監測受檢者的心血管系統的特性的製作方法

2023-06-05 17:16:36 2

專利名稱：監測受檢者的心血管系統的特性的製作方法
技術領域：
本發明總體上涉及用於監測受檢者的心血管系統的一個或更多個特性的技術。本發明例如可應用於用於體外血液處理的裝置中。
背景技術：
本領域中已知測量人或動物受檢者的心血管系統的不同特性。然而，已知技術需要安裝分離且專用的儀器和傳感器來測量特定特性。

發明內容
本發明的目的是至少部分地克服現有技術的一個或更多個局限。具體來說，目的是提供用於監測連接至用於體外血液處理的設備的受檢者的心血管特性的另選或補充技 術。根據以下描述將呈現的該目的和其它目的至少部分地通過根據獨立權利要求所述的裝置、血液處理設備、方法以及計算機可讀介質來實現，本發明的實施方式根據從屬權利要求來限定。本發明的第一方面是一種用於監測受檢者的心血管特性的裝置。所述裝置包括輸入部，該輸入部被配置成獲取來自被設置成檢測體外流體迴路中的壓力波的主壓力波傳感器的測量數據，所述體外流體迴路與受檢者的心血管系統按流體連通方式連接。所述裝置還包括信號處理器，該信號處理器被配置成執行以下步驟基於所述測量數據生成時間相關監測信號，以使得所述監測信號包括心臟脈衝的序列，其中，各個心臟脈衝表示源自受檢者心搏的壓力波；確定針對所述監測信號中的各個心臟脈衝的搏動分類數據；以及至少部分地基於所述搏動分類數據來計算指示所述心血管特性的參數值。本發明的第二方面是一種用於監測受檢者的心血管特性的裝置。所述裝置包括用於獲取來自被設置成檢測體外流體迴路中的壓力波的主壓力波傳感器的測量數據的裝置，所述體外流體迴路與受檢者的心血管系統按流體連通方式連接；用於基於所述測量數據生成時間相關監測信號的裝置，以使得所述監測信號包括心臟脈衝的序列，其中，各個心臟脈衝表示源自受檢者心搏的壓力波；用於確定針對所述監測信號中的各個心臟脈衝的搏動分類數據的裝置；以及用於至少部分地基於所述搏動分類數據來計算指示所述心血管特性的參數值的裝置。本發明的第三方面是一種用於血液處理的設備。該設備包括體外血流迴路以及根據第一方面或第二方面所述的裝置，該體外血流迴路被設置為連接至受檢者的血管系統，並且可操作地使來自受檢者的血液循環通過血液處理裝置並返回至該受檢者。本發明的第四方面是一種用於監測受檢者的心血管特性的方法。所述方法包括以下步驟獲取來自被設置成檢測體外流體迴路中的壓力波的主壓力波傳感器的測量數據，所述體外流體迴路與所述受檢者的心血管系統按流體連通方式連接；基於所述測量數據生成時間相關監測信號，以使得所述監測信號包括心臟脈衝的序列，其中，各個心臟脈衝表示源自受檢者心搏的壓力波；確定針對所述監測信號中的各個心臟脈衝的搏動分類數據；以及至少部分地基於所述搏動分類數據來計算指示所述心血管特性的參數值。本發明的第五方面是一種包括計算機指令的計算機可讀介質，該計算機指令在通過處理器執行時使該處理器執行根據第四方面所述的方法。根據下面的詳細描述，根據所附權利要求書以及根據附圖，將呈現本發明的其它目的、特徵、方面以及優點。


將參照所附的示意性附圖來更詳細地描述本發明的示例性實施方式。
圖I是包括體外血流迴路的、用於血液透析處理的系統的示意圖。圖2 Ca)是包含泵脈衝和心臟脈衝信號這二者的壓力信號在時域中的標繪圖，圖2 (b)是對應信號在頻域中的標繪圖。圖3是用於監測受檢者的心血管系統的特性的處理的流程圖。圖4是實現圖3的處理的監視裝置的框圖。圖5是包括在圖3的處理中的步驟的擴展流程圖。圖6是包括在圖5的處理中的步驟的擴展流程圖。圖7 (a)-7 (b)分別是在靜止條件和90度直立傾斜(head-up tilt)期間從正常受檢者獲取的心率信號的功率譜。圖8是例示了指示心率擾動的各種參數的RR間隔血流速度圖(tachogram)。圖9 (a) - (b)是用於例示動脈僵硬度的影響的平均心臟脈衝。圖10是用於對在圖I的系統構造中獲取的壓力信號進行信號分析的處理的流程圖。圖11是從圖I的系統中的靜脈壓力傳感器獲得的壓力信號的泵脈衝的基準輪廓的標繪圖。圖12是用於獲取預測的信號輪廓的處理的流程圖。圖13是例示了用於生成預測的信號輪廓的外推處理的標繪圖。圖14 Ca)是例示了用於生成預測的信號輪廓的內插處理的標繪圖，圖14 (b)是圖14 Ca)的放大圖。圖15 (a)表示在一個流率(flow rate)下泵脈衝的頻率譜，圖15 (b)表示針對三個不同流率的對應頻率譜，其中，各個頻率譜按對數標度給出並且映射至諧波數，圖15 (c)是圖15 (b)中的數據在線性標度下的標繪圖，圖15 (d)是與圖15 (a)中的頻率譜相對應的相位角譜。圖16是可操作地基於預測的信號輪廓對壓力信號進行濾波的自適應濾波器結構的示意圖。圖17 (a)-17 (d)例示了在基準信號中識別出候選脈衝以生成時序數據的處理。
具體實施例方式下面，參照體外血流迴路來對實施方式進行描述。具體來說，對用於監測連接至這種迴路的患者的心血管特性的示例性實施方式進行描述。還對用於檢測和提取指示這種心血管特性的信號的實施方式進行描述。在全部以下描述中，相似部件用相同標號指定。I、體外迴路的示例圖I示出了體外血流迴路20的示例，該體外血流迴路20是血液處理設備(在這種情況下，為透析機)的一部分。體外迴路20通過連接系統C連接至患者的心血管系統。該連接系統C包括用於血液抽取的動脈接入裝置I (在這裡採用動脈針的形式)、連接導管部分2a和連接器Cla。該連接系統C還包括用於血液再引入的靜脈接入裝置14 (在這裡採用靜脈針的形式)、連接導管部分12b以及連接器C2a。連接器Cla、C2a被設置成提供與迴路20中的對應連接器Clb、C2b的可釋放或永久性接合，以分別形成迴路20與動脈針I和靜脈針14之間的血液路徑。連接器Cla、Clb、C2b、C2b可以是任何已知的類型。在所示的示例中，體外迴路20包括連接器Clb、動脈導管部分2b以及可以為蠕動型的血泵3，如圖I所示。在泵的入口處有壓力傳感器4a(此後稱為動脈傳感器)，該壓力傳感器測量動脈導管部分2b中的泵之前的壓力。該血泵3經由導管部分5將血液推動至透析儀6的血液側。在許多透析機中，該迴路20附加地設置有測量血泵3與透析儀6之間的壓力的壓力傳感器4b。血液經由導管部分10從透析儀6的血液側通向靜脈滴注室或除氣·室11，接著從那裡經由靜脈導管部分12a和連接器C2b返回至連接系統C。壓力傳感器4c(下面稱為靜脈傳感器)被設置成測量透析儀6的靜脈側的壓力。在所示的示例中，壓力傳感器4c測量靜脈滴注室11中的壓力。動脈針I和靜脈針14這兩者通過血管通路而連接至人或動物患者的心血管系統。該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 graft)、移植物等。根據血管通路的類型，可以代替針使用其它類型的接入裝置，例如，導管。在此，體外迴路20的「靜脈側」指位於血泵3的下遊的血液路徑的一部分，而體外迴路20的「動脈側」指位於血泵3上遊的血液路徑的一部分。在圖I的示例中，靜脈側由導管部分5、透析儀6的血液側、導管部分10、滴注室11以及導管部分12a組成，動脈側由導管部分2b組成。該透析機還包括透析流體迴路35,該透析流體迴路35僅在圖I中部分地示出，並被操作以製備、調節透析流體，並使該透析流體經由導管部分15、16循環通過透析儀6的透析流體側。在圖I中，此外還設置有控制單元23，以通過控制血泵3的轉速來控制迴路20中的血流。監視/監測裝置25連接至透析機並且被配置成監測患者的心血管系統的特性。在圖I的示例中，監視裝置25電連接成接收來自壓力傳感器4a-4c中的一個或更多個的測量數據。如以下部分中詳細描述的，該監測基於心臟脈衝，這些心臟脈衝在測量數據中被識別並且被分析以計算表示患者的心血管特性的一個或更多個參數的值。如圖I所示，裝置25還可以連接至控制單元23。另選地或者另外地，裝置25可以連接至泵傳感器26，如旋轉編碼器(例如，導電式、光學或磁性的)等，以指示血泵3的頻率和/或相位。裝置25系接至或無線地連接至本地或遠程裝置27，以基於所計算的值(或根據所計算的值推論的診斷)生成可聽/可視/可觸知的警報或警告信號，來顯示所計算的值和/或存儲由裝置25生成的所計算的值。監視裝置25和/或警報/顯示/存儲裝置27可以合併為透析機110的一部分，或者作為獨立的組件。
應當明白，監視裝置25可以執行任何數量的其它功能。監視裝置25可以例如執行安全功能，其中，監視裝置25獲取並分析透析機中的許多專用或通用傳感器的輸出信號，以識別或預防一個或更多個故障條件。一個這種故障條件是從血管通路移出靜脈接入裝置
I或動脈接入裝置14，即，該接入裝置從患者的心血管系統鬆開。另一故障條件是靜脈接入裝置I或動脈接入裝置14典型地分別因連接器Cla、Clb和C2a、C2b破裂/有缺陷的耦接/拆開而從迴路20斷開。在圖I的示例中，監視裝置25包括輸入/輸出(I/O)部28，該輸入/輸出部用於對來自包括在透析機中或者另外與透析機相關聯的各種傳感器的測量數據進行採樣，並且用於向包括在透析機中或者另外與透析機相關聯的各種組件發送控制信號。I/O部28還可以被配置成對測量數據進行預處理。例如，I/O部28可以包括具有所需的最小採樣率和解析度的A / D轉換器以及一個或更多個信號放大器。一般來說，測量數據是數據樣本的時間序列，各個數據樣本表示瞬時傳感器值。I/O部28生成多個測量信號(例如，一個或更多個壓力信號)，這些測量信號作為輸入被提供給執行對心血管特性進行實際監測的數據 分析部29。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它們的組合，以獲取、處理以及分析測量數據。II、心臟脈衝分析本發明的實施方式涉及用於監測連接至體外迴路的患者的心血管系統的一個或更多個特性的技術。該心血管系統是在患者體內分送血液的循環系統，並且由心臟、血液以及血管形成。下面，所監測的特性被表示為心血管參數的值，其由此涉及患者的心臟或血管的特性。在特定的實施方式中，該參數值可以表示血管的動脈狀態(動脈僵硬度)、血管的鈣化程度以及血管通路的狀態中的一個或更多個。在其它實施方式中，該參數值可以表示心率變化性(HRV)、心率(HR)、心率擾動(HRT )、異位搏動率(異位搏動計數，EBC)或異位搏動源(例如,心房/心室)中的一個或更多個。如圖I例示的，該體外迴路20可以連接至患者的心血管系統，以使來自該患者的血液循環通過血液處理裝置6並返回至該患者。基於對監測信號的「心臟脈衝分析」來監測該心血管特性。該監測信號源自從體外迴路中(或接合至體外迴路)的壓力波傳感器獲取的測量信號。壓力波傳感器被設置成檢測源自患者的心搏的壓力波。如在此使用的，「壓力波」是採用通過材料或物質行進或傳播的擾動的形式的機械波。在以下示例的上下文中，壓力波按典型地處於大約3m/s-20m/s的範圍中的速度，在從心臟向壓力波傳感器延伸的流體系統中傳播，該壓力波傳感器與該流體系統直接或間接液壓接觸。