通过患者的动脉导管插入来监测血压测量的方法和装置

摘要

本发明涉及一种用于对使用传感器(3)的血压测量进行连续监测的方法，所述传感器(3)通过液压连接(2)被连接到动脉导管(1)，所述方法包括以下步骤：确定所述连接(2)的动态参数；分析入射信号的频率成分；检测下列情况之一：(a)所述连接(2)能以低于阈值的失真传输所述入射信号，(b)所述连接(2)能以高于所述阈值的失真传输所述入射信号并且有可能校正被测信号，(c)所述连接(2)不能以低于所述阈值的失真传输所述入射信号并且不可能校正所述被测信号；周期性地将机械动作施加到提供所述液压连接(2)的管道上。

说明书

技术领域

本发明涉及一种通过患者的动脉导管来监测动脉血压测量并在需要时对动 脉血压测量进行连续校正的方法和装置。

背景技术

通过动脉导管对患者的动脉血压，尤其是桡动脉的血压进行测量目前被应 用在重症加强护理病房、大外科手术室和介入心脏病学中。

实际上，这种技术一方面允许连续动脉血压监测，由于患者的病理所述动 脉血压可能会显著且很大程度地变化。

此外，这种技术与用于血气分析和血液生物分析的动脉血的常规抽样兼容。

图1示出了一种目前广泛使用的通过桡动脉的导管来对动脉血压进行测量 的装置。

该装置包括引入患者桡动脉的导管1。

该导管有两个端口：

动脉入口，患者的动脉压的液压信号被施加在此处，所述液压信号被称为 “入射信号”。

外部出口，其通过管道2连接到压力传感器3上。

例如考虑到护理和盥洗，管道2相对较长，因此患者可以在无需移动压力 传感器3的情况下移动。

所以，管道2通常约1.5米长，但也可以更短或更长。

传感器3也通过相当大的阻力连接到加压盐水填充袋4上，从而确保盐水 的缓慢连续流动以对来自导管的会导致血栓形成的血液回流加以防止。

经过某些可能的形变，由理论上不可压缩的盐水填充管道2组成的液压连 接因而将患者的动脉压传输到传感器3中，所述压力传感器3将传输的信号转 换成电信号，所述电信号被称为“被测信号”。

对来自袋4的盐水的通过加以阻碍的阻力由拉片5的动作来形成，从而使 得通过大的盐水流动能够对线路进行快速冲洗。

另一方面，一个三通旋塞阀6被插入管道2中。

所述旋塞阀6可通过注射器7抽取血液样本。

压力传感器3也构成测量链的一部分，以下将对其进行简要地描述。

该压力传感器3通常是压阻式传感器，并且在惠斯通电桥组件中运行。

该传感器3通过电缆8连接到确保对其进行馈送的前置放大器模块9中。

前置放大器模块9包括电(光电或其他)绝缘段，以确保对患者的电保护。

该模块9还包括一种用于保护电子元件免受任何由使用除颤器所引起的过 载的装置。

所述模块进一步包括低通滤波器，其截止频率可以变化或者甚至可以在 5Hz与40Hz之间调节。

最后，前置放大器模块9确保将测到的动脉压信号数字化，因此所述信号 可由放置在患者床边的监视器10运行。

床边监视器10以动脉压曲线的形式显示数字化的信号，并将其传输到中央 系统，所述信号被记录在中央系统中。

所述床边监视器还显示该动脉压曲线的收缩压值、舒张压值和平均值，并 将它们传输到中央系统，这些值被记录在中央系统中。

由于这些侵入性测量的无菌性限制，传感器3通常是一次性的，并且与管 道2一起以无菌包装形式供应。

该类装置的优点如下。

一方面，其对动脉压进行持续测量，这与血压测量法和示波测量法不同。

这对监测血液动力不稳定的患者具有重要意义。

此外，收缩动脉压(而不仅是平均动脉压)的连续跟踪在使用收缩动脉压 的导出指数的三个领域中被证明是是特别令人感兴趣的信息。

第一示例是在机械通气下对患者的血管内容积进行评估。

实际上，机械通气产生左右心室预载、心脏输出的变化并产生收缩动脉压 与舒张动脉压之间差异的变化。

由表示的指数被限定为单个呼吸周期内收缩脉搏压和舒张脉搏压间的 最大间隔和最小间隔之间的差值与脉搏压的最大平均值和最小值的平均值之间 的比值[1]。

导出指数的第二示例是基于动脉脉搏波形的心脏输出测量[2]。

导出指数的第三示例是对心脏的心室收缩性进行评估，为此测量了动脉中 最大的动脉压变化(dp/dt_max)[3]。

该装置的另一优点在于，其能够易于获取动脉血的大量血液样本和气体样 本，这是因为所述导管被长久地安装在患者的动脉中。

此外，该测量方法是鲁棒的，即，其对频繁移动的患者具有最低限度的敏 感，这与扁平动脉张力测定法和手指光学体积描记术相反。

最后，所述装置的购买成本和服务成本低(传感器和导管以无菌和一次性 方式提供)。

尽管具有这些优点，但该测量方法也具有多个缺点或限制。

一方面，导管与传感器之间的液压连接可能产生由传感器引起的被测信号 的失真。

许多科学和技术出版物确定了这种失真的频率和原因[4][5]。

实际上，包括有呈现一定柔韧性并包含盐水柱的管道的液压连接相当于一 种机械质量/弹簧系统。

这个系统由二阶微分方程确定并且可由以下传递函数H(p)表示：

$H\left(p\right)=\frac{1}{\frac{p^2}{{\omega }_0^2}+\frac{2z}{{\omega }_0}p+1}$

其中p是拉普拉斯变量，z是阻尼系数，并且ω₀是固有脉动，所述固有脉 动用rad/s表示并且等于2πf₀，其中f₀是用Hz表示的固有频率。

根据该传递函数的参数(f₀和z)的值，较显著或较不显著的失真可发生在 被施加到对应患者动脉压的导管的动脉入口处(系统输入端处)的入射信号与 由(系统的输出端处的)传感器测到的信号之间，所述入射信号随其频谱成分 而变化。

最显著的失真可达到收缩动脉压的20％。

这些失真一方面包括动脉收缩压的过高估计，另一方面包括动脉舒张压的 过低估计，由具有低阻尼系数的谐振管所传输的具有快速上升边缘的信号更频 繁地出现所述过高估计和过低估计。

通过由位于导管的动脉入口处的压力传感器所测到的参考图形(曲线(a)) 和由位于距导管约1.5米处的压力传感器所测到的图形(曲线(b))，图2通过 远程传感器示出了大约为15％的收缩动脉压的过高估计？。

