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时间相关压力 信号的滤波

阅读：844发布：2024-01-10

专利汇可以提供时间相关压力信号的滤波专利检索，专利查询，专利分析的服务。并且一种装置移除布置在含流体系统中用于检测源自第一脉冲生成器的第一脉冲和源自第二脉冲生成器的第二脉冲的压力传感器的压力信号中的第一脉冲。第一脉冲生成器被已知为按照脉冲循环的序列操作，每个脉冲循环导致至少一个第一脉冲，装置重复地获得当前数据采样，计算对应的参考值并且从当前数据采样减去参考值。参考值被计算为同一压力信号中其它数据采样的函数。这些数据采样可以是循环同步的以在一个或多个其它脉冲循环中（例如，在之前的脉冲循环）中具有与当前数据采样对应的位置或者位于当前数据采样附近。含流体系统可以包括例如作为透析机的一部分的体外血液流路和人体患者的心血管系统。，下面是时间相关压力信号的滤波专利的具体信息内容。

权利要求

1.一种用于处理与第一脉冲生成器（3）和第二脉冲生成器（3’）关联的含流体系统中从压力传感器（4a-4d）获得的时间相关压力信号的装置，其中，压力传感器（4a-4d）被布置在含流体系统中以检测源自所述第一脉冲生成器（3）的第一脉冲和源自第二脉冲生成器（3’）的第二脉冲，其中，第一脉冲生成器（3）按照脉冲循环的序列操作，每个脉冲循环导致至少一个第一脉冲，所述装置包括：
用于压力信号的输入部（28）；和
 信号处理器（25a），所述信号处理器连接到所述输入部（28）并且被构造为：
重复地获得压力信号中当前脉冲循环内的当前数据采样；
对于当前脉冲循环内的每个当前数据采样计算作为压力信号中的一个或多个其它脉冲循环中的循环同步数据采样的函数的参考值，循环同步数据采样被获得为在所述一个或多个其它脉冲循环中具有对应于当前脉冲循环中的当前数据采样的位置的位置；以及使用对于当前数据采样获得的所述参考值作为输入对当前数据采样进行减法运算，以生成基本上不具有能够归属于所述至少一个第一脉冲的信号分量的当前输出采样。
2.根据权利要求1所述的装置，其中，所述信号处理器（25a）被构造为将参考值计算为相邻的脉冲循环中的循环同步数据采样的函数。
3.根据权利要求2所述的装置，其中，所述信号处理器（25a）被构造为将参考值设置为等于相邻的脉冲循环中的循环同步数据采样。
4.根据权利要求1或2所述的装置，其中，所述信号处理器（25a）被构造为将参考值计算为相邻的脉冲循环中循环同步数据采样和与循环同步数据采样相邻的一个或多个相邻的数据采样的聚合。
5.根据权利要求1或2所述的装置，其中，所述信号处理器（25a）被构造为将参考值计算为至少两个其它脉冲循环中的循环同步数据采样的聚合。
6.根据权利要求5所述的装置，其中，所述信号处理器（25a）被构造为将聚合计算为包括所述至少两个其它脉冲循环中与每个循环同步数据采样相邻的一个或多个相邻数据采样。
7.根据权利要求4-6中的任一项所述的装置，其中，所述信号处理器（25a）被构造为将聚合计算为数据采样的和。
8.根据权利要求7所述的装置，其中，所述信号处理器（25a）被构造为在所述和中将权重因数施加于每个数据采样。
9.根据权利要求8所述的装置，其中，所述信号处理器（25a）包括自适应滤波器（36），所述自适应滤波器被构造为基于当前数据采样和当前输出采样之间的差自适应地确定每个权重因数。
10.根据权利要求5所述的装置，其中，所述信号处理器（25a）被构造为通过更新对应于参考值并且在之前的脉冲循环中计算的之前的参考值来递归地计算聚合。
11.根据权利要求10所述的装置，其中，所述信号处理器（25a）被构造为将参考值计算为之前的参考值与之前的脉冲循环中的循环同步数据采样与之前的参考值之间的差的函数。
12.根据权利要求5、10或11所述的装置，所述装置进一步包括卡尔曼滤波器（32），所述卡尔曼滤波器被构造为接收当前脉冲循环内获得的当前数据采样的时间序列作为输入并且估计表示当前脉冲循环中的参考值的时间序列的状态的集合。
13.根据权利要求12所述的装置，其中，所述信号处理器（25a）被构造为计算当前数据采样与循环同步数据采样之间的差值；通过将权重因数施加于被获得为在一个或多个之前的脉冲循环中具有对应于当前脉冲循环内的当前数据采样的位置的位置的循环同步输出采样来生成加权反馈值；以及将当前输出采样生成为差值与加权反馈值的和，其中，加权因数被选择为使得信号处理器（25a）实施所述卡尔曼滤波器。
14.根据权利要求10-13中的任一项所述的装置，其中，所述信号处理器（25a）被构造为将当前数据采样获得为压力信号中的邻近压力值。
15.根据前述权利要求中的任一项所述的装置，其中，所述信号处理器（25a）被构造为从压力信号获得第一数据采样并且通过在第一数据采样之间对于当前脉冲循环内的各位置进行插值来获得每个当前数据采样。
16.根据前述权利要求中的任一项所述的装置，其中，所述信号处理器（25a）被构造为与脉冲循环同步地获得当前数据采样。
17.根据前述权利要求中的任一项所述的装置，所述装置进一步包括用于表示第一脉冲生成器（3）的脉冲循环的同步信号的输入部（28），其中，信号处理器（25a）在获得当前数据采样、计算参考值和进行减法运算中的至少一个中响应于同步信号。
18.根据前述权利要求中的任一项所述的装置，其中，含流体系统包括体外血液处理设备、人体对象的心血管系统和体外血液处理设备与心血管系统之间的流体连接（C），其中，第一脉冲生成器（3）与体外血液处理设备关联并且第二脉冲生成器（3’）与人体对象关联。
19.根据前述权利要求中的任一项所述的装置，其中，所述信号处理器（25a）被构造为重复地获得当前数据采样并且计算参考值以生成形成当前脉冲循环内的所述至少一个第一脉冲的估计的时间分布的参考值的时间序列。
20.根据权利要求1、2、4-19中的任一项所述的装置，其中，所述信号处理器（25a）被构造为进行减法运算以生成形成第二脉冲的时间分布的当前输出采样的时间序列。
21.根据前述权利要求中的任一项所述的装置，其中，所述信号处理器（25a）被构造为对于每个当前脉冲循环生成至少三个输出采样。
