專(zhuān)利名稱(chēng)：用于處理時(shí)間相關(guān)的測(cè)量信號(hào)的方法及裝置的制作方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明通常涉及處理從流體容納系統(tǒng)中獲得的時(shí)間相關(guān)的測(cè)量信號(hào)，尤其涉及對(duì)這種測(cè)量信號(hào)進(jìn)行濾波，用于去除源自特定脈沖發(fā)生器的壓力脈沖。本發(fā)明例如可應(yīng)用于 體外血液處理的流體容納系統(tǒng)。
背景技術(shù)：
在體外血液處理中，從患者抽取血液，通過(guò)體外血流回路對(duì)血液進(jìn)行處理然后將 其重新導(dǎo)入患者。通常，使用一個(gè)或多個(gè)泵浦裝置使血液通過(guò)該回路循環(huán)。該回路通常通 過(guò)插入到血管通路(blood vessel access)中的一個(gè)或多個(gè)接入裝置(例如，針頭或?qū)Ч? 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(guò)、血液濾過(guò)、血漿 去除等。US2005/0010118提出了通過(guò)在體外血流回路的其他壓力波中識(shí)別由患者的心臟 搏動(dòng)引起的壓力波的頻率分量，并通過(guò)對(duì)從體外血流回路的壓力傳感器獲得的壓力信號(hào)進(jìn) 行頻率分析(例如傅里葉變換)，來(lái)監(jiān)控患者的脈搏率、血壓以及血管通路狀態(tài)的技術(shù)。如 US2005/0010118所指出的，從由體外血流回路中機(jī)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(guān)的頻率分量。特別地，心臟的頻率分量可能與機(jī)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(guò)程期間，在基 本操作頻率的一定范圍內(nèi)改變血泵的頻率。通過(guò)快速傅里葉變換(FFT)分析來(lái)自體外血 流回路中壓力傳感器的壓力信號(hào)，而快速傅里葉變換并不適于檢測(cè)頻率總在變化的頻率分 量。FFT分析被認(rèn)為降低由血泵引起的頻率分量。然而，由體外血流回路中其他機(jī)械裝置 (例如閥)引起的周期性事件仍會(huì)干擾監(jiān)控。此外，可能不期望在處理過(guò)程期間具有經(jīng)常變 化的泵浦頻率的血泵工作。例如，如果體外血流回路是透析機(jī)的一部分，則甚至在通過(guò)體外 血流回路的平均流量未改變時(shí)，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(shù)，用于在流體中的其他壓力波中識(shí)別患者的心跳， 并且尤其需要這樣一種技術(shù)，即，對(duì)于處理患者的心跳頻率相對(duì)弱和/或與這些其他的壓 力波的頻率分量至少部分一致并且/或隨時(shí)間變化的情形具有改進(jìn)的能力。在其他技術(shù)領(lǐng)域可能出現(xiàn)相應(yīng)的需求。因此，通常上講，需要這樣一種改進(jìn)的技 術(shù)，即，處理從與第一脈沖發(fā)生器和第二脈沖發(fā)生器相關(guān)聯(lián)的流體容納系統(tǒng)中的壓力傳感 器獲得的時(shí)間相關(guān)測(cè)量信號(hào)，以通過(guò)在源自第一脈沖發(fā)生器和第二脈沖發(fā)生器的信號(hào)分量 中隔離出源自第二脈沖發(fā)生器的信號(hào)分量，來(lái)監(jiān)控流體容納系統(tǒng)的功能參數(shù)。

發(fā)明內(nèi)容
本發(fā)明的一個(gè)目的是至少部分地實(shí)現(xiàn)以上鑒于現(xiàn)有技術(shù)而提出的一個(gè)或更多個(gè)需求。根據(jù)獨(dú)立權(quán)利要求的方法、控制裝置以及計(jì)算機(jī)程序產(chǎn)品以及由從屬權(quán)利要求限 定的實(shí)施方式，至少部分實(shí)現(xiàn)這個(gè)目的以及從下面描述將出現(xiàn)的其他目的。
本發(fā)明的第一個(gè)方面是一種用于處理從流體容納系統(tǒng)中的壓力傳感器獲得的時(shí) 間相關(guān)的測(cè)量信號(hào)的方法，其中，所述流體容納系統(tǒng)與第一脈沖發(fā)生器和第二脈沖發(fā)生器 相關(guān)聯(lián)，所述壓力傳感器設(shè)置在所述流體容納系統(tǒng)中以檢測(cè)源自所述第一脈沖發(fā)生器的第 一脈沖和源自所述第二脈沖發(fā)生器的第二脈沖，所述方法包括以下步驟接收步驟，接收所 述測(cè)量信號(hào)；獲得步驟，獲得第一脈沖輪廓，該第一脈沖輪廓是所述第一脈沖的預(yù)測(cè)的時(shí)間 信號(hào)輪廓；以及濾波步驟，使用所述第一脈沖輪廓在時(shí)域中對(duì)所述測(cè)量信號(hào)進(jìn)行濾波，以基 本上消除所述第一脈沖同時(shí)保留所述第二脈沖。 在一個(gè)實(shí)施方式中，所述濾波步驟包括減去步驟，從所述測(cè)量信號(hào)中減去所述第 一脈沖輪廓，其中所述減去步驟可以包括調(diào)節(jié)所述第一脈沖輪廓相對(duì)于所述測(cè)量信號(hào)的相 位，其中，所述相位可以由從耦接至所述第一脈沖發(fā)生器的相位傳感器獲得的、或者從所述 第一脈沖發(fā)生器的控制單元獲得的相位信息來(lái)表示。在一個(gè)實(shí)施方式中，所述第一脈沖輪廓是在所述流體容納系統(tǒng)中的基準(zhǔn)測(cè)量中獲 得的，其中，所述基準(zhǔn)測(cè)量包括以下步驟操作所述第一脈沖發(fā)生器，以生成至少一個(gè)第一 脈沖，以及從由所述流體容納系統(tǒng)中的基準(zhǔn)壓力傳感器生成的基準(zhǔn)信號(hào)，獲得所述第一脈 沖輪廓。在所述基準(zhǔn)測(cè)量期間，可以操作所述第一脈沖發(fā)生器，以生成第一脈沖的序列，并 且可以通過(guò)識(shí)別并平均所述基準(zhǔn)信號(hào)中的一組第一脈沖片段，來(lái)獲得所述第一脈沖輪廓。另選地或者附加地，在所述流體容納系統(tǒng)操作期間，所述基準(zhǔn)測(cè)量可以間歇性地 進(jìn)行，以提供更新后的第一脈沖輪廓。另選地或者附加地，所述壓力傳感器可以用作所述基 準(zhǔn)壓力傳感器。另選地或者附加地，在所述基準(zhǔn)測(cè)量期間，可以操作所述流體容納系統(tǒng)，使 得所述基準(zhǔn)信號(hào)含有第一脈沖而不含有第二脈沖。另選地，所述基準(zhǔn)測(cè)量包括基于含有第 一脈沖和第二脈沖的第一基準(zhǔn)信號(hào)獲得組合脈沖輪廓；基于含有第二脈沖但不含有第一脈 沖的第二基準(zhǔn)信號(hào)獲得第二脈沖輪廓；以及通過(guò)從所述組合脈沖輪廓減去所述第二脈沖輪 廓來(lái)獲得所述預(yù)測(cè)的信號(hào)輪廓。在一個(gè)實(shí)施方式中，所述獲得步驟包括獲得預(yù)定的信號(hào)輪廓，其中所述獲得步驟 可以進(jìn)一步包括根據(jù)數(shù)學(xué)模型基于所述流體容納系統(tǒng)的一個(gè)或更多個(gè)系統(tǒng)參數(shù)的當(dāng)前值 修改所述預(yù)定的信號(hào)輪廓。在一個(gè)實(shí)施方式中，該方法進(jìn)一步包括步驟獲得所述流體容納系統(tǒng)的一個(gè)或更 多個(gè)系統(tǒng)參數(shù)的當(dāng)前值，其中，獲得作為所述當(dāng)前值的函數(shù)的所述第一脈沖輪廓。在一個(gè)實(shí)施方式中，獲得所述第一脈沖輪廓的所述步驟包括基于所述當(dāng)前值在 基準(zhǔn)數(shù)據(jù)庫(kù)中識(shí)別一個(gè)或更多個(gè)基準(zhǔn)輪廓；以及基于所述一個(gè)或更多個(gè)基準(zhǔn)輪廓獲得所述 第一脈沖輪廓。所述系統(tǒng)參數(shù)可以表示在所述流體容納系統(tǒng)中所述第一脈沖的速率。第一 脈沖發(fā)生器可以包括泵浦裝置，并且所述系統(tǒng)參數(shù)可以表示所述泵浦裝置的泵頻率。所述 基準(zhǔn)數(shù)據(jù)庫(kù)中的每個(gè)基準(zhǔn)輪廓可以是通過(guò)在所述流體容納系統(tǒng)中針對(duì)所述一個(gè)或更多個(gè) 系統(tǒng)參數(shù)的相應(yīng)值進(jìn)行的基準(zhǔn)測(cè)量而獲得的。在一個(gè)實(shí)施方式中，獲得所述第一脈沖輪廓的步驟包括基于所述當(dāng)前值在基準(zhǔn) 數(shù)據(jù)庫(kù)中識(shí)別能量和相位角數(shù)據(jù)的一個(gè)或更多個(gè)組合；以及基于所述能量和相位角數(shù)據(jù)的 一個(gè)或更多個(gè)組合獲得所述第一脈沖輪廓。所述第一脈沖輪廓可以通過(guò)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(shù)據(jù)的一個(gè) 或更多個(gè)組合給出。
在一個(gè)實(shí)施方式中，獲得所述第一脈沖輪廓的步驟包括將所述當(dāng)前值輸入至基 于所述流體容納系統(tǒng)的數(shù)學(xué)模型計(jì)算所述壓力傳感器的響應(yīng)的算法中。在一個(gè)實(shí) 施方式中，所述濾波步驟包括減去步驟，從所述測(cè)量信號(hào)中減去所述第 一脈沖輪廓，以及所述減去步驟在調(diào)節(jié)步驟之前，在所述調(diào)節(jié)步驟中參照所述測(cè)量信號(hào)調(diào) 節(jié)所述第一脈沖輪廓的幅度、時(shí)標(biāo)和相位中的至少一個(gè)。所述調(diào)節(jié)步驟可以包括使所述第 一脈沖輪廓與所述測(cè)量信號(hào)之間的差最小。在一個(gè)實(shí)施方式中，所述濾波步驟包括提供所述第一脈沖輪廓作為給自適應(yīng)濾 波器的輸入；計(jì)算所述測(cè)量信號(hào)與所述自適應(yīng)濾波器的輸出信號(hào)之間的誤差信號(hào)；以及提 供所述誤差信號(hào)作為給所述自適應(yīng)濾波器的輸入，從而所述自適應(yīng)濾波器設(shè)置為基本上消 除所述誤差信號(hào)中的所述第一脈沖。所述自適應(yīng)濾波器可以包括有限沖激響應(yīng)濾波器和自 適應(yīng)算法，所述有限沖激響應(yīng)濾波器的濾波器系數(shù)作用于所述第一脈沖輪廓，以生成所述 輸出信號(hào)，所述自適應(yīng)算法優(yōu)化作為所述誤差信號(hào)和所述第一脈沖輪廓的函數(shù)的所述濾波 器系數(shù)。另選地或附加地，所述方法可以進(jìn)一步包括基于所述第二脈沖的速率和/或幅度 與極限值的比較，控制所述自適應(yīng)濾波器，以鎖定所述濾波器系數(shù)。在一個(gè)實(shí)施方式中，所述流體容納系統(tǒng)包括用于連接至人體的血液系統(tǒng)的體外血 流回路，并且其中所述第一脈沖發(fā)生器包括在所述體外血流回路中的泵浦裝置，并且其中 所述第二脈沖發(fā)生器包括在所述人體中的生理脈沖發(fā)生器。所述第二脈沖發(fā)生器可以是受 自主神經(jīng)系統(tǒng)影響的心臟、呼吸系統(tǒng)、血管舒縮三者中的至少之一。在一個(gè)實(shí)施中，所述體 外血流回路包括動(dòng)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(tǒng)包括血 管通路，其中所述動(dòng)脈接入裝置構(gòu)造為連接至所述人的血液系統(tǒng)，所述靜脈接入裝置構(gòu)造 為連接至所述血管通路以形成流體連接，并且其中所述第一脈沖發(fā)生器包括設(shè)置于所述體 外血流回路中的泵浦裝置以通過(guò)所述血液處理裝置從所述動(dòng)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于所述泵浦裝置下游的靜脈壓力傳感器或者從位 于所述泵浦裝置上游的動(dòng)脈壓力傳感器接收所述測(cè)量信號(hào)。