此外，该图显示传递函数的参数(f₀，z)可随时间显著变化，这可能是因为 在管道中存在微气泡[5]。

另一方面，由血栓导致的导管局部阻塞可导致动脉脉动的衰减并同时导致 收缩动脉压、舒张动脉压、平均动脉压的降低。

除了这些缺陷对收缩动脉压和舒张动脉压数值的直接影响之外，也观察到 了上文提到的对导出指数的数值的影响。

现在，与被显示在监视器上的信号的共振相比，临床人员更易检测到的所 述信号的阻尼系数或衰减。

在第一种情况下，它通常执行一次或更多次管道的快速冲洗，直到所述缺 陷消失。

针对消除共振现象已经提出了不同的装置、使用建议和/或测试方法。

现在已被放弃的精确动态(Accudynamic)装置[6]以这种方式手动地调整 阻尼系数。

对于给定的测量配置，R.O.S.E.装置[7]通过增加阻尼系数来稳固地对测量 组件的动态参数进行校正。

Gabarith测试[8]通过其对新状态的动态响应来对包括监视器的测量链组件 加以验证。

然而，这些装置未考虑液压连接的参数随时间变化的事实。

另一方面，医生和临床人员难以识别出信号在随机周期内意外地出现的任 何变化。

临床研究公开了一种传感器，其位于最靠近导管处以使由于液压连接的共 振而产生的入射信号的失真最小化。

然而，这些建议在当前的实践中很难执行，因为与患者的移动相关联的伪 影比在传感器位于距导管约1.5米处的情况下的伪影更重要。

此外，由于相关患者是固定的，因此这种配置使临床人员不太方便。

研究也表明了管道的材料的机械特征，尤其是静态和动态杨氏(Young) 模量对信号失真的影响。

然而，即使制造商选择了特别适当的材料，也只能改善液压连接的动态性 能但却无法消除失真。

此外，通常应用在监视器上的低通滤波可以在一定程度上减少由于共振产 生的过高估计。

实际上，重症加强护理病房的监视器一般通过12-Hz的低通滤波器进行编 程，所述低通滤波器提供具有较低噪声的平滑动脉压曲线。

此外，如果液压连接的共振频率大约为14Hz，这是新管道和/或没有气泡 的管道的通常情况，那么12-Hz的滤波能有效降低由于共振而产生的过高估计。

然而，执行该滤波会有损于具有高频的入射信号的固有分量，所述高频被 消除。

现在，通常估计的是，有必要考虑信号基频(大约0.5-4Hz)的5到10次 谐波以正确描述该信号，某些特殊治疗需要多达20次谐波[9]。

因此，12-Hz滤波可导致信号的损失。

另一方面，12-Hz滤波不能避免由低频共振造成的失真。

现在，在管道中积累了气泡的情况下，共振频率可下降至5或6Hz，在该 频率下12-Hz滤波没有影响。

最后，某些商业可用的监视器被配备有用于根据液压连接的动态特性的函 数来对被测信号进行校正的功能，所述功能必须在监视器中由操作员进行参数 化。

然而，临床人员通常为受过这种类型的调节的培训，如果不正确的参数被 发送到监视器，则其将引起额外失真的风险。

另一方面，由于导管的特性随时间而变化，因此所产生的校正只在短时内 有效。

文件DE 39 27 990[10]公开了一种被测信号的校正方法，所述方法包括将压 力脉冲施加到管道外壁并对入射动脉压信号与由所述脉冲产生的被抑制振荡信 号的叠加进行测量。

对叠加信号进行处理限定了被测信号的校正参数。

然而，该叠加信号是复杂的，因此校正参数的提取是棘手的。

此外，压力脉冲几乎不能对连接的阻尼系数加以限定。

此外，这种方法没有考虑在测量期间可能出现的伪影，也没有考虑管道会 包含气泡的事实，从而导致随时间进行必要的校正。

现在，所述脉冲仅通过临床人员的操作产生，并且尽管被测信号在施加脉 冲后的短时间内被正确校正，但是不能保证该校正在很长时间内保持有效。

因此，需要提高由传感器测量到的动脉压信号的质量。

因此，本发明的目的在于，提供一种在液压连接的整个保质期内对被测信 号的质量以及提供给临床工作人员的信息的可靠性加以改善的方法和装置。

鉴于医护人员使用传统的、通过动脉导管来测量动脉压的装置长期以来所 养成的习惯，最好尽可能少的修改现有装置。

自然地，正如这类设备所要求的那样，所述装置应该完全响应于患者对无 菌和安全性的要求。

发明内容

根据本发明，提出了一种用于对由压力传感器所实现的动脉压测量进行连 续监测并且在需要时进行连续校正的方法，所述压力传感器通过液压连接被连 接到先前引入患者动脉的导管，所述液压连接向所述传感器传输患者的动脉压 信号，所述信号被称为“入射信号”并被施加在所述导管的动脉入口处，并且 所述传感器将由所述液压连接所传输的信号转换为电信号，所述电信号被称为 “被测信号”。

其特征在于，该方法包括以下步骤：

根据所述被测信号确定所述液压连接的动态参数，所述参数包括所述液压 连接的固有频率和阻尼系数，

分析所述入射信号的频率成分，以确定所述信号的最大频率分量，

根据所述液压连接的动态参数并在需要所述最大频率时根据待传输的最大 频率检测下列情况之一：

(a)所述液压连接能以低于阈值的失真将所述入射信号传输到所述传 感器，

(b)所述液压连接能以高于所述阈值的失真将所述入射信号传输到 所述传感器并且有可能校正所述被测信号，

(c)所述液压连接不能以低于所述阈值的失真将所述入射信号传输到 所述传感器并且不可能校正所述被测信号，

所述方法还包括：周期性地将机械动作施加到形成所述液压连接的管道的 外壁上。

执行该方法不包括导管插入，所述导管先前已被安装到患者的动脉中。

特别有利地，所述机械动作包括对形成所述液压连接的管道的外壁的叩诊。

可替换地，所述机械动作包括：施加于形成所述液压连接的管道的外壁上 的一系列可变频率的正弦应力。

优选地，所述机械动作与心脏舒张同步或被分段以与若干连续心脏舒张同 步。

确定所述液压连接的动态参数可以通过分析所述被测信号和/或分析所述 信号的频率成分来完成，所述被测信号响应于快速冲洗和/或施加到确保所述液 压连接的管道的外壁上的所述机械动作。

根据一个实施例，对情况(a)、(b)或(c)中一种情况的检测包括：对所 述被测信号与根据所述液压连接的动态参数所校正的被测信号进行比较。

根据另一实施例，对情况(a)、(b)和(c)中一种情况的检测包括：在固 有频率-阻尼系数的汇总表上相对于由所使用的信号的最大频率分量确定的容 许区域定位出所述液压连接的动态参数的代表点。

在所述情况(b)中，所述方法有利地包括：根据所述液压连接动态参数对 所述被测信号进行校正。

在所述情况(c)中，所述方法包括：发出报警信号，尤其是光信号。

优选地，所述报警信号包括：需要临床工作人员采取行动的指示，例如快 速冲洗或更换所述液压连接和/或所述导管。

此外，所述方法可包括：在需要校正时记录所述被测信号。

所述方法还可包括：在需要校正时将所述被测信号传输到处理系统。

优选地，如果所述分析入射信号的频率成分检测到频移和/或较高频率分量 的相对权重的变化，则执行所述确定液压连接的动态参数的步骤以更新所述参 数。

可选但有利地，所述方法还包括：检测患者的中央动脉压与桡动脉压之间 的去耦，所述检测包括：监测所述被测信号的高次谐波与低次谐波之间的比率， 如果所述比率突然下降，则：

