裝置，並且所述系統參數可以表示所述泵浦裝置的泵頻率。所述 基準資料庫中的每個基準輪廓可以是通過在所述流體容納系統中針對所述一個或更多個 系統參數的相應值進行的基準測量而獲得的。在一個實施方式中，獲得所述第一脈衝輪廓的步驟包括基於所述當前值在基準 資料庫中識別能量和相位角數據的一個或更多個組合；以及基於所述能量和相位角數據的 一個或更多個組合獲得所述第一脈衝輪廓。所述第一脈衝輪廓可以通過組合不同頻率的一 組正弦曲線而獲得，其中各正弦曲線的幅度和相位角可以由所述能量和相位角數據的一個 或更多個組合給出。
在一個實施方式中，獲得所述第一脈衝輪廓的步驟包括將所述當前值輸入至基 於所述流體容納系統的數學模型計算所述壓力傳感器的響應的算法中。在一個實 施方式中，所述濾波步驟包括減去步驟，從所述測量信號中減去所述第 一脈衝輪廓，以及所述減去步驟在調節步驟之前，在所述調節步驟中參照所述測量信號調 節所述第一脈衝輪廓的幅度、時標和相位中的至少一個。所述調節步驟可以包括使所述第 一脈衝輪廓與所述測量信號之間的差最小。在一個實施方式中，所述濾波步驟包括提供所述第一脈衝輪廓作為給自適應濾 波器的輸入；計算所述測量信號與所述自適應濾波器的輸出信號之間的誤差信號；以及提 供所述誤差信號作為給所述自適應濾波器的輸入，從而所述自適應濾波器設置為基本上消 除所述誤差信號中的所述第一脈衝。所述自適應濾波器可以包括有限衝激響應濾波器和自 適應算法，所述有限衝激響應濾波器的濾波器係數作用於所述第一脈衝輪廓，以生成所述 輸出信號，所述自適應算法優化作為所述誤差信號和所述第一脈衝輪廓的函數的所述濾波 器係數。另選地或附加地，所述方法可以進一步包括基於所述第二脈衝的速率和/或幅度 與極限值的比較，控制所述自適應濾波器，以鎖定所述濾波器係數。在一個實施方式中，所述流體容納系統包括用於連接至人體的血液系統的體外血 流迴路，並且其中所述第一脈衝發生器包括在所述體外血流迴路中的泵浦裝置，並且其中 所述第二脈衝發生器包括在所述人體中的生理脈衝發生器。所述第二脈衝發生器可以是受 自主神經系統影響的心臟、呼吸系統、血管舒縮三者中的至少之一。在一個實施中，所述體 外血流迴路包括動脈接入裝置、血液處理裝置和靜脈接入裝置，其中人的血液系統包括血 管通路，其中所述動脈接入裝置構造為連接至所述人的血液系統，所述靜脈接入裝置構造 為連接至所述血管通路以形成流體連接，並且其中所述第一脈衝發生器包括設置於所述體 外血流迴路中的泵浦裝置以通過所述血液處理裝置從所述動脈接入裝置泵送血液至所述 靜脈接入裝置，所述方法包括步驟從位於所述泵浦裝置下遊的靜脈壓力傳感器或者從位 於所述泵浦裝置上遊的動脈壓力傳感器接收所述測量信號。本發明的第二個方面是一種包括用於使計算機執行根據第一方面的方法的指令 的電腦程式產品。本發明的第三個方面是一種用於處理從流體容納系統中的壓力傳感器獲得的時 間相關的測量信號的裝置，其中，流體容納系統與第一脈衝發生器和第二脈衝發生器相關 聯，所述壓力傳感器設置在所述流體容納系統中以檢測源自所述第一脈衝發生器的第一脈 衝和源自所述第二脈衝發生器的第二脈衝，所述裝置包括輸入部，其用於所述測量信號； 信號處理器，其連接至所述輸入部並包括處理模塊，所述處理模塊構造為獲得第一脈衝輪 廓，並使用所述第一脈衝輪廓在時域中對所述測量信號進行濾波以基本上消除所述第一脈 衝同時保留所述第二脈衝，其中所述第一脈衝輪廓是所述第一脈衝的預測的時間信號輪 廓。本發明的第四個方面是一種用於處理從流體容納系統中的壓力傳感器獲得的時 間相關的測量信號的裝置，其中，所述流體容納系統與第一脈衝發生器和第二脈衝發生器 相關聯，所述壓力傳感器設置在所述流體容納系統中以檢測源自所述第一脈衝發生器的第 一脈衝和源自所述第二脈衝發生器的第二脈衝，所述裝置包括用於接收所述測量信號的 單元；用於獲得第一脈衝輪廓的單元，所述第一脈衝輪廓是所述第一脈衝的預測的時間信號輪廓；以及使用所述第一脈衝輪廓在時域中對所述測量信號濾波以基本上消除所述第一 脈衝同時保留所述第二脈衝的單元。本發明的第五個方面是一種用於處理從流體容納系統中的壓力傳感器獲得的時 間相關的測量信號的方法，其中，所述流體容納系統與第一脈衝發生器和第二脈衝發生器 相關聯，所述壓力傳感器設置在所述流體容納系統中以檢測源自所述第一脈衝發生器的第 一脈衝和源自所述第二脈衝發生器的第二脈衝，所述方法包括以下步驟接收所述測量信 號；獲得所述第一脈衝的標準信號輪廓；以及在時域中從所述測量信號中減去所述標準信 號輪廓，其中，所述標準信號輪廓的幅度和相位使得所述第一脈衝基本上被消除而所述第 二脈衝被保留。本發明的第六個方面是一種用於處理從流體容納系統中的壓力傳感器獲得的時 間相關的測量信號的裝置，其中，該流體容納系統與第一脈衝發生器和第二脈衝發生器相 關聯，所述壓力傳感器設置在所述流體容納系統中以檢測源自所述第一脈衝發生器的第一 脈衝和源自所述第二脈衝發生器的第二脈衝，所述裝置包括輸入部，其用於所述測量信 號；信號處理器，其連接至所述輸入部且包括處理模塊，所述處理模塊構造為獲得所述第一 脈衝的標準脈衝輪廓，並在時域中從所述測量信號中減去所述標準信號輪廓，其中，所述標 準信號輪廓的幅度和相位使得所述第一脈衝基本上被消除而所述第二脈衝被保留。第三至六個方面的實施方式可對應於上述指出的第一個方面的實施方式。本發明其他的目的、特徵、方面和 優點將從下面的詳細描述、所附的權利要求書以 及附圖中變得清楚。


將參照所附的示意性附圖更詳細地描述本發明的示例性實施方式。圖1是可以使用本發明的數據處理對壓力信號進行濾波的普通流體容納系統的 示意圖。圖2是根據本發明的實施方式的監控處理的流程圖。圖3中(a)是作為時間函數的壓力信號的圖，而圖3中(b)是濾波後的壓力信號 的圖。圖4是包括體外血流迴路的血液透析處理系統的示意圖。圖5中(a)是含有泵頻率分量和心臟信號二者的靜脈壓力信號在時域中的圖，而 圖5中(b)是相應信號在頻域中的圖。圖6是源自圖4的系統中蠕動泵的預測的信號輪廓的圖。圖7是用於獲取預測的信號輪廓的處理的流程圖。圖8是示例說明了用於生成預測的信號輪廓的外推處理的圖。圖9(a)是示例說明了用於生成預測的信號輪廓的內插處理的圖，而圖9(b)是圖 9(a)的放大圖。圖10(a)表示了在一個流率下源自泵浦裝置的壓力脈衝的頻率譜，圖10(b)表示 了針對三個不同流率的相應頻率譜，其中每個頻率譜以對數標度給出且映射至諧波數，圖 10(c)是圖10(b)中的數據在線性標度下的圖，圖10(d)是與圖10(a)中頻率譜相對應的相 位角譜。
圖11是能夠工作以基於預測的信號輪廓對測量信號進行濾波的自適應濾波器結 構的示意圖。圖12(a)示例說明了從靜脈壓力傳感器獲得的濾波後的壓力信號(上部)和相應 的心臟信號(下部)，以及圖12(b)示例說明了從動脈壓力傳感器獲得的濾波後的壓力信號 (上部)和相應的心臟信號(下部)。