本發(fā)明的第二個(gè)方面是一種包括用于使計(jì)算機(jī)執(zhí)行根據(jù)第一方面的方法的指令 的計(jì)算機(jī)程序產(chǎn)品。本發(fā)明的第三個(gè)方面是一種用于處理從流體容納系統(tǒng)中的壓力傳感器獲得的時(shí) 間相關(guān)的測(cè)量信號(hào)的裝置，其中，流體容納系統(tǒng)與第一脈沖發(fā)生器和第二脈沖發(fā)生器相關(guān) 聯(lián)，所述壓力傳感器設(shè)置在所述流體容納系統(tǒng)中以檢測(cè)源自所述第一脈沖發(fā)生器的第一脈 沖和源自所述第二脈沖發(fā)生器的第二脈沖，所述裝置包括輸入部，其用于所述測(cè)量信號(hào)； 信號(hào)處理器，其連接至所述輸入部并包括處理模塊，所述處理模塊構(gòu)造為獲得第一脈沖輪 廓，并使用所述第一脈沖輪廓在時(shí)域中對(duì)所述測(cè)量信號(hào)進(jìn)行濾波以基本上消除所述第一脈 沖同時(shí)保留所述第二脈沖，其中所述第一脈沖輪廓是所述第一脈沖的預(yù)測(cè)的時(shí)間信號(hào)輪 廓。本發(fā)明的第四個(gè)方面是一種用于處理從流體容納系統(tǒng)中的壓力傳感器獲得的時(shí) 間相關(guān)的測(cè)量信號(hào)的裝置，其中，所述流體容納系統(tǒng)與第一脈沖發(fā)生器和第二脈沖發(fā)生器 相關(guān)聯(lián)，所述壓力傳感器設(shè)置在所述流體容納系統(tǒng)中以檢測(cè)源自所述第一脈沖發(fā)生器的第 一脈沖和源自所述第二脈沖發(fā)生器的第二脈沖，所述裝置包括用于接收所述測(cè)量信號(hào)的 單元；用于獲得第一脈沖輪廓的單元，所述第一脈沖輪廓是所述第一脈沖的預(yù)測(cè)的時(shí)間信號(hào)輪廓；以及使用所述第一脈沖輪廓在時(shí)域中對(duì)所述測(cè)量信號(hào)濾波以基本上消除所述第一 脈沖同時(shí)保留所述第二脈沖的單元。本發(fā)明的第五個(gè)方面是一種用于處理從流體容納系統(tǒng)中的壓力傳感器獲得的時(shí) 間相關(guān)的測(cè)量信號(hào)的方法，其中，所述流體容納系統(tǒng)與第一脈沖發(fā)生器和第二脈沖發(fā)生器 相關(guān)聯(lián)，所述壓力傳感器設(shè)置在所述流體容納系統(tǒng)中以檢測(cè)源自所述第一脈沖發(fā)生器的第 一脈沖和源自所述第二脈沖發(fā)生器的第二脈沖，所述方法包括以下步驟接收所述測(cè)量信 號(hào)；獲得所述第一脈沖的標(biāo)準(zhǔn)信號(hào)輪廓；以及在時(shí)域中從所述測(cè)量信號(hào)中減去所述標(biāo)準(zhǔn)信 號(hào)輪廓，其中，所述標(biāo)準(zhǔn)信號(hào)輪廓的幅度和相位使得所述第一脈沖基本上被消除而所述第 二脈沖被保留。本發(fā)明的第六個(gè)方面是一種用于處理從流體容納系統(tǒng)中的壓力傳感器獲得的時(shí) 間相關(guān)的測(cè)量信號(hào)的裝置，其中，該流體容納系統(tǒng)與第一脈沖發(fā)生器和第二脈沖發(fā)生器相 關(guān)聯(lián)，所述壓力傳感器設(shè)置在所述流體容納系統(tǒng)中以檢測(cè)源自所述第一脈沖發(fā)生器的第一 脈沖和源自所述第二脈沖發(fā)生器的第二脈沖，所述裝置包括輸入部，其用于所述測(cè)量信 號(hào)；信號(hào)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(gòu)造為獲得所述第一 脈沖的標(biāo)準(zhǔn)脈沖輪廓，并在時(shí)域中從所述測(cè)量信號(hào)中減去所述標(biāo)準(zhǔn)信號(hào)輪廓，其中，所述標(biāo) 準(zhǔn)信號(hào)輪廓的幅度和相位使得所述第一脈沖基本上被消除而所述第二脈沖被保留。第三至六個(gè)方面的實(shí)施方式可對(duì)應(yīng)于上述指出的第一個(gè)方面的實(shí)施方式。本發(fā)明其他的目的、特征、方面和 優(yōu)點(diǎn)將從下面的詳細(xì)描述、所附的權(quán)利要求書(shū)以 及附圖中變得清楚。


將參照所附的示意性附圖更詳細(xì)地描述本發(fā)明的示例性實(shí)施方式。圖1是可以使用本發(fā)明的數(shù)據(jù)處理對(duì)壓力信號(hào)進(jìn)行濾波的普通流體容納系統(tǒng)的 示意圖。圖2是根據(jù)本發(fā)明的實(shí)施方式的監(jiān)控處理的流程圖。圖3中(a)是作為時(shí)間函數(shù)的壓力信號(hào)的圖，而圖3中(b)是濾波后的壓力信號(hào) 的圖。圖4是包括體外血流回路的血液透析處理系統(tǒng)的示意圖。圖5中(a)是含有泵頻率分量和心臟信號(hào)二者的靜脈壓力信號(hào)在時(shí)域中的圖，而 圖5中(b)是相應(yīng)信號(hào)在頻域中的圖。圖6是源自圖4的系統(tǒng)中蠕動(dòng)泵的預(yù)測(cè)的信號(hào)輪廓的圖。圖7是用于獲取預(yù)測(cè)的信號(hào)輪廓的處理的流程圖。圖8是示例說(shuō)明了用于生成預(yù)測(cè)的信號(hào)輪廓的外推處理的圖。圖9(a)是示例說(shuō)明了用于生成預(yù)測(cè)的信號(hào)輪廓的內(nèi)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(gè)流率下源自泵浦裝置的壓力脈沖的頻率譜，圖10(b)表示 了針對(duì)三個(gè)不同流率的相應(yīng)頻率譜，其中每個(gè)頻率譜以對(duì)數(shù)標(biāo)度給出且映射至諧波數(shù)，圖 10(c)是圖10(b)中的數(shù)據(jù)在線性標(biāo)度下的圖，圖10(d)是與圖10(a)中頻率譜相對(duì)應(yīng)的相 位角譜。
圖11是能夠工作以基于預(yù)測(cè)的信號(hào)輪廓對(duì)測(cè)量信號(hào)進(jìn)行濾波的自適應(yīng)濾波器結(jié) 構(gòu)的示意圖。圖12(a)示例說(shuō)明了從靜脈壓力傳感器獲得的濾波后的壓力信號(hào)(上部)和相應(yīng) 的心臟信號(hào)(下部)，以及圖12(b)示例說(shuō)明了從動(dòng)脈壓力傳感器獲得的濾波后的壓力信號(hào) (上部)和相應(yīng)的心臟信號(hào)(下部)。
具體實(shí)施例方式下面，將參照通常的流體容納系統(tǒng)描述本發(fā)明示例實(shí)施方式。此后，將在體外血液 處理系統(tǒng)的上下文中進(jìn)一步舉例說(shuō)明本發(fā)明的實(shí)施方式和實(shí)現(xiàn)。在下面的通篇描述中，為相似的元件指定相同的參考標(biāo)記。概述圖1示出了流體容納系統(tǒng)，其中流體連接C建立于第一流體容納子系統(tǒng)Sl和第二 流體容納子系統(tǒng)S2間。流體連接C可從一個(gè)子系統(tǒng)向另一個(gè)子系統(tǒng)轉(zhuǎn)移流體，也可以不從 一個(gè)子系統(tǒng)向另一個(gè)子系統(tǒng)轉(zhuǎn)移流體。第一脈沖發(fā)生器3設(shè)置為在第一子系統(tǒng)Sl內(nèi)部的 流體中生成壓力波的序列，而第二脈沖發(fā)生器3'設(shè)置為在第二子系統(tǒng)S2內(nèi)部的流體中生 成壓力波的序列。壓力傳感器4a設(shè)置為測(cè)量第一子系統(tǒng)Sl中的流體壓力。第二脈沖發(fā)生 器3‘生成的壓力波將從第二子系統(tǒng)S2經(jīng)由連接C傳遞到第一子系統(tǒng)Si，并且因此除源自 第一脈沖發(fā)生器3的第一脈沖之外，壓力傳感器4a將檢測(cè)到源自第二脈沖發(fā)生器3'的第 二脈沖。要注意的是，第一脈沖發(fā)生器3和第二脈沖發(fā)生器3'中任何一個(gè)可以包括多于一 個(gè)脈沖發(fā)生裝置。并且，任何此類(lèi)脈沖生成裝置可以是或者可以不是相應(yīng)子系統(tǒng)Si、S2的 一部分。圖1的系統(tǒng)進(jìn)一步包括監(jiān)視裝置25，如圖1所示，監(jiān)視裝置25連接至壓力傳感器 4a，并且可能連接至一個(gè)或更多個(gè)壓力傳感器4b、4c。因此，監(jiān)視裝置25獲取時(shí)間相關(guān)的以 提供第一子系統(tǒng)Sl中流體壓力的實(shí)時(shí)表示的一個(gè)或更多個(gè)壓力信號(hào)。通常，監(jiān)視裝置25構(gòu)造為通過(guò)隔離并分析一個(gè)壓力信號(hào)的一個(gè)或更多個(gè)脈沖，來(lái) 監(jiān)控流體容納系統(tǒng)的功能狀態(tài)或者功能參數(shù)。如下面進(jìn)一步舉例說(shuō)明的，可以監(jiān)控功能狀 態(tài)或參數(shù)，以識(shí)別故障狀態(tài)，例如第一子系統(tǒng)Sl或第二子系統(tǒng)S2、第二脈沖發(fā)生器3'或者 流體連接C中的。一旦識(shí)別到故障狀態(tài)，監(jiān)視裝置25可以發(fā)布警報(bào)或告警信號(hào)，并且/或 者警告第一子系統(tǒng)Sl或者第二子系統(tǒng)S2的控制系統(tǒng)以采取合適的行動(dòng)。另選地或者附加 地，監(jiān)視裝置25可構(gòu)造為記錄或輸出功能狀態(tài)或參數(shù)的值的時(shí)間序列。根據(jù)實(shí)現(xiàn)，監(jiān)視裝置25可以使用數(shù)字組件或者模擬組件，或者二者的組合，以接 收并處理壓力信號(hào)。因此，裝置25可以是具有足以根據(jù)本發(fā)明不同實(shí)施方式獲取并處理壓 力信號(hào)的硬件的計(jì)算機(jī)或類(lèi)似的數(shù)據(jù)處理裝置。本發(fā)明的實(shí)施方式例如可以由計(jì)算機(jī)可讀 媒介上提供的軟件指令實(shí)現(xiàn)，該軟件指令由計(jì)算機(jī)中的處理器25a結(jié)合存儲(chǔ)單元25b來(lái)執(zhí) 行。 通常，監(jiān)視裝置25構(gòu)造為連續(xù)處理時(shí)間相關(guān)壓力信號(hào)以隔離任何第二脈沖。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沖輪廓u (η)的步驟201，其 中第一脈沖輪廓u(n)為預(yù)測(cè)的第一脈沖的時(shí)間信號(hào)輪廓，以及涉及步驟202，步驟202中使 用第一脈沖輪廓u(n)在時(shí)域?qū)毫π盘?hào)d(n)或者經(jīng)過(guò)預(yù)處理的壓力信號(hào)進(jìn)行濾波，從而在保留包含在d(n)中的第二脈沖的同時(shí)基本上消除或清除第一脈沖。在此公開(kāi)的上下文 中，η表示取樣數(shù)，并因此等于時(shí)間相關(guān)信號(hào)中(有關(guān)的)時(shí)間點(diǎn)。然后，步驟203中，出于 監(jiān)視前述的功能狀態(tài)或參數(shù)的目的，分析所得到的過(guò)濾后的信號(hào)e (η)。第一脈沖輪廓是通常以數(shù)據(jù)值的時(shí)間序列表示、反映了第一脈沖在時(shí)域中的形狀的形狀模板或標(biāo)準(zhǔn)信號(hào)輪廓。在下面的描述中，第一脈沖輪廓也指“預(yù)測(cè)的信號(hào)輪廓”?！盎旧舷敝傅氖菑膲毫π盘?hào)中去除第一脈沖，以達(dá)到能夠檢測(cè)并分析第二脈 沖用于監(jiān)視前述的功能狀態(tài)或參數(shù)的目的的程度。通過(guò)使用第一脈沖輪廓在時(shí)域中對(duì)壓力信號(hào)進(jìn)行濾波，即使第一和第二脈沖在頻 域中交疊或幾乎交疊時(shí)，也有可能基本上消除第一脈沖并仍保留第二脈沖。