执行对肱动脉和/或颈动脉的压力测量，

确定所述肱动脉和/或颈动脉压信号的高次谐波与低次谐波之间的比率，

将所述比率与所述被测信号的高次谐波与低次谐波之间的比率进行比较。

可替换或附加地，所述方法还可包括：检测患者的中央动脉压与桡动脉压 之间的去耦，所述检测包括：执行对肱动脉/桡动脉和/或颈动脉的扁平压力测量， 监测由所述扁平压力测量和所述被测信号确定的患者的脉冲波的传播速度，并 将所述速度与参考值进行比较。

在不能执行颈动脉扁平压力测量的情况下，主动脉压根据对肱动脉的测量 通过传递函数进行估计。

优选地，上述用于检测去耦的两个步骤中的每个步骤都被执行，如果两个 检测中的每个都显示了所述患者的中央动脉压和桡动脉压的去耦，则发出报警。

另一目的涉及一种用于对压力传感器所实现的动脉压测量进行连续监测并 且在需要时进行连续校正的装置，所述压力传感器通过液压连接被连接到先前 引入患者动脉的导管，所述液压连接向所述传感器传输患者的动脉压信号，所 述信号被称为“入射信号”并被施加在所述导管的动脉入口处，并且所述传感 器将由所述液压连接所传输的信号转换为电信号，所述电信号被称为“被测信 号”。

其特征在于，该装置包括：

监测和校正模块，其适用于执行以下步骤，包括：

根据所述被测信号确定所述液压连接的动态参数，所述参数包括所述 液压连接的固有频率和阻尼系数，

分析所述入射信号的频率成分以确定待传输的所述信号的最大频率分 量，

根据所述液压连接的动态参数并在需要时根据待传输的最大频率检测 下列情况之一：

(a)所述液压连接能够以低于阈值的失真将所述入射信号传输 到所述传感器，

(b)所述液压连接能够以高于所述阈值的失真将所述入射信号 传输到所述传感器并且所述模块能够校正所述被测信号，

(c)所述液压连接不能以低于所述阈值的失真将所述入射信号传 输到所述传感器并且所述模块不能校正所述被测信号，

致动器模块，其适用于周期性地将机械动作施加到形成所述液压连接的管 道的外壁上。

所述装置被集成到包括所述导管、所述液压连接和所述压力传感器的常规 动脉压测量链中。

这种装置的优点在于，可以其已知的优点，尤其是所述传感器对患者的运 动伪影较不敏感，以及保持患者更好的移动性来保护适用于临床的常规配置(即 具有远离导管的传感器)。

一方面，所述装置通过检测并在需要时对由于液压连接的动态特性产生的 失真进行校正来改正传统配置的缺点。

所述装置还确保了事件的参数跟踪以及所述连接的质量，从而允许临床医 生获知他是否可以相信其用于测量动脉压的设备。

默认地，所述装置非常易于安装，不需要由操作员进行调整，并且随后对 医院工作人员保持完全透明。

所述装置的中性状态、完成、暂时或针对所述连接使用寿命的剩余寿命可 通过简单按压按钮即刻完成。

根据优选实施例，所述监测和校正模块包括：

第一处理器，其适用于确定所述液压连接的动态参数，分析所述入射信号 的频率成分，检测所述情况(a)、(b)或(c)中的一种情况，并且在需要时根 据所述液压连接的动态参数限定所述被测信号的校正参数，

第二处理器，其适用于在需要时根据由所述第一处理器限定的校正参数连 续校正所述被测信号。

特别有利地，所述第一和第二处理器被连接以确保冗余处理，从而加强该 设备的安全性。

所述致动器模块优选地包括：压电致动器或机电装置。

根据一个实施例，所述装置包括：所述监测和校正模块与所述致动器模块 之间的有线连接，所述有线连接适用于向所述致动器模块提供与心脏舒张和/ 或来自所述监测模块的电功率同步的信号。

根据另一实施例，所述装置包括：所述监测和校正模块(与所述致动器模 块之间的无线连接，所述无线连接适用于向所述致动器模块提供与所述监测和 校正模块所发出的心脏舒张同步的信号。

在这种情况下，所述致动器模块包括用于其电源的可充电电池。

所述监测和校正模块可被包含在套管内，所述套管可连接在所述压力传感 器和显示所述被测信号的监视器之间。

根据特定实施例，所述致动器模块被包含在与所述监测模块的套管相同的 套管内。

可替换地，所述致动器模块适用于被附接到所述液压连接上距所述监测和 校正模块一定距离处。

特别有利地，所述装置还包括：适用于与所述监测和校正模块进行通信的 处理系统。

所述处理系统适用于在需要校正时对由所述监测模块传输的被测信号进行 处理。

所述处理系统还适用于向所述监测模块传输用于修改所述监测模块的操作 的指令。

所述处理系统可被包含在个人数字助理中。

所述装置还可包括用于对中央动脉压与外围动脉压之间的去耦进行检测的 扁平压力测量套管。

附图说明

本发明的其他特点和优点将从以下参照附图的详细描述中显现，其中：

图1为用于通过桡动脉的动脉导管对动脉血压进行测量的常规装置的示意 图；

图2示出了由图1中所示的这类装置所获得的动脉压的谱线和由位于动脉 入口水平处的导管-尖端压力传感器所获得的基线；

图3为根据本发明的实施例的用于通过桡动脉导管对动脉压进行测量的、 包括有监测和校正装置的装置示意图；

图4为示出了将监测和校正模块植入现有测量链的示意图；

图5图示性地示出了监测和校正模块的结构；

图6为根据本发明的另一实施例的用于通过桡动脉导管对动脉压进行测量 的、包括有监测和校正装置的装置示意图；

图7以梯形形式示出了对设定点的响应曲线，该响应曲线用在被称为叩诊 法的方法中以确定液压连接的动态参数，

图8示出了对一系列可变频率的机械正弦应力的响应曲线，该响应曲线用 在被称为谐波法的方法中以确定液压连接的动态参数；

图9示出了入射信号的频谱线，以确定所述信号的基频(ff)以及待传输 的最大频率分量(fh)；

图10示出了原始被测信号和已校正的被测信号的曲线，两者的比较确定了 对由共振的液压连接所引起的收缩压的过高估计；

图11示出了对用于估计液压连接能力的方法的执行，以对具有低于给定值 的失真的入射信号进行再现；

图12A和12B示出了主动脉压(曲线(a))、桡动脉压(曲线(b))以及 股动脉压(曲线(c))分别在正常情况下和败血性休克的情况下的变化；

图13A和13B分别示出了正常猪与处于败血性休克情况下的猪的主动脉压 和桡动脉压；

图14分别示出了心肺分流术之前(上端的曲线)和心肺分流术之后(下端 的曲线)的患者中的一位患者的主动脉对于桡动脉的动脉压的分布，所述分布 随到达桡动脉的相对距离而变化；以及

图15示出了具有主动脉-外围动脉血压梯度的患者在心肺分流术之前(曲 线(a))和心肺分流术之后(曲线(b))，随与桡动脉的相对距离而变化的脉冲 波的平均传播速度。