22.根据前述权利要求中的任一项所述的装置，其中，第一脉冲生成器（3）包括蠕动泵，所述蠕动泵包括具有至少一个辊（3a，3b）的转子（30），并且其中，每个脉冲循环对应于转子（30）的完整旋转。
23.根据权利要求1-22中的任一项所述的装置，其中，第一脉冲生成器（3）包括蠕动泵，所述蠕动泵包括具有多个辊（3a，3b）的转子（30），并且其中，转子（30）的每个完整旋转生成与辊（3a，3b）的数目相同数目的脉冲循环。
24.一种用于处理与第一脉冲生成器（3）和第二脉冲生成器（3’）关联的含流体系统中从压力传感器（4a-4d）获得的时间相关压力信号的装置，其中，压力传感器（4a-4d）被布置在含流体系统中以检测源自第一脉冲生成器（3）的第一脉冲和源自第二脉冲生成器（3’）的第二脉冲，其中，第一脉冲生成器（3）按照脉冲循环的序列操作，每个脉冲循环导致至少一个第一脉冲，所述装置包括：
用于重复地获得压力信号中当前脉冲循环内的当前数据采样的装置（28，25a）；
用于对于当前脉冲循环内的每个当前数据采样计算作为压力信号中的一个或多个其它脉冲循环中的循环同步数据采样的函数的参考值的装置（32；36），循环同步数据采样被获得为在所述一个或多个其它脉冲循环中具有对应于当前脉冲循环中的当前数据采样的位置的位置；以及
用于使用对于当前数据采样获得的所述参考值作为输入对当前数据采样进行减法运算，以生成基本上不具有能够归属于所述至少一个第一脉冲的信号分量的当前输出采样的装置（31）。
25.一种用于处理与第一脉冲生成器（3）和第二脉冲生成器（3’）关联的含流体系统中从压力传感器（4a-4d）获得的时间相关压力信号的装置，其中，压力传感器（4a-4d）被布置在含流体系统中以检测源自第一脉冲生成器（3）的第一脉冲和源自第二脉冲生成器（3’）的第二脉冲，其中，第一脉冲生成器（3）按照脉冲循环的序列操作，每个脉冲循环导致至少一个第一脉冲，所述装置包括：
用于压力信号的输入部（28）；和
信号处理器（25a），所述信号处理器连接到所述输入部（28）并且被构造为：
重复地获得压力信号中当前脉冲循环内的当前数据采样；
对于当前脉冲循环内的每个当前数据采样计算作为当前数据采样的估计的参考值，所述估计是通过基于压力信号中当前数据采样附近的至少两个数据采样的预测来计算的；以及
使用对于当前数据采样获得的所述参考值作为输入对当前数据采样进行减法运算，以生成基本上不具有能够归属于所述至少一个第一脉冲的信号分量的当前输出采样。
26.根据权利要求25所述的装置，所述信号处理器（25a）被构造为通过将权重因数施加于至少两个数据采样中的每一个来计算预测。
27.根据权利要求26所述的装置，其中，所述信号处理器（25a）包括自适应滤波器（36），所述自适应滤波器被构造为基于当前数据采样和当前输出采样之间的差自适应地确定每个权重因数。
28.一种用于处理与第一脉冲生成器（3）和第二脉冲生成器（3’）关联的含流体系统中从压力传感器（4a-4d）获得的时间相关压力信号的装置，其中，压力传感器（4a-4d）被布置在含流体系统中以检测源自第一脉冲生成器（3）的第一脉冲和源自第二脉冲生成器（3’）的第二脉冲，其中，第一脉冲生成器（3）按照脉冲循环的序列操作，每个脉冲循环导致至少一个第一脉冲，所述装置包括：
用于重复地获得压力信号中当前脉冲循环内的当前数据采样的装置（28，25a）；
用于对于当前脉冲循环内的每个当前数据采样计算作为当前数据采样的估计的参考值的装置（32；36），所述估计是通过基于压力信号中当前数据采样附近的至少两个数据采样的预测来计算的；以及
用于使用对于当前数据采样获得的所述参考值作为输入对当前数据采样进行减法运算，以生成基本上不具有能够归属于所述至少一个第一脉冲的信号分量的当前输出采样的装置（31）。
29.一种用于血液处理的设备，所述设备包括体外流体回路（1），所述体外流体回路被构造为与人体对象的血管接入部（3）以流体连通的方式连接并且用于将血液从人体对象的心血管系统通过血液处理装置（6）循环并返回到心血管系统，所述设备进一步包括根据前述权利要求中的任一项所述的装置。
30.一种处理与第一脉冲生成器（3）和第二脉冲生成器（3’）关联的含流体系统中从压力传感器（4a-4d）获得的时间相关压力信号的方法，其中，压力传感器（4a-4d）被布置在含流体系统中以检测源自第一脉冲生成器（3）的第一脉冲和源自第二脉冲生成器（3’）的第二脉冲，其中，第一脉冲生成器（3）按照脉冲循环的序列操作，每个脉冲循环导致至少一个第一脉冲，所述方法包括：
重复地获得压力信号中当前脉冲循环内的当前数据采样；
对于当前脉冲循环内的每个当前数据采样计算作为压力信号中的一个或多个其它脉冲循环中的循环同步数据采样的函数的参考值，所述循环同步数据采样被获得为在所述一个或多个其它脉冲循环中具有对应于当前脉冲循环中的当前数据采样的位置的位置；以及使用对于当前数据采样获得的所述参考值作为输入对当前数据采样进行减法运算，以生成基本上不具有能够归属于所述至少一个第一脉冲的信号分量的当前输出采样。
31.一种处理与第一脉冲生成器（3）和第二脉冲生成器（3’）关联的含流体系统中从压力传感器（4a-4d）获得的时间相关压力信号的方法，其中，压力传感器（4a-4d）被布置在含流体系统中以检测源自第一脉冲生成器（3）的第一脉冲和源自第二脉冲生成器（3’）的第二脉冲，其中，第一脉冲生成器（3）按照脉冲循环的序列操作，每个脉冲循环导致至少一个第一脉冲，所述方法包括：
重复地获得压力信号中当前脉冲循环内的当前数据采样；
对于当前脉冲循环内的每个当前数据采样计算作为当前数据采样的估计的参考值，所述估计是通过基于压力信号中当前数据采样附近的至少两个数据采样的预测来计算的；以及
使用对于当前数据采样获得的所述参考值作为输入对当前数据采样进行减法运算，以生成基本上不具有能够归属于所述至少一个第一脉冲的信号分量的当前输出采样。
32.一种计算机可读介质，所述计算机可读介质包括计算机指令，所述计算机指令在由处理器执行时使得所述处理器执行根据权利要求30或31所述的方法。