具體實施例方式下面，將參照通常的流體容納系統描述本發明示例實施方式。此後，將在體外血液 處理系統的上下文中進一步舉例說明本發明的實施方式和實現。在下面的通篇描述中，為相似的元件指定相同的參考標記。概述圖1示出了流體容納系統，其中流體連接C建立於第一流體容納子系統Sl和第二 流體容納子系統S2間。流體連接C可從一個子系統向另一個子系統轉移流體，也可以不從 一個子系統向另一個子系統轉移流體。第一脈衝發生器3設置為在第一子系統Sl內部的 流體中生成壓力波的序列，而第二脈衝發生器3'設置為在第二子系統S2內部的流體中生 成壓力波的序列。壓力傳感器4a設置為測量第一子系統Sl中的流體壓力。第二脈衝發生 器3『生成的壓力波將從第二子系統S2經由連接C傳遞到第一子系統Si，並且因此除源自 第一脈衝發生器3的第一脈衝之外，壓力傳感器4a將檢測到源自第二脈衝發生器3'的第 二脈衝。要注意的是，第一脈衝發生器3和第二脈衝發生器3'中任何一個可以包括多於一 個脈衝發生裝置。並且，任何此類脈衝生成裝置可以是或者可以不是相應子系統Si、S2的 一部分。圖1的系統進一步包括監視裝置25，如圖1所示，監視裝置25連接至壓力傳感器 4a，並且可能連接至一個或更多個壓力傳感器4b、4c。因此，監視裝置25獲取時間相關的以 提供第一子系統Sl中流體壓力的實時表示的一個或更多個壓力信號。通常，監視裝置25構造為通過隔離並分析一個壓力信號的一個或更多個脈衝，來 監控流體容納系統的功能狀態或者功能參數。如下面進一步舉例說明的，可以監控功能狀 態或參數，以識別故障狀態，例如第一子系統Sl或第二子系統S2、第二脈衝發生器3'或者 流體連接C中的。一旦識別到故障狀態，監視裝置25可以發布警報或告警信號，並且/或 者警告第一子系統Sl或者第二子系統S2的控制系統以採取合適的行動。另選地或者附加 地，監視裝置25可構造為記錄或輸出功能狀態或參數的值的時間序列。根據實現，監視裝置25可以使用數字組件或者模擬組件，或者二者的組合，以接 收並處理壓力信號。因此，裝置25可以是具有足以根據本發明不同實施方式獲取並處理壓 力信號的硬體的計算機或類似的數據處理裝置。本發明的實施方式例如可以由計算機可讀 媒介上提供的軟體指令實現，該軟體指令由計算機中的處理器25a結合存儲單元25b來執 行。 通常，監視裝置25構造為連續處理時間相關壓力信號以隔離任何第二脈衝。圖2 的流程圖示意性地描述了此處理。示例的處理涉及獲取第一脈衝輪廓u (η)的步驟201，其 中第一脈衝輪廓u(n)為預測的第一脈衝的時間信號輪廓，以及涉及步驟202，步驟202中使 用第一脈衝輪廓u(n)在時域對壓力信號d(n)或者經過預處理的壓力信號進行濾波，從而在保留包含在d(n)中的第二脈衝的同時基本上消除或清除第一脈衝。在此公開的上下文 中，η表示取樣數，並因此等於時間相關信號中(有關的)時間點。然後，步驟203中，出於 監視前述的功能狀態或參數的目的，分析所得到的過濾後的信號e (η)。第一脈衝輪廓是通常以數據值的時間序列表示、反映了第一脈衝在時域中的形狀的形狀模板或標準信號輪廓。在下面的描述中，第一脈衝輪廓也指「預測的信號輪廓」。「基本上消除」指的是從壓力信號中去除第一脈衝，以達到能夠檢測並分析第二脈 衝用於監視前述的功能狀態或參數的目的的程度。通過使用第一脈衝輪廓在時域中對壓力信號進行濾波，即使第一和第二脈衝在頻 域中交疊或幾乎交疊時，也有可能基本上消除第一脈衝並仍保留第二脈衝。這種頻率交疊 不是不可能的，例如，如果第一脈衝和第二脈衝中的其中一個或兩個由多個頻率或頻率範 圍的組合構成。此外，第一脈衝或第二脈衝的頻率、幅度和相位內容可隨時間改變。這種變化可 以是第一和/或第二脈衝發生器3、3'的主動控制的結果、或者由第一和/或第二脈衝發 生器3、3'中的漂移導致的或者由子系統Si、S2或流體連接C的流體動力特性的變化導 致的。例如，當第二脈衝發生器3'是人的心臟，並且第二子系統S2因此是人的血液系統 時，可能發生頻率變化。在平靜狀態下的健康者，心律的變化(心率變化，HRV(Heart Rate Variability))可以為15%那麼大。非健康者可承受嚴重的心臟狀況，例如心房纖維性顫 動和室上性異位搏動，這可能導致超過20%的HRV和室性異位搏動，其中對於室性異位搏 動，HRV可能超過60%。這些心臟狀況在例如透析患者中並非罕見。任何頻率交疊可以使得不可能通過頻域中傳統的濾波來隔離壓力信號中的第二 脈衝，或通過頻域中傳統的濾波來隔離壓力信號中的第二脈衝至少困難，頻域中傳統的濾 波例如是通過梳狀濾波器和/或通常級聯的帶阻濾波器或陷波器的組合對壓力信號進行 操作，以阻擋源自第一脈衝發生器3的所有頻率分量。此外，因為頻率交疊可以隨時間變 化，所以頻率變化使得成功隔離出壓力信號中的第二脈衝甚至更加困難。即使沒有任何頻 率交疊，頻率變化使得難以在頻域中定義濾波器。根據第一脈衝輪廓表示壓力信號中的第一脈衝的程度，即使第一脈衝和第二脈衝 在頻率上交疊，並且即使第二脈衝的幅度遠小於第一脈衝的幅度，藉助於時域中本發明的 濾波也可以隔離出第二脈衝。更進一步，本發明的時域中的濾波可以允許比頻域中的濾波處理更快地隔離出壓 力信號中的第二脈衝。前者可以具有隔離出壓力信號中的單個第二脈衝的能力，然而後者 可能需要對壓力信號中的第一和第二脈衝的序列進行操作。因此，本發明的濾波能夠更快 地確定流體容納系統的功能狀態或者功能參數。圖3中舉例說明了本發明的濾波的有效性，其中圖3中(a)示出了包含相對幅度 為10 1的第一脈衝和第二脈衝的時間相關的壓力信號d(n)的示例。第一脈衝和第二脈 衝的頻率分別為IHz和1.33Hz。由於幅度的不同，由第一脈衝支配壓力信號。圖3中(b)示 出了在對壓力信號d(n)應用本發明的濾波技術後所獲得的濾波後的時間相關信號e(n)。 濾波後的信號e(n)由第二脈衝和噪聲構成。應當注意，大約4秒後第二脈衝不存在，這可 由監視裝置(圖1中的25)觀察到並識別為流體容納系統的故障狀態。回到圖2，本發明的數據處理包括兩個主要步驟確定第一脈衝輪廓u(n)(步驟201)和使用第一脈衝輪廓u(n)從測量信號d(n)中去除一個或更多個第一脈衝(步驟
202)。 由多種方法實現這些主要步驟。例如，可以基於來自第一子系統Sl中一個或更多 個壓力傳感器4a_4c的測量信號，適當地通過識別並可能地平均測量信號中的一組第一脈 衝片段，來在基準測量中獲得第一脈衝輪廓(標準信號輪廓)。第一脈衝輪廓可以或者不 可以在實際監控上述功能狀態或參數期間間歇地更新。另選地，可使用預定的(即預定義 的)標準信號輪廓，該預定的標準信號輪廓可選地可以根據考慮了第一脈衝發生器中的損 耗、流體的流率、導管尺寸、流體中的聲速等的數學模型進行修改。此外，去除可以涉及以合 適的幅度和相位從測量信號中減去第一脈衝輪廓。相位可由相位信息表示，該相位信息可 以從耦接至第一脈衝發生器3的相位傳感器所生成的信號中或者從用於第一脈衝發生器3 的控制信號中獲得。本發明的濾波也可與其他濾波技術結合，以進一步改進濾波後的信號e(n)的質 量。在一個實施方式中，濾波後的信號e(n)可以通過具有在第二脈衝的相關頻率範圍中的 通帶的帶通濾波器。如果第二脈衝源自人的心臟，則該通帶可位於0. 5-4Hz的近似範圍中， 對應於每分鐘30-240次的心臟脈搏率。在另一個實施方式中，如果已知第二脈衝的當前頻 率範圍(或多個當前頻率範圍)，則帶通濾波器的通帶可以有效地控制為在該當前頻率範 圍附近的窄的範圍。例如，每當發現第一脈衝和第二脈衝的速率相差超過一定極限值，例如 約10%時，可應用這種主動控制。