這種頻率交疊 不是不可能的，例如，如果第一脈沖和第二脈沖中的其中一個(gè)或兩個(gè)由多個(gè)頻率或頻率范 圍的組合構(gòu)成。此外，第一脈沖或第二脈沖的頻率、幅度和相位內(nèi)容可隨時(shí)間改變。這種變化可 以是第一和/或第二脈沖發(fā)生器3、3'的主動(dòng)控制的結(jié)果、或者由第一和/或第二脈沖發(fā) 生器3、3'中的漂移導(dǎo)致的或者由子系統(tǒng)Si、S2或流體連接C的流體動(dòng)力特性的變化導(dǎo) 致的。例如，當(dāng)?shù)诙}沖發(fā)生器3'是人的心臟，并且第二子系統(tǒng)S2因此是人的血液系統(tǒng) 時(shí)，可能發(fā)生頻率變化。在平靜狀態(tài)下的健康者，心律的變化(心率變化，HRV(Heart Rate Variability))可以為15%那么大。非健康者可承受?chē)?yán)重的心臟狀況，例如心房纖維性顫 動(dòng)和室上性異位搏動(dòng)，這可能導(dǎo)致超過(guò)20%的HRV和室性異位搏動(dòng)，其中對(duì)于室性異位搏 動(dòng)，HRV可能超過(guò)60%。這些心臟狀況在例如透析患者中并非罕見(jiàn)。任何頻率交疊可以使得不可能通過(guò)頻域中傳統(tǒng)的濾波來(lái)隔離壓力信號(hào)中的第二 脈沖，或通過(guò)頻域中傳統(tǒng)的濾波來(lái)隔離壓力信號(hào)中的第二脈沖至少困難，頻域中傳統(tǒng)的濾 波例如是通過(guò)梳狀濾波器和/或通常級(jí)聯(lián)的帶阻濾波器或陷波器的組合對(duì)壓力信號(hào)進(jìn)行 操作，以阻擋源自第一脈沖發(fā)生器3的所有頻率分量。此外，因?yàn)轭l率交疊可以隨時(shí)間變 化，所以頻率變化使得成功隔離出壓力信號(hào)中的第二脈沖甚至更加困難。即使沒(méi)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(jù)第一脈沖輪廓表示壓力信號(hào)中的第一脈沖的程度，即使第一脈沖和第二脈沖 在頻率上交疊，并且即使第二脈沖的幅度遠(yuǎn)小于第一脈沖的幅度，借助于時(shí)域中本發(fā)明的 濾波也可以隔離出第二脈沖。更進(jìn)一步，本發(fā)明的時(shí)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(hào)中的第二脈沖。前者可以具有隔離出壓力信號(hào)中的單個(gè)第二脈沖的能力，然而后者 可能需要對(duì)壓力信號(hào)中的第一和第二脈沖的序列進(jìn)行操作。因此，本發(fā)明的濾波能夠更快 地確定流體容納系統(tǒng)的功能狀態(tài)或者功能參數(shù)。圖3中舉例說(shuō)明了本發(fā)明的濾波的有效性，其中圖3中(a)示出了包含相對(duì)幅度 為10 1的第一脈沖和第二脈沖的時(shí)間相關(guān)的壓力信號(hào)d(n)的示例。第一脈沖和第二脈 沖的頻率分別為IHz和1.33Hz。由于幅度的不同，由第一脈沖支配壓力信號(hào)。圖3中(b)示 出了在對(duì)壓力信號(hào)d(n)應(yīng)用本發(fā)明的濾波技術(shù)后所獲得的濾波后的時(shí)間相關(guān)信號(hào)e(n)。 濾波后的信號(hào)e(n)由第二脈沖和噪聲構(gòu)成。應(yīng)當(dāng)注意，大約4秒后第二脈沖不存在，這可 由監(jiān)視裝置(圖1中的25)觀察到并識(shí)別為流體容納系統(tǒng)的故障狀態(tài)?；氐綀D2，本發(fā)明的數(shù)據(jù)處理包括兩個(gè)主要步驟確定第一脈沖輪廓u(n)(步驟201)和使用第一脈沖輪廓u(n)從測(cè)量信號(hào)d(n)中去除一個(gè)或更多個(gè)第一脈沖(步驟
202)。 由多種方法實(shí)現(xiàn)這些主要步驟。例如，可以基于來(lái)自第一子系統(tǒng)Sl中一個(gè)或更多 個(gè)壓力傳感器4a_4c的測(cè)量信號(hào)，適當(dāng)?shù)赝ㄟ^(guò)識(shí)別并可能地平均測(cè)量信號(hào)中的一組第一脈 沖片段，來(lái)在基準(zhǔn)測(cè)量中獲得第一脈沖輪廓(標(biāo)準(zhǔn)信號(hào)輪廓)。第一脈沖輪廓可以或者不 可以在實(shí)際監(jiān)控上述功能狀態(tài)或參數(shù)期間間歇地更新。另選地，可使用預(yù)定的(即預(yù)定義 的)標(biāo)準(zhǔn)信號(hào)輪廓，該預(yù)定的標(biāo)準(zhǔn)信號(hào)輪廓可選地可以根據(jù)考慮了第一脈沖發(fā)生器中的損 耗、流體的流率、導(dǎo)管尺寸、流體中的聲速等的數(shù)學(xué)模型進(jìn)行修改。此外，去除可以涉及以合 適的幅度和相位從測(cè)量信號(hào)中減去第一脈沖輪廓。相位可由相位信息表示，該相位信息可 以從耦接至第一脈沖發(fā)生器3的相位傳感器所生成的信號(hào)中或者從用于第一脈沖發(fā)生器3 的控制信號(hào)中獲得。本發(fā)明的濾波也可與其他濾波技術(shù)結(jié)合，以進(jìn)一步改進(jìn)濾波后的信號(hào)e(n)的質(zhì) 量。在一個(gè)實(shí)施方式中，濾波后的信號(hào)e(n)可以通過(guò)具有在第二脈沖的相關(guān)頻率范圍中的 通帶的帶通濾波器。如果第二脈沖源自人的心臟，則該通帶可位于0. 5-4Hz的近似范圍中， 對(duì)應(yīng)于每分鐘30-240次的心臟脈搏率。在另一個(gè)實(shí)施方式中，如果已知第二脈沖的當(dāng)前頻 率范圍(或多個(gè)當(dāng)前頻率范圍)，則帶通濾波器的通帶可以有效地控制為在該當(dāng)前頻率范 圍附近的窄的范圍。例如，每當(dāng)發(fā)現(xiàn)第一脈沖和第二脈沖的速率相差超過(guò)一定極限值，例如 約10%時(shí)，可應(yīng)用這種主動(dòng)控制。通過(guò)間歇地關(guān)閉第一脈沖發(fā)生器3或者間歇地防止第一 脈沖到達(dá)相關(guān)的壓力傳感器4a-4c，可以從壓力信號(hào)中獲得該當(dāng)前頻率范圍。備選地，該當(dāng) 前頻率范圍可從第一或者第二子系統(tǒng)S1、S2或者基于用于第二脈沖發(fā)生器3'的控制單元 (未示出)中的專(zhuān)用傳感器獲得。根據(jù)另一種備選方案，可以至少部分基于例如在同一患者 的早期治療中獲得的患者專(zhuān)屬信息(patient-specific information)，即該患者的現(xiàn)有數(shù) 據(jù)記錄，來(lái)設(shè)置通帶的位置和/或?qū)挾??；颊邔?zhuān)屬信息可存儲(chǔ)在監(jiān)視裝置(圖1中的25) 的內(nèi)部存儲(chǔ)器中、監(jiān)視裝置可訪問(wèn)的外部存儲(chǔ)器上、或者患者卡上，其中患者卡上的信息例 如通過(guò)RFID (無(wú)線射頻識(shí)別)無(wú)線傳輸至監(jiān)視裝置。下面將在用于體外血液處理的系統(tǒng)的上下文中更詳細(xì)解釋這些和其他實(shí)施方式。 為了便于下面的討論，將首先描述示例的體外血流回路的細(xì)節(jié)。體外血流回路中的監(jiān)控圖4示出了用于透析的類(lèi)型的體外血流回路20的示例。體外血流回路20 (也稱(chēng)為 “體外回路”)包括下面將描述的組件1-14。因此，如圖4中所示，體外回路20包括動(dòng)脈針 頭1形式的用于抽取血液的接入裝置，以及將動(dòng)脈針頭1連接至血泵3的動(dòng)脈導(dǎo)管部分2， 血泵3可以是蠕動(dòng)型的。在泵的入口處有壓力傳感器4b (此后稱(chēng)為“動(dòng)脈傳感器”)，動(dòng)脈傳 感器測(cè)量動(dòng)脈導(dǎo)管部分2中泵之前的壓力。血泵3促使血液經(jīng)由導(dǎo)管部分5到透析儀6的 血液側(cè)。許多透析機(jī)附加地設(shè)置有壓力傳感器4c (此后稱(chēng)為“系統(tǒng)傳感器”)，系統(tǒng)傳感器4c 測(cè)量血泵3和透析儀6之間的壓力。血液經(jīng)由導(dǎo)管部分10從透析儀6的血液側(cè)導(dǎo)入至靜脈 滴注器或者脫氣室11，并從靜脈滴注器或者脫氣室11經(jīng)由靜脈導(dǎo)管部分12和靜脈針頭14 形式的、用于重新導(dǎo)入血液的接入裝置回到患者。提供壓力傳感器4a (此后稱(chēng)為“靜脈傳感 器”)，以測(cè)量在透析儀6的靜脈側(cè)的壓力。在示例說(shuō)明的示例中，壓力傳感器4a測(cè)量靜脈 滴注器中的壓力。動(dòng)脈針頭1和靜脈針頭14均通過(guò)血管通路(blood vessel access)連接至患者。血管通路可以是任何合適類(lèi)型，例如瘺管、斯克里布納分流器(Scribner-shimt)、 移植物等。根據(jù)血管通路的類(lèi)型，可使用其他類(lèi)型的接入裝置代替針頭，例如導(dǎo)管。另 選地， 接入裝置1、14可以結(jié)合在單個(gè)單元中。關(guān)于圖1中的流體容納系統(tǒng)，體外回路20對(duì)應(yīng)于第一子系統(tǒng)Si，血泵3(以及在體 外回路20內(nèi)或者與體外回路20相關(guān)聯(lián)的任何其他脈沖源，例如透析溶液泵、閥等)對(duì)應(yīng)于 第一脈沖發(fā)生器3，患者的血液系統(tǒng)對(duì)應(yīng)于第二子系統(tǒng)S2，以及流體連接C對(duì)應(yīng)于在患者和 體外回路20之間的靜脈側(cè)和動(dòng)脈側(cè)流體連接中的至少之一。圖4中，提供控制單元23，以通過(guò)控制血泵3的轉(zhuǎn)速，來(lái)控制體外回路20中的血液 流動(dòng)。體外回路20和控制單元23可形成用于體外血液處理的裝置(例如透析機(jī))的一部 分。盡管未進(jìn)一步示出或討論，但是應(yīng)當(dāng)理解，這種裝置執(zhí)行許多其他功能，例如控制透析 流體的流動(dòng)、控制透析流體的溫度和成分、等等。圖4中的系統(tǒng)還包括監(jiān)視/監(jiān)控裝置25，連接監(jiān)視/監(jiān)控裝置25以從壓力傳感器 4a-4c中的至少一個(gè)接收壓力信號(hào)，并且其執(zhí)行本發(fā)明的數(shù)據(jù)處理。在圖4的示例中，監(jiān)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(zhuǎn)速和/或相位。應(yīng)當(dāng)理解，監(jiān)視裝置25可包括進(jìn)一步數(shù)據(jù)的輸入，例如表示整 個(gè)系統(tǒng)狀態(tài)(參見(jiàn)例如下面參照?qǐng)D7的描述)的任何其他系統(tǒng)參數(shù)。裝置25有線或者無(wú) 線連接至用于生成聲音/目視式/觸覺(jué)式警報(bào)或警告信號(hào)的本地或者遠(yuǎn)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(jiān)控器，以顯示從分析步驟(圖2中的203)所 得到的功能狀態(tài)或參數(shù)、和/或從濾波步驟(圖2中的202)得到的濾波后的信號(hào)e (η)，例 如用于目視檢查。圖4中，監(jiān)視裝置25包括用于預(yù)處理輸入信號(hào)的數(shù)據(jù)獲取部28，數(shù)據(jù)獲取部28例 如包括具有所需最小采樣率和分辨率的A/D轉(zhuǎn)換器、一個(gè)或更多個(gè)信號(hào)放大器，以及用于 去除輸入信號(hào)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(gè)或更多個(gè)濾 波器。在數(shù)據(jù)獲取部28進(jìn)行預(yù)處理之后，提供預(yù)處理后的壓力信號(hào)作為給執(zhí)行本發(fā)明 的數(shù)據(jù)處理的主數(shù)據(jù)處理部29的輸入。