说明书全文

时间相关压力 信号的滤波

技术领域

[0001] 本发明一般地涉及从含流体系统获得的时间相关压力信号的处理，并且具体地涉及这样的压力信号的滤波以移除源自特定脉冲生成器的信号分量。本发明例如可应用于用于体外血液处理的含流体系统。

背景技术

[0002] 上述压力信号包含信息分量（例如，表示心脏脉冲的压力变化）和扰动分量（例如，由血液泵送引起的压力变化）。有挑战的是通过移除扰动分量来提取信息分量。为此，现有的方法例如采用仅包含扰动分量的额外的压力信号（其可以被称为“泵送压力分布”）。

[0003] 在WO2009/156175中提出了一种方法，其中直接从压力信号减去泵送压力分布或者泵送压力分布用作到自适应滤波器结构的输入。泵送压力分布是来自专用脉冲生成器（例如，血泵）的压力信号的预定时间解析分布。预测分布已经在受控的情况下（即，在没有来自其它源的影响的情况下）记录或算术地推导出以便于获得干净的分布。

[0004] 现有技术还包括WO2010/066405，其提出了通过从压力信号减去算术地建模的泵贡献来在压力信号中消除泵扰动。在替选方案中，当泵贡献未知时，WO2010/066405提出了重复地采样泵贡献已知为最小时的压力值并且基于采样的压力值的标准偏差来估计平均心脏脉冲幅值。后一种技术仅能够生成平均心脏脉冲幅值的估计，并且既不能提供关于心脏脉冲的形状的信息也不能提供关于各心脏脉冲的幅值或时序的数据。

[0005] 本发明所相关的领域是体外血液处理。在体外血液处理中，血液被从患者身体取出，处理并且然后借助于体外血液流路重新引入到患者身体中。一般来说，血液由一个或多个泵送装置在流路中循环。流路通常经由插入到血管接入部的一个或多个接入装置（例如，针或导管）连接到患者的血管接入部。这样的体外血液处理包括血液透析、血液透析滤过、血液滤过，血浆置换等。为了监视和分析诸如心脏或呼吸系统的生理压力生成器的行为，例如，为了监视对象的心脏脉冲速率、血压和血管接入部的状况（例如，识别所谓的静脉针脱出VND），因此需要提取/隔离源自生理压力生成器的压力数据。在WO97/10013、WO2009/156174和WO2010/149726中公开了这样的监视技术的示例。

[0006] 然而，现有的技术方案常常要求昂贵的存储器和处理用于处理压力信号，并且也不能够提供关于生理脉冲的瞬时信息（例如，幅值、形状和时序）。一些技术方案也要求已知或预定义的泵送压力分布以对压力信号进行滤波。这些泵送压力分布会难以获得，会增加实施的复杂性，并且除非在测量/计算泵送脉冲分布时加以注意否则会产生不可靠的结果。

[0007] 在其它技术领域中也会出现对应的需求和任务。因此，一般来说，需要改进的处理与第一脉冲生成器和第二脉冲生成器关联的含流体系统中从压力传感器获得的时间相关压力信号以便于通过在源自第一和第二脉冲生成器的信号分量中隔离源自第二脉冲生成器的信号分量来监视含流体系统的工作状态或参数的技术。具体地，含流体系统可以包括第一子系统、第二子系统和第一和第二子系统之间的流体连接，第一子系统包括第一脉冲生成器和压力传感器（或与其关联），第二子系统包括第二脉冲生成器（或与其关联）。

发明内容

[0008] 本发明的目的在于至少部分地满足现有技术中的上述需求中的一个或多个。

[0009] 一个目的在于提供一种使得能够通过移除或抑制压力信号的扰动分量来提取在含流体系统中获得的压力信号中的信息分量。

[0010] 另一目的在于提供在含流体系统中容易实施的技术。

[0011] 又一目的在于提供改进了存储器容量或处理的使用的滤波技术。

[0012] 又一目的在于提供下述技术，其使得能够监视第一子系统的性质或者上述含流体系统中的两个子系统之间的流体连接的完整性。

[0013] 又一目的在于提供下述技术，其能够用于监视人体对象的心血管系统的一个或多个性质。

[0014] 借助于根据独立权利要求的装置、用于血液处理的设备、方法和计算机可读介质至少部分地实现这些目的以及根据下面的描述显而易见的进一步的目的中的一个或多个，其实施方式由从属权利要求限定。

[0015] 在各个方面，本发明提供利用关于第一脉冲生成器中的脉冲生成处理的了解而设计的滤波技术。具体地，本发明的滤波是基于对于压力信号包括连续的脉冲循环以及每个脉冲循环具有已知的第一脉冲的发生（即使各脉冲循环内的第一脉冲的形状是未知的（例如，根据含流体系统和第一脉冲生成器的运行状况））的了解。如这里使用的，“脉冲循环”与第一脉冲生成器的构造相关并且表示为压力信号中的预定数目的第一脉冲的重复结构。第二脉冲覆盖或叠加在压力信号中的脉冲循环上。通过将从压力信号获得的每个当前数据采样与当前脉冲循环相关，能够通过对于每个当前数据采样选择并且处理压力信号中前面的和/或后面的数据采样的集合来为每个当前数据采样生成适合的参考值。基于该观点，各种方面的本发明可以被设计为生成每个参考值，从而获得的参考值的时间序列形成了当前脉冲循环内的第一脉冲的估计的时间分布。从而，每个参考值将表示当前脉冲循环内来自第一脉冲的瞬时信号贡献的估计。通过从各当前数据采样中减去瞬时信号贡献，能够为当前脉冲循环生成输出采样的时间序列，以基本上不包括第一脉冲。