通過間歇地關閉第一脈衝發生器3或者間歇地防止第一 脈衝到達相關的壓力傳感器4a-4c，可以從壓力信號中獲得該當前頻率範圍。備選地，該當 前頻率範圍可從第一或者第二子系統S1、S2或者基於用於第二脈衝發生器3'的控制單元 (未示出)中的專用傳感器獲得。根據另一種備選方案，可以至少部分基於例如在同一患者 的早期治療中獲得的患者專屬信息(patient-specific information)，即該患者的現有數 據記錄，來設置通帶的位置和/或寬度。患者專屬信息可存儲在監視裝置(圖1中的25) 的內部存儲器中、監視裝置可訪問的外部存儲器上、或者患者卡上，其中患者卡上的信息例 如通過RFID (無線射頻識別)無線傳輸至監視裝置。下面將在用於體外血液處理的系統的上下文中更詳細解釋這些和其他實施方式。 為了便於下面的討論，將首先描述示例的體外血流迴路的細節。體外血流迴路中的監控圖4示出了用於透析的類型的體外血流迴路20的示例。體外血流迴路20 (也稱為 「體外迴路」)包括下面將描述的組件1-14。因此，如圖4中所示，體外迴路20包括動脈針 頭1形式的用於抽取血液的接入裝置，以及將動脈針頭1連接至血泵3的動脈導管部分2， 血泵3可以是蠕動型的。在泵的入口處有壓力傳感器4b (此後稱為「動脈傳感器」)，動脈傳 感器測量動脈導管部分2中泵之前的壓力。血泵3促使血液經由導管部分5到透析儀6的 血液側。許多透析機附加地設置有壓力傳感器4c (此後稱為「系統傳感器」)，系統傳感器4c 測量血泵3和透析儀6之間的壓力。血液經由導管部分10從透析儀6的血液側導入至靜脈 滴注器或者脫氣室11，並從靜脈滴注器或者脫氣室11經由靜脈導管部分12和靜脈針頭14 形式的、用於重新導入血液的接入裝置回到患者。提供壓力傳感器4a (此後稱為「靜脈傳感 器」)，以測量在透析儀6的靜脈側的壓力。在示例說明的示例中，壓力傳感器4a測量靜脈 滴注器中的壓力。動脈針頭1和靜脈針頭14均通過血管通路(blood vessel access)連接至患者。血管通路可以是任何合適類型，例如瘻管、斯克裡布納分流器(Scribner-shimt)、 移植物等。根據血管通路的類型，可使用其他類型的接入裝置代替針頭，例如導管。另 選地， 接入裝置1、14可以結合在單個單元中。關於圖1中的流體容納系統，體外迴路20對應於第一子系統Si，血泵3(以及在體 外迴路20內或者與體外迴路20相關聯的任何其他脈衝源，例如透析溶液泵、閥等)對應於 第一脈衝發生器3，患者的血液系統對應於第二子系統S2，以及流體連接C對應於在患者和 體外迴路20之間的靜脈側和動脈側流體連接中的至少之一。圖4中，提供控制單元23，以通過控制血泵3的轉速，來控制體外迴路20中的血液 流動。體外迴路20和控制單元23可形成用於體外血液處理的裝置(例如透析機)的一部 分。儘管未進一步示出或討論，但是應當理解，這種裝置執行許多其他功能，例如控制透析 流體的流動、控制透析流體的溫度和成分、等等。圖4中的系統還包括監視/監控裝置25，連接監視/監控裝置25以從壓力傳感器 4a-4c中的至少一個接收壓力信號，並且其執行本發明的數據處理。在圖4的示例中，監視 裝置25也連接至控制單元23。另選地或者附加地，裝置25可連接至泵傳感器26，以表示 血泵3的轉速和/或相位。應當理解，監視裝置25可包括進一步數據的輸入，例如表示整 個系統狀態(參見例如下面參照圖7的描述)的任何其他系統參數。裝置25有線或者無 線連接至用於生成聲音/目視式/觸覺式警報或警告信號的本地或者遠程裝置27。另選地 或者附加地，裝置25或27可包括顯示器或監控器，以顯示從分析步驟(圖2中的203)所 得到的功能狀態或參數、和/或從濾波步驟(圖2中的202)得到的濾波後的信號e (η)，例 如用於目視檢查。圖4中，監視裝置25包括用於預處理輸入信號的數據獲取部28，數據獲取部28例 如包括具有所需最小採樣率和解析度的A/D轉換器、一個或更多個信號放大器，以及用於 去除輸入信號中不期望的分量(例如偏移、高頻噪聲和電源電壓騷擾)的一個或更多個濾 波器。在數據獲取部28進行預處理之後，提供預處理後的壓力信號作為給執行本發明 的數據處理的主數據處理部29的輸入。圖5中(a)示出了時域中這種預處理後的壓力信 號的示例，以及圖5中(b)示出了相應的功率譜，即頻域中的預處理後的壓力信號。功率譜 揭示了檢測到的壓力信號含有源自血泵3的多個不同頻率分量。在示例說明的示例中，存 在處於血泵的基頻坑)(在該示例中在1. 5Hz)、以及其諧波2fQ、3fQ和4fQ處的頻率分量。 基頻(下面也稱為泵頻率)是在體外迴路20中產生壓力波形的泵衝程的頻率。例如，在圖 4所示類型的蠕動泵中，針對轉子3a的每個完整旋轉產生兩個泵衝程。圖5中(b)也表示 了在一半泵頻率(0.5&)和其諧波處(在此示例中，至少是&、1.5&、2&和的頻率 分量的存在。圖5中(b)還示出了心臟信號(在1. IHz)，在該示例中的心臟信號在基頻& 處比血泵信號弱大約40倍。主數據處理部29執行前述步驟201-203。在步驟202中，主數據處理部29工作， 以在時域中對預處理後的壓力信號進行濾波，並輸出已經去除血泵3的信號分量的濾波後 的信號或者監控信號(圖2中的e(n))。監控信號仍含有源自患者的任何信號分量(參照 圖3中(b))，例如患者的心臟搏動所引起的壓力脈衝。存在多個可以在患者的血流中產 生壓力脈衝的周期性生理現象的源，包括心臟、呼吸系統、或由自主神經系統控制的血管舒縮。因此，監控信號可含有患者中周期性現象的組合所導致的壓力脈衝。通常上講，監控信 號中的信號分量可以源自患者中任何類型的生理現象或其組合，無論是周期性的或非周期 性的、重複性的或非重複性的、自主的或非自主的。根據實現，監 視裝置25可以構造為對監控信號使用進一步濾波，以隔離源自患者 中單個周期性現象的信號分量。另選地，這種信號分量濾波在壓力信號的預處理(由數據 獲取部28執行)期間進行。由於患者的不同周期性現象的信號分量在頻域中通常是分開 的，所以，例如通過應用截止濾波器或帶通濾波器，可在頻域中進行這種信號分量濾波。通 常，心臟頻率為約0. 5-4Hz,呼吸頻率為約0. 15-0. 4Hz，用於調節血壓的自主系統的頻率為 約0. 04-0. 14Hz，用於調節體溫的自主系統的頻率為約0. 04Hz。監視裝置25可以構造為通過識別監控信號中的呼吸脈衝，來監控患者的呼吸模 式。產生的信息可用於在線監視患者的呼吸暫停、換氣過度、換氣不足、哮喘發作或其他不 規則的呼吸行為。產生的信息也可用於識別咳嗽、打噴嚏、嘔吐或癲癇。咳嗽/打噴嚏/嘔 吐/癲癇所導致的震動可能干擾連接至患者或體外迴路20的其他測量或監視設備。監視 裝置25可以設置為輸出關於任何咳嗽/打噴嚏/嘔吐/癲癇的時序信息，使得其他測量或 監視設備能夠進行足夠的測量，以降低咳嗽/打噴嚏/嘔吐/癲癇引起錯誤測量或誤警報 的可能性。當然，識別咳嗽/打噴嚏/嘔吐/癲癇的能力也可以具有其本身的醫學重要性。監視裝置25可構造為通過識別監控信號中的心臟脈衝以監控患者的心率。監視裝置25可構造為收集並存儲關於心率、呼吸模式等的時間演變的數據，例如 用於後面的趨勢或統計分析。