具體來說，壓力波在從心臟起延伸的血液路徑中傳播通過心血管系統的一部分、連接系統C，接著進入體外迴路20中。壓力波傳感器生成形成針對各個壓力波的壓力脈衝的測量數據。「壓力脈衝」由此是限定時間相關測量信號(「壓力信號」)內的信號幅度的局部增加或減少(根據實現)的一組數據樣本。對應地，「心臟脈衝」是源自患者心搏的壓力脈衝。一般來說，心臟脈衝按與心臟的搏動速率成比例的速率出現。該壓力波傳感器可以是任何可想到的類型，例如，根據電阻性、電容性、電感性、磁性、聲學或光學感測操作，並且使用一個或更多個隔膜、波紋管(bellow)、波登管(Bourdontube)、壓電組件、半導體組件、應變計、諧振線、加速度計等。例如，該壓力波傳感器可以實現為常規壓力傳感器、生物阻抗傳感器、光電容積描記儀(PPG)傳感器等。在圖I的示例中，體外迴路20中的現有壓力傳感器4a_4c中的任一個都可以被用作壓力波傳感器。該壓力波傳感器還可以檢測源自除了患者心臟以外的其它脈衝發生器的壓力波。這些其它脈衝發生器由此生成壓力信號中的幹擾脈衝。這些幹擾脈衝可以源自血液處理設備中的泵和其它機械脈衝發生器，例如，源自體外迴路20或透析流體迴路35中的泵和其它機械脈衝發生器。這種類型的幹擾脈衝在以下描述中統指「壓力偽像」或「泵脈衝」。圖2 (a)示出了時域中壓力信號的示例，圖9 (b)示出了對應的能量譜密度，SP，作為頻率的函數的信號振幅。該壓力信號從圖I中的體外迴路20中的靜脈壓力傳感器4c獲取。該能量譜密度展現了所檢測的壓力信號包含源自血泵3的多個不同的頻率分量。在 所示的示例中，存在處於血泵的基頻(f0)(在該示例中在I. 5Hz)及其諧波2f0、3f0以及4f0處的頻率分量。基頻(下面還稱作泵送頻率)是在體外血流迴路中產生脈衝波的泵衝程的頻率。例如，在圖I所示的類型的蠕動泵中，針對轉子3'的每個完整旋轉產生兩個泵衝程，g卩，每個轉子3a、3b—個泵衝程。圖2 (b)還指示了在泵送頻率的一半(0.5f0)及其諧波處(在該示例中，至少為f0、l. 5f0、2f0和2. 5f0)存在的頻率分量。圖2 (b)還示出了心臟信號(在I. IHz),該示例中的心臟信號比基頻f0處的血泵信號弱大約40倍。在圖2的示例中，該壓力信號由此包含心臟脈衝和泵脈衝，並且壓力信號中以泵脈衝為主。另選地或者另外地，這些幹擾脈衝可以源自患者受檢者(心臟除外)中的一個或更多個生理現象。這種生理現象可以是偶然性的、重複性的或循環性的(即，周期性的)。偶然性的生理現象包括反射、打噴嚏、自主肌肉收縮以及非自主肌肉收縮。周期性的生理現象包括呼吸(breathing)(呼吸(respiration))系統、用於血壓調節的自主系統以及用於體溫調節的自主系統。如上說明的，該監測處理作用於一個或更多個「監測信號」。在一個實施方式中，從壓力波傳感器獲取的壓力信號被用作監測信號。然而，如果該壓力信號包含幹擾脈衝，則該監測信號可以通過處理該壓力信號以去除或至少抑制這些幹擾脈衝，同時基本上保留心臟脈衝來獲取。適當地，該信號處理獲得包含心臟脈衝的監測信號並且基本上沒有幹擾脈衝。「基本上沒有」指的是從壓力信號中去除幹擾脈衝，以達到能夠檢測並分析心臟脈衝以用於監測目的的程度。下面，在III-V部分中，對用於去除/抑制幹擾脈衝的不同信號處理技術進行討論。圖3是包括在監測處理的實施方式中的心臟脈衝分析的流程圖。在所示的示例中，心臟脈衝分析通過步驟302 - 312的序列來迭代。各個迭代作用於監測信號中的評估片段，並得到表示患者的心血管特性的參數值。由此，連續監測(重複迭代)典型地涉及基於監測信號中的評估片段的時間序列來計算參數值的時間序列。這些評估片段在時間上可以交疊或者不交疊。在步驟302中，該處理輸入來自監測信號的評估片段。該評估片段對應於監測信號中的時間窗，該時間窗可以被選擇成包括一個心臟脈衝的至少一部分。在以下不例中，假定該時間窗被選擇成使得各個評估片段包括心臟脈衝的序列，即，兩個或更多個心臟脈衝。在步驟304中，該處理輸入指示針對評估片段中的各個心臟脈衝的時間點的時序數據(在此還指「主時序數據」)。該主時序數據可以例如被表示為心臟脈衝的出現時間的序列或者心臟脈衝之間的時間差的序列。下面，在VI部分中，對用於獲取主時序數據的不同技術的示例進行描述。在步驟306中，基於主時序數據來處理評估片段，以提取針對該評估片段中的各個心臟脈衝的形狀數據。主時序數據被用於確定評估片段中的各個心臟脈衝的位置。該形狀數據可以表示心臟脈衝的任何形狀特徵。可以提取的形狀特徵的示例包括心臟脈衝的振幅/幅度(例如，脈衝的最大振幅或者脈衝下的積分區域)、心臟脈衝內局部最大值/最小值的數量、心臟脈衝中第一最大振幅與第二最大振幅(假設存在兩個或更多個局部最大值)之間的比率、心臟脈衝的上升時間(例如，到達最大值的時間)、心臟脈衝的下降時間(例如，從最大值器下降的時間)、心臟脈衝的指數式衰減(例如，通過擬合至心臟脈衝的後端的指數函數獲得)、心臟脈衝的寬度(例如，在最大振幅的指定百分比處)等。在進一步的變型例中，該形狀數據是心臟脈衝的整個時間信號輪廓的表示，例如，指定為評估片段中的信號值的子集、這些信號值的上採樣Up-sampled)或下採樣形式或者擬合至信號值的曲線。在步驟308中，評估片段中的各個心臟脈衝基於形狀數據和/或主時序數據來分類。如果僅使用主時序數據，則可以省略前一步驟306。該分類的目的在於識別心臟脈衝當中的異位搏動，即，確定各個心臟脈衝是源自正常心搏還是源自異位搏動(或者可能地，確定心臟脈衝既不源自正常心搏也不源自異位搏動)。由此，步驟308可以得到包含搏動類別的分類數據例如，[正常，異位]或[正常，其它]或[正常，異位，其它]。還可想到的是，該分類可操作為區分不同類型的異位搏動(例如，心房或心室的)，並且分類數據可以包含對應的搏動類別。應當明白，一個搏動類別可以是固有的，以使得缺乏針對心臟脈衝的分類將暗指該心臟脈衝的特定搏動類別。在步驟310中，針對各個心臟脈衝的分類數據被用於計算各自表示患者的心血管特性的一個或更多個參數值。在步驟312中，輸出該參數值，並且處理返回至步驟302以進行新的迭代。本發明的實施方式還涉及實現監測的監視裝置(例如，圖I中的裝置25)的結構。圖4是用於例示這種監視裝置25的實施方式的框圖。該裝置25包括數據獲取部400，該數據獲取部被配置成對來自例如體外迴路20 (圖I)的靜脈壓力傳感器4c的數據採樣，並生成壓力信號。數據分析部29包括接收並處理壓力信號以生成監測信號的模塊401。該監測信號包含心臟脈衝，並且合適地基本上沒有幹擾脈衝(如泵脈衝和來自除心臟以外的其它生理現象的脈衝)。例如，模塊401可以被配置成實現用於下面在III-V部分中描述的信號處理、或另一信號處理的任何實施方式。數據分析部29還可以包括模塊402，該模塊402順序地獲取來自模塊401的評估片段，並且生成針對該評估片段中的各個心臟脈衝的形狀數據(例如，根據圖3中的步驟306)。模塊402使用主時序數據，該主時序數據(在這個示例中)經由數據獲取部400輸入。模塊403被設置成作用於主時序數據和來自模塊402的形狀數據，以例如根據圖3中的步驟308，生成針對評估片段中的各個心臟脈衝的分類數據。模 塊404被配置成基於(在這個示例中)來自模塊403的分類數據、從模塊401獲取的評估片段以及主時序數據來計算心血管參數值。由此，模塊404可以例如實現圖3中的步驟310。該裝置25還包括數據輸出部405，該數據輸出部405接收並輸出該參數值。應當明白，數據獲取部400和數據輸出部405可以形成圖I的I/O部28的一部分。要強調的是，圖4中的數據的使用和流動僅出於例示的目的而給出。例如，模塊403可以作用於形狀數據或主時序數據或者這兩者，以生成分類數據。在另一個示例中，模塊404可以在存取或者不存取主時序數據的情況下作用於形狀數據而不是評估片段(或者除了作用於評估片段以外)，以生成心血管參數值。在又一個示例中，模塊404可以單獨作用於主時序數據和分類數據。在圖4中，數據獲取部29還包括脈衝預測模塊410，該脈衝預測模塊實現用於獲取作為在體外迴路中生成的泵脈衝的預測時間輪廓的脈衝輪廓的步驟。脈衝預測模塊410可以作用於來自資料庫DB (基準庫)的數據。所得到的脈衝輪廓可以提供給模塊401，該模塊401可以被配置成使用用於時域濾波的脈衝輪廓，如下面將在III-V部分中詳細描述的。數據分析部29和由此的模塊401-404以及410可以通過由處理裝置(如通用或專用計算機裝置或經編程的微處理器)執行的軟體指令來實現。然而，可想到的是，如本領域公知的，一些或全部模塊完全或部分通過專用硬體(如FPGA、ASIC或離散電子組件(電阻器、電容器、運算放大器、電晶體等)的組裝件)來實現。技術人員認識到模塊400-405、410不需要彼此直接檢索/提供數據，而是相反，可以存儲和檢索來自中間電子存儲部(如計算 機存儲器)的數據。下面，對分類步驟308 (並由此對模塊403中的功能的至少一部分)和參數計算步驟310 (並由此對模塊404中的功能的至少一部分)的不同實施方式進行例示和更詳細描述。心臟脈衝的分類(步驟308/樽塊403)心臟脈衝的分類可以按照許多不同方式(例如藉助於主時序數據和/或形狀數據)來進行。使用主時序數據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。非健康者可經歷嚴重的心臟狀況，例如心房纖維性顫動和室性異位搏動，這可能導致20%以上的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。由此，不同的心臟脈衝的標註可以基於涉及心律的分類標準。例如，表示心臟脈衝的出現時間的主時序數據可以被用於檢查心臟脈衝之間的時間間隔是「正常」還是「異常」。為了確定時間間隔是正常還是異常，可以使用基於間隔的準貝U，其中，該準則例如可以被定義成如果一間隔比以前的間隔的均值大20%，則將該間隔分類為異常。如果該時間間隔被確定為異常，則可以將關聯心臟脈衝分類為異位。使用形狀數據如果該形狀數據是相應心臟脈衝的整個時間信號輪廓(稱為「心臟脈衝輪廓」)的表示，則可以通過將該心臟脈衝輪廓匹配至一組模板，而將各個心臟脈衝輪廓分類為源自正常心搏或異位搏動。該組模板可以表示不同搏動類別的一個或更多個時間信號輪廓(形狀)，並且該匹配可以利用包括互相關的任何合適卷積方法來進行。接著，可以基於該匹配的結果(例如，最大相關係數)，來將該心臟脈衝輪廓按可用搏動類別之一分類。如果希望，各個心臟脈衝輪廓可以進行線性相位、帶通濾波，以便去除對於分類來說不太必要的頻率(例如，利用分別具有IHz和35Hz的截止頻率的3-dB濾波器)。上述模板典型地被固定並預定。