[0016] 注意的是，本发明的滤波是基于下述假设，第一脉冲的形状在多个连续的脉冲循环期间是大致不变的，从而能够基于之前和/或之后的数据采样推导出当前数据采样的适当的参考值。本发明的滤波还假设第一和第二脉冲是以不同速率产生的，从而第二脉冲的位置在连续的脉冲循环之间不同。从而，如果在压力信号中存在第二脉冲，则获得的输出采样将包含第二脉冲的信号贡献，同时消除或至少显著地抑制了第一脉冲的信号贡献。

[0017] 在各方面中，本发明的滤波容易在含流体系统中实施，这是因为其仅要求简单的压力传感器。本发明的滤波避免了例如现有技术中所描述的从另外的压力传感器获得参考分布的复杂性以及使用该参考分布或可能对该参考分布进行自适应以对压力信号进行适当的滤波的复杂性。与现有技术的技术相比，本发明的滤波还避免了参考分布的预先记录或预先计算、存储这些参考分布的需求以及使用这样的存储的参考分布用于压力信号的滤波的复杂性。因此，本发明的滤波可以改进处理能力和存储能力中的至少一个的使用。

[0018] 在权利要求中，本发明的滤波被定义为两种不同的方案，即循环同步（CS）方案和附近预测（PP）方案。要强调的是，这两种方案都处于前面讨论的一般性发明概念内。

[0019] CS方案的第一方面是一种用于处理与第一脉冲生成器和第二脉冲生成器关联的含流体系统中从压力传感器获得的时间相关压力信号的装置。压力传感器被布置在含流体系统中以检测源自第一脉冲生成器的第一脉冲和源自第二脉冲生成器的第二脉冲，其中，第一脉冲生成器按照脉冲循环的序列操作，每个脉冲循环导致至少一个第一脉冲，装置包括：用于压力信号的输入部和信号处理器，其连接到输入部并且被构造为：重复地获得压力信号中当前脉冲循环内的当前数据采样；对于当前脉冲循环内的每个当前数据采样计算作为压力信号的一个或多个其它脉冲循环中的循环同步数据采样的函数的参考值，循环同步数据采样被获得为在一个或多个其它脉冲循环中具有对应于当前脉冲循环中的当前数据采样的位置的位置；以及使用对于当前数据采样获得的所述参考值作为输入对于当前数据采样进行减法运算，以生成基本上不具有能够归属于所述至少一个第一脉冲的信号分量的当前输出采样。

[0020] 如这里使用的，“其它”脉冲循环表示除了当前脉冲循环之外的另一脉冲循环。根据实施，所述一个或多个其它脉冲循环可以处于压力信号中当前脉冲循环的前面或后面或前面和后面。后面的脉冲循环的使用通常要求数据采样的某种形式的缓冲。在一个实施方式中，信号处理器被构造为计算作为相邻脉冲循环（例如前面紧邻的脉冲循环）中的循环同步数据采样的函数的参考值。信号处理器可以进一步构造为将参考值设置为等于相邻脉冲循环中的循环同步数据采样。

[0021] 在一个实施方式中，信号处理器被构造为将参考值计算为循环同步数据采样和相邻脉冲循环（例如，之前紧邻的脉冲循环）中与该循环同步数据采样相邻的一个或多个相邻数据采样的聚合。

[0022] 在一个实施方式中，信号处理器被构造为将参考值计算为至少两个其它脉冲循环中的循环同步数据采样的聚合。信号处理器可以进一步构造为将聚合计算为包括所述至少两个其它脉冲循环中与每个循环同步数据采样相邻的一个或多个相邻数据采样。

[0023] 在一个实施方式中，信号处理器被构造为将聚合计算为数据采样的和。信号处理器可以被进一步构造为将权重因数施加于所述和中的每个数据采样。信号处理器可以进一步包括自适应滤波器，其被构造为基于当前数据采样和输出采样之间的差自适应地确定每个权重因数。

[0024] 在一个实施方式中，信号处理器被构造为通过更新对应于参考值并且在之前的脉冲循环中计算的之前的参考值来递归地计算聚合。信号处理器可以进一步构造为将参考值计算为之前的参考值与之前的脉冲循环中的循环同步数据采样与之前的参考值之间的差的函数。这里，在循环同步数据采样与在同一之前的脉冲循环（其可以是之前的脉冲循环）中获得的参考值之间计算差。

[0025] 在递归实施方式的一个实施中，装置进一步包括卡尔曼滤波器，其被构造为接收当前脉冲循环内获得的当前数据采样的时间序列作为输入并且估计表示当前脉冲循环中的参考值的时间序列的状态的集合。在对应的实际实施中，信号处理器可以被构造为计算当前数据采样与循环同步数据采样之间的差值；通过将权重因数施加于被获得为在一个或多个之前的脉冲循环中具有对应于当前脉冲循环内的当前数据采样的位置的位置的循环同步输出采样来生成加权反馈值；以及将当前输出采样生成为差值与加权反馈值的和，其中，加权因数可以被选择为使得信号处理器实施所述卡尔曼滤波器。

[0026] 在递归实施方式以及这里公开的所有其它实施方式的一个实施中，信号处理器被构造为将当前数据采样获得为压力信号中的压力值。

[0027] 在递归实施方式的另外的实施中，信号处理器被构造为将当前数据采样获得为压力信号中的附近（例如连续）的压力值之间的差。从而，递归实施方式可以被构造为解决第一脉冲生成器的操作中的漂移。

[0028] 下面的实施方式不仅可应用于CS方案的第一方面，而且也可以应用于PP方案的第一方面，如下面将要描述的那样。

[0029] 在一个实施方式中，信号处理器被构造为从压力信号获得第一数据采样并且通过在对于当前脉冲循环内的各位置在第一数据采样之间进行插值来获得每个当前数据采样。该实施方式因此允许利用当前脉冲循环中良好限定的位置来生成每个当前数据采样，同时放松了对于生成第一数据采样的数据采样设备的要求。