具体实施方式

图3为用于测量桡动脉导管的动脉压的装置实施例的示意图，其中插入监 测模块，并且在需要时插入之前所述的校正装置。

对与参照图1已描述的那些功能相同的功能加以实现的部件具有相同的附 图标记。

监测和校正装置主要包括在下文中依次对其进行描述的监测和校正模块 100和致动器模块200。

监测和校正模块

由监测和校正模块实现的功能

监测和校正模块100包括用于实时地对进行监测并在需要时校正动脉血压 测量值的功能加以实现的电子部件和嵌入式计算机应用。

一个功能包括表征液压连接2固有的动态参数，尤其是所述液压连接的固 有频率f₀及其阻尼系数z。

将在下文中对不同的方法进行描述，某些方法使用允许这种表征的致动器 模块200。

另一功能包括入射动脉压信号的频率分析以确定最大频率分量(标记为fh)， 液压连接必须正确地传输该最大频率分量以将患者动脉压的准确表示提供给临 床工作人员。

另一功能包括根据先前确定的参数(f₀，z以及可选地fh)对液压连接再现 具有给定范围的失真的入射信号的能力进行估计。

更准确地说，这个估计阶段检测下列三种情况之一：

(a)液压连接能够以低于确定容许阈值的失真(例如低于5％的失真)对 入射信号进行传输的情况(在这种情况下不必校正被测信号)；

(b)液压连接能够以高于所述容许阈值的失真对入射信号进行传输但监测 模块有可能对被测信号进行校正的情况；

(c)液压连接不能以低于所述容许阈值的失真对入射信号进行传输但监测 模块不可能对被测信号进行校正的情况。

监测模块100可能使用的另一功能是在可能的情况下(即，基本上在情况 (b)中)通过使用在表征阶段所确定的液压连接的动态参数来自动校正被测信 号。

另一功能包括对可能出现在液压连接和导管中的测量伪影和不同的入射信 号进行检测，以便对由监视器给出的信息的相关性加以质疑。

另一功能包括将与液压连接的当前状态以及对其部分进行校正操作的任何 需要(通常是管道和/或导管的快速冲洗或更换)相关的信息提供给临床工作人 员。

优选地，该信息通过简化的人机界面来提供，例如包括根据情况(a)、(b) 和(c)中的每一种情况可显示不同颜色的指示灯。

有利地，临床工作人员可以选择监测和校正模块的下列三种操作模式之一：

被称为“激活”的模式，例如默认模式，在该模式中，监测和校正模块分 析入射信号和液压连接的动态参数，对所述连接用于如实地再现入射信号的能 力进行评估，可选地校正被测信号并且如果需要则向临床工作人员报警以进行 干预；

被称为“被动”的模式，在该模式中，监测和校正模块与激活模式中起相 同的作用，不同之处在于该模式不修改被测信号(特别地，即使校正是必要且 可行的，该模式也不进行该校正)；只有监测功能被激活；

被称为“中性”的模式，在该模式中，监测模块完全无效。

监测和校正模块的结构

特别有利地，监测和校正模块100包括两个能够互相通信的处理器并且每 个处理器都能保证以上所述的某些功能。

这个结构被图示性地显示在图5中。

模块100被插入在传感器3与监视器10的前置放大器9之间。

传感器3向模块100传输被标记为S_B的原始被测信号。

被动模式与激活模式之间的交替通过标记P与A之间的切换被图示性地示 出。

第一处理器101执行对被测信号的大部分处理。

该第一处理器101被配置成表征液压连接的动态参数。

在这方面，根据当前监测协议和/或由致动器模块200周期性施加的对导管 加压的机械动作，第一处理器101分析液压连接对由临床人员发起的快速冲洗 的响应。

第一处理器101也对入射信号和该入射信号随时间的变化进行频率分析， 尤其用于确定所述信号的基频ff和其他重要的频率成分(有助于分析)。

根据这些分析，第一处理器101随后对液压连接用于在给定容许范围内准 确再现入射信号的能力进行评估。

根据情况(a)、(b)和(c)，第一处理器101限定了任意要对被测信号进 行的校正。

以这种方式，在情况(a)中，第一处理器101向监视器提供未校正的原始 信号。

在情况(b)中，第一处理器101确定新的待施加的校正参数并在第二处理 器102中更新所述参数，正如随后将说明的那样，所述第二处理器102用于校 正被测信号。

最后，在情况(c)中，第一处理器101通过先前所述的简化的人机界面向 临床工作人员发送警报。

默认地，在这种情况下，向监视器提供所述信号的原始版本。

如果观察到被测信号频谱成分的实质性变化(频移和/或较高频率分量的相 对权重的变化)，则所述第一处理器101还对液压连接的动态参数的可能漂移执 行早期检测。

在这种情况下，所述连接的表征序列可以被预先发起。

所述第一处理器101也对测量期间发生的事件(运动伪影、导管阻塞等) 进行检测和跟踪，并将所述事件记录在日志中，所述日志在管道的整个保质期 内被保存。

第一处理器101还通过有线连接或通过无线连接与致动器模块200通信。

在适当情况下，第一处理器101还通过无线连接与远程处理系统300通信。

为此，监测和校正模块100包括通信管理模块103，所述通信管理模块103 利用例如射频技术与致动器模块200和/或处理系统300通信。

监测和校正模块100包括第二处理器102，所述第二处理器102专用于连 续校正被测信号并且在激活模式A中通过前置放大器9将校正的被测信号Sc 传输到监视器10。

校正参数由第一处理器101确定，并在第二处理器102中被周期性地更新 以反映液压连接的参数f₀和z随时间的变化。

第二处理器102也可对液压连接执行某些监测功能，例如检测伪影。

然而，如果一事件被检测到并且该事件需要大量的处理，则请求第一处理 器101。

功率消耗由功率管理模块104管理。

优选地，监测和校正模块100通过由监视器10提供到压力传感器3的电阻 电桥的场电压来进行馈电。

现在，该电源具有有限的容量，并在监测和校正模块的能源效率方面需要 特别经济的设计。

这样的性能可通过仔细选择处理器101和102两者的结构以及其必须确保 的操作来获得。

在这方面，一直激活的第二处理器102专用于使用最小电力的任务。

因此，选择所述第二处理器的技术(例如，可编程模拟部件)。

相比之下，第一处理器101专用于信号的数字处理，因而需要密集工作， 但是其间断操作。

例如，所述第一处理器基于DSP技术(“数字信号处理器”)。

第一处理器101仅在重要事件(快速冲洗、伪影)期间被请求和/或在用于 更新液压连接的表征所选择的基础周期(仅作为说明，例如每隔半小时)期间 被请求。

所以，相对于不活跃时期的持续时间(睡眠模式允许非常低的功耗)，操作 和计算的持续时间是有限的。

因此，监测和校正模块100的平均功耗保持很低，其功耗具有对应于信号 处理周期的局部峰值。

此外，监测和校正模块100可包括永久使用但电源有限的能量储备，所述 电源由传感器提供，所述传感器通过加载适用于响应具体电力需求的缓冲存储 器来进行馈电。

在随后要描述的某些实施例中，所述电源还能用于对致动器模块200进行 馈电。

此外，第一和第二处理器101、102各自一方面能够验证另一处理器的有效 操作，并且另一方面能够对由所述两个处理器冗余地提供的某些结果的一致性 加以验证。

这确保了监测和校正模块100的安全性。

自然地，监测和校正模块可采用除以上所述结构之外的任何其他结构来实 施，但是先前所述的功能可被实现。

监测和校正模块被包括在对处理器的保护加以确保的小型套管中并且包括 连接器，所述连接器适于将所述模块与现有的测量装置相互连接。

正如从图4可明显看出的，监测和校正模块100被方便得连接在连接到传 感器3的插头31的电缆8与监视器10的插头11之间。

以这种方式，监测和校正模块易于集成到现有测量链中而不产生额外的体 积。

所述套管还可包括一个简化的人机界面，所述人机界面包括用于根据情况 (a)、(b)或(c)产生不同颜色的指示灯106以及用于选择激活模式、被动模 式或中性模式的按钮105。