因為異位脈衝在形狀上可能改變很多，所以希望可以允許使用不固定和預定的模板。在這種變型例中，心臟脈衝輪廓利用基於互相關(CC)的方法(或任何其它卷積方法)來分類，該基於互相關的方法涉及心臟脈衝輪廓和評估片段中的相應心臟脈衝之前的局部信噪比(SNR)的度量。CC方法可以自適應，並且通過利用評估片段中的第一心臟脈衝輪廓作為模板來初始化。隨後，可以通過計算對應的CC係數來比較當前心臟脈衝輪廓與當前一組模板，其中，各個係數通過相對於當前一組模板中的各個模板移位當前心臟脈衝輪廓直到發現最佳相關為止來計算。當CC係數下降得低於SNR相關閾值時，可以根據當前心臟脈衝輪廓來創建新模板。可以連續更新和測量SNR，作為包含在評估片段中的相應心臟脈衝之前的間隔中的經高通濾波的樣本的均方根值(或等效值)。被分類與當前模板類似的心臟脈衝輪廓通過例如利用具有遺忘因子的指數平均的平均來更新該模板。應當明白，各個心臟脈衝輪廓的僅一部分可能與上述變型例中的任一個中的模板組匹配。
如果針對各個心臟脈衝的形狀數據包含N個不同的形狀特徵(NS 1)，則該心臟脈衝可以在由N個不同的形狀特徵擴展的N維空間中表示。不同類型的心臟脈衝(例如，源自正常心搏、不同的異位搏動以及可能源自其它搏動結構)可以在該N維空間中形成獨特的或者至少可區別的群集。由此，各個心臟脈衝的形狀數據可以限定N維空間中的指定位置，並由此，可以基於從該位置至不同群集的距離來對心臟脈衝進行分類。例如，該心臟脈衝可以被賦予N維空間中的最近群集的分類(根據任何合適度量來賦予)。當然，可以存在其它方法來基於形狀數據中的(對於例如基於特徵提取的經典分類理論的領域的技術人員顯見的)形狀特徵來分類心臟脈衝。技術人員還認識到，可以使用主時序數據和形狀數據的組合，以便例如通過在N維空間中包括主時序數據(或由其導出的特徵)，或者通過利用主時序數據以易於/改進匹配或CC計算，來分類心臟脈衝。參數倌的計算(步驟310/樽塊404)圖5還例示了參數值的計算，圖5例示了可以基於先前分類步驟(圖3中的308)的結果來執行的不同的計算過程。如果該分類數據指示在評估片段中不存在異位脈衝，則判定步驟502引導計算處理執行計算過程504、506以及508中的一個或更多個。如果該分類數據指示在評估片段中存在異位脈衝，則引導計算處理執行計算過程510、512、514中的一個或更多個。概念上，判定標準502還涉及生成次時序數據的步驟，該次時序數據指示要在計算過程504-516中使用的心臟脈衝的時序。在多數例示的計算過程中，該次時序數據與主時序數據相同。在這些情況下，如果已經獲取了主時序數據(例如，在圖3的示例中的步驟304中)，則該主時序數據可以被用作次時序數據；否則，如果在特定計算過程中需要，則可以根據在VI部分中給出的示例來獲取次時序數據。然而，如以下所描述的，在計算過程514的特定實現中，可以生成次時序數據，以替換在計算參數值時的主時序數據。因為計算參數值的步驟310涉及步驟502，該步驟502分析該分類數據並生成次時序數據，所以可以說，步驟310涉及基於分類數據來生成次時序數據而與下遊計算過程無關的預備步驟。如圖5所示，計算過程504、510以及512都涉及將正常心臟脈衝(過程504和510)或者異位心臟脈衝(過程512)平均化的步驟。這種平均化過程可以涉及利用次時序數據(並且在過程512中，涉及分類數據)，以從評估片段提取一組心臟脈衝片段(各個心臟脈衝片段典型地包含單個心臟脈衝)，基於次時序數據在時域中將心臟脈衝片段對齊以及基於在時域中針對各個時間值的對齊的信號值來生成平均表示。如果該形狀數據採用心臟脈衝輪廓的形式，則可以對這些心臟脈衝輪廓而不是對心臟脈衝片段進行平均化處理。各組所對齊的信號值例如可以被處理，以生成和、平均值或中值。技術人員認識到，還存在用於處理所對齊的信號值以實現平均表示的等效方法。圖5還指示計算過程504、510以及512中的每一個與計算過程516相組合，該計算過程516執行針對該平均表示的心臟形狀分析以生成參數值。還應明白，該平均表示可以在心臟脈衝分析(參照圖3中的300)期間重複地計算，得到平均表示的序列，各個平均表示得到一心血管參數。可以組合任何數量的心臟脈衝(兩個或更多個)以生成該平均表示。在特定實施方式中，該平均表示可以通過組合在大部分處理期期間(例如，在幾個小時期間)獲取的心臟脈衝來獲取。計算過程506涉及對評估片段中的(正常)心臟脈衝的心率變化性(HRV)分析。計算過程508涉及對評估片段中的(正常)心臟脈衝的心率(HR)分析。計算過程514涉及對 評估片段中的異位心臟脈衝的異位搏動分析。下面，對計算過程506、508、514以及516中的每一個進行更詳細的例示。HRV分析(計算過程506 )心率中的變化利用可廣泛接受的術語心率變化性(HRV)來描述。心率受導致心率改變的副交感神經和交感神經活動影響。由此，對HRV的分析是一種用於導出與患者中的ANS (自主神經系統)的狀態有關的信息的有用的非侵害性工具，該信息反映了副交感神經活動與交感神經活動之間的平衡。存在用於特徵化HRV的兩種主要方法，S卩，時域方法和頻域方法(還稱為頻譜分析)。時域方法提供一種簡單方法來存取心率的自主神經張力(autonomic tone)。大量的參數值可以通過按各種方式應用針對心臟脈衝之間的時間差(定義為RR間隔)的均值和標準偏差(例如，正常至正常RR間隔的標準偏差(還已知為SDNN)和5分鐘正常至正常RR間隔均值的標準偏差(還已知為SDANN))來獲取。用於計算參數值的其它時域方法基於相鄰RR間隔之間的差別，如PNN50 (該差別>50ms的RR間隔的比例)和pNN6. 25% (該差別為均值心臟時段的6. 25%的RR間隔的比例)。在許多時域參數之間存在大的正相關。其它時域方法是所謂的幾何方法，例如，直方圖和龐加萊(Poincar6)標繪圖。常用的直方圖包括RR間隔持續時間的樣本密度直方圖和連續RR間隔之間的差異的樣本密度直方圖。所謂的龐加萊標繪圖分析是公知的用於評估HRV的動力學的非線性時域方法。龐加萊標繪圖是時間系列進入笛卡兒平面的表示，其中，各個RR間隔被標繪為前一RR間隔的函數。對龐加萊標繪圖的分析可以通過對標繪圖的形狀和幾何形狀的簡單可視檢查來執行。對HRV的量化分析可以通過將二維標繪圖轉換成各種一維視圖(例如，通過將橢圓擬合至標繪圖形狀)來獲取。如果應用該技術，則可以獲取三個流行參數值瞬時搏動至搏動RR間隔變化性的標準偏差(SD)(橢圓的短軸或SD1)、長期RR間隔變化性的SD (橢圓的長軸或SD2)以及軸比率(SD1/SD2)。HRV的簡單特徵化由RR間隔血流速度圖(即，作為搏動數的函數的RR間隔)來提供。因為血流速度圖被觀察為規則採樣信號，所以接著根據離散傅立葉變換(DFT)容易地獲取HRV參數值。然而，所得到的頻譜估算未以Hz為單位來表達，因為血流速度圖未按秒鐘給出。如果代替地使用間隔函數(該間隔函數作為其出現時間的函數而根據RR間隔來定義)，則可以按Hz來表達頻譜估算。為了獲取HRV的頻譜估算，可能必須在使用DFT之前進行內插和再採樣，因為該間隔函數通常為不規則採樣信號。另選的是，可以採用用於不均衡採樣信號的技術，例如，倫(Lomb)方法。用於導出對HRV的估算的另一方法基於逆間隔函數，S卩，作為其出現時間的函數的瞬時心率(RR間隔的倒數)。心率的連續表示(即，心率信號)可以通過對逆間隔函數進行內插來獲取。對心率信號進行再採樣跟著使用DFT生成對HRV的估算。通常使用心率信號，以便獲取對HRV的估算。心率信號的再採樣形式可以按快速且容易的方式來獲取。另選的是，針對不均衡採樣信號的技術可以直接針對逆間隔函數採用。用於HRV分析的又一方法是採用基於模型的方法，該方法基於竇房結的特定生理特性。一種這樣的方法是心臟時序(HT)信號，其基於公知的積分脈衝頻率調製(IPFM)模型。如前提到，在執行頻譜分析之前，重要的是考慮因心臟的生理特性而造成的心率·信號的局限性。心率通常為不規則採樣信號，其中，該心率本身是採樣率。因此，至少對於使用搏動出現時間的HRV方法來說，所有頻域方法都應當考慮在大約一半均值心率處的混疊。在具有60bpm (或者等效於IHz)的均值心率的評估片段中，不應分析0.5Hz以上的頻率。該頻譜通常被劃分成兩個子頻帶低頻(LF)頻帶(0. 04Hz-0. 15Hz)和高頻(HF)頻帶(0. 15Hz-0. 40Hz)。通常使用附加子頻帶:甚低頻(VLF)頻帶(低於0. 04Hz)。呼吸活動以及血壓和體溫調節按心率中的自發變化產生振蕩行為。呼吸峰值通常在範圍為0. 2Hz-0. 4Hz的間隔中出現，由此影響HF頻帶。LF頻帶受具有大約0. IHz的血壓峰值的壓力感受性反射影響，並且可以在VLF頻帶中發現根據體溫調節的峰值。該振蕩行為(尤其是來自血壓和體溫調節的振蕩行為)通常不太顯著，以顯出頻譜中的峰值。因自主平衡的變化而造成的對HRV的影響已經在多項研究中進行了研究，主要結論是，LF頻帶受交感性活動影響，而副交感神經活動影響HF頻帶。這還在圖7中進行了例示，圖7示出了通過將第七階自回歸(AR)模型擬合至在(a)靜止條件和(b) 90度直立傾斜期間從正常受檢者獲得的心率信號而獲取的功率譜。直立傾斜增加了交感神經活動，如由0. IHz處的增加峰值所反映的。0.25Hz處的峰值可以歸因於如受副交感神經活動控制的呼吸。由此，譜功率比率(所謂LF / HF比率)反映了自主平衡。頻譜的總功率等於對應時域信號的方差，進而與時域變量SDNN相關聯。而且，該時域變量pNN50與HF功率相關聯。心率變化性在各種醫學領域具有重要的臨床意義，尤其是在心臟相關疾病領域方面。如上提到，正常心率與鐘錶機構規律性不相關聯，而是與例如因呼吸、運動以及物理或精神性應激而造成的變化性相關聯。不存在這種變化性被證明是急性心肌梗塞(包括所有死因死亡率(all-cause mortality)、心臟纖維性顫動以及心源性猝死)後的不利後果的有效預測。與正常控制相比，心率變化性在急性心源性猝死倖存者中也顯著減少。而且，公知的是，HRV在具有心力衰竭的患者中減少，並且HRV在心臟移植之後的患者和其它心血管疾病中改變。HRV在胎兒監測中的臨床重要性完全被接受。胎兒心臟的HRV是胎兒健康的最可靠指示，例如，監測胎兒ANS發育或胎兒行為狀態(安靜或有效睡眠(active sleep)、存在或不存在呼吸運動)。心率變化性分析還被用於很可能影響心血管系統的非心臟性失調(如在糖尿病患者中用於診斷目的)，以及用於諸如變老、阿爾茨海默氏症(Alzheimer』 sdisease)、南美維蟲病(Chagas』 disease)的寬泛範圍中。還結合血液透析對心率變化性進行了廣泛研究。研究已經表明血液透析患者的HRV的減少，並且減少的HRV在長期血液透析患者中可能具有獨立預報值，因為可以識別具有針對所有死因死亡率和急性心源性猝死的增加風險的患者。已經研究了血液透析期間的自主機能障礙以及血液透析患者的HRV的確定因素。還研究了血液透析期間HRV與血壓之間的關係。然而，關於正好在低血壓事件之前和期間出現的ANS的活動的變化所知甚少。在低血壓傾向和耐低血壓尿毒症患者中，大部分注意力都集中於LF / HF比率。已經有結論，LF / HF比率可以被用作血液透析患者的低血壓標記，因為LF / HF比率的顯著增加在沒有低血壓的透析期期間被觀察，而在虛脫時，LF / HF比率在低血壓期間顯著下降。