[0030] 在一个这样的实施方式中，信号处理器被构造为与脉冲循环同步地获得当前数据采样。

[0031] 在一个实施方式中，装置进一步包括用于表示第一脉冲生成器的脉冲循环的同步信号的输入部，并且信号处理器在获得当前数据采样、计算参考值和进行减法运算中的至少一个中响应于同步信号。

[0032] 在一个实施方式，含流体系统包括体外血液处理设备、人体对象的心血管系统和体外血液处理设备与心血管系统之间的流体连接，其中，第一脉冲生成器与体外血液处理设备关联并且第二脉冲生成器与人体对象关联。

[0033] 在一个实施方式中，信号处理器被构造为重复地获得当前数据采样并且计算参考值以生成形成当前脉冲循环内的所述至少一个第一脉冲的估计的时间分布的参考值的时间序列。

[0034] 在一个实施方式中，信号处理器被构造为进行减法运算以生成形成第二脉冲的时间分布的当前输出采样的时间序列。

[0035] 在一个实施方式中，信号处理器被构造为对于每个当前脉冲循环生成至少三个输出采样。

[0036] 在一个实施方式中，第一脉冲生成器包括蠕动泵，其包括具有至少一个辊的转子，并且其中，每个脉冲循环对应于转子的完整旋转。在替选实施方式中，第一脉冲生成器包括蠕动泵，其包括具有多个辊的转子，并且其中，转子的每个完整旋转生成与辊的数目相同数目的脉冲循环。

[0037] CS方案的第二方面是一种用于处理与第一脉冲生成器和第二脉冲生成器关联的含流体系统中从压力传感器获得的时间相关压力信号的装置。压力传感器被布置在含流体系统中以检测源自第一脉冲生成器的第一脉冲和源自第二脉冲生成器的第二脉冲，其中，第一脉冲生成器按照脉冲循环的序列操作，每个脉冲循环导致至少一个第一脉冲，装置包括：用于重复地获得压力信号中当前脉冲循环内的当前数据采样的装置；用于对于当前脉冲循环中的每个当前数据采样计算作为压力信号中的一个或多个其它脉冲循环中的循环同步数据采样的函数的参考值的装置，循环同步数据采样被获得为在所述一个或多个其它脉冲循环中具有对应于当前脉冲循环中的当前数据采样的位置的位置；以及用于使用对于当前数据采样获得的所述参考值作为输入来对当前数据采样进行减法运算以生成基本上不具有能够归属于所述至少一个第一脉冲的信号分量的当前输出采样的装置。

[0038] CS方案的第三方面是一种用于血液处理的设备，其包括体外流路，其被构造为与人体对象的血管接入部流体连通并且用于将血液从人体对象的心血管系统通过血液处理装置循环返回到心血管系统；以及第一或第二方面的装置。

[0039] CS方案的第四方面是一种处理与第一脉冲生成器和第二脉冲生成器关联的含流体系统中从压力传感器获得的时间相关压力信号的方法。压力传感器被布置在含流体系统中以检测源自第一脉冲生成器的第一脉冲和源自第二脉冲生成器的第二脉冲，其中，第一脉冲生成器按照脉冲循环的序列操作，每个脉冲循环导致至少一个第一脉冲，该方法包括：重复地获得压力信号中当前脉冲循环内的当前数据采样；对于当前脉冲循环中的每个当前数据采样计算作为压力信号中的一个或多个其它脉冲循环中的循环同步数据采样的函数的参考值，循环同步数据采样被获得为在所述一个或多个其它脉冲循环中具有对应于当前脉冲循环中的当前数据采样的位置的位置；以及使用对于当前数据采样获得的所述参考值作为输入来对当前数据采样进行减法运算以生成基本上不具有能够归属于所述至少一个第一脉冲的信号分量的当前输出采样。

[0040] CS方案的第五方面是一种计算机可读介质，其包括计算机指令，该计算机指令在由处理器执行时使得处理器执行第四方面的方法。

[0041] CS方案的第一方面的上述实施方式中的任一个可以修改和实施为CS方案的上述第二至第五方面的实施方式。

[0042] PP方案的第一方面是一种用于处理与第一脉冲生成器和第二脉冲生成器关联的含流体系统中从压力传感器获得的时间相关压力信号的装置。压力传感器被布置在含流体系统中以检测源自第一脉冲生成器的第一脉冲和源自第二脉冲生成器的第二脉冲，其中，第一脉冲生成器按照脉冲循环的序列操作，每个脉冲循环导致至少一个第一脉冲。装置包括：用于压力信号的输入部和信号处理器，其连接到所述输入部并且被构造为：重复地获得压力信号中当前脉冲循环内的当前数据采样；对于当前脉冲循环内的每个当前数据采样计算作为当前数据采样的估计的参考值，通过基于与压力信号中的当前数据采样邻近的至少两个数据采样的计算来计算该估计；以及使用对于当前数据采样获得的所述参考值作为输入对于当前数据采样进行减法运算，以生成基本上不具有能够归属于所述至少一个第一脉冲的信号分量的当前输出采样。

[0043] 根据实施，所述至少两个数据采样可以位于压力信号中当前数据采样的前面和/或后面。后面的数据采样的使用通常要求某种形式的数据采样的缓冲。

[0044] 在PP方案的一个实施方式中，信号处理器被构造为通过将权重因数施加于至少两个数据采样中的每一个来计算所述预测。信号处理器可以进一步包括自适应滤波器，其被构造为基于当前数据采样和当前输出采样之间的差自适应地确定每个权重因数。

[0045] PP方案的第二方面是一种用于处理与第一脉冲生成器和第二脉冲生成器关联的含流体系统中从压力传感器获得的时间相关压力信号的装置。压力传感器被布置在含流体系统中以检测源自第一脉冲生成器的第一脉冲和源自第二脉冲生成器的第二脉冲，其中，第一脉冲生成器按照脉冲循环的序列操作，每个脉冲循环导致至少一个第一脉冲。装置包括：用于重复地获得压力信号中当前脉冲循环内的当前数据采样的装置；用于对于当前脉冲循环中的每个当前数据采样计算作为当前数据采样的估计的参考值的装置，通过压力信号中与当前数据采样邻近的至少两个数据采样的预测来计算该估计；以及使用对于当前数据采样获得的所述参考值作为输入对于当前数据采样进行减法运算，以生成基本上与能够归属于所述至少一个第一脉冲的信号分量无关的当前输出采样的装置。