圖5中(a)示出了時(shí)域中這種預(yù)處理后的壓力信 號(hào)的示例，以及圖5中(b)示出了相應(yīng)的功率譜，即頻域中的預(yù)處理后的壓力信號(hào)。功率譜 揭示了檢測(cè)到的壓力信號(hào)含有源自血泵3的多個(gè)不同頻率分量。在示例說(shuō)明的示例中，存 在處于血泵的基頻坑)(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(chēng)為泵頻率)是在體外回路20中產(chǎn)生壓力波形的泵沖程的頻率。例如，在圖 4所示類(lèi)型的蠕動(dòng)泵中，針對(duì)轉(zhuǎn)子3a的每個(gè)完整旋轉(zhuǎn)產(chǎn)生兩個(gè)泵沖程。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(hào)(在1. IHz)，在該示例中的心臟信號(hào)在基頻& 處比血泵信號(hào)弱大約40倍。主數(shù)據(jù)處理部29執(zhí)行前述步驟201-203。在步驟202中，主數(shù)據(jù)處理部29工作， 以在時(shí)域中對(duì)預(yù)處理后的壓力信號(hào)進(jìn)行濾波，并輸出已經(jīng)去除血泵3的信號(hào)分量的濾波后 的信號(hào)或者監(jiān)控信號(hào)(圖2中的e(n))。監(jiān)控信號(hào)仍含有源自患者的任何信號(hào)分量(參照 圖3中(b))，例如患者的心臟搏動(dòng)所引起的壓力脈沖。存在多個(gè)可以在患者的血流中產(chǎn) 生壓力脈沖的周期性生理現(xiàn)象的源，包括心臟、呼吸系統(tǒng)、或由自主神經(jīng)系統(tǒng)控制的血管舒縮。因此，監(jiān)控信號(hào)可含有患者中周期性現(xiàn)象的組合所導(dǎo)致的壓力脈沖。通常上講，監(jiān)控信 號(hào)中的信號(hào)分量可以源自患者中任何類(lèi)型的生理現(xiàn)象或其組合，無(wú)論是周期性的或非周期 性的、重復(fù)性的或非重復(fù)性的、自主的或非自主的。根據(jù)實(shí)現(xiàn)，監(jiān) 視裝置25可以構(gòu)造為對(duì)監(jiān)控信號(hào)使用進(jìn)一步濾波，以隔離源自患者 中單個(gè)周期性現(xiàn)象的信號(hào)分量。另選地，這種信號(hào)分量濾波在壓力信號(hào)的預(yù)處理(由數(shù)據(jù) 獲取部28執(zhí)行)期間進(jìn)行。由于患者的不同周期性現(xiàn)象的信號(hào)分量在頻域中通常是分開(kāi) 的，所以，例如通過(guò)應(yīng)用截止濾波器或帶通濾波器，可在頻域中進(jìn)行這種信號(hào)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，用于調(diào)節(jié)血壓的自主系統(tǒng)的頻率為 約0. 04-0. 14Hz，用于調(diào)節(jié)體溫的自主系統(tǒng)的頻率為約0. 04Hz。監(jiān)視裝置25可以構(gòu)造為通過(guò)識(shí)別監(jiān)控信號(hào)中的呼吸脈沖，來(lái)監(jiān)控患者的呼吸模 式。產(chǎn)生的信息可用于在線監(jiān)視患者的呼吸暫停、換氣過(guò)度、換氣不足、哮喘發(fā)作或其他不 規(guī)則的呼吸行為。產(chǎn)生的信息也可用于識(shí)別咳嗽、打噴嚏、嘔吐或癲癇?？人?打噴嚏/嘔 吐/癲癇所導(dǎo)致的震動(dòng)可能干擾連接至患者或體外回路20的其他測(cè)量或監(jiān)視設(shè)備。監(jiān)視 裝置25可以設(shè)置為輸出關(guān)于任何咳嗽/打噴嚏/嘔吐/癲癇的時(shí)序信息，使得其他測(cè)量或 監(jiān)視設(shè)備能夠進(jìn)行足夠的測(cè)量，以降低咳嗽/打噴嚏/嘔吐/癲癇引起錯(cuò)誤測(cè)量或誤警報(bào) 的可能性。當(dāng)然，識(shí)別咳嗽/打噴嚏/嘔吐/癲癇的能力也可以具有其本身的醫(yī)學(xué)重要性。監(jiān)視裝置25可構(gòu)造為通過(guò)識(shí)別監(jiān)控信號(hào)中的心臟脈沖以監(jiān)控患者的心率。監(jiān)視裝置25可構(gòu)造為收集并存儲(chǔ)關(guān)于心率、呼吸模式等的時(shí)間演變的數(shù)據(jù)，例如 用于后面的趨勢(shì)或統(tǒng)計(jì)分析。監(jiān)視裝置25可構(gòu)造為監(jiān)控患者和體外回路20之間流體連接的完整性，特別是靜 脈側(cè)流體連接(經(jīng)由接入裝置14)的完整性。這可以通過(guò)監(jiān)控在監(jiān)控信號(hào)中是否存在源 自例如患者心臟或呼吸系統(tǒng)的信號(hào)分量來(lái)進(jìn)行。不存在這樣的信號(hào)分量可作為流體連接C 的完整性失敗的指示，并可使裝置25來(lái)激活警報(bào)和/或例如通過(guò)停止血泵3以及激活導(dǎo) 管部分12上的夾緊裝置13來(lái)停止血液流動(dòng)。為了監(jiān)控靜脈側(cè)流體連接的完整性，也稱(chēng)為 VNM(靜脈針頭監(jiān)控)，監(jiān)視裝置25可以構(gòu)造為基于來(lái)自靜脈傳感器4a的壓力信號(hào)生成監(jiān) 控信號(hào)。裝置25可以還連接至壓力傳感器4b、4c以及體外回路20中所包括的任何附加的 壓力傳感器。體外回路20可以具有選項(xiàng)，以工作在血液透析濾過(guò)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的上游和/或下游的血液管路中，例如提供到導(dǎo)管部分2、5、10或 12中的一個(gè)或更多個(gè)中。獲得第一脈沖的預(yù)測(cè)的信號(hào)輪廓這部分描述用于預(yù)測(cè)或估計(jì)在圖4所示系統(tǒng)中的第一脈沖的信號(hào)輪廓的不同的 實(shí)施方式。預(yù)測(cè)的信號(hào)輪廓通常是在與血泵3的至少一個(gè)完整泵周期正常對(duì)應(yīng)的時(shí)間段內(nèi) 的壓力值的序列。圖6示例說(shuō)明了圖4中系統(tǒng)的預(yù)測(cè)的信號(hào)輪廓的示例。由于血泵3是蠕動(dòng)泵，其 中，兩個(gè)輥?zhàn)?b在轉(zhuǎn)子3a的完整旋轉(zhuǎn)期間與導(dǎo)管部分銜接，所以壓力輪廓由兩個(gè)泵沖程構(gòu) 成。例如由于在輥?zhàn)?b和導(dǎo)管部分之間銜接的輕微的不同，泵沖程可引起不同的壓力值 (壓力輪廓)，并且因此可以期望預(yù)測(cè)的信號(hào)輪廓表示兩個(gè)泵沖程。如果可以容許低精確度的預(yù)測(cè)的信號(hào)輪廓，即如果隨后的去除處理的輸出是可接受的，則預(yù)測(cè)的信號(hào)輪廓可以?xún)H 表示一個(gè)泵沖程。通常，預(yù)測(cè)的信號(hào)輪廓可以通過(guò)流體系統(tǒng)的數(shù)學(xué)仿真，在基準(zhǔn)測(cè)量中，或者其組合 來(lái)獲得?；鶞?zhǔn)測(cè)量用于獲取預(yù)測(cè)的信號(hào)輪廓的方法的第一主要組(first main group)，基于從系統(tǒng) 中的壓力傳感器(通常(但非必要)從同一壓力傳感器)得來(lái)的時(shí)間相關(guān)的基準(zhǔn)壓力信號(hào) (“基準(zhǔn)信號(hào)”)，該同一壓力傳感器提供要處理以去除第一脈沖的測(cè)量信號(hào)(壓力信號(hào))。 在該基準(zhǔn)測(cè)量期間，通過(guò)關(guān)閉第二脈沖發(fā)生器3' /使第二脈沖發(fā)生器3'無(wú)效、或通過(guò)使 相關(guān)壓力傳感器與第二脈沖隔離，來(lái)防止第二脈沖到達(dá)相關(guān)的壓力傳感器。在圖4的系統(tǒng) 中，可在啟動(dòng)階段執(zhí)行基準(zhǔn)測(cè)量，在啟動(dòng)階段，體外回路20與患者分離，并且通過(guò)血液管路 泵入啟動(dòng)液。另選地，基準(zhǔn)測(cè)量可在使用血液或任何其他流體的模擬治療中進(jìn)行?？蛇x地， 基準(zhǔn)測(cè)量可能涉及將多個(gè)壓力輪廓進(jìn)行平均以降低噪聲。例如，可在基準(zhǔn)信號(hào)中識(shí)別多個(gè) 相關(guān)信號(hào)片段，因此這些片段對(duì)齊以實(shí)現(xiàn)在不同片段中壓力輪廓的適當(dāng)交疊，并接著將這 些片段加在一起。識(shí)別相關(guān)信號(hào)片段可以至少部分地基于表示各第一脈沖在基準(zhǔn)信號(hào)中的 預(yù)期位置的時(shí)序信息。時(shí)序信息可從泵傳感器26的輸出信號(hào)中、控制單元23的控制信號(hào)中 或者來(lái)自壓力傳感器4a-4c中另一個(gè)的壓力信號(hào)中的觸發(fā)點(diǎn)獲得。例如，基于觸發(fā)點(diǎn)和產(chǎn) 生基準(zhǔn)信號(hào)的壓力傳感器之間的已知的到達(dá)時(shí)間差，可計(jì)算第一脈沖在基準(zhǔn)信號(hào)中的預(yù)測(cè) 的時(shí)間點(diǎn)。作為變形，如果基準(zhǔn)信號(hào)是周期性的，則可通過(guò)識(shí)別基準(zhǔn)信號(hào)與給定的信號(hào)電平 的交叉點(diǎn)來(lái)識(shí)別相關(guān)信號(hào)片段，其中相關(guān)信號(hào)片段被識(shí)別為在任何各交叉點(diǎn)對(duì)之間延伸。在第一實(shí)施方式中，預(yù)測(cè)的信號(hào)輪廓在體外回路20連接至患者之前的基準(zhǔn)測(cè)量 中直接獲得，并接著用作后續(xù)的去除處理的輸入，其中后續(xù)的去除處理在當(dāng)體外回路連接 至患者時(shí)執(zhí)行。在本實(shí)施方式中，因此假定，當(dāng)系統(tǒng)連接至患者時(shí)，預(yù)測(cè)的信號(hào)輪廓代表第 一脈沖。適當(dāng)?shù)?，在基?zhǔn)測(cè)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(guān)系統(tǒng)參數(shù)保持基本上恒定。圖7是第二實(shí)施方式的流程圖。在第二實(shí)施方式中，首先基于基準(zhǔn)測(cè)量建立基準(zhǔn) 庫(kù)或數(shù)據(jù)庫(kù)(步驟701)。得到的基準(zhǔn)庫(kù)通常存儲(chǔ)在監(jiān)視裝置(參照?qǐng)D1中的25)的存儲(chǔ)單 元中，例如RAM、R0M、EPR0M、HDD、閃存等(參照?qǐng)D1中的25b)。在基準(zhǔn)測(cè)量期間，針對(duì)體外 回路的多個(gè)不同的操作狀態(tài)獲得基準(zhǔn)壓力信號(hào)。每個(gè)操作狀態(tài)由系統(tǒng)參數(shù)值的唯一組合表 示。針對(duì)每個(gè)操作狀態(tài)，生成基準(zhǔn)輪廓以表示第一脈沖的信號(hào)輪廓。接著，基準(zhǔn)輪廓以及相 關(guān)聯(lián)的系統(tǒng)參數(shù)值存儲(chǔ)在基準(zhǔn)庫(kù)中，基準(zhǔn)庫(kù)由例如列表、查找表、搜索樹(shù)等可搜索數(shù)據(jù)結(jié)構(gòu) 實(shí)現(xiàn)。在實(shí)際監(jiān)控處理期間，即當(dāng)要從測(cè)量信號(hào)中消除第一脈沖時(shí)，表示流體容納系統(tǒng) 的當(dāng)前操作狀態(tài)的當(dāng)前狀態(tài)信息，可從系統(tǒng)例如從傳感器、控制單元或其他中獲得(步驟 702)。當(dāng)前狀態(tài)信息可包括一個(gè)或更多個(gè)系統(tǒng)參數(shù)的當(dāng)前值。接著，將當(dāng)前值與基準(zhǔn)庫(kù)中 的系統(tǒng)參數(shù)值相匹配。基于該匹配，選擇一個(gè)或更多個(gè)基準(zhǔn)輪廓(步驟703)，并使用該一個(gè) 或更多個(gè)基準(zhǔn)輪廓來(lái)制作預(yù)測(cè)的信號(hào)輪廓(步驟704)。通常，前述系統(tǒng)參數(shù)表示整個(gè)系統(tǒng)的狀態(tài)，包括但不限于流體容納系統(tǒng)或其組件 的結(jié)構(gòu)、設(shè)置、狀況和變量。在圖4的系統(tǒng)中，示例性系統(tǒng)參數(shù)可以包括