監視裝置25可構造為監控患者和體外迴路20之間流體連接的完整性，特別是靜 脈側流體連接(經由接入裝置14)的完整性。這可以通過監控在監控信號中是否存在源 自例如患者心臟或呼吸系統的信號分量來進行。不存在這樣的信號分量可作為流體連接C 的完整性失敗的指示，並可使裝置25來激活警報和/或例如通過停止血泵3以及激活導 管部分12上的夾緊裝置13來停止血液流動。為了監控靜脈側流體連接的完整性，也稱為 VNM(靜脈針頭監控)，監視裝置25可以構造為基於來自靜脈傳感器4a的壓力信號生成監 控信號。裝置25可以還連接至壓力傳感器4b、4c以及體外迴路20中所包括的任何附加的 壓力傳感器。體外迴路20可以具有選項，以工作在血液透析濾過模式 (HDF (hemodiafiltration)模式)，其中，控制單元23激活第二泵浦裝置(HDF泵，未示出)， 以將輸液提供到透析儀6的上遊和/或下遊的血液管路中，例如提供到導管部分2、5、10或 12中的一個或更多個中。獲得第一脈衝的預測的信號輪廓這部分描述用於預測或估計在圖4所示系統中的第一脈衝的信號輪廓的不同的 實施方式。預測的信號輪廓通常是在與血泵3的至少一個完整泵周期正常對應的時間段內 的壓力值的序列。圖6示例說明了圖4中系統的預測的信號輪廓的示例。由於血泵3是蠕動泵，其 中，兩個輥子3b在轉子3a的完整旋轉期間與導管部分銜接，所以壓力輪廓由兩個泵衝程構 成。例如由於在輥子3b和導管部分之間銜接的輕微的不同，泵衝程可引起不同的壓力值 (壓力輪廓)，並且因此可以期望預測的信號輪廓表示兩個泵衝程。如果可以容許低精確度的預測的信號輪廓，即如果隨後的去除處理的輸出是可接受的，則預測的信號輪廓可以僅 表示一個泵衝程。通常，預測的信號輪廓可以通過流體系統的數學仿真，在基準測量中，或者其組合 來獲得。基準測量用於獲取預測的信號輪廓的方法的第一主要組(first main group)，基於從系統 中的壓力傳感器(通常(但非必要)從同一壓力傳感器)得來的時間相關的基準壓力信號 (「基準信號」)，該同一壓力傳感器提供要處理以去除第一脈衝的測量信號(壓力信號)。 在該基準測量期間，通過關閉第二脈衝發生器3' /使第二脈衝發生器3'無效、或通過使 相關壓力傳感器與第二脈衝隔離，來防止第二脈衝到達相關的壓力傳感器。在圖4的系統 中，可在啟動階段執行基準測量，在啟動階段，體外迴路20與患者分離，並且通過血液管路 泵入啟動液。另選地，基準測量可在使用血液或任何其他流體的模擬治療中進行。可選地， 基準測量可能涉及將多個壓力輪廓進行平均以降低噪聲。例如，可在基準信號中識別多個 相關信號片段，因此這些片段對齊以實現在不同片段中壓力輪廓的適當交疊，並接著將這 些片段加在一起。識別相關信號片段可以至少部分地基於表示各第一脈衝在基準信號中的 預期位置的時序信息。時序信息可從泵傳感器26的輸出信號中、控制單元23的控制信號中 或者來自壓力傳感器4a-4c中另一個的壓力信號中的觸發點獲得。例如，基於觸發點和產 生基準信號的壓力傳感器之間的已知的到達時間差，可計算第一脈衝在基準信號中的預測 的時間點。作為變形，如果基準信號是周期性的，則可通過識別基準信號與給定的信號電平 的交叉點來識別相關信號片段，其中相關信號片段被識別為在任何各交叉點對之間延伸。在第一實施方式中，預測的信號輪廓在體外迴路20連接至患者之前的基準測量 中直接獲得，並接著用作後續的去除處理的輸入，其中後續的去除處理在當體外迴路連接 至患者時執行。在本實施方式中，因此假定，當系統連接至患者時，預測的信號輪廓代表第 一脈衝。適當地，在基準測量期間以及在去除處理期間使用相同的泵頻率/速度。也期望 其他相關系統參數保持基本上恆定。圖7是第二實施方式的流程圖。在第二實施方式中，首先基於基準測量建立基準 庫或資料庫(步驟701)。得到的基準庫通常存儲在監視裝置(參照圖1中的25)的存儲單 元中，例如RAM、R0M、EPR0M、HDD、快閃記憶體等(參照圖1中的25b)。在基準測量期間，針對體外 迴路的多個不同的操作狀態獲得基準壓力信號。每個操作狀態由系統參數值的唯一組合表 示。針對每個操作狀態，生成基準輪廓以表示第一脈衝的信號輪廓。接著，基準輪廓以及相 關聯的系統參數值存儲在基準庫中，基準庫由例如列表、查找表、搜索樹等可搜索數據結構 實現。在實際監控處理期間，即當要從測量信號中消除第一脈衝時，表示流體容納系統 的當前操作狀態的當前狀態信息，可從系統例如從傳感器、控制單元或其他中獲得(步驟 702)。當前狀態信息可包括一個或更多個系統參數的當前值。接著，將當前值與基準庫中 的系統參數值相匹配。基於該匹配，選擇一個或更多個基準輪廓(步驟703)，並使用該一個 或更多個基準輪廓來製作預測的信號輪廓(步驟704)。通常，前述系統參數表示整個系統的狀態，包括但不限於流體容納系統或其組件 的結構、設置、狀況和變量。在圖4的系統中，示例性系統參數可以包括
與泵相關的參數直接或間接(例如在用於透析儀的流體製備系統中)連接至體 外迴路的有效泵的數目、使用的泵的類型(滾子泵、薄膜泵等)、流率、泵的旋轉速度、泵致 動器的軸位置(例如角位置或者線性位置)等。誘析機設置溫度、超濾速率、模式變化、閥位置/變化等。一次件誘析設備/材料關於泵室/泵部分的信息(材料、幾何結構和損耗狀況)、 血液管路的類型(材料和幾何結構)、透析儀的類型、接入裝置的類型和幾何結構等。誘析系統變量系統中血泵上遊和下遊的實際絕對壓力，例如靜脈壓力(來自傳 感器4a)、動脈壓力(來自傳感器4b)和系統壓力(來自傳感器4c)、陷在流路徑中的氣體 體積、血液管路懸架、流體類型(例如血液或透析液)等。患者狀況血液出入口特性、血液特性例如血細胞比容、血漿蛋白濃度等。應當理解，任何數目的系統參數或者其組合可存儲在基準庫中和/或用作監控處 理期間基準庫中的搜索變量。下面，將結合多個示例進一步解釋第二實施方式。在所有的這些示例中，泵旋轉頻 率(「泵頻率」)或相關參數(例如，血液流率)用於指示監控處理期間流體容納系統的當 前操作狀態。換言之，泵頻率用作基準庫中的搜索變量。例如泵頻率可以由從控制單元輸 出的血液流率的設置值決定，或者由指示泵頻率的傳感器(參照圖4中的泵傳感器26)的 輸出信號決定。另選地，可以通過對流體系統操作期間來自傳感器4a-4c中任意傳感器的 壓力信號進行頻率分析，來獲得泵頻率。這種頻率分析可以通過對壓力信號應用任何形式 的諧波分析(例如傅立葉或小波分析)來實現。如圖5中(b)中所示，可在得到的功率譜 中識別泵的基頻fo。在第一個示例中，搜索基準庫以檢索與最接近當前泵頻率的泵頻率相關聯的基準 輪廓。如果沒有發現與當前泵頻率的精確匹配，則執行外推處理以產生預測的信號輪廓。在 外推處理中，基於當前泵頻率和與檢索的基準輪廓相關聯的泵頻率之間的已知的差(「泵頻 率差」)，按照當前的泵周期對檢索到的基準輪廓在時間上進行縮放。例如基於作為泵頻率 函數的已知幅度函數，也可調整幅度標度以補償由於泵頻率引入的幅度變化。圖8示例了 在470ml/min的流率下獲得的基準輪廓巧(η)，以及通過將基準輪廓縮放至480ml/min的流 率而獲得的預測的信號輪廓u (η)。僅僅用作比較，也示出了在480ml/min下獲得的基準輪 廓ra。