還提出了，LF / HF比率可以揭示具有不同低血壓傾向的人群之間的差異，進而獲得對透析期間自主控制的深入了解，並且提供用於區分低血壓傾向與耐低血壓患者的有用索引。本發明人還認識到，即使已經在監測信號中去除了對應幹擾脈衝，在步驟506中 經由HRV獲取的HRV度量也包括來自泵和血液處理設備中的其它機械脈衝發生器的擾動。源自心臟的壓力波的傳導時間受傳送壓力波的血液管路中的平均壓力影響。例如，因為該平均壓力根據血泵3的泵衝程來調節，所以HRV度量可以包括因泵的操作而造成的傳導時間變化。在一個實施方式中，心臟脈衝分析包括補償步驟，該補償步驟被設計成全部或部分補償血泵(和其它機械脈衝發生器)對所得到的HRV度量的影響。這種補償步驟可以按許多不同方式實現。在一個實施方式中，在時域中進行補償，並且涉及調節從監測信號導出的主時序數據(心臟脈衝的出現時間)。該調節可以藉助於相關血液管路中的當前絕對壓力(例如，從壓力傳感器4a_4c中的任一個獲取的)來進行。該絕對壓力影響脈衝的傳導時間，由此，可以例如藉助於將絕對壓力與傳導時間關聯的查尋表來及時調節該出現時間。在補償步驟之後，HRV度量可以利用時域或頻域方法來計算。在另一實施方式中，獲取表示HRV擾動的補償度量，作為血泵停止時的第一時段和血泵運行時的第二時段中的所計算的HRV度量之間的差異。可以計算HRV擾動的能量/幅度和頻率內容兩者。該補償度量可以例如在處理期開始時和/或在處理期期間通過間歇地停止血泵來獲取。在另一實施方式中，該補償度量在實驗室設置中獲取，該實驗室設置允許在血泵運行時以恆定速率(即，沒有HRV)生成心臟脈衝。在該實驗室設置中，因為所計算的HRV度量單獨因血泵而造成，所以補償度量可以通過在針對指定恆速心率的不同血流處計算HRV度量來獲取。在處理期間，將補償度量從所計算的HRV中減去，其中，該補償度量基於例如根據控制單元23 (圖I)的設置值或者根據泵傳感器26的輸出信號給出的當前血液流率來選擇。在又一實施方式中，該補償度量在處理期間獲取，作為在時間上接近的兩個不同血液流率處的所計算的HRV度量之間的差異。這兩個HRV度量之間的相似性為「真實的」HRV，並且該差異因血泵而造成。在另一實施方式中，該補償度量在處理期間通過比較基於根據來自靜脈傳感器4a和動脈傳感器4c (圖I)的同時獲取的測量數據而生成的監測信號計算出的HRV度量來獲取。應當明白，血泵在靜脈管路和動脈管路中不同地影響傳導時間，並且HRV度量之間的差異指示HRV擾動。在又ー實施方式中，該補償涉及例如基於血泵的速度和當前心率來估算受血泵影響的ー個或更多個頻帯。接著，在利用頻域方法計算HRV度量時，可以不理會(抑制)頻帶中的能量。HR分析(計算過程508)心率可以根據上面結合HRV分析給出的描述來計算。可以計算該參數值，以表示例如在預定時段(例如，在ー個評估片段內，或者在多個評估片段)的平均心率和/或瞬時心 率。異位搏動分析(計算過程514)該異位搏動分析514可以涉及一個或更多個計算過程602、604、606、608，如圖6例示的。計算過程602涉及修正評估片段中的異位搏動的處理和執行對這樣修正的評估片段中的心臟脈衝的心率變化性(HRV)分析的處理。HRV分析可以根據上述計算過程506來執行。計算過程604還涉及修正評估片段中的異位搏動的處理和執行對這樣修正的評估片段中的心臟脈衝的心率(HR)分析的處理。HR分析可以根據上述計算過程508來執行。計算過程606涉及對評估片段中的異位脈衝的異位搏動計數(EBC)分析。計算過程608涉及基於評估片段中的異位脈衝的心率擾動(HRT)分析。下面，對計算過程602和604的異位搏動修正以及計算過程606和608進行更詳細的例示。異位搏動修正(計算過稈602.604)存在的異位搏動擾亂了由竇房結啟動的衝激圖案，由此在HRV和HR分析中引入了誤差。這些誤差由RR間隔系列中的、由與異位搏動相鄰的RR間隔引入的衝激狀偽像構成。延長的RR間隔、錯過或錯誤檢測的搏動引入了 RR間隔系列中的類似衝激狀偽像，從而意味著這些RR間隔既不能用於HRV分析也不能用於HR分析。因為異位搏動可以發生在正常受檢者和有心臟疾病的患者兩者中，所以它們的存在表示在對評估片段中的心臟脈衝進行頻譜或時域分析之前應當處理的誤差源。如果未經處理，則對包含異位搏動的RR間隔系列的分析可以導致具有寄生頻率分量的功率譜。已經開發了多個技術來處理存在的異位搏動，所有技術都遵照應當僅處理具有偶然性異位脈衝的評估片段的限定。包含頻繁異位脈衝或者更糟糕地包含一連串異位脈衝的評估片段擾亂了基本竇性節律，並由此應當被排除出進一歩的分析。用於修正偶然性異位搏動的過分簡單的方法是從該RR間隔系列中刪除異常的RR間隔。然而，間隔刪除不試圖填充應當存在而沒有出現異位搏動的間隔變化，並且結果，「修正的」間隔系列依然不太適於HRV和HR分析。然而，間隔刪除可以在時域方法中成功採用，因為時域方法通常不使用搏動至搏動水平的變化。用於異位搏動修正的其它技術努力再現應當存在而沒有出現異位搏動的間隔變化。通常使用內插，以便按上述非基於模型的方法(例如，心率信號)來修正存在的異位搏動。在該修正技術中，在因異位搏動而造成的間隙上執行特定類型的內插，以便獲取與正常心臟脈衝的相鄰值對齊的值。通常採用低階內插，其中，按覆蓋與異位搏動相鄰的受擾動信號值的間隔來執行內插。對存在的異位搏動的補償還可以按上述基於IPFM的方法來獲取。由此，應當明白，因為消除或者至少減少了異位搏動的影響，所以異位搏動修正起作用以生成通常不同於主時序數據的次時序數據(參照圖3中的步驟304)。EBC分析(計算過程606)異位搏動可以按照它們出現的頻繁程度來分析，只是需要它們的出現時間是可用的。它們的出現時間通過分類數據(其識別異位心臟脈衝)結合次時序數據(其識別各個心臟脈衝的出現時間)而得出。EBC分析可以檢測異位搏動的出現時間的行為變化，即，強度變化。因為異位搏動的瞬間強度可以與大的方差相關聯，所以可以將時間窗期間的均值強度用作參數。接著，通過在該評估片段上滑動該時間窗來執行分析。如果在該時間窗內假定固定的強度，則可以獲取描述異位搏動的強度的按塊(blockwise)更新趨勢。用於測量窗口內的異位搏動的強度的最容易的方式將簡單地對該窗口內存在的異位搏動的數量進行計數。
表示異位搏動的強度的另ー參數可以通過根據隨機點處理或計數處理(其描述直到指定時間(即，該點處理的積分)為止的異位搏動的數量)對這些出現時間進行建模來獲取。該計數處理可以通過最少信息統計分布(即，泊松(Poisson)過程)來進行建摸。因此，相繼的出現時間之間的間隔長度可以彼此獨立，並且完全通過利用強度參數的指數概率密度函數(PDF)來表示特徵。可以導出該強度參數的最大似然性估算(MLE)，其表示異位搏動的強度。HRT分析(計算過稈608)心率中的、跟隨心室異位搏動(VEB)的短期波動被稱為心率擾動(HRT)。在正常受檢者中，該心率首先增加並接著恰好在VEB之後減小至基線。假設心率的增加是由於對因VEB誘發並且隨後被壓カ感受器感測到的血壓突然下降進行補償而造成的。一旦恢復血壓，心率就返回至基線，以便維持血壓。受檢者用於從血壓的局部減小恢復的能力通過擾動的強度來反映。因為LF頻帶受壓カ感受性反射影響，並且血壓峰值通常出現在大約O. 1Hz，所以HRT的頻譜內容通常處於LF頻帶(O. 04Hz-O. 15Hz)中。HRT的不存在反映了自主機能障礙。已經例證了 HRT是對急性心肌梗塞後的死亡率的強有力預測。分析HRT同樣在其它領域(例如，充血性心カ衰竭、糖尿病以及血液透析患者的低血壓)提供了相當大的潛力。已經提出了用於HRT特徵化的多個參數，其中，擾動發作(TO)和擾動斜率(TS)尤其最通常採用。圖8是用於正常受檢者的RR間隔血流速度圖，其中，搏動數3和4是被VEB(耦合間隔和補償暫停)誘發的縮短和延長RR間隔。在圖8中，還例示了兩個HRT參數TO和TS。參數TO是心率中初始加速度的度量，而TS是心率返回至基線的減速度的度量。參數TO是根據VEB之前和之後的兩個正常RR間隔的平均值的相對差限定的、圍繞VEB的RR間隔的相對變化。因為TO測量了 RR間隔的相對變化，所以TO的負值暗示VEB之後的心率加速，而正值暗示心率減速。參數TS根據在VEB之後的前15個RR間隔中的5個相繼RR間隔期間觀察到的最陡斜率來定義，參見圖8。在計算TO和TS之前，根據可用VEB確定平均RR間隔血流速度圖。多項研究已經表明，TS比TO在臨床上更強大，例如，作為急性心肌梗塞後的死亡率的預測。然而，TS具有特定的缺陷。首先，TS在低信噪比(SNR) (B卩，當將很少的VEB用於平均化時或者在基礎HRV相當大時)被過高估計。其次，TS導致HRT與心率之間的結構性相關。正由於TS的定義，低心率產生大的TS，而相反，高心率產生小的TS。
除TO和TS以外，已經提出了多個其它HRT參數，其中，多數與TO和TS密切相關，如組合TO和TS分析以及針對心率或平均搏動數的調節TS參數。而且，確定TS (B卩，觀察到RR間隔的最陡斜率)的5個RR間隔序列的第一搏動數被稱為擾動時序。TS的相關係數被定義為擬合至TS的5個RR間隔的回歸線的相關係數。其它參數為被定義為相鄰RR間隔之間的最大差的擾動跳躍以及量化TS與心率之間的相關性的擾動動力學。另ー參數是將正弦函數擬合至補償暫停之後的RR間隔而產生的擾動頻率減小。已經對HRT與心率之間的關係進行了分析，其中，多項研究表明了它們之間的相關性；低心率與大HRT相關聯，並且高心率與小HRT相關聯。該相關性可能由於因VEB誘發的血壓縮減程度受心率影響而造成。已經提出了 HRT與心率之間的關係在被量化為擾動動力學(即，相關性的陡度)時具有診斷值；強相關性被認為是健康的。而且，已經提出了廣義似然比測試(GLRT)統計，以檢測和特徵化心率擾動(HRT)，其中，一組卡亨南-拉維(Karhunen-Lc^ve)基本函數對HRT進行建模。檢測器結構基於擴展積分脈衝頻率調製(IPMF)模型，該模型解釋存在的異位搏動和HRT。在一個變型例中，該測試統計考慮有關HRT形狀的先驗信息，而另ー變型例使用GLRT檢測器，該GLRT檢測器單 獨依賴信號子空間中包含的能量。平均表示的心臟形狀分析(計算過程516)如結合圖5提到，心臟形狀分析可以針對正常心臟脈衝的平均表示或異位心臟脈衝的平均表示來執行。IH常心臟脈衝的平均表示例如，可以使用正常心臟脈衝的平均形狀，以便確定動脈僵硬度和/或鈣化程度和/或流率。動脈僵硬度心臟脈衝波形具有兩個階段脈衝的上升沿和下降沿(升線和降線階段)。心臟收縮主要與第一階段相關聯，而第二階段與心臟舒張和來自周邊的波反射相關聯。具有健康順從動脈的受檢者在降線階段通常具有重搏切跡(dicrotic notch)。圖9 (a)是健康年輕人的歸ー化平均心臟脈衝的、展示重搏切跡的標繪圖。已經示出了，在健康受檢者中，動脈的硬化/僵硬過程可能從生命的大約第一個或第二個十年開始，並且可能因包括腎病和糖尿病的醫療情況而加速。