與泵相關(guān)的參數(shù)直接或間接(例如在用于透析儀的流體制備系統(tǒng)中)連接至體 外回路的有效泵的數(shù)目、使用的泵的類(lèi)型(滾子泵、薄膜泵等)、流率、泵的旋轉(zhuǎn)速度、泵致 動(dòng)器的軸位置(例如角位置或者線性位置)等。誘析機(jī)設(shè)置溫度、超濾速率、模式變化、閥位置/變化等。一次件誘析設(shè)備/材料關(guān)于泵室/泵部分的信息(材料、幾何結(jié)構(gòu)和損耗狀況)、 血液管路的類(lèi)型(材料和幾何結(jié)構(gòu))、透析儀的類(lèi)型、接入裝置的類(lèi)型和幾何結(jié)構(gòu)等。誘析系統(tǒng)變量系統(tǒng)中血泵上游和下游的實(shí)際絕對(duì)壓力，例如靜脈壓力(來(lái)自傳 感器4a)、動(dòng)脈壓力(來(lái)自傳感器4b)和系統(tǒng)壓力(來(lái)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(lèi)型(例如血液或透析液)等?；颊郀顩r血液出入口特性、血液特性例如血細(xì)胞比容、血漿蛋白濃度等。應(yīng)當(dāng)理解，任何數(shù)目的系統(tǒng)參數(shù)或者其組合可存儲(chǔ)在基準(zhǔn)庫(kù)中和/或用作監(jiān)控處 理期間基準(zhǔn)庫(kù)中的搜索變量。下面，將結(jié)合多個(gè)示例進(jìn)一步解釋第二實(shí)施方式。在所有的這些示例中，泵旋轉(zhuǎn)頻 率(“泵頻率”)或相關(guān)參數(shù)(例如，血液流率)用于指示監(jiān)控處理期間流體容納系統(tǒng)的當(dāng) 前操作狀態(tài)。換言之，泵頻率用作基準(zhǔn)庫(kù)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(shè)置值決定，或者由指示泵頻率的傳感器(參照?qǐng)D4中的泵傳感器26)的 輸出信號(hào)決定。另選地，可以通過(guò)對(duì)流體系統(tǒng)操作期間來(lái)自傳感器4a-4c中任意傳感器的 壓力信號(hào)進(jìn)行頻率分析，來(lái)獲得泵頻率。這種頻率分析可以通過(guò)對(duì)壓力信號(hào)應(yīng)用任何形式 的諧波分析(例如傅里葉或小波分析)來(lái)實(shí)現(xiàn)。如圖5中(b)中所示，可在得到的功率譜 中識(shí)別泵的基頻fo。在第一個(gè)示例中，搜索基準(zhǔn)庫(kù)以檢索與最接近當(dāng)前泵頻率的泵頻率相關(guān)聯(lián)的基準(zhǔn) 輪廓。如果沒(méi)有發(fā)現(xiàn)與當(dāng)前泵頻率的精確匹配，則執(zhí)行外推處理以產(chǎn)生預(yù)測(cè)的信號(hào)輪廓。在 外推處理中，基于當(dāng)前泵頻率和與檢索的基準(zhǔn)輪廓相關(guān)聯(lián)的泵頻率之間的已知的差(“泵頻 率差”)，按照當(dāng)前的泵周期對(duì)檢索到的基準(zhǔn)輪廓在時(shí)間上進(jìn)行縮放。例如基于作為泵頻率 函數(shù)的已知幅度函數(shù)，也可調(diào)整幅度標(biāo)度以補(bǔ)償由于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(zhǔn)輪廓巧(η)，以及通過(guò)將基準(zhǔn)輪廓縮放至480ml/min的流 率而獲得的預(yù)測(cè)的信號(hào)輪廓u (η)。僅僅用作比較，也示出了在480ml/min下獲得的基準(zhǔn)輪 廓ra。tual (η)，以示例外推處理確實(shí)可生成正確預(yù)測(cè)的信號(hào)輪廓。在第二個(gè)示例中，基于當(dāng)前泵頻率重新搜索基準(zhǔn)庫(kù)。如果沒(méi)有發(fā)現(xiàn)與當(dāng)前泵頻率 的精確匹配，則執(zhí)行組合處理以生成預(yù)測(cè)的信號(hào)輪廓。這里，檢索與兩個(gè)最接近匹配的泵頻 率相關(guān)聯(lián)的基準(zhǔn)輪廓，并將其組合。該組合可以通過(guò)將檢索到的基準(zhǔn)輪廓的泵周期時(shí)間重 新縮放到當(dāng)前的泵頻率并且經(jīng)由對(duì)重新縮放后的基準(zhǔn)輪廓進(jìn)行內(nèi)插來(lái)計(jì)算預(yù)測(cè)的信號(hào)輪 廓來(lái)進(jìn)行。例如，在當(dāng)前泵頻率ν下的預(yù)測(cè)的信號(hào)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\下分別獲得的并重新縮放至當(dāng)前泵頻率 V的兩個(gè)檢索到的基準(zhǔn)輪廓，g是以頻率差(V-Vi)的函數(shù)給出的松弛參數(shù)，其中Vi Vj 以及0 < 1。本領(lǐng)域技術(shù)人員可以實(shí)現(xiàn)，通過(guò)組合多于兩個(gè)基準(zhǔn)輪廓來(lái)生成預(yù)測(cè)的信號(hào) 輪廓u (η)。圖9 (a)說(shuō)明了在當(dāng)前流率320ml/min下從圖4的系統(tǒng)中靜脈傳感器4a獲得的測(cè)量信號(hào)的預(yù)測(cè)的信號(hào)輪廓u(n)。將在300ml/min的流率下從靜脈傳感器獲得的基準(zhǔn)輪廓 Γι(η)和在340ml/min的流率下從靜脈傳感器獲得的基準(zhǔn)輪廓r2(n)進(jìn)行平均，可計(jì)算出預(yù) 測(cè)的信號(hào)輪廓u (η)。僅僅用作比較，還示出了在320ml/min下獲得的基準(zhǔn)輪廓ra。tual (η)，以 示例組合處理確實(shí)可生成正確預(yù)測(cè)的信號(hào)輪廓。實(shí)際上，差異如此小，以至于差異僅僅在放 大后的視9(b)中勉強(qiáng)可見(jiàn)。例如，通過(guò)如果泵頻率差小于一定極限值則執(zhí)行第一個(gè)示例的外推處理，否則執(zhí) 行第二個(gè)示例的組合處理，可以將第一個(gè)示例和第二個(gè)示例結(jié)合。在第三實(shí)施方式中，與圖7中所示的第二實(shí)施方式類(lèi)似，在基準(zhǔn)測(cè)量中獲得多個(gè) 基準(zhǔn)信號(hào)，其中針對(duì)系統(tǒng)參數(shù)值的特定組合獲得每個(gè)基準(zhǔn)信號(hào)。接著處理基準(zhǔn)信號(hào)以生成 基準(zhǔn)譜，基準(zhǔn)譜表示作為頻率函數(shù)的能量和相位角。例如這些基準(zhǔn)譜可通過(guò)對(duì)基準(zhǔn)信號(hào)進(jìn) 行傅里葉分析或等效分析而獲得。接著，相應(yīng)的能量和相位數(shù)據(jù)與相關(guān)聯(lián)的系統(tǒng)參數(shù)值存 儲(chǔ)在基準(zhǔn)庫(kù)中(參照?qǐng)D7中的步驟701)。基準(zhǔn)庫(kù)的實(shí)現(xiàn)可與第二實(shí)施方式中相同。在實(shí)際監(jiān)控處理期間，即，當(dāng)要從測(cè)量信號(hào)中消除第一脈沖時(shí)，從流體容納系統(tǒng)獲 得一個(gè)或更多個(gè)系統(tǒng)參數(shù)的當(dāng)前值(參照?qǐng)D7的步驟702)。接著，將當(dāng)前值與基準(zhǔn)庫(kù)中的 系統(tǒng)參數(shù)值進(jìn)行匹配?；谠撈ヅ?，可從基準(zhǔn)庫(kù)中檢索一組特定的能量和相位數(shù)據(jù)，用于生 成預(yù)測(cè)的信號(hào)輪廓(參照?qǐng)D7的步驟703)。通常，根據(jù)檢索到的能量和相位數(shù)據(jù)，通過(guò)將適 當(dāng)?shù)念l率、幅度和相位的正弦曲線相加，來(lái)生成預(yù)測(cè)的信號(hào)輪廓。通常而言，而非限制本發(fā)明的公開(kāi)范圍，當(dāng)?shù)谝幻}沖(要被去除的)包含僅一個(gè)或 少量基頻(以及其諧波)時(shí)，根據(jù)能量和相位數(shù)據(jù)生成預(yù)測(cè)的信號(hào)輪廓可能是有利的，因?yàn)?預(yù)測(cè)的信號(hào)輪廓可由小的數(shù)據(jù)集(包含針對(duì)基頻和諧波的能量和相位數(shù)據(jù))表示。另一方 面，當(dāng)?shù)谝幻}沖的功率譜更復(fù)雜時(shí)，例如許多基頻的混合，相反更好的是根據(jù)一個(gè)或更多個(gè) 基準(zhǔn)輪廓生成預(yù)測(cè)的信號(hào)輪廓。圖10(a)表示了在圖4的系統(tǒng)中在300ml/min流率下獲取的基準(zhǔn)信號(hào)的能量譜。 在此示例中，基準(zhǔn)信號(hào)實(shí)質(zhì)上由在1.2Hz的基礎(chǔ)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，用于生成圖10(a)-10(d)中曲線圖 的壓力信號(hào)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(duì)能量分布，其中能量值對(duì)于O-IOHz范圍內(nèi)的頻率按總能量進(jìn)行了標(biāo)準(zhǔn)化。圖10(b) 表示了在圖4的系統(tǒng)中在三個(gè)不同流率下獲取的基準(zhǔn)信號(hào)的能量譜。能量譜以相對(duì)于諧波 數(shù)(一次、二次等)的對(duì)數(shù)標(biāo)度的形式表示。如圖所示，對(duì)于前四至五個(gè)諧波數(shù)，可以認(rèn)為 對(duì)數(shù)能量和諧波數(shù)之間是近似線性關(guān)系。這表示每個(gè)能量譜可由相應(yīng)指數(shù)函數(shù)表示。圖 10(c)以線性標(biāo)度示出了圖10(b)的數(shù)據(jù)，其中已用相應(yīng)的多項(xiàng)式函數(shù)對(duì)該數(shù)據(jù)進(jìn)行了擬 合。如圖10(a)-10(c)中所示，能量譜可在基準(zhǔn)庫(kù)中以不同的形式表示，例如作為與離散頻 率值或諧波數(shù)相關(guān)聯(lián)的一組能量值，或者作為表示能量與頻率/諧波數(shù)關(guān)系的能量函數(shù)。圖10 (d)示出了例如對(duì)于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(shù)的相位角，并且已用線性函數(shù)對(duì)該數(shù) 據(jù)進(jìn)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(shù)的函數(shù)。 與能量譜類(lèi)似，相位譜可以在基準(zhǔn)庫(kù)中以不同的形式表示，例如作為與離散頻率值或諧波 數(shù)相關(guān)聯(lián)的一組相位角的值，或者作為代表相位角與頻率/諧波數(shù)關(guān)系的相位函數(shù)。根據(jù)上述內(nèi)容，應(yīng)當(dāng)理解，存儲(chǔ)在基準(zhǔn)庫(kù)中的能量和相位數(shù)據(jù)可用于生成預(yù)測(cè)的信號(hào)輪廓。