tual (η)，以示例外推處理確實可生成正確預測的信號輪廓。在第二個示例中，基於當前泵頻率重新搜索基準庫。如果沒有發現與當前泵頻率 的精確匹配，則執行組合處理以生成預測的信號輪廓。這裡，檢索與兩個最接近匹配的泵頻 率相關聯的基準輪廓，並將其組合。該組合可以通過將檢索到的基準輪廓的泵周期時間重 新縮放到當前的泵頻率並且經由對重新縮放後的基準輪廓進行內插來計算預測的信號輪 廓來進行。例如，在當前泵頻率ν下的預測的信號輪廓u (η)可表示為u (n) = g (V-Vi) 『 Ti (n) + (1-g (Wi)) 『 Tj (η),其中ri (η)和& (η)表示在泵頻率Vi和\下分別獲得的並重新縮放至當前泵頻率 V的兩個檢索到的基準輪廓，g是以頻率差(V-Vi)的函數給出的鬆弛參數，其中Vi Vj 以及0 < 1。本領域技術人員可以實現，通過組合多於兩個基準輪廓來生成預測的信號 輪廓u (η)。圖9 (a)說明了在當前流率320ml/min下從圖4的系統中靜脈傳感器4a獲得的測量信號的預測的信號輪廓u(n)。將在300ml/min的流率下從靜脈傳感器獲得的基準輪廓 Γι(η)和在340ml/min的流率下從靜脈傳感器獲得的基準輪廓r2(n)進行平均，可計算出預 測的信號輪廓u (η)。僅僅用作比較，還示出了在320ml/min下獲得的基準輪廓ra。tual (η)，以 示例組合處理確實可生成正確預測的信號輪廓。實際上，差異如此小，以至於差異僅僅在放 大後的視9(b)中勉強可見。例如，通過如果泵頻率差小於一定極限值則執行第一個示例的外推處理，否則執 行第二個示例的組合處理，可以將第一個示例和第二個示例結合。在第三實施方式中，與圖7中所示的第二實施方式類似，在基準測量中獲得多個 基準信號，其中針對系統參數值的特定組合獲得每個基準信號。接著處理基準信號以生成 基準譜，基準譜表示作為頻率函數的能量和相位角。例如這些基準譜可通過對基準信號進 行傅立葉分析或等效分析而獲得。接著，相應的能量和相位數據與相關聯的系統參數值存 儲在基準庫中(參照圖7中的步驟701)。基準庫的實現可與第二實施方式中相同。在實際監控處理期間，即，當要從測量信號中消除第一脈衝時，從流體容納系統獲 得一個或更多個系統參數的當前值(參照圖7的步驟702)。接著，將當前值與基準庫中的 系統參數值進行匹配。基於該匹配，可從基準庫中檢索一組特定的能量和相位數據，用於生 成預測的信號輪廓(參照圖7的步驟703)。通常，根據檢索到的能量和相位數據，通過將適 當的頻率、幅度和相位的正弦曲線相加，來生成預測的信號輪廓。通常而言，而非限制本發明的公開範圍，當第一脈衝(要被去除的)包含僅一個或 少量基頻(以及其諧波)時，根據能量和相位數據生成預測的信號輪廓可能是有利的，因為 預測的信號輪廓可由小的數據集(包含針對基頻和諧波的能量和相位數據)表示。另一方 面，當第一脈衝的功率譜更複雜時，例如許多基頻的混合，相反更好的是根據一個或更多個 基準輪廓生成預測的信號輪廓。圖10(a)表示了在圖4的系統中在300ml/min流率下獲取的基準信號的能量譜。 在此示例中，基準信號實質上由在1.2Hz的基礎泵頻率，一次諧波)和該頻率的一組諧 音(二次和更高次諧波)。與圖5中(b)的功率譜相比，用於生成圖10(a)-10(d)中曲線圖 的壓力信號不含有在0.5&和其諧波處的任何重要的頻率分量。圖10(a)中的曲線圖顯示 了相對能量分布，其中能量值對於O-IOHz範圍內的頻率按總能量進行了標準化。圖10(b) 表示了在圖4的系統中在三個不同流率下獲取的基準信號的能量譜。能量譜以相對於諧波 數(一次、二次等)的對數標度的形式表示。如圖所示，對於前四至五個諧波數，可以認為 對數能量和諧波數之間是近似線性關係。這表示每個能量譜可由相應指數函數表示。圖 10(c)以線性標度示出了圖10(b)的數據，其中已用相應的多項式函數對該數據進行了擬 合。如圖10(a)-10(c)中所示，能量譜可在基準庫中以不同的形式表示，例如作為與離散頻 率值或諧波數相關聯的一組能量值，或者作為表示能量與頻率/諧波數關係的能量函數。圖10 (d)示出了例如對於300ml/min的流率與圖10 (a)的能量譜一起獲取的相位 角的譜。圖10(d)中的曲線圖示出了作為頻率的函數的相位角，並且已用線性函數對該數 據進行了擬合。在另選的表示(圖中未顯示)中，可以作相位譜可以給出為諧波數的函數。 與能量譜類似，相位譜可以在基準庫中以不同的形式表示，例如作為與離散頻率值或諧波 數相關聯的一組相位角的值，或者作為代表相位角與頻率/諧波數關係的相位函數。根據上述內容，應當理解，存儲在基準庫中的能量和相位數據可用於生成預測的信號輪廓。在能量數據中的每個能量值對應於具有給定頻率(與該能量值相關聯的頻率) 的正弦曲線的幅度，其中給定頻率的相位值表示正弦曲線正確的相位角。通過組合(通常 是相加)適當的頻率、幅度和相位角的正弦曲線製作預測的信號輪廓的方法使得預測的信 號輪廓在所需的頻率範圍內包括泵頻率的所有諧波。當要生成預測的信號輪廓時，首先，基於一個或更多個系統參數的當前值，例如當 前的泵頻率，來搜索基準庫。如果在基準庫中沒有發現精確的匹配，則可執行組合處理，以 生成預測的信號輪廓。例如，在基準庫中可識別出兩個最接近匹配的泵頻率，可以檢索相關 聯的能量和相位數據並進行組合，以形成預測的信號輪廓。可通過對能量數據和相位數據 進行內插來進行組合。在圖10(a)-10(d)的示例中，可以針對每個諧波數來計算內插後的 能量值，以及類似地，可以針對每個諧波數計算內插後的相位值。可使用任何類型的內插函 數，線性的或者非線性的。在第一、第二和第三實施方式中，從流體容納系統中同一壓力傳感器單元適當地 獲得基準信號和測量信號。另選地，假設不同的壓力傳感器單元對第一脈衝產生相同的信 號響應或者可使用已知的數學關係來匹配該信號響應，則可使用不同的壓力傳感器單元。為了進一步改善第一、第二和第三實施方式，生成預測的信號輪廓的處理可以還 涉及對在基準測量和當前操作狀態之間不同的其他潛在的相關因素進行補償。這些所謂的 混雜因素可以包括上面所列的一個或更多個系統參數，例如靜脈絕對平均壓和動脈絕對平 均壓、溫度、血細胞比容/血粘度、氣體體積等。可以使用預定義的補償公式或查找表進行 該補償。在進一步的變型中，第二和第三實施方式可以結合，例如基準庫中不僅存儲能量 和相位數據也存儲與系統參數值相關聯的基準輪廓。當在庫中發現精確的匹配時，可以 從庫中檢索到基準輪廓並將該基準輪廓用作預測的信號輪廓，否則如第三實施方式中所述 的，通過檢索並組合(例如內插)能量和相位數據來獲得預測的信號輪廓。在一個變型中， 在當前泵頻率ν下的預測的信號輪廓u (η)通過如下獲得u (n) = T1 (η) Tfi (η) +rf (η)，其中ri(n)表示在基準庫中與最接近匹配的泵頻率Vi相關聯的基準輪廓，/,(η) 表示根據基準庫中與最接近匹配的泵頻率Vi相關聯的能量和相位數據重構的基準輪廓，以 及/(11)表示在當前泵頻率V下估計的基準輪廓。可以通過應用基於與最接近匹配的泵頻 率Vi相關聯的能量和相位數據在當前泵頻率V下分別估計能量和相位數據的預定函數，來 獲得估計的基準輪廓rf (η)。