動脈僵硬度與高血壓、中風危險度以及心臟病相關聯。腎病患者的常見死亡原因是心源性猝死，其中，冠心病是最主要的原因。動脈僵硬導致重搏切跡和心臟脈衝信號中的更高諧波頻率將要減少。由此，血管老化導致歸一化心臟脈衝形狀中的三角部分。這在圖9 (b)中進行了例示，圖9 (b)是老年腎病患者的歸ー化平均心臟脈衝的標繪圖。明顯地，可以基於該平均心臟脈衝的形狀來計算參數值，以表示動脈僵硬的程度。鈣化在透析患者中，鈣化是常見的共病現象。在鈣化與動脈僵硬度之間存在高度相關性，因為鈣化可以導致動脈僵硬。由此，表示動脈僵硬度的參數值還可以用於表示鈣化程度。狹窄在鈣化/動脈僵硬度與狹窄之間存在相關性。由此，表示動脈僵硬度的參數值還可以用於指示例如血管通路中狹窄的上升風險。心血管流率監測心血管流量(特別是結合體外處理)可以提供許多益處。ー種心血管流量是心輸出量，其是心臟毎分鐘泵送到主動脈中的血量，即，受檢者循環系統中的總血流量。監測心輸出量例如可以結合透析而有益，因為在透析期間的水去除(即，超濾)可以縮減心輸出量，這可以造成經歷處理的受檢者遭受低血壓的風險增加。原因在於心輸出量取決於返回至心臟的靜脈血流量，其又可以在按比血管重填充率更高的速率進行超濾之後隨著總血量的減少(相對血量減少)而減少。連續或間歇測量心輸出量在適當地調節超濾速率以縮減低血壓風險方面是重要的。另外，處理或過長時段之間的心輸出量變化可以是心臟狀況的指示，心臟狀況可能需求進ー步的醫學調查。另外，假設心血管系統的其它特性隨著時間的過去而保持恆定，例如，未形成狹窄，校準心輸出量測量可以保持有效，並且被用於監測心輸出量的長期變化。 另一心血管流量是通路流量，其是經過血管通路的血流量。通路流量測量對於臨床醫生確定透析患者的血管通路是否能夠提供充足血流量以允許適當的透析處理可能是重要的。正常情況下，通路流量測量利用專用設備有規律地進行(例如，一月一次)，以便檢測低值或下降趨勢。這種指示可以催促醫生通過血管成形術(angioplasty)或外科手術來執行通路介入，以減輕狀況。本受讓人已經發現，體外迴路中的壓カ變化可能因心血管系統中的壓カ和流量變化而造成。由此，例如心輸出量和通路流量這兩者的變化導致評估片段中的心臟脈衝的變化，例如顯示為振幅、形狀以及相位的變化。因此，通過監測體外迴路中的壓カ變化並且使這些變化涉及相關心血管關係，可以確定表示特定心血管流率的參數值。這些變化可以針對評估片段中的單個正常心臟脈衝來監測，但還可以按平均表示來識別。例如，已經發現心血管流率選擇性地影響心臟脈衝的頻率分量的阻尼和延遲，並且由此，影響正常心臟脈衝的形狀。由此，指示心血管流率的參數值可以通過針對ー組預定心臟信號輪廓映射正常心臟脈衝的平均表示來獲取，各個預定心臟信號輪廓表示特定心血管流率。另選的是，該參數值可以根據該平均表示的幅度(例如，最大振幅)導出，因為該幅度可以與心血管流率成比例。除了上述以外，還引用了 2009年12月28日提交的題名為「Device and methodfor monitoring a fluid flow rate in a cardiovascular system」 的美國臨時申請No. 61/290, 319，並且通過該引用將其全部內容併入於此。異位心臟脈衝的平均表示例如，可以使用異位心臟脈衝的平均形狀，以便確定異位搏動的源和/或動脈僵硬度和/或鈣化程度和/或流率。異位搏動的源平均異位脈衝的形狀可以用於識別異位搏動的源，因為異位脈衝的形狀被獲知根據異位的源顯著改變。和在心室異位脈衝(源自心室的異位脈沖)與正常心臟脈衝之間相比，在室上性異位脈衝(源自心房的異位脈沖)與正常心臟脈衝之間的形狀方面通常存在更大的相似性。而且，不同心室異位脈衝的形狀還可以根據心室中異位搏動開始而改變。異位脈衝的源可以根據上述基於形狀數據的分類技術來確定。從醫療的觀點來看，重要的是獲知異位搏動的源。根據該源，可以採取不同的判定(例如，藥物治療、外科手術、追蹤調查、繼續附加測試)，以便保證患者健康。動脈僵硬度如同正常心臟脈衝，平均異位心臟脈衝的形狀可以根據動脈的僵硬度而改變。該形狀變化類似於平均正常心臟脈衝的形狀變化，即，異位心臟脈衝信號中的更高諧波頻率可以隨著動脈僵硬度的増加而減少。鈣化在鈣化與動脈僵硬度之間存在高度相關性，因為鈣化可以導致動脈僵硬。由此，表示動脈僵硬度的參數值也可以被用於表示鈣化程度。狹窄在鈣化/動脈僵硬度與狹窄之間存在相關性。由此，表示動脈僵硬度的參數值還 可以被用於指示例如血管通路中的狹窄的上升風險。心血管流率如同正常心臟脈衝，異位心臟脈衝的振幅、形狀以及相位可以根據該流率而改變。由此，這些心血管特性可以按針對正常心臟脈衝的相同方式，基於異位心臟脈衝的平均表示來進行評估(儘管可以基於不同的標準來評估)。II I、壓カ信號的信號處理這部分描述了用於去除/抑制通過對來自諸如圖I中的透析機的裝置中的壓カ波傳感器的測量數據進行採樣而獲取的、壓カ信號中的泵脈衝的不同技木。更進一歩，如上說明的，患者中的ー個以上的生理現象可以引起壓カ信號中的壓カ脈沖。這種生理現象包括呼吸系統、用於血壓調節的自主系統以及用於體溫調節的自主系統。在特定情況下，由此可能希望處理該壓カ信號，以隔離其它生理脈衝當中的心臟脈沖。圖10是例示了根據本發明的實施方式的信號分析處理1000的步驟的流程圖。這些步驟通過例如從靜脈或動脈壓力傳感器(圖I中的4a、4c)獲取壓力信號而開始(步驟1001)，該壓カ信號包括多個壓カ波誘發信號分量。該信號分析處理可以劃分成多個主要步驟預處理步驟1002、信號提取步驟1003以及分析步驟1004。該預處理步驟1002包括消除或減少信號噪聲，如偏移、高頻噪聲以及電源電壓擾動。該信號提取步驟1003可以概念上分離成兩個子步驟消除或減少源自體外流體系統中(或與其相關聯)的脈衝發生器的壓カ偽像(泵脈沖)(步驟1003')和隔離源自心搏的壓カ數據(步驟1003")。在本公開的上下文中，該信號提取步驟1003指示生成沒有或基本上沒有任何不想要的壓カ調製的時間相關信號(在此還稱為「監測信號」)的處理。應注意到，步驟1002、1003'、1003"可以按照任何次序執行，並且還應注意到，一個步驟的功能可以包括在另ー步驟中。例如，全部或部分消除信號噪聲和信號偏移(即，步驟1002)以及全部或部分消除壓カ偽像(步驟1003')可以被包括在用於壓カ數據隔離的算法(步驟1003")中。例如，可以按照從壓カ信號中消除信號噪聲和/或信號偏移和/或壓カ偽像的方式來對該壓力信號進行帶通濾波或低通濾波以隔離心臟脈沖。而且，根據信號幹擾的量和所得到的監測信號的所需質量，可以省略步驟1002、1003'以及1003"中的任ー個。在分析步驟1004中，應用專用信號分析算法，以提取參數值，舉例來說，如在以上II部分中所述。由此，步驟1004可以對應於圖3中的步驟302-310。在與圖3中的步驟312相對應的步驟1005中，輸出參數值。下面，將對信號提取步驟1003的不同實施方式進行例證並進行更詳細的描述。消除偽像(部分1003')在最簡單的情況下，在數據獲取期間，在連接至患者的體外迴路20(圖I)中不存在泵或其它壓カ偽像源。例如，該血泵3已經被關閉。在這種情況下，可以省略步驟1003'。然而，在一般情況下，在數據獲取期間，運行有一個或更多個泵，或者存在其它的周期性源或非周期性源、重複的或不重複的偽像。有關周期性擾動的信息可以從外部源(例如，其它傳感器(例如，圖I中的泵傳感器26))獲知，或者可以根據系統參數來估計或 重構。周期性壓カ偽像可能源自操作一個或更多個血泵，並且進ー步地，可能源自操作諸如透析流體泵的泵、瓣膜的重複性致動以及平衡室中的隔膜的移動。根據結合本發明的發現，偽像還可能源自系統組件的機械諧振(如血液管路的例如由泵激勵的搖擺移動)。血液管路移動的頻率通過導管長度及其諧波並且通過任何所涉及的頻率之間(即，不同的自身振蕩與泵頻率之間)的差拍(beating)給出。這些頻率可以在靜脈線與動脈線之間不同。血液管路的機械固定和其它自由組件可以彌補機械諧振的問題。另選的是，可以指示操作人員觸摸或搖動血液管路以識別與這些血液管路相關聯的固有頻率，該信息可以用於為了更好地去除不屬於所關注的壓カ數據的組件而進行的分析。非周期性偽像的示例是受檢者移動、瓣膜致動、導管的移動等。消除偽像例如可以通過以下步驟來提供-控制體外流體系統中的諸如泵的脈衝發生器〇通過臨時關閉該脈衝發生器；〇移位脈衝發生器的頻率；-低通濾波、帶通濾波或高通濾波；-頻譜分析和頻域上的濾波；-時域濾波。控制脈衝發生器可以通過臨時關閉(禁用)脈衝發生器或者通過將脈衝發生器的頻率移位以遠離心搏的頻率來避免來自體外迴路中的諸如泵的脈衝發生器的偽像。針對(例如，從附於患者的專用脈衝傳感器獲取的，或者經由對心臟脈衝分析的一個或更多個先前迭代中的HR分析而獲取的(結合圖5中的計算過程508或者圖6中的計算過程604參照圖3))心率的反饋控制可以被用於最佳地設置泵頻率，以檢測心臟脈沖。因此，可以操作圖I中的控制單元23來控制泵頻率，以便易於檢測心臟脈搏，例如，可以控制泵頻率以使泵脈衝與心臟脈衝之間在頻率上的任何交疊最小化。例如，泵頻率可以在交疊頻率附近周期性地増加和減小，以保持總體血流速率。在變型例中，代替地控制泵頻率，以使泵脈衝的速率與心臟脈衝的速率同歩，同時在泵脈衝與心臟脈衝之間施加相位差。由此，泵脈衝和心臟脈衝將在時間上分離，並且心臟脈衝可以在時域中檢測，甚至不需要去除泵脈衝。該相位差可以為大約180°，因為這可以在時域中使泵脈衝和心臟脈衝的分離最大化。這種所謂的鎖相技術可以在檢測到心臟脈衝的速率接近泵脈衝的速率時激活，反之亦然。
在一個實施方式中，監視裝置25作為控制者進行操作，並由此能夠指令控制單元23使血泵3的頻率移位，或者臨時關閉血泵3。在另ー實施方式中，血泵3的控制獨立於監視裝置25來執行，例如，通過控制単元23或透析機中的另ー控制器來執行，該控制単元23或透析機中的另ー控制器在適當地控制了血泵3時，觸發監視裝置25針對壓力信號執行信號分析處理1000。應用低通濾波器、帶通濾波器或高通濾波器可以將去往步驟1003'的輸入信號饋送到具有諸如頻率範圍和/或頻率範圍的中心的頻率特性的例如數字的或模擬的濾波器中，而這些頻率特性與由體外迴路中的諸如血泵3 (圖I)的脈衝發生器產生的頻率匹配。例如,在血泵工作在IHz的頻率範圍內的情況下，可以應用合適的低通濾波器，以便去除高於IHz的壓カ偽像，同時保留心臟脈衝的低於IHz的頻率分量。對應地，可以應用高通濾波器以保留高於該脈衝發生器的頻率的心臟 脈衝的頻率分量。另選的是，可以利用一個或更多個陷波濾波器等，來去除/削弱一個或更多個限制範圍中的頻率。頻譜分析和頻域中的濾波去往步驟1003'的輸入信號可以經受頻譜分析，例如通過應用傅立葉變換技術(如FFT (快速傅立葉變換))來將該輸入信號轉換到頻域中。接著，所得到的能量譜(振幅譜)可以乘以合適的濾波器函數，並接著重新變換到時域。存在技術人員可獲得的許多另選和等同的濾波技術。時域濾波下面，在IV和V部分中進ー步公開並例證了通過在時域中進行濾波的偽像消除。除了 IV和V部分以外，還參照W02009/156175，並通過該引用將其全部內容併入於此。通過在時域中對壓カ信號進行濾波，即使偽像和心臟脈衝在頻域中交疊或幾乎交疊，並且即使心臟脈衝在振幅方面比偽像更小，也可以基本上消除偽像。「基本上消除」指的是從壓力信號中去除偽像，以達到可以檢測並分析心臟脈衝以用於監測患者的心血管特性的目的的程度。頻率交疊不是不可能的(例如，如果偽像和心臟脈衝中的一個或兩個由多個頻率或頻率範圍的組合構成)。而且，偽像和心臟脈衝的頻率、振幅和相位內容可隨時間改變。例如，已知這種變化出現在心律中，如在以上II部分中說明的。任何頻率交疊使得不能或者至少難於通過頻域中的常規濾波來去除偽像。而且，因為頻率交疊可以隨時間變化，所以頻率變化可能使得更加難於成功去除偽像。即使沒有任何頻率交疊，頻率變化使得可能難以在頻域中定義濾波器。更進一歩，時域濾波使得可以針對單個心臟脈衝去除偽像，並由此，與在頻域中濾波(其可能需要作用於壓カ信號中的偽像序列和心臟脈衝)相比，可以改進響應時間。隔離來自心搏的壓カ數據(步驟1003")將源自一個或更多個心搏的壓カ數據隔離可以通過以下步驟中的任何一個或其組合來提供-低通濾波、帶通濾波或高通濾波；-頻譜分析和頻域中的濾波；或者