[0046] PP方案的第三方面是一种用于血液处理的设备，其包括体外流路，其被构造为与人体对象的血管接入部流体连通并且用于将血液从人体对象的心血管系统通过血液处理装置循环回心血管系统；以及第一或第二方面的装置。

[0047] PP方案的第四方面是一种用于处理与第一脉冲生成器和第二脉冲生成器关联的含流体系统中从压力传感器获得的时间相关压力信号的方法。压力传感器被布置在含流体系统中以检测源自第一脉冲生成器的第一脉冲和源自第二脉冲生成器的第二脉冲，其中，第一脉冲生成器按照脉冲循环的序列操作，每个脉冲循环导致至少一个第一脉冲。方法包括：重复地获得压力信号中当前脉冲循环内的当前数据采样；对于当前脉冲循环中的每个当前数据采样计算作为当前数据采样的估计的参考值，通过压力信号中与当前数据采样邻近的至少两个数据采样的预测来计算该估计；以及使用对于当前数据采样获得的所述参考值作为输入对于当前数据采样进行减法运算，以生成基本上不具有能够归属于所述至少一个第一脉冲的信号分量的当前输出采样。

[0048] PP方案的第五方面是一种计算机可读介质，其包括计算机指令，该计算机指令在由处理器执行时使得处理器执行第四方面的方法。

[0049] PP方案的第一方面的上述实施方式中的任一个可以修改和实施为PP方案的上述第二至第五方面的实施方式。

[0050] 根据下面的详细描述，根据所附权利要求以及附图，本发明的其它目的、特征、方面和优点将更加明显。

附图说明

[0051] 现在将参照所附的示意性附图详细地描述本发明的实施方式。

[0052] 图1是其中可以使用本发明的数据处理用于对压力信号进行滤波的通常的含流体系统的示意图。

[0053] 图2是用于本发明的滤波处理的实施方式的流程图。

[0054] 图3A是指示所选择的数据采样的压力信号的曲线图，并且图3B-图3H为了示出本发明的不同实施方式的目的示出了图3A的数据采样的子集。

[0055] 图4是用于包括体外血液流路的血液透析治疗的系统的示意图。

[0056] 图5A是作为时间的函数的压力信号的曲线图，并且图5B是滤波之后的压力信号的曲线图。

[0057] 图6至图14是根据本发明的不同实施方式的滤波器结构的示意图。

具体实施方式

[0058] 在下面，将大致参考含流体系统来描述本发明的示例性实施方式。之后，将在用于体外血液治疗的系统的背景下进一步描述本发明的实施方式和实施。

[0059] 在下面的描述中，由相同的附图标记表示相同的元件。

[0060] 概述

[0061] 图1示出了其中在第一含流体子系统S1与第二含流体子系统S2之间建立流体连接C的含流体系统。流体连接C可以或可以不将流体从一个子系统传输到另一个。第一脉冲生成器3被布置为在第一子系统S1内的流体中生成一系列压力波，并且第二脉冲生成器3’被布置为在第二子系统S2内的流体中生成一系列压力波。压力传感器4a被布置为测量第一子系统S1中的流体压力。由第二脉冲生成器3’生成的压力波将从第二子系统S2经由连接C行进到第一子系统S1，并且因此，除了源自第一脉冲生成器3的第一脉冲（波形）之外，源自第二脉冲生成器3’的第二脉冲（波形）将由压力传感器4a检测到。将注意的是，第一脉冲生成器3和第二脉冲生成器3’中的任一个可以包括多于一个的脉冲生成装置。此外，任何这样的脉冲生成装置可以或可以不是各子系统S1、S2的一部分。

[0062] 图1的系统进一步包括连接到压力传感器4a、4b、4c、4d中的一个或多个的监视装置25，如图1中所示。从而，监视装置25获取时间相关的一个或多个压力信号以提供第一子系统S1中的流体压力的实时表示。

[0063] 一般来说，监视装置25被构造为通过在压力信号中的一个中隔离并分析一个或多个第二脉冲来监视含流体系统的运行状态或运行参数。可以对于第二子系统S2的各种特性来监视运行状态或参数。如果第二子系统S2是人体对象，则如下面所描述的，可以为了评估人体对象的心脏脉冲速率或血压来监视运行状态或参数。另外，如下面将要进一步示出的，可以监视运行状态或参数以识别第一或第二子系统S1、S2、第二脉冲生成器3’或流体连接C中的故障状况。在识别出故障状况时，监视装置25可以发出警告或警报信号和/或提醒第一或第二子系统S1、S2的控制系统以采取适当的动作。替选地或额外地，监视装置25可以被构造为存储或输出（例如，显示）运行状态或参数的值的时间序列。

[0064] 根据实施，监视装置25可以使用数字组件或模拟组件或其组合来接收和处理压力信号。装置25可以是计算机或类似的数据处理装置，其根据本发明的不同实施方式而具有获取和处理压力信号的足够的硬件。本发明的实施方式例如可以由在计算机可读介质上提供的用于由装置25中与电子存储器25b结合使用的处理器25a执行的软件指令来实施。