參照圖10(b)-10(c)，因此這種預定函數可以因此表示不同流 率之間能量數據的變化。另選地，如第三實施方式所述的，可以通過針對兩個最接近匹配的 泵頻率Vi和\檢索並組合(例如內插)能量和相位數據，來獲得估計的基準輪廓rf (η)。在進一步的變型中，代替在正常工作之前(例如在啟動或用血液模擬處理期間) 進行的任何基準測量或者除了在正常工作之前進行的任何基準測量以外，在流體容納系統 正常工作期間進行基準測量。這種變型的前提是，可以間歇地關閉第二脈衝發生器或間歇 地防止第二脈衝到達相關的壓力傳感器。如果從同一壓力傳感器獲得基準信號和測量信 號，則該方法在圖4的體外迴路20中更為困難。然而，例如，如果流體系統包括與第二脈衝 大致隔離的一個壓力傳感器，則可以應用此方法。在這種情形中，基準輪廓(或者基準譜) 可以從隔離的傳感器獲得，並用於生成預測的信號輪廓(可選地在針對混雜因素中的不同進行了調節/修改之後)，接著該預測的信號輪廓用於從含有第一脈衝和第二脈衝的測量 信號中去除第一脈衝。例如，來自圖4中迴路20的系統傳感器4c的壓力信號可與源自患 者的第二脈衝大致隔離，並且該壓力信號可因此用在基準測量中。如上面所解釋的，圖4的體外迴路20可以切換為HDF模式，在HDF模式中激活附 加的HDF泵，以提供輸注液(infusion liquid)至體外迴路20的血液管路。操作模式的該 變化可導致測量信號中第一脈衝的信號特性的變化。因此，可能需要通過確保基準庫中包 括與該操作狀態相關聯的適當的基準數據(基準輪廓和/或能量和相位角數據)，來考慮該 變化。另選地，可以期望隔離源自HDF泵的壓力脈衝。這可以通過根據動脈傳感器4b (圖 4)的壓力信號獲得基準輪廓來實現。動脈壓力信號包括源自患者和源自血泵3的壓力脈 衝，然而源自HDF泵的壓力脈衝被患者和血泵3分別明顯衰減，因此幾乎不會到達動脈傳感 器4b。另一方面，靜脈傳感器4a和系統傳感器4c的壓力信號含有源自患者、血泵3和HDF 泵的壓力脈衝。因此，動脈壓力信號可用於獲得源自血泵3和患者的組合壓力脈衝的預測 的信號輪廓，因為源自血泵3和患者的組合壓力脈衝應該在來自靜脈傳感器4a或系統傳感 器4c的壓力信號中看到。接著，預測的信號輪廓可用於在來自靜脈傳感器4a或者系統傳 感器4c的壓力信號中隔離源自HDF泵的壓力脈衝。在這個示例中，患者和體外迴路20可 被視作第一子系統(圖1中的Si)，而HDF泵和相關聯的輸液管可被視作第二子系統(圖1 中的S2)，兩者經由流體連接進行連接。因此，在這個示例中，本發明的數據處理不應用於隔 離源自患者的周期性生理現象的脈衝，而是隔離源自流體系統中另一泵的脈衝。應當注意， 在其他的設置中，基準輪廓可以根據靜脈傳感器4a(圖4)的壓力信號而獲得，並用於處理 動脈傳感器4b或系統傳感器4c的壓力信號。模擬作為使用基準測量的替代，預測的信號輪廓可通過模擬直接獲得，S卩，基於表示系 統的當前操作狀態的當前狀態信息，使用流體容納系統的數學模型進行計算。這種當前狀 態信息可以包括一個或更多個上述系統參數的當前值。模型可以基於系統組件的已知的物 理關係(或經由等效表示，例如通過將系統表示為具有分別以電流和電壓表示的流體流動 和壓力的電子電路)。該模型可以用解析術語隱式或顯式地表達。另選地，可使用數值模 型。該模型可以是從系統的完整物理描述到簡單函數的任何一種。在一個示例中，這種簡 單函數可以使用經驗或理論數據，將關於泵轉子3a的瞬時角速度的數據轉換為預測的信 號輪廓。這種關於瞬時角速度的數據可以從圖4的泵傳感器26獲得。在另一個實施方式中，模擬可用於生成系統不同操作狀態的基準輪廓。接著，這些 基準輪廓可存儲在基準庫中，可以以與上述第二和第三實施方式相同的方式訪問和使用該 基準庫。也應當理解，通過模擬獲得的基準輪廓(和/或相應的能量和相位角數據)可以 與通過基準測量獲得的基準輪廓(和/或相應的能量和相位角數據)一起存儲。第一脈衝的去除有多種不同方式使用預測的信號輪廓從測量信號中去除一個或更多個第一脈衝。 這裡，將描述兩種不同的去除處理單個減法和自適應濾波。當然，本領域技術人員顯而易 見的是，去除處理和其實現的描述並不是全面的(不論是不同的替代還是其實現)。依據實現，預測的信號輪廓可按原樣輸入至去除處理，或者可以複製預測的信號輪廓以構建長度適合去除處理的輸入信號。單個減法在該去除處理，從測量信號中減去單個預測信號輪廓。預測的信號輪廓可以任何 方式在時間上平移或縮放並縮放幅度，例如以使去除的誤差最小化。針對這種自動縮放可 以使用不同的最小化準則，例如使誤差的平方和最小，或者使絕對誤差和最小。另選地或者 附加地，基於表示第一脈衝在測量信號中的預期時序的時序信息，在時間上平移預測的信 號輪廓。時序信息可以通過以與以上關於在基準信號中對壓力片段進行平均所描述的方式 相同的方式獲得。該去除處理一個潛在的限制是預測的信號輪廓中不同頻率之間的關係總是相同， 因為該處理僅僅對預測的信號輪廓進行了平移和縮放。因此，不可能改變不同諧波頻率之 間的關係，也不可能使用預測的信號輪廓中僅一些頻率內容並抑制其他頻率。為克服此限 制，可使用自適應濾波，因為自適應濾波在減法之前使用線性濾波器，例如下面所述的。自適應濾波圖11是自適應濾波器30和自適應濾波器結構的示意性概覽圖，自適應濾波器結 構設計為接收預測的信號輪廓u(n)和測量信號d(n)，並輸出誤差信號e (η)，該誤差信號 e(n)形成了已去除了第一脈衝的前述的監控信號。自適應濾波器是根據優化算法自調節其傳遞函數的已知的電子濾波器(數字的 或模擬的)。特別地，自適應濾波器30包括可變濾波器32，可變濾波器32通常是具有長度 為M的濾波器係數w(n)的有限衝激響應(FIR)濾波器。即使自適應濾波器是本領域已知的，但自適應濾波器並非能容易地應用於消除測 量信號d(n)中的第一脈衝。在示例的實施方式中，這已經通過輸入預測的信號輪廓u(n) 至可變濾波器32和自適應更新算法34實現了，其中可變濾波器32處理預測的信號輪廓 u(η)以生成估計的測量信號》(《)，自適應更新算法34基於預測的信號輪廓u(n)和誤差信 號e(n)計算可變濾波器32的濾波器係數。誤差信號e (η)由測量信號d (η)與估計的測量 信號之間的差給出。基本上，自適應濾波器還涉及從測量信號d(n)中減去預測的信號輪廓u(η)，因為 每個濾波器係數工作，以平移以及可能重新縮放預測的信號輪廓u(n)的幅度。因此，作為 從測量信號d(n)中減去以生成誤差信號e (η)的估計的測量信號^…)形成為M個平移後的 預測的信號輪廓u (η)的線性組合，即u (η)的線性濾波。自適應更新算法34可用多種不同的方式實現，下面將描述其中的一些。本公開絕 不限制於這些示例，技術人員應該根據下面的描述毫無困難地獲得其他替代方式。有兩種主要的自適應濾波的方法隨機的和確定性的。不同之處在於通過更新算 法34使誤差信號e(n)的最小化，其中假定e (η)為隨機的還是確定性的，來獲得兩種不同 的最小化準則。隨機法通常在最小化準則中使用具有期望值的代價函數J，而確定性方法通 常使用平均值。當最小化e (η)時在代價函數中通常使用平方後的誤差信號e2 (η)，因為這 樣產生一個全局極小值。在一些情形中，絕對誤差|e(n) I可用於最小化中以及約束最小化 的不同形式中。當然，可使用任何形式的誤差信號，然而，並非總能保證向全局極小值收斂， 最小化並非總是可以有解的。