-時域濾波。應用低通濾波器、帶通濾波器或高通濾波器可以將去往步驟1003"的輸入信號饋送到具有諸如頻率範圍和/或頻率範圍的中心的頻率特性的例如數字的或模擬的濾波器中，而這些頻率特性與心臟脈衝的頻率匹配。通常，這種濾波可以使範圍在大約O. 5Hz-3Hz的頻率通過。
根據另選例，監視裝置25被配置成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),來設置濾波器的截止頻率或多個頻率。患者專屬信息可以存儲在監視裝置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(射頻識別)無線傳輸至監視裝置。頻譜分析和頻域中的濾波輸入信號可以經受頻譜分析，例如通過應用傅立葉變換技術(如FFT (快速傅立葉變換))來將該輸入信號轉換到頻域中。接著，所得到的能量譜(振幅譜)可以乘以合適的濾波器函數，並接著重新變換到時域。存在技術人員可獲得的許多另選和等同的濾波技木。時域濾波可以提取源自心搏的壓カ數據，作為自適應濾波器的誤差信號。向自適應濾波器饋送輸入信號和周期性擾動的預測信號輪廓這兩者。該周期性擾動可以是來自任何其它生理現象(例如，呼吸)的一個或更多個壓カ脈衝。特別地講，源自患者的呼吸系統的重構壓カ輪廓可以被輸入至自適應濾波器。下面，在V部分中進ー步公開並例示了用於從測量信號中去除不希望的信號分量的這種和其它時域濾波技木。雖然V部分涉及消除源自體外迴路中的諸如泵送裝置的脈衝發生器的壓カ偽像，但其同樣適用於例如消除源自不希望的生理現象的脈衝，只要可以獲得不希望的脈衝的預測信號輪廓即可。技術人員認識到這種預測信號輪廓可以按照等同於以下IV部分所述的那些方法的方法來獲得。這種方法包括以下步驟利用例如通過模擬或基準測量固定和預定的信號輪廓，利用基於基準測量間歇性地更新的信號輪廓，利用基於ー個或更多個當前系統參數值從基準庫獲取的信號輪廓以及利用通過基於一個或更多個當前系統參數值來修改預定輪廓而獲取的信號輪廓。該系統參數值可以涉及心臟/呼吸脈衝的速率。IV、獲取泵輪廓這部分描述用於預測或估計在此討論的系統構造中的任一構造中的泵脈衝的信號輪廓的不同的實施方式。預測的信號輪廓通常被指定為在與血泵3的至少ー個完整泵周期(泵衝程)正常對應的時間段內的壓カ值的序列。圖11例示了針對圖I中系統的預測的信號輪廓u(n)的示例，並且具體來說，針對從靜脈壓カ傳感器4c獲取的壓力信號的示例。由於血泵3是蠕動泵，其中，兩個輥子3b、3b在轉子3'的完整旋轉期間與導管部分銜接，所以壓カ輪廓由兩個泵衝程構成。例如由於在輥子3a、3b與導管部分之間銜接的輕微的不同，泵衝程可引起不同的壓カ值(壓カ輪廓P1、P2)，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，例如，如果隨後的去除處理(參見V部分)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。某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),基於從系統中的壓カ波傳感器(通常(但非必要)從同一壓カ波傳感器)得來的時間相關的基準壓カ信號(「基準信號」)，該同一壓カ波傳感器提供要處理以去除泵脈衝的測量信號(壓カ信號)。在該基準測量期間，通過隔離壓カ波傳感器與由心搏生成的脈衝波，來防止心臟脈衝到達相關壓カ波傳感器。例如，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。另選的是，基準測量可在使用血液或任何其它流體的模擬治療中執行。可選的是，基準測量可能涉及將多個泵脈衝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，因此將這些片段對齊以實現在不同片段中泵脈衝的適當交疊，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個泵脈衝在基準信號中的預期位置的時序信息(「泵脈衝時序」)。泵脈衝時序可從泵傳感器26的輸出信號中、控制單元23的控制信號中或者來自壓カ傳感器4a-4c中另ー個的壓カ信號 中的觸發點獲得。例如，基於觸發點和產生基準信號的壓カ傳感器之間的已知時間延遲，可以計算泵脈衝在基準信號中的預測時間點。在變型例中，如果泵脈衝是周期性的，則可通過識別基準信號與給定的信號電平之間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，其在監測處理期間執行(例如，圖3中的心臟脈衝分析)。在這個實施方式中，因此假定，當體外迴路20連接至患者吋，預測的信號輪廓代表泵脈沖。適當地，在基準測量期間以及在監測處理期間使用相同的泵頻率/速度。也期望其它相關系統參數保持基本上恆定。圖12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1201)。得到的基準庫通常存儲在監視裝置25的存儲器単元中，例如RAM、ROM、EPROM、HDD、快閃記憶體等(參照圖4中的DB)。在該基準測量期間，針對體外迴路的多個不同的操作狀態獲得基準壓カ信號。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泵脈衝的信號輪廓。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、查尋表、搜索樹等可搜索數據結構實現。在實際監測處理期間，即當要從壓カ信號中消除泵脈衝時，表示體外迴路20的當前操作狀態的當前狀態信息，可從系統(例如從泵傳感器26、控制單元23或其它)中獲得(步驟1202)。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，選擇ー個或更多個基準輪廓(步驟1203)，並使用該ー個或更多個基準輪廓來製作預測的信號輪廓(步驟1204)。一般來說，前述系統參數表示整個系統的狀態，包括但不限於透析機或其組件的結構、設置、狀況和變量。在圖I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、超濾諫率、樽式變化、瓣膜位置/變化等。
一次性透析設備/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。透析系統變暈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4c)、動脈壓力(來自傳感器4a)和系統壓カ(來自傳感器4b)、陷在流路徑中的氣體體積、血液管路懸架、流體類型(例如血液或透析流體)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/或用作監測處理期間基準庫中的搜索變量。下面，將結合多個示例進ー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)用於指示監測處理期間體外迴路20的當前操作狀態。換句話說，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23輸出的血液流率的設置值指定，或者由泵傳感器26的輸出信號指定。另選的是，可以通過對流體系統操作期間來自傳感器4a-4c (圖I)中任意傳感器的壓カ信號進行頻率分析，來獲得泵頻率。這種頻率分析可以通過對壓カ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2 (b)中所示，可在得到的功率譜中識別泵的基頻fQ。下面，給出了用於通過接入這種基準庫來生成預測的信號輪廓的技術的三個示例。在第一示例中，存儲在基準庫中的基準輪廓是時間輪廓。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振幅函數，也可調整振幅標度以補償由於泵頻率引入的振幅變化。圖13例示了在470ml/min的流率下獲得的基準輪廓Γι(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，還示出了在480ml/min下獲得的基準輪廓ractual (η),以示例外推處理確實可生成正確預測的信號輪廓。在第二示例中，存儲在基準庫中的基準輪廓是時間輪廓。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V下的預測的信號輪廓u (η)可表示為u (n) = g (V-Vi) · T1 (n) + (1-g (Wi)) · Tj (η),其中ri(n)和ハ(n)表示在泵頻率ν ,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，而g是以頻率差(V-Vi)的函數給出的鬆弛參數，其中，Vi< V <Vj以及0<g<l。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14 (a)說明了在當前流率320ml/min下從圖I的系統中的靜脈傳感器4c獲得的壓カ信號的預測的信號輪廓u (η)。將在300ml/min的流率下從靜脈傳感器獲得的基準輪廓!T1 (η)和在340ml/min的流率下從靜脈傳感器獲得的基準輪廓r2 (η)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ractual (η)，以示例組合處理確實可生成正確預測的信號輪廓。