[0065] 通常，监视装置25被构造为重复地处理时间相关压力信号以隔离压力信号中的第二脉冲（如果存在的话）。在图2的流程图中示意性地示出了该处理。

[0066] 图2中的处理对于由例如与第一脉冲生成器3和第二脉冲生成器3’关联的图1的含流体系统中的压力传感器4a测量的时间相关压力信号进行操作。如上所述，通过在源自第一和第二脉冲生成器3、3’的信号分量中隔离源自第二脉冲生成器3’的信号分量来对压力信号进行处理以便于监视含流体系统的运行状态或参数。处理包括从压力信号获得当前数据采样的步骤202以及获得表示压力信号中的至少一个之前的数据采样的参考值的步骤203。在步骤204，使用参考值作为输入对当前数据采样进行减法运行以基本上消除归属于第一脉冲（第一脉冲贡献）的任何信号分量。步骤204的结果是基本上不具有归属于第一脉冲的信号分量的输出采样。“基本上不具有”表示从压力信号中移除了第一脉冲贡献使得为了监视上述运行状态或参数的目的而可以检测和分析来自第二脉冲的任何信号贡献。步骤202-204在连续的时间步骤重复，从而步骤202对于每次重复在压力信号中前进一个时间步骤。在一个实施中，输入的压力信号是数字的并且由数据采样的时间序列形成，其中步骤202-204可以（但不必）对于压力信号中的每个数据采样重复。在另外的实施中，输入的压力信号是模拟的，并且步骤202-204包括用于从压力信号提取当前数据采样的初始模数转换。或者，步骤202-204可以实施模拟处理，其中，所选择的时间点的压力信号中的压力值形成当前数据采样。与实施无关地，图2中的处理对于压力信号中的数据采样的序列进行运算并且生成输出采样的对应序列。对于压力信号包含第一和第二脉冲的情况，输出采样的序列包括所述一个或多个第二脉冲或其一部分，其可以在步骤205对于各种特性而进行评估以监视含流体系统的运行状态或运行参数。

[0067] 对于本发明概念的介绍。

[0068] 如图2中所示，参考值表示压力信号中的至少一个之前的数据采样。“之前的数据采样”因此是压力信号中与当前数据采样相对的较早的数据采样。之前的数据采样可以例如位于当前数据采样之前并且紧挨着当前数据采样或者可以位于当前数据采样前面的一个或更多脉冲周期处。“脉冲循环”或“循环”被与第一脉冲生成器3的操作相关地定义，并且每个循环包括至少一个第一脉冲。应注意的是，循环的定义可以在某种程度上是任意的，并且循环可以包含任何数目的第一脉冲，只要每个第一脉冲具有已知的和/或可预测的循环内的位置。在一个示例中，第一生成器是蠕动泵，并且循环可以表示一个完整的泵组件旋转或者对应于转子角度间隔（例如，图4中的泵3的转子30）的部分泵组件旋转。蠕动泵可以包括任何数目的辊，但是通常的数目为2或3。在下面的基于具有两个辊的蠕动泵的示例中，每个循环被定义为转子及其辊的完整旋转（360度）并且包括两个第一脉冲，每个脉冲是当两个辊中的一个啮合管部分以将流体推过管部分时生成的，如本领域中技术人员所公知的那样。虽然辊可以均匀地围绕循环分布并且能够使用对称性来将完整的辊旋转划分为每个辊之间的循环，制造和设计差异可以使得使用完整的泵组件旋转而不是依赖于对称性是有利的。然而，如果采用平衡辊，则循环可以定义为包括单个第一脉冲，使得连续的循环与不同的辊关联。

[0069] 如这里使用的，与当前数据采样具有相同或至少非常类似的循环内的时序的之前的数据采样被表示为“循环同步数据采样”。除非另有所述，否则循环同步数据采样在之前的循环中具有对应于当前循环中的当前数据采样的相对位置的相对位置。

[0070] 参考值可以是两个或更多前面紧邻的采样或从两个或更多之前的循环获得的两个或更多循环同步数据采样的平均值（可能加权）。在下面的示例中，循环同步数据采样是从一个或多个前面紧邻的循环获取的。然而，原则上，循环同步采样可以取自任何前面的循环，但是可以通过使用在时间上与当前数据采样紧邻的循环来实现更大的准确性，这是因为可能的是，这些循环在与当前循环类似的运行状况（例如，泵送速率、平均流体压力、顺从体积、泵闭塞等等）下生成的。在下面描述的示例中，参考值是基于取自与当前循环具有固定和预定关系的前面的循环的循环同步采样生成的。然而，在变形例中，可以实施选择机制以通过比较当前循环的运行状况（泵送速率、平均流体压力等等）与前面的循环的集合中的每一个来动态地选择将用于获得循环同步采样的前面的循环。前面的循环的动态选择可以简单地通过在计算平均值（参见图9、图10、图11和图12中的滤波器结构）时动态地为每个循环同步采样设置权重因数来实施。

[0071] 在图5中示出的本发明的滤波的效果，其中图5A示出了以相对幅值为10：1包含第一和第二脉冲的时间相关压力信号d(n)的示例。第一和第二脉冲分别具有1Hz和1.33Hz的频率。由于幅值的差异，压力信号主要为第一脉冲。图5B示出了在将本发明的滤波技术应用于压力信号d(n)之后获得的时间相关滤波后信号e(n)。滤波后信号e(n)由第二脉冲和噪声构成。应注意的是，在大约4秒之后不存在第二脉冲，这可以由监视装置（图1中的25）观察到并且识别为含流体系统的故障状况（例如，流体连接C的中断）。

[0072] 在下面，将描述在给定时间估计或生成第一脉冲贡献（泵送脉冲贡献）并且提取压力信号的第二（生理）脉冲的示例性实施方式。

[0073] 图3A示出了由图1中的压力传感器4a测量的时间相关压力信号的示例。压力信号包括来自第一脉冲生成器3和第二脉冲生成器3’的叠加的贡献，其中，第一脉冲生成器3主导了压力信号的形状。随着该信号，利用例如C1、C2、C3等等用于第二之前的脉冲循环等等中的循环同步数据采样的第一之前的脉冲循环P21、P22、P23中的循环同步数据采样的当前数据采样P11、P12、P13来指示多个采样。N表示每个脉冲循环中的数据采样的数目。将在下面结合图3B-图3H来解释所指示的数据采样。此外，压力信号已经根据第一脉冲生成器3的连续的脉冲循环的持续时间划分为多个连续的部分。在所示的示例中，第一脉冲生成器3是具有两个辊的蠕动泵，并且每个脉冲循环被定义为包括两个第一脉冲。如上面解释的，每个脉冲循环从而对应于转子的完整旋转。脉冲循环已经表示了当前脉冲循环、第一之前的脉冲循环、第二之前的脉冲循环和第三之前的脉冲循环。可以使用任何数目的之前的脉冲循环，但是为了简单起见仅示出了三个。

[0074] 示例I。基于之前紧邻的脉冲循环的对应的循环同步采样的参考值。

[0075] 图3B示出了其中基于之前紧邻的脉冲循环的对应的循环同步采样获得的参考值的第一示例。图3B示出了当前脉冲循环中来自第一位置的当前数据采样C1和第一之前的脉冲循环中对应于当前脉冲循环中的当前数据采样的相对位置的第一位置的一个之前的循环同步数据采样P11。在具有蠕动泵的示例中，循环同步数据采样P11是在对应于转子的之前的一个完整旋转（即，之前的360度）的时刻获得的。