在信號的隨機描述中，通常代價函數可以根據J (n) =E{|e(n)|2},以及，在信號的確定性描述中，通常代價函數可以根據J(η) =Σ e2(n) 當使誤差信號e (η)(代價函數J(η))最小化時，將從測量信號d(η)中去除第一脈 衝。因此，當自適應濾波器30已經收斂並達到最小誤差時，將從第一脈衝中清除誤差信號 e(n)同時保留第二脈衝。為了獲得可變濾波器32的最佳的濾波器係數w(η)，需要根據濾波器係數w(η)使 代價函數J最小化。這可以通過代價函數梯度向量▽ J來實現，梯度向量▽ J是J關於不 同濾波器係數％、巧、…、Wsh的導數。最陡下降是用於獲得使代價函數J最小化的最優濾 波器係數的遞歸方法(非自適應濾波器)。通過給出濾波器係數的初始值，通常設置為0， 即W(O) =0，開始遞歸方法。接著根據下式更新濾波器係數w(n + 1) = W(W) + -//[- ▽·/( )]，其中w由下式給出W= [w0 W1 ... wM_JT MX 1此外，梯度向量VJ指向代價生長最快的方向。因此，濾波器係數沿與梯度相反的 方向進行修正，其中通過步長參數μ影響修正長度。因為最陡下降算法含有反饋，因此該 算法總存在收斂風險。為了確保收斂，設置步長參數μ的邊界。可以示出，最陡下降算法 的穩定性準則由下式給出0<//<-~其中，λ _是R的最大特徵值，預測的信號輪廓u(n)的相關矩陣R由下式給出其中由下式給出 { ) = \u{ri) u{n-\) ... u{n-M + \)]T Mx 1.如果使用均方誤差(mean squared error，MSE)代價函數(由J = E {| e (η) |2}定 義)，則可以示出根據下式更新濾波器係數w{n + \) = w{ri) +μ [ (η) < )],其中e (η)由下式給出e(n) = d(n) - τ(η) w{n).當信號的統計信息已知時，最陡下降算法是用於計算最優濾波器係數的遞歸算 法。然而，該信息通常是未知的。最小均方(Least Mean Squares,LMS)算法是基於與最陡 下降算法相同原理的方法，但可以連續地估計統計信息。因此，LMS算法是自適應濾波器， 因為該算法可以適應信號統計信息中的變化(因為連續地估計統計信息)，儘管梯度可能變成噪聲。由於梯度中的噪聲，LMS算法不可能達到最陡下降算法所達到的最小誤差Jmin。 在LMS算法中使用期望值的瞬時估計，即去除期望值。因此，對於LMS算法，濾波器係數的 更新式變為
權利要求
1.一種用於處理從流體容納系統中的壓力傳感器獲得的時間相關的測量 信號(d(n))的方法，其中，所述流體容納系統與第一脈衝發生器C3)和第二脈衝發生器 (3')相關聯，所述壓力傳感器設置在所述流體容納系統中以檢測源自所述第一 脈衝發生器(3)的第一脈衝和源自所述第二脈衝發生器(3')的第二脈衝，所述方法包括 以下步驟接收步驟，接收所述測量信號(d(n))；獲得步驟，獲得第一脈衝輪廓(u(η))，該第一脈衝輪廓(u(η))是所述第一脈衝的預測 的時間信號輪廓；以及濾波步驟，使用所述第一脈衝輪廓(u(η))在時域中對所述測量信號(d(n))進行濾波， 以基本上消除所述第一脈衝同時保留所述第二脈衝。
2.根據權利要求1所述的方法，其中，所述濾波步驟包括以下步驟減去步驟，從所述 測量信號(d(n))中減去所述第一脈衝輪廓(u(η))。
3.根據權利要求2所述的方法，其中，所述減去步驟包括以下步驟調節所述第一脈衝 輪廓(u(n))相對於所述測量信號(d(n))的相位，其中，所述相位由從耦接至所述第一脈衝 發生器(3)的相位傳感器06)獲得的、或者從所述第一脈衝發生器(3)的控制單元03) 獲得的相位信息來表示。
4.根據前述權利要求中任一項所述的方法，其中，所述第一脈衝輪廓(u(η))是在所述 流體容納系統中的基準測量中獲得的，其中所述基準測量包括以下步驟操作所述第一脈 衝發生器(3)以生成至少一個第一脈衝，以及根據由所述流體容納系統中的基準壓力傳感 器( - )生成的基準信號中獲得所述第一脈衝輪廓(u(η))。
5.根據權利要求4所述的方法，其中，在所述基準測量期間，操作所述第一脈衝發生器 (3)以生成第一脈衝的序列，並且其中，通過識別並平均所述基準信號中的一組第一脈衝片 段來獲得所述第一脈衝輪廓(u(η))。
6.根據權利要求4或5所述的方法，其中，在所述流體容納系統操作期間，所述基準測 量間歇性地進行，以提供更新後的第一脈衝輪廓(u(n))。
7.根據權利要求4至6中任一項所述的方法，其中，所述壓力傳感器( - )用作所述 基準壓力傳感器。
8.根據權利要求1至3中任一項所述的方法，其中，所述獲得步驟包括以下步驟獲得 預定的信號輪廓。
9.根據權利要求8所述的方法，其中，所述獲得步驟進一步包括以下步驟根據數學模 型基於所述流體容納系統的一個或更多個系統參數的當前值修改所述預定的信號輪廓。
10.根據權利要求4至7中任一項所述的方法，其中，在所述基準測量期間，操作所述流 體容納系統，使得所述基準信號含有第一脈衝但不含有第二脈衝。
11.根據權利要求4至7中任一項所述的方法，其中，所述基準測量包括基於含有第 一脈衝和第二脈衝的第一基準信號獲得組合脈衝輪廓；基於含有第二脈衝但不含有第一脈 衝的第二基準信號獲得第二脈衝輪廓；以及通過從所述組合脈衝輪廓減去所述第二脈衝輪 廓來獲得所述預測的信號輪廓。
12.根據權利要求1所述的方法，所述方法進一步包括以下步驟獲得所述流體容納系 統的一個或更多個系統參數的當前值，其中，獲得作為所述當前值的函數的所述第一脈衝輪廓(u(η))。
13.根據權利要求12所述的方法，其中，獲得所述第一脈衝輪廓(u(η))的所述步驟包 括以下步驟基於所述當前值在基準資料庫中識別一個或更多個基準輪廓(1^(11)，r2(n))； 以及基於所述一個或更多個基準輪廓(!^nhr2 (η))獲得所述第一脈衝輪廓(u(n))。
14.根據權利要求13所述的方法，其中，所述一個或更多個系統參數表示在所述流體 容納系統中的第一脈衝的速率。
15.根據權利要求14所述的方法，其中，所述第一脈衝發生器C3)包括泵浦裝置，並且 所述系統參數表示所述泵浦裝置的泵頻率。
16.根據權利要求13至15中任一項所述的方法，其中，所述基準資料庫中的每個基準 輪廓(!^nhr2(η))是通過在所述流體容納系統中針對所述一個或更多個系統參數的相應 值進行基準測量而獲得的。
17.根據權利要求12所述的方法，其中，獲得所述第一脈衝輪廓(u(n))的所述步驟 包括以下步驟基於所述當前值在基準資料庫中識別能量和相位角數據的一個或更多個組 合；以及基於所述能量和相位角數據的一個或更多個組合獲得所述第一脈衝輪廓(u (η))。
18.根據權利要求17所述的方法，其中，所述第一脈衝輪廓(u(η))是通過組合不同頻 率的一組正弦曲線獲得的，其中各正弦曲線的幅度和相位角由所述能量和相位角數據的一 個或更多個組合給出。