在能量數(shù)據(jù)中的每個(gè)能量值對(duì)應(yīng)于具有給定頻率(與該能量值相關(guān)聯(lián)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(guò)組合(通常 是相加)適當(dāng)?shù)念l率、幅度和相位角的正弦曲線制作預(yù)測(cè)的信號(hào)輪廓的方法使得預(yù)測(cè)的信 號(hào)輪廓在所需的頻率范圍內(nèi)包括泵頻率的所有諧波。當(dāng)要生成預(yù)測(cè)的信號(hào)輪廓時(shí)，首先，基于一個(gè)或更多個(gè)系統(tǒng)參數(shù)的當(dāng)前值，例如當(dāng) 前的泵頻率，來(lái)搜索基準(zhǔn)庫(kù)。如果在基準(zhǔn)庫(kù)中沒(méi)有發(fā)現(xiàn)精確的匹配，則可執(zhí)行組合處理，以 生成預(yù)測(cè)的信號(hào)輪廓。例如，在基準(zhǔn)庫(kù)中可識(shí)別出兩個(gè)最接近匹配的泵頻率，可以檢索相關(guān) 聯(lián)的能量和相位數(shù)據(jù)并進(jìn)行組合，以形成預(yù)測(cè)的信號(hào)輪廓?？赏ㄟ^(guò)對(duì)能量數(shù)據(jù)和相位數(shù)據(jù) 進(jìn)行內(nèi)插來(lái)進(jìn)行組合。在圖10(a)-10(d)的示例中，可以針對(duì)每個(gè)諧波數(shù)來(lái)計(jì)算內(nèi)插后的 能量值，以及類(lèi)似地，可以針對(duì)每個(gè)諧波數(shù)計(jì)算內(nèi)插后的相位值。可使用任何類(lèi)型的內(nèi)插函 數(shù)，線性的或者非線性的。在第一、第二和第三實(shí)施方式中，從流體容納系統(tǒng)中同一壓力傳感器單元適當(dāng)?shù)?獲得基準(zhǔn)信號(hào)和測(cè)量信號(hào)。另選地，假設(shè)不同的壓力傳感器單元對(duì)第一脈沖產(chǎn)生相同的信 號(hào)響應(yīng)或者可使用已知的數(shù)學(xué)關(guān)系來(lái)匹配該信號(hào)響應(yīng)，則可使用不同的壓力傳感器單元。為了進(jìn)一步改善第一、第二和第三實(shí)施方式，生成預(yù)測(cè)的信號(hào)輪廓的處理可以還 涉及對(duì)在基準(zhǔn)測(cè)量和當(dāng)前操作狀態(tài)之間不同的其他潛在的相關(guān)因素進(jìn)行補(bǔ)償。這些所謂的 混雜因素可以包括上面所列的一個(gè)或更多個(gè)系統(tǒng)參數(shù)，例如靜脈絕對(duì)平均壓和動(dòng)脈絕對(duì)平 均壓、溫度、血細(xì)胞比容/血粘度、氣體體積等?？梢允褂妙A(yù)定義的補(bǔ)償公式或查找表進(jìn)行 該補(bǔ)償。在進(jìn)一步的變型中，第二和第三實(shí)施方式可以結(jié)合，例如基準(zhǔn)庫(kù)中不僅存儲(chǔ)能量 和相位數(shù)據(jù)也存儲(chǔ)與系統(tǒng)參數(shù)值相關(guān)聯(lián)的基準(zhǔn)輪廓。當(dāng)在庫(kù)中發(fā)現(xiàn)精確的匹配時(shí)，可以 從庫(kù)中檢索到基準(zhǔn)輪廓并將該基準(zhǔn)輪廓用作預(yù)測(cè)的信號(hào)輪廓，否則如第三實(shí)施方式中所述 的，通過(guò)檢索并組合(例如內(nèi)插)能量和相位數(shù)據(jù)來(lái)獲得預(yù)測(cè)的信號(hào)輪廓。在一個(gè)變型中， 在當(dāng)前泵頻率ν下的預(yù)測(cè)的信號(hào)輪廓u (η)通過(guò)如下獲得u (n) = T1 (η) Tfi (η) +rf (η)，其中ri(n)表示在基準(zhǔn)庫(kù)中與最接近匹配的泵頻率Vi相關(guān)聯(lián)的基準(zhǔn)輪廓，/,(η) 表示根據(jù)基準(zhǔn)庫(kù)中與最接近匹配的泵頻率Vi相關(guān)聯(lián)的能量和相位數(shù)據(jù)重構(gòu)的基準(zhǔn)輪廓，以 及/(11)表示在當(dāng)前泵頻率V下估計(jì)的基準(zhǔn)輪廓?？梢酝ㄟ^(guò)應(yīng)用基于與最接近匹配的泵頻 率Vi相關(guān)聯(lián)的能量和相位數(shù)據(jù)在當(dāng)前泵頻率V下分別估計(jì)能量和相位數(shù)據(jù)的預(yù)定函數(shù)，來(lái) 獲得估計(jì)的基準(zhǔn)輪廓rf (η)。參照?qǐng)D10(b)-10(c)，因此這種預(yù)定函數(shù)可以因此表示不同流 率之間能量數(shù)據(jù)的變化。另選地，如第三實(shí)施方式所述的，可以通過(guò)針對(duì)兩個(gè)最接近匹配的 泵頻率Vi和\檢索并組合(例如內(nèi)插)能量和相位數(shù)據(jù)，來(lái)獲得估計(jì)的基準(zhǔn)輪廓rf (η)。在進(jìn)一步的變型中，代替在正常工作之前(例如在啟動(dòng)或用血液模擬處理期間) 進(jìn)行的任何基準(zhǔn)測(cè)量或者除了在正常工作之前進(jìn)行的任何基準(zhǔn)測(cè)量以外，在流體容納系統(tǒng) 正常工作期間進(jìn)行基準(zhǔn)測(cè)量。這種變型的前提是，可以間歇地關(guān)閉第二脈沖發(fā)生器或間歇 地防止第二脈沖到達(dá)相關(guān)的壓力傳感器。如果從同一壓力傳感器獲得基準(zhǔn)信號(hào)和測(cè)量信 號(hào)，則該方法在圖4的體外回路20中更為困難。然而，例如，如果流體系統(tǒng)包括與第二脈沖 大致隔離的一個(gè)壓力傳感器，則可以應(yīng)用此方法。在這種情形中，基準(zhǔn)輪廓(或者基準(zhǔn)譜) 可以從隔離的傳感器獲得，并用于生成預(yù)測(cè)的信號(hào)輪廓(可選地在針對(duì)混雜因素中的不同進(jìn)行了調(diào)節(jié)/修改之后)，接著該預(yù)測(cè)的信號(hào)輪廓用于從含有第一脈沖和第二脈沖的測(cè)量 信號(hào)中去除第一脈沖。例如，來(lái)自圖4中回路20的系統(tǒng)傳感器4c的壓力信號(hào)可與源自患 者的第二脈沖大致隔離，并且該壓力信號(hào)可因此用在基準(zhǔn)測(cè)量中。如上面所解釋的，圖4的體外回路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)至體外回路20的血液管路。操作模式的該 變化可導(dǎo)致測(cè)量信號(hào)中第一脈沖的信號(hào)特性的變化。因此，可能需要通過(guò)確保基準(zhǔn)庫(kù)中包 括與該操作狀態(tài)相關(guān)聯(lián)的適當(dāng)?shù)幕鶞?zhǔn)數(shù)據(jù)(基準(zhǔn)輪廓和/或能量和相位角數(shù)據(jù))，來(lái)考慮該 變化。另選地，可以期望隔離源自HDF泵的壓力脈沖。這可以通過(guò)根據(jù)動(dòng)脈傳感器4b (圖 4)的壓力信號(hào)獲得基準(zhǔn)輪廓來(lái)實(shí)現(xiàn)。動(dòng)脈壓力信號(hào)包括源自患者和源自血泵3的壓力脈 沖，然而源自HDF泵的壓力脈沖被患者和血泵3分別明顯衰減，因此幾乎不會(huì)到達(dá)動(dòng)脈傳感 器4b。另一方面，靜脈傳感器4a和系統(tǒng)傳感器4c的壓力信號(hào)含有源自患者、血泵3和HDF 泵的壓力脈沖。因此，動(dòng)脈壓力信號(hào)可用于獲得源自血泵3和患者的組合壓力脈沖的預(yù)測(cè) 的信號(hào)輪廓，因?yàn)樵醋匝?和患者的組合壓力脈沖應(yīng)該在來(lái)自靜脈傳感器4a或系統(tǒng)傳感 器4c的壓力信號(hào)中看到。接著，預(yù)測(cè)的信號(hào)輪廓可用于在來(lái)自靜脈傳感器4a或者系統(tǒng)傳 感器4c的壓力信號(hào)中隔離源自HDF泵的壓力脈沖。在這個(gè)示例中，患者和體外回路20可 被視作第一子系統(tǒng)(圖1中的Si)，而HDF泵和相關(guān)聯(lián)的輸液管可被視作第二子系統(tǒng)(圖1 中的S2)，兩者經(jīng)由流體連接進(jìn)行連接。因此，在這個(gè)示例中，本發(fā)明的數(shù)據(jù)處理不應(yīng)用于隔 離源自患者的周期性生理現(xiàn)象的脈沖，而是隔離源自流體系統(tǒng)中另一泵的脈沖。應(yīng)當(dāng)注意， 在其他的設(shè)置中，基準(zhǔn)輪廓可以根據(jù)靜脈傳感器4a(圖4)的壓力信號(hào)而獲得，并用于處理 動(dòng)脈傳感器4b或系統(tǒng)傳感器4c的壓力信號(hào)。模擬作為使用基準(zhǔn)測(cè)量的替代，預(yù)測(cè)的信號(hào)輪廓可通過(guò)模擬直接獲得，S卩，基于表示系 統(tǒng)的當(dāng)前操作狀態(tài)的當(dāng)前狀態(tài)信息，使用流體容納系統(tǒng)的數(shù)學(xué)模型進(jìn)行計(jì)算。這種當(dāng)前狀 態(tài)信息可以包括一個(gè)或更多個(gè)上述系統(tǒng)參數(shù)的當(dāng)前值。模型可以基于系統(tǒng)組件的已知的物 理關(guān)系(或經(jīng)由等效表示，例如通過(guò)將系統(tǒng)表示為具有分別以電流和電壓表示的流體流動(dòng) 和壓力的電子電路)。該模型可以用解析術(shù)語(yǔ)隱式或顯式地表達(dá)。另選地，可使用數(shù)值模 型。該模型可以是從系統(tǒng)的完整物理描述到簡(jiǎn)單函數(shù)的任何一種。在一個(gè)示例中，這種簡(jiǎn) 單函數(shù)可以使用經(jīng)驗(yàn)或理論數(shù)據(jù)，將關(guān)于泵轉(zhuǎn)子3a的瞬時(shí)角速度的數(shù)據(jù)轉(zhuǎn)換為預(yù)測(cè)的信 號(hào)輪廓。這種關(guān)于瞬時(shí)角速度的數(shù)據(jù)可以從圖4的泵傳感器26獲得。在另一個(gè)實(shí)施方式中，模擬可用于生成系統(tǒng)不同操作狀態(tài)的基準(zhǔn)輪廓。接著，這些 基準(zhǔn)輪廓可存儲(chǔ)在基準(zhǔn)庫(kù)中，可以以與上述第二和第三實(shí)施方式相同的方式訪問(wèn)和使用該 基準(zhǔn)庫(kù)。也應(yīng)當(dāng)理解，通過(guò)模擬獲得的基準(zhǔn)輪廓(和/或相應(yīng)的能量和相位角數(shù)據(jù))可以 與通過(guò)基準(zhǔn)測(cè)量獲得的基準(zhǔn)輪廓(和/或相應(yīng)的能量和相位角數(shù)據(jù))一起存儲(chǔ)。第一脈沖的去除有多種不同方式使用預(yù)測(cè)的信號(hào)輪廓從測(cè)量信號(hào)中去除一個(gè)或更多個(gè)第一脈沖。 這里，將描述兩種不同的去除處理單個(gè)減法和自適應(yīng)濾波。當(dāng)然，本領(lǐng)域技術(shù)人員顯而易 見(jiàn)的是，去除處理和其實(shí)現(xiàn)的描述并不是全面的(不論是不同的替代還是其實(shí)現(xiàn))。依據(jù)實(shí)現(xiàn)，預(yù)測(cè)的信號(hào)輪廓可按原樣輸入至去除處理，或者可以復(fù)制預(yù)測(cè)的信號(hào)輪廓以構(gòu)建長(zhǎng)度適合去除處理的輸入信號(hào)。單個(gè)減法在該去除處理，從測(cè)量信號(hào)中減去單個(gè)預(yù)測(cè)信號(hào)輪廓。預(yù)測(cè)的信號(hào)輪廓可以任何 方式在時(shí)間上平移或縮放并縮放幅度，例如以使去除的誤差最小化。針對(duì)這種自動(dòng)縮放可 以使用不同的最小化準(zhǔn)則，例如使誤差的平方和最小，或者使絕對(duì)誤差和最小。另選地或者 附加地，基于表示第一脈沖在測(cè)量信號(hào)中的預(yù)期時(shí)序的時(shí)序信息，在時(shí)間上平移預(yù)測(cè)的信 號(hào)輪廓。