事實上，差異如此小，以至於差異僅僅在圖14 (b)的放大後的視圖中勉強可見。例如，通過如果泵頻率差小於一定限度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12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12中的步驟1201)。基準庫的實現可與第二實施方式中相同。在實際監測處理期間，即當要從壓カ信號中消除泵脈衝時，從體外迴路獲得ー個或更多個系統參數的當前值(參照圖12的步驟1202)。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，可從基準庫中檢索ー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12的步驟1203)。預測的信號輪廓可以是時間性的，並且可以根據檢索到的能量和相位數據，通過將適當的頻率、振幅和相位的正弦曲線相加來生成(參照圖12的步驟1204)。一般而言，而非限制本發明的公開範圍，當泵脈衝(要被去除的)包含僅ー個或少量基頻(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。另ー方面，當泵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時間基準輪廓生成預測的信號輪廓。圖15 (a)表示了在圖I的系統中在300ml/min流率下獲取的基準信號的能量譜。在這個示例中，基準信號實質上由在I. 2Hz的基礎泵頻率(ち，一次諧波)和該頻率的ー組諧音(二次和更高次諧波)構成。與圖2 (b)的功率譜相比，用於生成圖15 (a)-15 (d)中曲線圖的壓カ信號不包含在O. 5も和其諧波處的任何重要的頻率分量。圖15 (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歸ー化。圖15(b)表示了在圖I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/多項式函數表示。圖15 (c)以線性標度示出了圖15 (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15 (a)-15 (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ー組能量值，或者作為表示能量與頻率/諧波數關係的能量函數。圖15 (d)示出了例如對於300ml/min的流率與圖15 (a)的能量譜一起獲取的相位角的譜。圖15 (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，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)的正弦曲線的振幅，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(通常是相カロ)適當的頻率、振幅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，基於ー個或更多個系統參數的當前值，例如當前的泵頻率，來捜索基準庫。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15 (a)-15 (d)的示例中，可以針對每個諧波數來計算內插後的能量值，並且類似地，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。在第一實施方式、第二實施方式和第三實施方式中，一個壓カ波傳感器和同一壓力波傳感器可以適當地用於基準測量和實際監測處理兩者中。另選的是，假設不同的壓カ 波傳感器對泵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，則可使用不同的壓カ波傳感器。為了進一歩改善第一實施方式、第二實施方式和第三實施方式，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它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ー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尋表進行該補償。在進ー步的變型中，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。在一變型例中，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 (n) -Tfi (n) +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，Zi(Il) Z1 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，而rf (η)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ν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15 (b)-15 (c)，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。另選的是，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ν i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)。在進ー步的變型例中，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，在體外迴路20的正常工作期間進行基準測量。該基準測量可以通過獲取來自壓カ波傳感器的基準信號來進行，該壓カ波傳感器基本上與源自患者心臟的壓力波隔離，並使用用於生成預測的信號輪廓(可選地在針對混雜因素中的差異進行了調節/修改之後)的基準信號，該預測信號輪廓接著被用於從壓力信號中去除泵脈沖。例如，該基準信號可以從系統傳感器4b (圖I)獲取，該系統傳感器4b可以基本上與源自患者心臟的壓力波隔離。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，使用體外迴路20的數學模型進行計算。這種當前狀態信息可以包括ー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カ的電子電路)。該模型可以用解析術語隱式或顯式地表達。另選的是，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ー種。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3'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I的泵傳感器26獲得。 在另ー實施方式中，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。V、時域濾波存在多種不同方式來使用泵脈衝的預測的信號輪廓(例如，如上面IV部分中所述獲取的)從壓力/輸入信號中去除一個或更多個泵脈沖。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)。根據實現，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，從壓力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移位或縮放並縮放振幅，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。另選地或者另外地，基於所述提到的泵脈衝時序(參照IV部分)，即，表示泵脈衝在壓カ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。該去除處理的ー個潛在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移位和縮放。由此，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ー些頻率內容並抑制其它頻率。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16是自適應濾波器160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 (η)和壓カ信號d(n)，並輸出誤差信號e (η)，該誤差信號e (η)形成了已去除了泵脈衝的前述的監測信號。自適應濾波器是根據優化算法自調節其傳遞函數的公知電子濾波器(數字的或模擬的)。具體來說，自適應濾波器160包括可變濾波器162，其通常是具有長度為M的濾波器係數W (η)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壓力信號d(n)中的泵脈沖。在所示實施方式中，這已經通過輸入預測的信號輪廓u(n)至可變濾波器162和自適應更新算法164實現了，其中可變濾波器162處理預測的信號輪廓u(η)以生成估計信號み/O ,自適應更新算法164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162的濾波器係數。誤差信號e(n)由壓カ信號d(n)與估計信號外…之間的差給出。基本上，計算該誤差信號e(n)涉及從壓カ信號d(n)中減去預測的信號輪廓u(n)，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)的振幅。因此，作為從壓力信號d(n)中減去以生成誤差信號e (η)的估計信號形成為M個平移並且振幅縮放的預測的信號輪廓u (η)的線性組合。自適應更新算法164可用多種不同的方式實現，下面將描述其中的ー些。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它替代方式。 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164使誤差信號e (η)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(n)，因為這樣產生ー個全局極小值。在某些情況下，絕對誤差|e (η) 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 {I e (η) |2}，並且在信號的確定性描述中，通常代價函數可以根據J (η) = Σ e2 (η)。當使誤差信號e(n)(代價函數J(n))最小化時，將在估計信號み》)中去除泵脈沖。由此，當自適應濾波器160已經收斂並達到最小誤差時，將從泵脈衝中清除誤差信號e (η)同時保留心臟脈沖。為了獲得可變濾波器162的最佳的濾波器係數w(n)，需要根據濾波器係數w(n)使代價函數J最小化。這可以通過代價函數梯度向量▽ /來實現，梯度向量是J關於不同濾波器係數％、Wp…、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(n)=0，開始遞歸方法。接著根據下式更新濾波器係數