19.根據權利要求12所述的方法，其中，獲得所述第一脈衝輪廓(u(η))的所述步驟包 括以下步驟將所述當前值輸入至基於所述流體容納系統的數學模型計算所述壓力傳感器 (4a-4c)的響應的算法。
20.根據前述權利要求任一項所述的方法，其中，所述濾波步驟包括以下步驟從所述 測量信號(d(n))中減去所述第一脈衝輪廓(u(η))，以及其中該減去的步驟在調節步驟之 前，在該調節步驟中參照所述測量信號(d(n))調節所述第一脈衝輪廓(u(η))的幅度、時標 和相位三者中的至少之一。
21.根據權利要求20所述的方法，其中，所述調節步驟包括以下步驟使所述第一脈衝 輪廓(u(η))與所述測量信號(d(n))之間的差最小。
22.根據權利要求1至19中任一項所述的方法，其中，所述濾波步驟包括以下步驟提 供所述第一脈衝輪廓(u(n))作為給自適應濾波器(30)的輸入；計算所述測量信號(d(n)) 與所述自適應濾波器(30)的輸出信號之間的誤差信號(e(n))；以及提供所述誤差 信號(e(n))作為給所述自適應濾波器(30)的輸入，從而所述自適應濾波器(30)設置為在 所述誤差信號(e(n))中基本上消除所述第一脈衝。
23.根據權利要求22所述的方法，其中，所述自適應濾波器(30)包括有限衝激響應濾 波器(32)和自適應算法(34)，所述有限衝激響應濾波器(32)的濾波器係數作用於所述第 一脈衝輪廓(u(n))上，以生成所述輸出信號)，所述自適應算法(34)優化作為所述誤 差信號(e(n))和所述第一脈衝輪廓(u(η))的函數的所述濾波器係數。
24.根據權利要求22或23所述的方法，所述方法進一步包括以下步驟基於所述第二 脈衝的速率和/或幅度與極限值的比較，控制所述自適應濾波器(30)以鎖定所述濾波器系 數。
25.根據前述權利要求任一項所述的方法，其中，所述流體容納系統包括用於連接至人體的血液系統的體外血流迴路00)，並且其中所述第一脈衝發生器包括在所述體外血流回 路00)中的泵浦裝置(3)，並且其中所述第二脈衝發生器(3')包括在所述人體中的生理 脈衝發生器。
26.根據權利要求25所述的方法，其中，所述第二脈衝發生器(3')是受自主神經系 統影響的心臟、呼吸系統和血管舒縮三者中的至少之一。
27.根據權利要求25或沈所述的方法，其中，所述體外血流迴路OO)包括動脈接入裝 置(1)、血液處理裝置(6)和靜脈接入裝置(14)，其中，人的血液系統包括血管通路，其中所 述動脈接入裝置(1)構造為連接至所述人的血液系統，所述靜脈接入裝置(14)構造為連接 至所述血管通路以形成流體連接(C)，並且，其中所述第一脈衝發生器包括設置於所述體外 血流迴路OO)中的泵浦裝置(3)，該泵浦裝置C3)將血液從所述動脈接入裝置(1)通過所 述血液處理裝置(6)泵送至所述靜脈接入裝置(14)，所述方法包括以下步驟從位於所述 泵浦裝置( 下遊的靜脈壓力傳感器Ga)或者從位於所述泵浦裝置( 上遊的動脈壓力 傳感器Gb)接收所述測量信號(d(n))。
28.一種電腦程式產品，其包括用於使計算機執行權利要求1至27中任一項所述的 方法的指令。
29.一種用於處理從流體容納系統中的壓力傳感器( - )獲得的時間相關的測量 信號(d(n))的裝置，其中，所述流體容納系統與第一脈衝發生器C3)和第二脈衝發生器 (3')相關聯，所述壓力傳感器設置在所述流體容納系統中，以檢測源自所述第 一脈衝發生器(3)的第一脈衝和源自所述第二脈衝發生器(3')的第二脈衝，所述裝置包 括輸入部(觀)，其用於所述測量信號(d(n))；信號處理器(25)，其連接至所述輸入部( )，並且該信號處理器0 包括處理模 塊(四)，所述處理模塊09)構造為獲得第一脈衝輪廓(u(η))，並使用所述第一脈衝輪廓 (u(η))在時域中對所述測量信號(d(n))進行濾波，以基本上消除所述第一脈衝同時保留 所述第二脈衝，其中所述第一脈衝輪廓(u(η))是所述第一脈衝的預測的時間信號輪廓。
30.一種用於處理從流體容納系統中的壓力傳感器( - )獲得的時間相關的測量 信號(d(n))的裝置，其中，所述流體容納系統與第一脈衝發生器C3)和第二脈衝發生器 (3')相關聯，所述壓力傳感器設置在所述流體容納系統中，以檢測源自所述第 一脈衝發生器(3)的第一脈衝和源自所述第二脈衝發生器(3')的第二脈衝，所述裝置包 括用於接收所述測量信號(d(n))的單元08)；用於獲得第一脈衝輪廓(u(η))的單元( )，所述第一脈衝輪廓(u(η))是所述第一脈 衝的預測的時間信號輪廓；以及使用所述第一脈衝輪廓(u(η))在時域中對所述測量信號(d(n))進行濾波以基本上消 除所述第一脈衝同時保留所述第二脈衝的單元09)。
31.一種用於處理從流體容納系統中的壓力傳感器( - )獲得的時間相關的測量 信號(d(n))的方法，其中，所述流體容納系統與第一脈衝發生器C3)和第二脈衝發生器 (3')相關聯，所述壓力傳感器設置在所述流體容納系統中，以檢測源自所述第一 脈衝發生器(3)的第一脈衝和源自所述第二脈衝發生器(3')的第二脈衝，所述方法包括以下步驟接收所述測量信號(d(n))；獲取所述第一脈衝的標準信號輪廓(u(η))；以及在時域中從所述測量信號(d(n))中減去所述標準信號輪廓(u(η))，其中，所述標準信 號輪廓(u(n))的幅度和相位使得所述第一脈衝基本上被消除而所述第二脈衝被保留。
32. 一種用於處理從流體容納系統中的壓力傳感器( - )獲得的時間相關測量信號 (d(n))的裝置，其中，所述流體容納系統與第一脈衝發生器C3)和第二脈衝發生器(3') 相關聯，所述壓力傳感器設置在所述流體容納系統中，以檢測源自所述第一脈衝 發生器(3)的第一脈衝和源自所述第二脈衝發生器(3')的第二脈衝，所述裝置包括 輸入部(觀)，其用於所述測量信號(d(n))；信號處理器(25)，其連接至所述輸入部08)且包括處理模塊( )，所述處理模塊09) 構造為獲得所述第一脈衝的標準脈衝輪廓(u(η))，並在時域中從所述測量信號(d(n))中 減去所述標準信號輪廓(u(η))，其中，所述標準信號輪廓(u(η))的幅度和相位使得所述第 一脈衝基本上被消除而所述第二脈衝被保留。
全文摘要
監控裝置被設置為接收從與第一脈衝發生器(3)和第二脈衝發生器(3′)相關聯的流體容納系統中的壓力傳感器(4a-4c)獲得的時間相關的測量信號(d(n))。壓力傳感器設置在流體容納系統中，以檢測源自第一脈衝發生器的第一脈衝和源自第二脈衝發生器的第二脈衝。監控裝置構造為處理測量信號(d(n))以去除第一脈衝。在此處理中，監控裝置接收(201)測量信號(d(n))，獲得(202)第一脈衝輪廓(u(n))，其中第一脈衝輪廓(u(n))是第一脈衝的預測的時間信號輪廓，以及使用第一脈衝輪廓(u(n))在時域中對測量信號(d(n))進行濾波(203)，以基本上消除第一脈衝同時保留第二脈衝。流體容納系統可包括例如作為透析機的一部分的體外血流迴路和人類患者的血液迴路。
文檔編號A61M1/36GK102076368SQ200980124257
公開日2011年5月25日 申請日期2009年6月26日 優先權日2008年6月26日
發明者克裡斯蒂安·索勒姆, 布·奧爾德 申請人:甘布羅倫迪亞股份公司