時(shí)序信息可以通過(guò)以與以上關(guān)于在基準(zhǔn)信號(hào)中對(duì)壓力片段進(jìn)行平均所描述的方式 相同的方式獲得。該去除處理一個(gè)潛在的限制是預(yù)測(cè)的信號(hào)輪廓中不同頻率之間的關(guān)系總是相同， 因?yàn)樵撎幚韮H僅對(duì)預(yù)測(cè)的信號(hào)輪廓進(jìn)行了平移和縮放。因此，不可能改變不同諧波頻率之 間的關(guān)系，也不可能使用預(yù)測(cè)的信號(hào)輪廓中僅一些頻率內(nèi)容并抑制其他頻率。為克服此限 制，可使用自適應(yīng)濾波，因?yàn)樽赃m應(yīng)濾波在減法之前使用線性濾波器，例如下面所述的。自適應(yīng)濾波圖11是自適應(yīng)濾波器30和自適應(yīng)濾波器結(jié)構(gòu)的示意性概覽圖，自適應(yīng)濾波器結(jié) 構(gòu)設(shè)計(jì)為接收預(yù)測(cè)的信號(hào)輪廓u(n)和測(cè)量信號(hào)d(n)，并輸出誤差信號(hào)e (η)，該誤差信號(hào) e(n)形成了已去除了第一脈沖的前述的監(jiān)控信號(hào)。自適應(yīng)濾波器是根據(jù)優(yōu)化算法自調(diào)節(jié)其傳遞函數(shù)的已知的電子濾波器(數(shù)字的 或模擬的)。特別地，自適應(yīng)濾波器30包括可變?yōu)V波器32，可變?yōu)V波器32通常是具有長(zhǎng)度 為M的濾波器系數(shù)w(n)的有限沖激響應(yīng)(FIR)濾波器。即使自適應(yīng)濾波器是本領(lǐng)域已知的，但自適應(yīng)濾波器并非能容易地應(yīng)用于消除測(cè) 量信號(hào)d(n)中的第一脈沖。在示例的實(shí)施方式中，這已經(jīng)通過(guò)輸入預(yù)測(cè)的信號(hào)輪廓u(n) 至可變?yōu)V波器32和自適應(yīng)更新算法34實(shí)現(xiàn)了，其中可變?yōu)V波器32處理預(yù)測(cè)的信號(hào)輪廓 u(η)以生成估計(jì)的測(cè)量信號(hào)》(《)，自適應(yīng)更新算法34基于預(yù)測(cè)的信號(hào)輪廓u(n)和誤差信 號(hào)e(n)計(jì)算可變?yōu)V波器32的濾波器系數(shù)。誤差信號(hào)e (η)由測(cè)量信號(hào)d (η)與估計(jì)的測(cè)量 信號(hào)之間的差給出?；旧?，自適應(yīng)濾波器還涉及從測(cè)量信號(hào)d(n)中減去預(yù)測(cè)的信號(hào)輪廓u(η)，因?yàn)?每個(gè)濾波器系數(shù)工作，以平移以及可能重新縮放預(yù)測(cè)的信號(hào)輪廓u(n)的幅度。因此，作為 從測(cè)量信號(hào)d(n)中減去以生成誤差信號(hào)e (η)的估計(jì)的測(cè)量信號(hào)^…)形成為M個(gè)平移后的 預(yù)測(cè)的信號(hào)輪廓u (η)的線性組合，即u (η)的線性濾波。自適應(yīng)更新算法34可用多種不同的方式實(shí)現(xiàn)，下面將描述其中的一些。本公開(kāi)絕 不限制于這些示例，技術(shù)人員應(yīng)該根據(jù)下面的描述毫無(wú)困難地獲得其他替代方式。有兩種主要的自適應(yīng)濾波的方法隨機(jī)的和確定性的。不同之處在于通過(guò)更新算 法34使誤差信號(hào)e(n)的最小化，其中假定e (η)為隨機(jī)的還是確定性的，來(lái)獲得兩種不同 的最小化準(zhǔn)則。隨機(jī)法通常在最小化準(zhǔn)則中使用具有期望值的代價(jià)函數(shù)J，而確定性方法通 常使用平均值。當(dāng)最小化e (η)時(shí)在代價(jià)函數(shù)中通常使用平方后的誤差信號(hào)e2 (η)，因?yàn)檫@ 樣產(chǎn)生一個(gè)全局極小值。在一些情形中，絕對(duì)誤差|e(n) I可用于最小化中以及約束最小化 的不同形式中。當(dāng)然，可使用任何形式的誤差信號(hào)，然而，并非總能保證向全局極小值收斂， 最小化并非總是可以有解的。
在信號(hào)的隨機(jī)描述中，通常代價(jià)函數(shù)可以根據(jù)J (n) =E{|e(n)|2},以及，在信號(hào)的確定性描述中，通常代價(jià)函數(shù)可以根據(jù)J(η) =Σ e2(n) 當(dāng)使誤差信號(hào)e (η)(代價(jià)函數(shù)J(η))最小化時(shí)，將從測(cè)量信號(hào)d(η)中去除第一脈 沖。因此，當(dāng)自適應(yīng)濾波器30已經(jīng)收斂并達(dá)到最小誤差時(shí)，將從第一脈沖中清除誤差信號(hào) e(n)同時(shí)保留第二脈沖。為了獲得可變?yōu)V波器32的最佳的濾波器系數(shù)w(η)，需要根據(jù)濾波器系數(shù)w(η)使 代價(jià)函數(shù)J最小化。這可以通過(guò)代價(jià)函數(shù)梯度向量▽ J來(lái)實(shí)現(xiàn)，梯度向量▽ J是J關(guān)于不 同濾波器系數(shù)％、巧、…、Wsh的導(dǎo)數(shù)。最陡下降是用于獲得使代價(jià)函數(shù)J最小化的最優(yōu)濾 波器系數(shù)的遞歸方法(非自適應(yīng)濾波器)。通過(guò)給出濾波器系數(shù)的初始值，通常設(shè)置為0， 即W(O) =0，開(kāi)始遞歸方法。接著根據(jù)下式更新濾波器系數(shù)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(jià)生長(zhǎng)最快的方向。因此，濾波器系數(shù)沿與梯度相反的 方向進(jìn)行修正，其中通過(guò)步長(zhǎng)參數(shù)μ影響修正長(zhǎng)度。因?yàn)樽疃赶陆邓惴ê蟹答仯虼嗽?算法總存在收斂風(fēng)險(xiǎn)。為了確保收斂，設(shè)置步長(zhǎng)參數(shù)μ的邊界?？梢允境?，最陡下降算法 的穩(wěn)定性準(zhǔn)則由下式給出0<//<-~其中，λ _是R的最大特征值，預(yù)測(cè)的信號(hào)輪廓u(n)的相關(guān)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(jià)函數(shù)(由J = E {| e (η) |2}定 義)，則可以示出根據(jù)下式更新濾波器系數(shù)w{n + \) = w{ri) +μ [ (η) < )],其中e (η)由下式給出e(n) = d(n) - τ(η) w{n).當(dāng)信號(hào)的統(tǒng)計(jì)信息已知時(shí)，最陡下降算法是用于計(jì)算最優(yōu)濾波器系數(shù)的遞歸算 法。然而，該信息通常是未知的。最小均方(Least Mean Squares,LMS)算法是基于與最陡 下降算法相同原理的方法，但可以連續(xù)地估計(jì)統(tǒng)計(jì)信息。因此，LMS算法是自適應(yīng)濾波器， 因?yàn)樵撍惴梢赃m應(yīng)信號(hào)統(tǒng)計(jì)信息中的變化(因?yàn)檫B續(xù)地估計(jì)統(tǒng)計(jì)信息)，盡管梯度可能變成噪聲。由于梯度中的噪聲，LMS算法不可能達(dá)到最陡下降算法所達(dá)到的最小誤差Jmin。 在LMS算法中使用期望值的瞬時(shí)估計(jì)，即去除期望值。因此，對(duì)于LMS算法，濾波器系數(shù)的 更新式變?yōu)?br> 權(quán)利要求
1.一種用于處理從流體容納系統(tǒng)中的壓力傳感器獲得的時(shí)間相關(guān)的測(cè)量 信號(hào)(d(n))的方法，其中，所述流體容納系統(tǒng)與第一脈沖發(fā)生器C3)和第二脈沖發(fā)生器 (3')相關(guān)聯(lián)，所述壓力傳感器設(shè)置在所述流體容納系統(tǒng)中以檢測(cè)源自所述第一 脈沖發(fā)生器(3)的第一脈沖和源自所述第二脈沖發(fā)生器(3')的第二脈沖，所述方法包括 以下步驟接收步驟，接收所述測(cè)量信號(hào)(d(n))；獲得步驟，獲得第一脈沖輪廓(u(η))，該第一脈沖輪廓(u(η))是所述第一脈沖的預(yù)測(cè) 的時(shí)間信號(hào)輪廓；以及濾波步驟，使用所述第一脈沖輪廓(u(η))在時(shí)域中對(duì)所述測(cè)量信號(hào)(d(n))進(jìn)行濾波， 以基本上消除所述第一脈沖同時(shí)保留所述第二脈沖。
2.根據(jù)權(quán)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(cè)量信號(hào)(d(n))中減去所述第一脈沖輪廓(u(η))。
3.根據(jù)權(quán)利要求2所述的方法，其中，所述減去步驟包括以下步驟調(diào)節(jié)所述第一脈沖 輪廓(u(n))相對(duì)于所述測(cè)量信號(hào)(d(n))的相位，其中，所述相位由從耦接至所述第一脈沖 發(fā)生器(3)的相位傳感器06)獲得的、或者從所述第一脈沖發(fā)生器(3)的控制單元03) 獲得的相位信息來(lái)表示。
4.根據(jù)前述權(quán)利要求中任一項(xiàng)所述的方法，其中，所述第一脈沖輪廓(u(η))是在所述 流體容納系統(tǒng)中的基準(zhǔn)測(cè)量中獲得的，其中所述基準(zhǔn)測(cè)量包括以下步驟操作所述第一脈 沖發(fā)生器(3)以生成至少一個(gè)第一脈沖，以及根據(jù)由所述流體容納系統(tǒng)中的基準(zhǔn)壓力傳感 器( - )生成的基準(zhǔn)信號(hào)中獲得所述第一脈沖輪廓(u(η))。
5.根據(jù)權(quán)利要求4所述的方法，其中，在所述基準(zhǔn)測(cè)量期間，操作所述第一脈沖發(fā)生器 (3)以生成第一脈沖的序列，并且其中，通過(guò)識(shí)別并平均所述基準(zhǔn)信號(hào)中的一組第一脈沖片 段來(lái)獲得所述第一脈沖輪廓(u(η))。
6.根據(jù)權(quán)利要求4或5所述的方法，其中，在所述流體容納系統(tǒng)操作期間，所述基準(zhǔn)測(cè) 量間歇性地進(jìn)行，以提供更新后的第一脈沖輪廓(u(n))。
7.根據(jù)權(quán)利要求4至6中任一項(xiàng)所述的方法，其中，所述壓力傳感器( - )用作所述 基準(zhǔn)壓力傳感器。
8.根據(jù)權(quán)利要求1至3中任一項(xiàng)所述的方法，其中，所述獲得步驟包括以下步驟獲得 預(yù)定的信號(hào)輪廓。
9.根據(jù)權(quán)利要求8所述的方法，其中，所述獲得步驟進(jìn)一步包括以下步驟根據(jù)數(shù)學(xué)模 型基于所述流體容納系統(tǒng)的一個(gè)或更多個(gè)系統(tǒng)參數(shù)的當(dāng)前值修改所述預(yù)定的信號(hào)輪廓。
10.根據(jù)權(quán)利要求4至7中任一項(xiàng)所述的方法，其中，在所述基準(zhǔn)測(cè)量期間，操作所述流 體容納系統(tǒng)，使得所述基準(zhǔn)信號(hào)含有第一脈沖但不含有第二脈沖。
11.根據(jù)權(quán)利要求4至7中任一項(xiàng)所述的方法，其中，所述基準(zhǔn)測(cè)量包括基于含有第 一脈沖和第二脈沖的第一基準(zhǔn)信號(hào)獲得組合脈沖輪廓；基于含有第二脈沖但不含有第一脈 沖的第二基準(zhǔn)信號(hào)獲得第二脈沖輪廓；以及通過(guò)從所述組合脈沖輪廓減去所述第二脈沖輪 廓來(lái)獲得所述預(yù)測(cè)的信號(hào)輪廓。
12.根據(jù)權(quán)利要求1所述的方法，所述方法進(jìn)一步包括以下步驟獲得所述流體容納系 統(tǒng)的一個(gè)或更多個(gè)系統(tǒng)參數(shù)的當(dāng)前值，其中，獲得作為所述當(dāng)前值的函數(shù)的所述第一脈沖輪廓(u(η))。