例如，指示灯106在情况(a)下为绿色，在情况(b)下为橙色，在情况 (c)下为红色。

所述模块优选地设计成在被患者使用一次后不被丢掉而是被再利用。

为了实现该效果，所述套管必须能由医院中目前使用的技术进行消毒。

致动器模块

致动器模块200用于对管道施加机械动作以激发液压连接，被测信号随后 由监测模块100进行分析以由此推断出所述连接的动态参数。

优选地，所述机械动作被施加在导管1附近。

根据一个实施例，致动器模块200产生一用以在液压连接2的输入端处提 供短暂激发的脉冲。

根据另一实施例，致动器模块200产生一简短系列的可变频率的正弦负载。

更为普遍的是，致动器模块200可以在不明显干扰动脉压信号的情况下生 成任何序列的短期机械负载并且能够表征液压连接2。

可以结合所述实施例并采用不同类型的机械动作来激发液压连接。

因此，人们可以方便地使用脉冲来确定连接的固有频率f₀(叩诊法)并且 使用一系列可变频率的正弦负载来确定液压连接的阻尼系数z(谐波法)。

在致动器模块200的机械动作的影响下，液压连接2提供了二阶且依赖于 其动态参数的系统的响应特性。

该响应被叠加在入射信号上以提供一个复杂的、由监测模块100进行测量 及分析的信号，所述监测模块100由此推导出优选的动态参数。

根据一个有利的实施例，机械动作与心脏舒张同步，从而对应于一信号部 分，所述信号部分的频率内容比该信号的其他部分更易分析。

为了实现该效果，监测模块100(更准确的说，在双处理器结构的情况下， 以上所述的第一处理器101)向致动器模块200发送在心脏舒张期间触发机械 动作的同步信号。

发送该同步信号可通过有线连接或无线连接进行。

可选地，根据一系列机械负载的持续时间，后者可被分解成分布在若干连 续心脏舒张上的若干序列。

致动器模块200包括一个致动器，所述致动器被设置为夹紧管道2并完成 与后者外壁的机械接触而不会使其明显变形。

由致动器产生的机械动作造成容纳在管道中的盐水的压力变化。

根据一个实施例，致动器是有源压电元件。

在这种情况下，电源将电压施加在压电陶瓷传感器的金属面之间，因此所 述压电陶瓷传感器的金属面变形并通过机械接触向管道传输形变应力。

致动器模块200的平均功耗非常低，这是因为后者仅周期性地进行操作。

因此，作为说明，按照半小时的周期对液压连接发起机械动作，所述操作 的持续时间为几毫秒(叩诊法)到几秒(谐波法)。

为此，致动器模块200可包括电池形式的内部电源，所述内部电源优选地 由非接触式装置进行充电(感应)或通过与监测模块100的有线连接进行外部 充电。

根据其他实施例，致动器可以是包括线圈和螺线管的机电装置，或者更普 遍的可以是任何用于将电信号转换成机械应力的装置。

所述模块200优选地设计成在被患者使用一次后不被丢掉而是被再利用。

为此，致动器模块200必须能够易于安装在管道2上并易于从管道2上拆 卸。

该致动器模块还必须能由医院中目前使用的技术进行消毒。

根据一个实施例，致动器模块200被安装在距监测和校正模块100一定距 离处。

这样的情况如图3中所示，其中致动器模块200被放置在导管附近，而监 测和校正模块100位于压力传感器3附近。

这种实现有利于处理信号。

实际上，施加机械动作的点与压力传感器之间的距离使液压连接动态参数 的表征更容易。

根据另一实施例，如图6所示，致动器模块与监测和校正模块被安装在同 一套管400中。

在这种情况下，套管400被安装在压力传感器3附近。

例如，传感器3和套管400被安装在支撑盐水袋4的输液杆500的背板501、 502上。

形成液压连接2的管道被局部固定在套管400中以与致动器模块进行接触。

套管400一方面被电连接到传感器3上并且另一方面通过电缆8被连接到 监视器10的前置放大器9。

为此安装了适用于这些电缆的标准电插头。

这种实现方式的优点在于，由于整个装置距传感器附近很远，因此其释放 了连接到导管1侧的管道的端部，所述管道的端部是医院感染风险的敏感区域。

此外，对于会对放置在动脉管线附近的独立致动器的存在感到尴尬的患者 和医务人员而言这种实现方式增加了其舒适度。

此外，套管400通过使其能够联合供电而简化了对监测和校正模块与致动 器模块的馈电，这是因为这两个模块是邻近的。

类似地，简化了两个模块之间的信息传输。

套管400还使连接校正器的电缆易于通过从而到达传感器和监视器。

最后，包括状态灯和用于模式选择的发光按钮的、监测和校正模块的用户 界面可被安装在套管400的正面以使其位于临床工作人员的视平线处。

远程处理系统

有利但可选地，监测装置也可包括例如纳入便携式个人助理中的远程处理 系统300。

所述处理系统300优选地通过无线连接与监测模块100通信并且执行与监 测和控制操作互补的操作。

因此，处理系统300可处理被测信号并由此推导出先前所述的收缩动脉压 的导出指数。

所述系统还可显示动脉压曲线，并对其进行记录以确保测量值的可追溯性 和/或执行质量跟踪。

特别地，所述系统可以以图形和/或数字形式产生对不同的曲线和参数的详 细显示，例如：

原始动脉压和校正后的动脉压的曲线，以对示出了过高估计或过低估 计线进行观察，

导出指数ΔPP，dP/dt max，

相对于其在给定容许范围内再现信号的限制的液压连接的情况，

该连接的动态参数随时间的变化，

事件(快速冲洗、阻塞、各种伪影等)的日志。

所述系统还可对监测装置进行校准和测试操作。

在通过密码访问的特定调整模式中，所述系统还可修改监测模块的某些参 数(尤其是容许阈值)并且对嵌入在所述模块中的软件的版本进行更新。

处理系统300可使用合适的软件在个人数字助理(PDA)、便携式计算机或 特定设备类型的装置上运行。

所述系统配备有图形显示监视器和使得用户能够与软件交互的输入单元 (键盘、触摸屏等)。

现在对可能被监测模块所使用的不同的信号处理方法进行更详细地描述。

确定液压连接的动态参数

该确定使用不同的方法，各方法具有优点并有时存在缺点。

出于这个原因，监测装置基于通过优选地对这些参数中的每一个的置信度 指数进行设置所获得的数值从而建立该方法的输出结果。

利用快速冲洗的叩诊法

叩诊分析包括在系统的输入处发送梯形信号并在输出处观察后者如何变化。

参考图7，梯形形式的设定点信号C的施加产生了响应信号R。

所述设定点返回特征(溢出A₁、A₂和作为周期T_p倒数的振荡频率f_p)基 于以下公式求出系统的动态参数，特别是阻尼系数z和固有频率f₀：

$\frac{1}{\sqrt{1+{\left(\frac{\pi }{\ln (A_1/A_2)}\right)}^2}}$

以及

$f_0=\frac{\mathrm{fp}}{\sqrt{1-z^2}}$

因此，这种方法使用由临床工作人员发起并形成部分协议的快速冲洗，这 提供据此可执行所述方法的梯队源。

对“快速冲洗”梯队的响应与患者的血液动力信号紧密融合，因而必须在 进行上述分析之前执行提取操作。

该提取一方面通过使快速冲洗的激发信号与系统对该快速冲洗的响应相分 离来进行，另一方面是通过使快速冲洗的激发信号与入射动脉压信号相分离来 进行。

以这种方式，使得能够精确并鲁棒地确定液压连接的动态参数f₀和z。

然而，在快速冲洗并不总是定期进行(间隔可持续8小时甚至更长)或并 不总是充分有力地进行的程度上，并在未冲洗的情况下管道经若干小时而变化 的程度上，不同的现象(例如：微小气泡或其他)能够导致f₀和z的明显漂移， 在没有快速冲洗的情况下基于快速冲洗的叩诊分析优选地与其他分析方法结合 使用。