jH'(" + I) = w(n) + — "[― ▽,/(")] 』
/其中w由下式給出w = [W0 W1. . . wM_JT MX I。而且，梯度向量VJ指向代價生長最快的方向。由此，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。因為最陡下降算法包含反饋，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
權利要求
1.一種用於監測受檢者的心血管特性的裝置，其中，所述裝置包括輸入部(28)，該輸入部(28)被配置成獲取來自被設置成檢測體外流體迴路(20)中的壓力波的主壓力波傳感器(4a-4c)的測量數據，所述體外流體迴路(20)與所述受檢者的心血管系統按流體連通方式連接，其中，所述裝置還包括信號處理器(29 )，該信號處理器(29 )被配置成 基於所述測量數據生成時間相關監測信號，以使得所述監測信號包括心臟脈衝的序列，其中，各個心臟脈衝表示源自所述受檢者中的心搏的壓力波； 確定針對所述監測信號中的各個心臟脈衝的搏動分類數據；以及 至少部分地基於所述搏動分類數據，來計算指示所述心血管特性的參數值。
2.根據權利要求I所述的裝置，其中，所述搏動分類數據區分源自正常心搏的心臟脈衝與源自異位心搏的心臟脈衝。
3.根據權利要求I或2所述的裝置，其中，所述信號處理器(29)被配置成基於主時序數據和形狀數據中的至少一個來確定所述搏動分類數據，所述主時序數據表示所述監測信號中的各個心臟脈衝的出現時間，所述形狀數據表示所述監測信號中的各個心臟脈衝的形狀。
4.根據權利要求3所述的裝置，其中，所述信號處理器(29)被配置成通過處理所述監測信號以提取表示各個心臟脈衝的時間形狀的至少一個形狀特徵，來確定所述搏動分類數據。
5.根據權利要求3或4所述的裝置，其中，所述信號處理器(29)被配置成，基於從各個心臟脈衝提取的多個不同形狀特徵的組合來確定所述搏動分類數據。
6.根據權利要求3-5中的任一項所述的裝置，其中，所述信號處理器(29)被配置成，通過提取各個心臟脈衝的時間輪廓的至少一部分，並將所述時間輪廓的所述至少一部分與一組模板進行匹配，來確定所述搏動分類數據。
7.根據權利要求3-6中的任一項所述的裝置，其中，所述信號處理器(29)被配置成，通過基於所述主時序數據獲取所述監測信號中的心搏之間的時間差，並針對時間間隔標準評估各個時間差，來確定所述搏動分類數據。
8.根據權利要求3-7中的任一項所述的裝置，其中，所述信號處理器(19)被配置成，通過以下中的至少一個處理來獲取所述主時序數據處理所述監測信號以識別心臟脈衝；以及處理經由所述輸入部(28)從所述體外迴路(20)中或所述受檢者上的基準傳感器(4a-4c)獲取的基準信號。
9.根據任一前述權利要求所述的裝置，其中，所述信號處理器(29)被配置成，通過基於所述搏動分類數據生成次時序數據來計算所述參數值，所述次時序數據表示所述心臟脈衝的所述出現時間，以用於計算所述參數值。
10.根據權利要求9所述的裝置，其中，所述信號處理器(29)被配置成，如果所述搏動分類數據識別源自異位心搏的心臟脈衝，並且如果滿足選擇標準，則通過估算針對被分類為源自異位心搏的各個心臟脈衝的修正時間點，來生成所述次時序數據。
11.根據權利要求10所述的裝置，其中，所述選擇標準指示所述參數值是心率和心率變化性中的至少一個。
12.根據權利要求9-11中的任一項所述的裝置，其中，所述信號處理器(29)被配置成，處理所述次時序數據，以計算所述參數值作為心率變化性和心率中的至少一個的度量。
13.根據權利要求9-12中的任一項所述的裝置，其中，所述信號處理器(29)被配置成，如果所述搏動分類數據識別源自異位心搏的心臟脈衝，則處理所述搏動分類數據和所述次時序數據，以計算所述參數值作為心率擾動的度量。
14.根據權利要求9-13中的任一項所述的裝置，其中，所述信號處理器(29)被配置成，如果所述搏動分類數據識別源自異位心搏的心臟脈衝，則基於所述搏動分類數據，選擇所述監測信號中的所述心臟脈衝的子集，並且生成所述參數值作為所選擇的子集的平均時間形狀的度量。
15.根據權利要求14所述的裝置，其中，所述信號處理器(29)被配置成，通過基於所述次 時序數據使所述心臟脈衝的所述子集對齊並進行組合，來生成所述平均時間形狀。
16.根據任一前述權利要求所述的裝置，其中，所述信號處理器(29)被配置成，如果所述搏動分類數據識別源自異位心搏的心臟脈衝，則處理所述搏動分類數據，以計算所述參數值作為異位心搏的計數。
17.根據任一前述權利要求所述的裝置，其中，所述測量數據包括所述心臟脈衝的序列和至少一個幹擾脈衝，其中，所述信號處理器(29 )被配置成，通過處理所述測量信號以基本上消除所述至少一個幹擾脈衝，來生成所述監測信號。
18.根據權利要求17所述的裝置，其中，所述信號處理器(29)被配置成，獲取作為所述幹擾脈衝的預測時間信號輪廓的脈衝輪廓(u(n))，並且利用所述脈衝輪廓(u(n))在時域中對所述測量數據進行濾波，以在保留所述心臟脈衝的序列的同時基本上消除所述幹擾脈衝。
19.根據權利要求17所述的裝置，其中，所述信號處理器(29)被配置成，獲取作為所述心臟脈衝的預測時間信號輪廓的脈衝輪廓(u(n))，並且利用所述脈衝輪廓(u(n))在時域中對所述測量數據進行濾波，以在保留所述心臟脈衝的序列的同時基本上消除所述幹擾脈衝。
20.根據任一前述權利要求所述的裝置，其中，所述信號處理器(29)實現用於生成所述監測信號的第一處理、用於獲取主時序數據的第二處理以及用於計算所述參數值的第三處理，其中，所述信號處理器(29)還被配置成，評估所述監測信號中的、或者從基準傳感器(4a-4c)獲取的基準信號中的所述心臟脈衝的幅度，並且基於所述心臟脈衝的所述幅度來選擇性地控制所述第一處理、所述第二處理以及所述第三處理中的至少一個。
21.根據任一前述權利要求所述的裝置，其中，所述測量數據包括所述心臟脈衝的序列和至少一個幹擾脈衝，該至少一個幹擾脈衝源自所述體外流體迴路(20 )中的至少一個泵送裝置(3)，其中，所述信號處理器(29)還被配置成，計算所述監測信號中的、或者從基準傳感器(4a-4c)獲取的基準信號中的心臟脈衝的速率，並且使得與所述心臟脈衝的速率有關地控制所述至少一個泵送裝置(3)的泵送頻率。
22.根據權利要求21所述的裝置，其中，所述泵送頻率被控制成使幹擾脈衝的速率移位，以遠離所述心臟脈衝的速率。
23.根據權利要求21所述的裝置，其中，所述泵送頻率被控制成，在將給定相位差施加在所述幹擾脈衝與所述心臟脈衝之間的同時，使所述幹擾脈衝的速率與所述心臟脈衝的速率同步。
24.根據任一前述權利要求所述的裝置，其中，所述心血管特性是所述受檢者的所述心血管系統的動脈狀態、所述受檢者的所述心血管系統中的鈣化程度、用於將所述體外流體迴路(20)連接至所述受檢者的所述心血管系統的血管通路的狀態、心率變化性、心率、心率擾動、異位搏動計數以及異位搏動源中的至少一個。
25.根據任一前述權利要求所述的裝置，其中，所述體外流體迴路(20)包括至少一個泵送裝置(3)，該至少一個泵送裝置(3)在處於操作狀態時，在所述測量數據中生成幹擾脈衝，其中，所述裝置被配置成，在將所述至少一個泵送裝置(3)間歇性地設置為禁用狀態的同時，獲取所述測量數據。
26.一種用於監測受檢者的心血管特性的裝置，所述裝置包括 用於獲取來自被設置成檢測體外流體迴路(20)中的壓力波的主壓力波傳感器(4a-4c)的測量數據的裝置(400)，所述體外流體迴路(20)與所述受檢者的心血管系統按流體連通方式連接； 用於基於所述測量數據來生成時間相關監測信號，以使得所述監測信號包括心臟脈衝的序列的裝置(401)，其中，各個心臟脈衝表示源自所述受檢者中的心搏的壓力波； 用於確定針對所述監測信號中的各個心臟脈衝的搏動分類數據的裝置(403);以及 用於至少部分地基於所述搏動分類數據來計算指示所述心血管特性的參數值的裝置(404)。
27.一種用於血液處理的設備，該設備包括體外血流迴路(20)以及根據權利要求1-26中的任一項所述的裝置，所述體外血流迴路(20)被設置為連接至受檢者的血管系統，並且可操作為使來自所述受檢者的血液循環通過血液處理裝置(6)並返回至所述受檢者。
28.一種用於監測受檢者的心血管特性的方法，所述方法包括以下步驟 獲取來自被設置成檢測體外流體迴路(20)中的壓力波的主壓力波傳感器(4a-4c)的測量數據，所述體外流體迴路(20)與所述受檢者的所述心血管系統按流體連通方式連接； 基於所述測量數據來生成時間相關監測信號，以使得所述監測信號包括心臟脈衝的序列，其中，各個心臟脈衝表示源自所述受檢者中的心搏的壓力波； 確定針對所述監測信號中的各個心臟脈衝的搏動分類數據；以及 至少部分地基於所述搏動分類數據，來計算指示所述心血管特性的參數值。
29.—種包括計算機指令的計算機可讀介質，所述計算機指令在由處理器執行時，使得該處理器執行根據權利要求28所述的方法。
全文摘要
一種裝置(25)被配置成監測受檢者的心血管特性。該裝置(25)獲取來自被設置成檢測體外流體迴路(20)中的壓力波的主壓力波傳感器(4a-4c)的測量數據，體外流體迴路(20)與受檢者的心血管系統按流體連通方式連接。該裝置具有信號處理器(29)，該信號處理器(29)被配置成，基於測量數據生成時間相關監測信號，使監測信號包括心臟脈衝序列，其中各個心臟脈衝表示源自受檢者中的心搏的壓力波；確定針對監測信號中的各個心臟脈衝的搏動分類數據；以及至少部分地基於搏動分類數據，來計算表示心血管特性的參數值。搏動分類數據可以區分源自正常心搏的心臟脈衝與源自異位心搏的心臟脈衝。心血管特性可以是心血管系統的動脈狀態、心血管系統的鈣化程度、用於將體外流體迴路(20)連接至心血管系統的血管通路的狀態、心率變化性、心率、心率擾動、異位搏動計數或異位搏動源。該裝置(25)可接合至透析機或作為其一部分。
文檔編號A61B5/0215GK102686150SQ201080059822
公開日2012年9月19日 申請日期2010年12月22日 優先權日2009年12月28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