13.根據(jù)權(quán)利要求12所述的方法，其中，獲得所述第一脈沖輪廓(u(η))的所述步驟包 括以下步驟基于所述當(dāng)前值在基準(zhǔn)數(shù)據(jù)庫(kù)中識(shí)別一個(gè)或更多個(gè)基準(zhǔn)輪廓(1^(11)，r2(n))； 以及基于所述一個(gè)或更多個(gè)基準(zhǔn)輪廓(!^nhr2 (η))獲得所述第一脈沖輪廓(u(n))。
14.根據(jù)權(quán)利要求13所述的方法，其中，所述一個(gè)或更多個(gè)系統(tǒng)參數(shù)表示在所述流體 容納系統(tǒng)中的第一脈沖的速率。
15.根據(jù)權(quán)利要求14所述的方法，其中，所述第一脈沖發(fā)生器C3)包括泵浦裝置，并且 所述系統(tǒng)參數(shù)表示所述泵浦裝置的泵頻率。
16.根據(jù)權(quán)利要求13至15中任一項(xiàng)所述的方法，其中，所述基準(zhǔn)數(shù)據(jù)庫(kù)中的每個(gè)基準(zhǔn) 輪廓(!^nhr2(η))是通過(guò)在所述流體容納系統(tǒng)中針對(duì)所述一個(gè)或更多個(gè)系統(tǒng)參數(shù)的相應(yīng) 值進(jìn)行基準(zhǔn)測(cè)量而獲得的。
17.根據(jù)權(quán)利要求12所述的方法，其中，獲得所述第一脈沖輪廓(u(n))的所述步驟 包括以下步驟基于所述當(dāng)前值在基準(zhǔn)數(shù)據(jù)庫(kù)中識(shí)別能量和相位角數(shù)據(jù)的一個(gè)或更多個(gè)組 合；以及基于所述能量和相位角數(shù)據(jù)的一個(gè)或更多個(gè)組合獲得所述第一脈沖輪廓(u (η))。
18.根據(jù)權(quán)利要求17所述的方法，其中，所述第一脈沖輪廓(u(η))是通過(guò)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(shù)據(jù)的一 個(gè)或更多個(gè)組合給出。
19.根據(jù)權(quán)利要求12所述的方法，其中，獲得所述第一脈沖輪廓(u(η))的所述步驟包 括以下步驟將所述當(dāng)前值輸入至基于所述流體容納系統(tǒng)的數(shù)學(xué)模型計(jì)算所述壓力傳感器 (4a-4c)的響應(yīng)的算法。
20.根據(jù)前述權(quán)利要求任一項(xiàng)所述的方法，其中，所述濾波步驟包括以下步驟從所述 測(cè)量信號(hào)(d(n))中減去所述第一脈沖輪廓(u(η))，以及其中該減去的步驟在調(diào)節(jié)步驟之 前，在該調(diào)節(jié)步驟中參照所述測(cè)量信號(hào)(d(n))調(diào)節(jié)所述第一脈沖輪廓(u(η))的幅度、時(shí)標(biāo) 和相位三者中的至少之一。
21.根據(jù)權(quán)利要求20所述的方法，其中，所述調(diào)節(jié)步驟包括以下步驟使所述第一脈沖 輪廓(u(η))與所述測(cè)量信號(hào)(d(n))之間的差最小。
22.根據(jù)權(quán)利要求1至19中任一項(xiàng)所述的方法，其中，所述濾波步驟包括以下步驟提 供所述第一脈沖輪廓(u(n))作為給自適應(yīng)濾波器(30)的輸入；計(jì)算所述測(cè)量信號(hào)(d(n)) 與所述自適應(yīng)濾波器(30)的輸出信號(hào)之間的誤差信號(hào)(e(n))；以及提供所述誤差 信號(hào)(e(n))作為給所述自適應(yīng)濾波器(30)的輸入，從而所述自適應(yīng)濾波器(30)設(shè)置為在 所述誤差信號(hào)(e(n))中基本上消除所述第一脈沖。
23.根據(jù)權(quán)利要求22所述的方法，其中，所述自適應(yīng)濾波器(30)包括有限沖激響應(yīng)濾 波器(32)和自適應(yīng)算法(34)，所述有限沖激響應(yīng)濾波器(32)的濾波器系數(shù)作用于所述第 一脈沖輪廓(u(n))上，以生成所述輸出信號(hào))，所述自適應(yīng)算法(34)優(yōu)化作為所述誤 差信號(hào)(e(n))和所述第一脈沖輪廓(u(η))的函數(shù)的所述濾波器系數(shù)。
24.根據(jù)權(quán)利要求22或23所述的方法，所述方法進(jìn)一步包括以下步驟基于所述第二 脈沖的速率和/或幅度與極限值的比較，控制所述自適應(yīng)濾波器(30)以鎖定所述濾波器系 數(shù)。
25.根據(jù)前述權(quán)利要求任一項(xiàng)所述的方法，其中，所述流體容納系統(tǒng)包括用于連接至人體的血液系統(tǒng)的體外血流回路00)，并且其中所述第一脈沖發(fā)生器包括在所述體外血流回 路00)中的泵浦裝置(3)，并且其中所述第二脈沖發(fā)生器(3')包括在所述人體中的生理 脈沖發(fā)生器。
26.根據(jù)權(quán)利要求25所述的方法，其中，所述第二脈沖發(fā)生器(3')是受自主神經(jīng)系 統(tǒng)影響的心臟、呼吸系統(tǒng)和血管舒縮三者中的至少之一。
27.根據(jù)權(quán)利要求25或沈所述的方法，其中，所述體外血流回路OO)包括動(dòng)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(tǒng)包括血管通路，其中所 述動(dòng)脈接入裝置(1)構(gòu)造為連接至所述人的血液系統(tǒng)，所述靜脈接入裝置(14)構(gòu)造為連接 至所述血管通路以形成流體連接(C)，并且，其中所述第一脈沖發(fā)生器包括設(shè)置于所述體外 血流回路OO)中的泵浦裝置(3)，該泵浦裝置C3)將血液從所述動(dòng)脈接入裝置(1)通過(guò)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于所述 泵浦裝置( 下游的靜脈壓力傳感器Ga)或者從位于所述泵浦裝置( 上游的動(dòng)脈壓力 傳感器Gb)接收所述測(cè)量信號(hào)(d(n))。
28.一種計(jì)算機(jī)程序產(chǎn)品，其包括用于使計(jì)算機(jī)執(zhí)行權(quán)利要求1至27中任一項(xiàng)所述的 方法的指令。
29.一種用于處理從流體容納系統(tǒng)中的壓力傳感器( - )獲得的時(shí)間相關(guān)的測(cè)量 信號(hào)(d(n))的裝置，其中，所述流體容納系統(tǒng)與第一脈沖發(fā)生器C3)和第二脈沖發(fā)生器 (3')相關(guān)聯(lián)，所述壓力傳感器設(shè)置在所述流體容納系統(tǒng)中，以檢測(cè)源自所述第 一脈沖發(fā)生器(3)的第一脈沖和源自所述第二脈沖發(fā)生器(3')的第二脈沖，所述裝置包 括輸入部(觀)，其用于所述測(cè)量信號(hào)(d(n))；信號(hào)處理器(25)，其連接至所述輸入部( )，并且該信號(hào)處理器0 包括處理模 塊(四)，所述處理模塊09)構(gòu)造為獲得第一脈沖輪廓(u(η))，并使用所述第一脈沖輪廓 (u(η))在時(shí)域中對(duì)所述測(cè)量信號(hào)(d(n))進(jìn)行濾波，以基本上消除所述第一脈沖同時(shí)保留 所述第二脈沖，其中所述第一脈沖輪廓(u(η))是所述第一脈沖的預(yù)測(cè)的時(shí)間信號(hào)輪廓。
30.一種用于處理從流體容納系統(tǒng)中的壓力傳感器( - )獲得的時(shí)間相關(guān)的測(cè)量 信號(hào)(d(n))的裝置，其中，所述流體容納系統(tǒng)與第一脈沖發(fā)生器C3)和第二脈沖發(fā)生器 (3')相關(guān)聯(lián)，所述壓力傳感器設(shè)置在所述流體容納系統(tǒng)中，以檢測(cè)源自所述第 一脈沖發(fā)生器(3)的第一脈沖和源自所述第二脈沖發(fā)生器(3')的第二脈沖，所述裝置包 括用于接收所述測(cè)量信號(hào)(d(n))的單元08)；用于獲得第一脈沖輪廓(u(η))的單元( )，所述第一脈沖輪廓(u(η))是所述第一脈 沖的預(yù)測(cè)的時(shí)間信號(hào)輪廓；以及使用所述第一脈沖輪廓(u(η))在時(shí)域中對(duì)所述測(cè)量信號(hào)(d(n))進(jìn)行濾波以基本上消 除所述第一脈沖同時(shí)保留所述第二脈沖的單元09)。
31.一種用于處理從流體容納系統(tǒng)中的壓力傳感器( - )獲得的時(shí)間相關(guān)的測(cè)量 信號(hào)(d(n))的方法，其中，所述流體容納系統(tǒng)與第一脈沖發(fā)生器C3)和第二脈沖發(fā)生器 (3')相關(guān)聯(lián)，所述壓力傳感器設(shè)置在所述流體容納系統(tǒng)中，以檢測(cè)源自所述第一 脈沖發(fā)生器(3)的第一脈沖和源自所述第二脈沖發(fā)生器(3')的第二脈沖，所述方法包括以下步驟接收所述測(cè)量信號(hào)(d(n))；獲取所述第一脈沖的標(biāo)準(zhǔn)信號(hào)輪廓(u(η))；以及在時(shí)域中從所述測(cè)量信號(hào)(d(n))中減去所述標(biāo)準(zhǔn)信號(hào)輪廓(u(η))，其中，所述標(biāo)準(zhǔn)信 號(hào)輪廓(u(n))的幅度和相位使得所述第一脈沖基本上被消除而所述第二脈沖被保留。
32. 一種用于處理從流體容納系統(tǒng)中的壓力傳感器( - )獲得的時(shí)間相關(guān)測(cè)量信號(hào) (d(n))的裝置，其中，所述流體容納系統(tǒng)與第一脈沖發(fā)生器C3)和第二脈沖發(fā)生器(3') 相關(guān)聯(lián)，所述壓力傳感器設(shè)置在所述流體容納系統(tǒng)中，以檢測(cè)源自所述第一脈沖 發(fā)生器(3)的第一脈沖和源自所述第二脈沖發(fā)生器(3')的第二脈沖，所述裝置包括 輸入部(觀)，其用于所述測(cè)量信號(hào)(d(n))；信號(hào)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(gòu)造為獲得所述第一脈沖的標(biāo)準(zhǔn)脈沖輪廓(u(η))，并在時(shí)域中從所述測(cè)量信號(hào)(d(n))中 減去所述標(biāo)準(zhǔn)信號(hào)輪廓(u(η))，其中，所述標(biāo)準(zhǔn)信號(hào)輪廓(u(η))的幅度和相位使得所述第 一脈沖基本上被消除而所述第二脈沖被保留。
全文摘要
監(jiān)控裝置被設(shè)置為接收從與第一脈沖發(fā)生器(3)和第二脈沖發(fā)生器(3′)相關(guān)聯(lián)的流體容納系統(tǒng)中的壓力傳感器(4a-4c)獲得的時(shí)間相關(guān)的測(cè)量信號(hào)(d(n))。壓力傳感器設(shè)置在流體容納系統(tǒng)中，以檢測(cè)源自第一脈沖發(fā)生器的第一脈沖和源自第二脈沖發(fā)生器的第二脈沖。監(jiān)控裝置構(gòu)造為處理測(cè)量信號(hào)(d(n))以去除第一脈沖。在此處理中，監(jiān)控裝置接收(201)測(cè)量信號(hào)(d(n))，獲得(202)第一脈沖輪廓(u(n))，其中第一脈沖輪廓(u(n))是第一脈沖的預(yù)測(cè)的時(shí)間信號(hào)輪廓，以及使用第一脈沖輪廓(u(n))在時(shí)域中對(duì)測(cè)量信號(hào)(d(n))進(jìn)行濾波(203)，以基本上消除第一脈沖同時(shí)保留第二脈沖。流體容納系統(tǒng)可包括例如作為透析機(jī)的一部分的體外血流回路和人類(lèi)患者的血液回路。
文檔編號(hào)A61M1/36GK102076368SQ200980124257
公開(kāi)日2011年5月25日 申請(qǐng)日期2009年6月26日 優(yōu)先權(quán)日2008年6月26日
發(fā)明者克里斯蒂安·索勒姆, 布·奧爾德 申請(qǐng)人:甘布羅倫迪亞股份公司