因此，例如，对f₀和z的初步估计可以通过提取对这些快速冲洗的液压连 接的响应而得出，然后由以下所述的方法中的一种方法进行改进。

利用致动器模块的叩诊法

该方法与使用快速冲洗的方法类似，但在这种情况下，叩诊由致动器模块 以简短机械脉冲的形式进行定期触发，这识别出所述系统的两次快速冲洗之间 的f₀和z。

该方法尤其通过提供执行的周期性而纠正了前述基于快速冲洗方法的某些 缺点。

如同前述的方法，该方法也需要提取。

然而，由于脉冲触发受控于监测模块，因此该操作可以发生在较不均匀的 信号周期内，例如心脏舒张期。

该方法特别有利于计算固有频率f₀。

利用致动器模块的谐波法

该方法是特别准确且可再现的，因而被优选地使用，可选地与前述方法中 的一种方法结合使用。

谐波分析包括在液压连接的入口处发送一系列可变频率的正弦信号。

如图8所示，出口处的结果是由共振频率f_r处的最大振幅A_r所表征的曲线。

这些特征可以通过以下公式求出液压连接的动态参数：

$z=\sqrt{\frac{1-\sqrt{1-{(A_0/A_r)}^2}}{2}}$

以及

$f_0=\frac{\mathrm{fr}}{\sqrt{1-{2z}^2}}$

该方法需要生成一系列对测量系统产生更大扰动的可变频率的正弦波。

因此，所述方法可以要求将机械动作分割成分布在连续的心脏舒张期内的 若干阶段。

为了使分析更加容易，该方法可以方便地由校正器进行同步，以发生在信 号的最小扰动阶段内，例如心脏舒张期。

分析被测信号频谱的变化

该方法的原理基于以下事实：液压连接处产生的共振将影响被测信号的频 谱成分。

通过适当的处理，所述系统可检测共振并评估其参数(f₀和z)[11]。

由该方法产生的结果巩固了由其他方法产生的测量值并检测出液压连接的 动态特性的变化。

确定入射信号的频率成分

该确定在入射信号的FFT分析的基础上进行，一方面来设置基频ff的值， 并且另一方面来设置待传输的最大频率分量(fh)的值。

fh通过对有效振幅(有助于分析)的谐波的程度进行估计来进行设置。

在这方面，大部分作者都赞同5到10次谐波。

仅作为说明，图9示出了压力信号的谱密度随频率而变化的曲线。

评估液压连接准确再现入射信号的能力

该估计基于先前确定的f₀、z，并在需要fh时基于fh。

已知f₀和z足以表征液压连接。

为了正确评估所述连接准确再现给定入射信号的能力，几种方法是可能的。

第一种方法包括通过软件对失真的原始入射信号进行校正，接着比较研究 这两种信号(原始信号和校正信号)。

图10示出了在快速冲洗后立即获得的信号的一部分，其显示了原始信号B 和校正信号C，所述原始信号和校正信号使得通过叩诊分析能够对将导管连接 到传感器并重构信号使其免于失真的液压连接的特征进行确定。

第二种方法已由几个作者提出[12]。

所述方法可通过预置模板或汇总表进行说明，在平面(f₀，z)上绘制的模 板或汇总表显示了最大频率分量fh可以或不可以以低于例如5％的失真被再现 的区域。

液压连接的参数(f₀，z)和入射信号的最大频率分量(fh)在汇总表上的 定位确定所述装置是否能够对患者的信号进行处理。

图11显示了所述方法的示例性实施例。

对于待传输的最大给定频率fh(在此例如设定为6Hz)，对应于该频率的曲 线内的区域表示在平面(f₀，z)上所有与±5％公差兼容的数值(图中阴影部分)。

以上所述的两种方法基于不同的方法，但必须具有一致的结果。

在这种情况下，液压连接的质量评价是可能的，反之，有必要重新表征液 压连接。

监测液压连接

监测装置的功能之一包括对用于测量动脉压的整个系统进行持续监测，目 的是检测那些会损害患者监视器上所显示的指示的可靠性的情况。

所述情况如下。

一方面，不同类别的伪影可被检测到。

这些伪影可以是由于患者位置的变化产生的运动伪影，尤其是那些靠近测 量系统的身体部位(例如：桡动脉导管处的手腕)的位置变化；可以是由于与 外部相互作用产生的伪影，例如临床工作人员无意间敲击导管时产生的伪影， 该伪影变成压力曲线上的冲击。

这些伪影是暂时影响测量值的现象。

监测装置检测所述伪影并例如通过短暂闪烁红光的状态灯通知临床工作人 员。

监测装置的另一功能是对入射信号的异常衰减加以检测。

在文献[13]中已描述的信号衰减现象导致一通常被明显减弱且有时被错误 地定性为阻尼的曲线，该阻尼是必须加以区分的不同现象。

事实上，例如由于导管中微气泡的积累，当阻尼系数z达到极高值时，液 压连接会出现额外的阻尼。

该现象由监测装置来表征，并且在某些情况下可以是自动校正的对象和/ 或向临床工作人员发出需要干预的报警。

然而，在衰减现象的情况下，缺陷的起源不在于例如液压连接本身，而在 于导管或者患者的动脉，导管或患者的动脉可出现暂时阻塞(例如：血栓等) 或者甚至出现在导管插入之前(例如，患者的动脉粥样硬化斑块)。

该结果是暂时或持续的阻塞，从而造成相当大的信号衰减并使测量不能实 行。

该类型的缺陷不能由监测装置自动校正。

然而，该装置的监测功能检测到这种情况并通过点亮状态灯来通知临床工 作人员，例如采用一被叠加在用于引起紧急干预的、更强烈的周期性闪光上的 稳定红光来通知临床工作人员。

这种干预通常意味着一次可消除缺陷的快速冲洗。

在这种情况下，该装置检测到状态灯被点亮为绿色或橙色的恢复正常状态。

在缺陷没有消失或者缺陷在一段时间后重新出现的情况下，该装置再次请 求干预，所述干预可以更大，例如更换导管。

由监测装置所进行的检测的优点在于，不需要等待所述曲线完全衰减就可 以给出报警。

另一方面，监测装置可以寄存测量动脉压所发生的任何事件。

因此，在测量装置保质期内暂时或持久影响测量可靠性的每个事件都被记 录在存储于监控模块内的日志中。

该日志可以通过先前所述的处理系统进行访问。

在导管被移除时，例如所述日志可通过来自处理系统的命令被重新初始化， 或者例如通过持续按下模式按钮被重新初始化。

在缺少重新初始化的情况下，事件被继续记录直到内存溢出。

一旦达到该限制，最早的事件会被自动刷新以给最新事件腾出空间。

检测主动脉压与外围动脉压之间的去耦

上述装置可以方便地由监测模块来增加外围动脉压(由桡动脉导管测量) 与中央或主动脉动脉压之间的任何可能的去耦。

事实上，某些特定的临床环境(败血性休克、心肺分流术之后)由对外围 动脉树的特征的主要生理修改来表征。

该修改可能使通过桡动脉导管测量动脉压变得不可行，因而该修改不再反 映中央主动脉压。

后者控制与心脏、大脑等一样重要的器官。

因此，监测中央动脉压平均水平是诊断、监视和目标导向治疗的重要要素， 尤其是对处于败血性休克患者[14]。

此外，被用作连续心脏输出测量单元的输入信号的外围动脉压的形式和幅 度使得在机械通气之下能够对血管内容量状态以及其他参数(心脏心室收缩力 等)的状态进行估计[3]。

因此，用于在主动脉与外围动脉压之间进行去耦的检测模块对监测这些临 床情况尤为重要。

图12A和12B分别示出了正常情况下和败血性休克的情况下主动脉压(曲 线(a))、桡动脉压(曲线(b))以及股动脉压(曲线(c))的变化[15]。

在正常状态下，桡动脉压的心脏收缩值大于主动脉压的心脏收缩值，特别 地，这是因为外围肌肉导管动脉靠近反射位置。

在败血性休克的状态下，该压力梯度发生反转。

值得注意的是，心脏收缩值的下降反过来导致相对于主动脉压的外围桡动 脉压平均水平的缓慢下降，在某些情况下这种下降在临床上变得有意义[14]。

该修改可以通过以下机制来解释。

败血性休克的患者保持与正常状态接近的主动脉顺应性。

然而，由于外围动脉壁富含血管平滑肌细胞，血管平滑肌细胞响应于败血 性休克状态下的氧化氮通路和交感神经张力的修改，因而患者的外围动脉的顺 应性增加。

这些影响对不富含血管平滑肌细胞的弹性中央动脉不太重要。

对去耦的检测可以通过两种不同的方法完成，所述两种方法可互补并且基 于不同的压力信号转换原理。

除了通过液压连接2连接到桡动脉导管的传感器3之外，这些方法采用的 是肱动脉(在肘部处)扁平压力测量法，或者甚至是颈动脉扁平压力测量法。

频率分析

第一种方法基于频率分析。

外围动脉顺应性的增加导致外围动脉树频率响应的反弹，所述频率响应与 削弱高频分量的低通滤波器的频率响应有可比性。

针对相同的输入信号(主动脉压)，根据是处于正常状态还是处于败血性休 克状态，观察到不同的输出信号(桡动脉压)。

感染性休克时，上层谐波相对于下层谐波将减少。

图13A和13B(来自[15])分别示出了正常猪与处于败血性休克情况下的 猪的主动脉压PAo和桡动脉压P_radial。

在正常情况下，可观察到主动脉压与桡动脉压之间频谱成分的守恒。

然而，在败血性休克情况下，可观察到桡动脉压的高次谐波(封闭区域) 的强衰减。

虚线示出了先前所述的“低通”类的影响。

对桡动脉压信号的频谱成分的连续监测在需要时示出了对于高次谐波衰减 的频谱变化。

不可能由此推断出该变化必须来自外围动脉依从性的增加。

事实上，产生该变化的原因也可以是输入信号(主动脉压PAo)频谱成分 的变化。

为了在这两种解释之间选择，有必要：

了解输入信号(主动脉压或肱动脉压)的频谱成分，

测量比率RHAo，所述比率等于输入信号高次谐波与低次谐波的比值。

由于在目前医院实践中主动脉压是无法得到的，因此该测量可以通过肱动 脉压或甚至通过颈动脉血压来实现，如果可以得到颈动脉的张力测量位置的话。

由于这是振幅的比值，因此肱动脉压或颈动脉压的张力测量就足够了。

将比率RHao与桡动脉中测量到的相同比率RHrad相比较。

显著差异(高于预定阈值)提供了对中央动脉压与外围动脉压之间去耦的 指示。

测量脉冲波的传播速度

第二种方法基于脉冲波传播速度的测量。

某些病症会导致外围动脉壁的张力的修改，通过相对中央动脉的比值已强 调了外围动脉的血管平滑肌细胞的丰富性。

处于临床败血性休克状态或心肺分流术之后的患者，结果是外围动脉顺应 性的增加[15]。

该外围动脉壁的顺应性的增加可通过脉冲波速(PWV“Pulse Wave Velocity”) 的降低进行测量。

通过使用莫恩斯-柯特维格方程，其中ρ表示血液密度)，影响该速度的参 数分布在动脉管壁弹性的变化(增加的杨氏系数(Einc)、该壁的厚度(h)和 桡动脉的直径(RAD))之间：

$\mathrm{PWV}=\sqrt{\frac{\mathrm{Einc}.h}{\rho .\mathrm{RAD}}}$

在败血性休克领域中的脉冲波速降低的文献中缺少说明的情况下，可能会 在心脏外科过程期间的病理研究和心肺分流术中发现这样的说明。

因此，当将诸如NO供体(“一氧化氮供体”)之类的血管舒张物注入桡动 脉上游的肱动脉时，Fok等人观察到脉冲波速的减慢[16]。

但败血性休克导致这种类型介质的释放。

因此，Kanasawa等人示出了在某些心肺分流术后的患者中，当针对动脉压 的测量位置远离主动脉朝向桡动脉移动时，动脉压的幅度和平均水平逐渐降低 [17]。

图14分别示出了心肺分流术之前(上端的曲线)和心肺分流术之后(下端 的曲线)的患者中的一位患者的主动脉对于桡动脉的动脉压的分布，所述分布 作为到达桡动脉的相对距离d的函数。

因此，这组患者呈现出中央动脉压与外围动脉压之间的压力梯度。

在这组呈现中央动脉压与外围动脉压之间的压力梯度的患者中，脉冲波速 度减小，如图15所示[18]。

图15示出了上述患者在心肺分流术之前(曲线(a))和心肺分流术之后(曲 线(b))，随与桡动脉的相对距离d而变化的脉冲波的平均传播速度。

去耦的第二检测方法的原理包括测量时间延迟，该时间延迟用于将一方面 由臂/肱动脉的压力测量法和另一方面由桡动脉导管的压力测量法所测量到的 波形或这些波形的步长进行分离。

由中央动脉压与外围动脉压之间的去耦检测选项所增强的时间使根据本发 明的监测装置估计当前的脉冲波速并将其与正常的已知参考值进行比较。

但是需要由操作员通过调节将臂/桡动脉的距离输入到嵌入的压力测量装 置或监测装置本身。

该方法的变型使用两种压力测量法：臂/桡动脉测量和颈动脉测量。

尽管去耦状态随肱动脉/桡动脉传播时间的变化是相当大的，但是由于去耦 状态对颈动脉/肱动脉传播的影响通常较小，所以利用这种不平衡提供了用于检 测去耦的指数。

该方法的另一变型可被用在颈动脉压力测量法被应用于重症监护患者(敷 料、颈内静脉访问等)的位置难以接近的情况下。

传递函数根据肱动脉压力测量法计算出主动脉压[3]。

一种或另一种去耦检测方法通过可独立于监测和校正模块的压力测量套管 使用。

该套管通常包括用于通过压力测量法测量动脉压的传感器、可充电的电池 馈电、显示装置和使操作员与装置交互的密封按钮。

该套管与监测和校正模块无线或有线连接。

该附加装置的操作如下。

配备有该选项的监测和校正装置通过液压连接长期监测桡动脉压(先前所 述的基本功能)。

当用于中央动脉压和外围动脉压之间去耦的检测选项被使用时，该装置也 持续执行一附加的功能，所述额外功能包括对被测信号的比值RHrad(高次谐 波/低次谐波)进行检测。

如果该比率突然下降，那么所述装置生成一个特定警告。

然后，具有压力测量套管的执行者随着肱动脉/桡动脉(和颈动脉/桡动脉) 距离的输入来测量肱动脉和颈动脉的压力。

该输入通过结合到压力测量套管中的按键和显示装置来进行。

如果无法执行颈动脉压力测量(包敷、颈内静脉进入等)，则主动脉压力线 由肱动脉压曲线的传递函数来评估[3]。

如前所述，所述装置使用频率分析法和脉冲波速分析法。

如果这两种方法都没有检测到异常情况，则取消警告。

如果这两种方法给出相异的结果，则需要执行者重复所述压力测量。

如果这两种方法产生正检测，该正检测表明桡动脉的动脉压导管的测量不 再反映中央动脉压，则所述警告转化为报警。该数据融合装置是独创的。

最后，应该理解的是，以上给出的示例仅是具体说明并且决不对本发明的 应用领域进行限制。

此外，已知的是本发明没有涉及患者的动脉导管插入，而仅涉及了一种用 于监测的方法和装置，一旦所述导管被插入到患者的动脉并且通过液压连接被 连接到压力传感器，所述方法和装置就进行监测，并且在需要时对由传感器提 供的压力测量信号进行校正。

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[11]R.Brower,W.Spaans,P.Rewiersma and G.Meester,A fully automatic device for compensating for artifacts in conventional catheter-manometer pressure recordings,Biomed Eng,.10,1975,pp.305–310.(R.Brower， W.Spaans，P.Rewiersma和G.Meester，一种用于在常规导管-压力 计压力记录中补偿伪影的全自动装置，生物医学工程，1975年，第 10卷305-310页)

[12]Y.Kinefuchi,T.Suzuki,M.Takiguchi,Y.Yamasaki and M.Yamamoto, Evaluation of dynamic response of catheter–manometer systems for pulmonary arterial pressure,J Appl Physiol,77(4),1994,pp.2023–2028. (Y.Kinefuchi，T.Suzuki，M.Takiguchi，Y.Yamasaki和M. Yamamoto，针对肺动脉压的导管–压力计系统动态响应的评价，应 用生理学杂志，1994年，第77卷第4期2023-2028页)

[13]A.Ercole,Attenuation in invasive blood pressure measurement system,Br J Anaesth.96(5),2006,pp.560–562.(A.Ercole，侵入性血压测量系统 中的衰减，英国麻醉杂志，2006年，第96卷第5期560-562页)

[14]Dellinger RP,Levy MM,Carlet JM,Bion J,Parker MM,Jaeschke R,Reinhart K, Angus DC,Brun–Buisson C,Beale R,Calandra T,Dhainaut JF,Gerlach H,Harvey M,Marini JJ,Marshall J,Ranieri M,Ramsay G,Sevransky J,Thompson BT, Townsend S,Vender JS,Zimmerman JL,Vincent JL；International Surviving Sepsis Campaign Guidelines Committee；American Association of Critical–Care Nurses； American College of Chest Physicians；American College of Emergency Physicians； Canadian Critical Care Society；European Society of Clinical Microbiology and Infectious,Diseases；European Society of Intensive Care Medicine；European Respiratory,Society；International Sepsis Forum；Japanese Association for Acute Medicine；Japanese Society of Intensive Care Medicine；Society of Critical Care Medicine；Society of Hospital Medicine；Surgical Infection Society；World Federation of Societies of Intensive and Critical Care Medicine.Surviving Sepsis Campaign:international guidelines for management of severe sepsis and septic shock:2008.Crit Care Med.2008Jan；36(1):296–327.Erratum in:Crit Care Med. 2008Apr；36(4):1394–6(Dellinger RP，Levy MM，Carlet JM，Bion J，Parker MM，Jaeschke R，Reinhart K，Angus DC，Brun–Buisson C，Beale R， Calandra T，Dhainaut JF，Gerlach H，Harvey M，Marini JJ，Marshall J， Ranieri M，Ramsay G，Sevransky J，Thompson BT，Townsend S，Vender JS，Zimmerman JL，Vincent JL，国际拯救败血症患者运动指南委员会； 美国急救护理护士协会；美国胸内科医师学会；美国急诊医师学院；加拿 大危急护理学会；欧洲临床微生物学和传染病、疾病；欧洲重症监护医学 协会，欧洲呼吸协会；国际脓毒症论坛；日本急救医学协会；日本重症监 护医学协会；危重病医协会；医院医学协会；外科感染协会；世界重症监 护医学协会联合会。拯救败血症运动：严重败血症和败血性休克的国际指 南管理，2008年，重症医学，2008年1月，第36卷第1期296-327页， 勘误表：重症医学，2008年4月，第36卷第4期1394-6页)

[15]F.Hatib et al,Peripheral vascular decoupling in porcine endotoxic shock,J.Appl. Physiol.111:853–860(F.Hatib等人，猪内毒素休克的外围血管去耦，应用 生理学杂志，第111卷853-860页)

[16]H.Fok et al,Regulation of Vascular Tone and Pulse Wave Velocity in Human Muscular Conduit Arteries-Selective Effects of Nitric Oxide Donors to Dilate Muscular Arteries Relative to Resistance Vessels,Hypertension,Nov.2012,pp. 1220–1225(H.Fok等人，人体肌肉的导管动脉中的血管张力和脉搏波速 的调节-一氧化氮供体相对阻力血管对扩张肌性动脉的选择性效应，高血 压，2012年11月，1220-1225页)

[17]M.Kanazawa,Relationship between Aortic–to–radial Arterial Pressure Gradient after Cardiopulmonary Bypass and Changes in Arterial Elasticity,Anestesiology,V. 99,No.1,Jul.2003(M.Kanazawa，心肺分流之后的主动脉–桡动脉压力梯 度与动脉弹性变化之间的关系，麻醉学，2003年7月，第99卷第1期)

[18]M.Shimada et al,Estimation of Aortic–to–radial Artery Distribution of Arterial Wall Elasticity,Tokai J.Exp.Clin.Med.,Vol.33,No.1,pp 1–5,2008(M.Shimada等人， 对主动脉–桡动脉动脉壁弹性的分布估计，东海实验临床医学杂志，2008 年，第33卷第1期1-5页)