[0076] 图6是实施图2中的处理以实现图3B中指示的数据处理的滤波器结构31的示意-△图。在图6中，包括块Z 以实施在压力信号中获得具有对于当前数据采样d(n)适合的负延迟（-Δ）的之前的数据采样u(n)的步骤。该延迟被适当地选择使得之前的数据采样u(n)是循环同步数据采样。在所示的示例中，Δ被设置为对应于360°的时间值。之前的数据采样在乘法块X中与权重因数W1相乘，这产生了参考值，这里，通过直接使用之前的数据采样（由设置为1的权重因数W1指示）来进行该乘法。获得的参考值被输入到求和块∑，其执行从当前数据采样d(n)减去参考值的减法（图2中的步骤204）以生成输出采样e(n)。因此，在图6中，使用之前的数据采样P11作为参考值来对当前数据采样C1进行减法运算，以生成基本上不具有归属于第一脉冲的信号分量的输出采样。对于连续的当前数据采样的序列重复如图3B中的处理那样生成的输出采样的序列，然而这通常由于第二脉冲通常（至少部分地）存在于当前脉冲循环和之前的脉冲循环中并且处于不同位置（由于第一和第二脉冲通常以不同速率产生）而将不是第二脉冲的真实表示。因此，输出采样的序列生成了滤波后的信号，其包括当前脉冲循环中的第二脉冲（的一部分）和之前的循环中的第二脉冲（的一部分）的负版本（即，后者叠加在前者之上但是具有相反的符号并且延迟了一个完整的第一脉冲生成器循环）。

[0077] 将理解的是，图6中的滤波器结构31以及将在下面描述的图7至图12中的滤波器结构31用于在概念上解释不同的实施方式。因此，施加负延迟并且生成参考值的功能可以由信号处理器（图1中的25a）来实施，而重复地执行图2中的处理的步骤202-204，从而在步骤202-204的一个迭代中生成参考值并且存储在电子存储器（图1中的25b）并且在接下来的步骤202-204的迭代中从电子存储器获取。也能够使用创建信号的实际延迟版本的电子组件的组合。

[0078] 图3C示出了其中参考值被计算为循环同步数据采样P11和之前紧邻的脉冲循环中的循环同步数据采样的两个相邻的数据采样P12和P2N的聚合（“相邻聚合”）。相邻聚合可以产生参考值的更好的近似并且描述了数据采样的组合并且可以包括数据采样的加权或非加权求和，例如，P11、P12和P2N的平均。

[0079] 图7是与图6类似的滤波器结构31的示意图，其中，用于生成参考值的乘法块X已经由用于相邻聚合（例如，通过求和（可能包括可以单独地设置以实现改进的参考值的权重因数））的聚合块32（“滤波”）代替。虽然图7指示聚合块32接收各个循环同步数据采样，但是了解的是，聚合块可以被构造为在循环同步值的一侧或两侧的（当前数据采样的）循环同步值与相邻的数据采样的聚合来对循环同步数据采样的输入流进行处理以对于每个当前数据采样d(n)生成参考值。

[0080] 图8是与图7类似的滤波器结构31的示意图，其中，聚合块32已经补充有自适应块34，其被构造为基于循环同步采样u(n)和输出采样e(n)自适应地确定每个权重因数。聚合块32和自适应块34限定由36表示的自适应滤波。自适应块34的算法可以被构造为自动地且自适应地调整聚合块32的权重因数以实现对于近似的参考值的最佳拟合以最小化或优化输出采样e(n)。自适应算法包括例如递归最小平方（RLS）方法和最小平均平方（LMS）方法。

[0081] 示例II。基于多个之前的脉冲循环的对应的循环同步采样的参考值

[0082] 图3D示出了多个之前的脉冲循环的对应的循环同步采样用于获得参考值的第二示例。图3D示出了当前脉冲循环中来自第一位置的第一当前数据采样C1和第一、第二和第三之前的脉冲循环中来自对应于第一当前脉冲循环中的第一当前数据采样的位置的位置的第一、第二和第三之前的循环同步数据采样P11、P21和P31。参考值被计算为第一、第二和第三数据采样P11、P21和P31的聚合。使用参考值对于当前数据采样进行减法运算以生成基本上不具有归属于第一脉冲的信号分量的输出采样。

[0083] 对于图3E中所示的当前采样C2及其循环同步数据采样P12、P22和P32，对于图3F中所示的当前采样C3及其循环同步数据采样P13、P23和P33等等重复该过程。

[0084] 在蠕动泵的示例中，第一之前的循环同步数据采样P11、P12和P13分别在对应于转子的前一个完整旋转（即，前360°）的时刻获得。

[0085] 图9是实施图2中的处理以实现图3D-图3F中所示的数据处理的滤波器结构31-△ -2△ -M△的示意图。在图9中，块Z 、Z 至Z 包括在聚合块32中并且被构造为在压力信号中获得具有对于当前数据采样d(n)的适合的负延迟（-Δ）、（-2Δ）至（-MΔ）的之前的数据采样。延迟被适当地选择为使得之前的数据采样是循环同步数据采样。在所示的示例中，Δ被设置为对应于360°的时间值。每个之前的数据采样在乘法块X中与各权重因数（W1至WM）相乘并且由求和块∑加在一起以生成参考值获得的参考值被输入到下游的求和块∑，其进行从当前数据采样d(n)减去参考值的减法运算（图2中的步骤204）以生成输出采样e(n)。因此，在图9中，使用之前的数据采样（例如，P11、P21和P31，如果M=3）的聚合作为参考值来对当前数据采样（例如，C1）进行减法运算，以生成基本上不具有归属于第一脉冲的信号分量的输出采样。

[0086] 如果各权重因数Wi（i=1至M）被设置为-Wi（其中，|W|＜1，并且如果M→∞），则图9中的滤波器结构31可以实施为反馈环。在图13中示出了具有这样的反馈环的滤波器结构31，其中在将权重因数W在乘法块X中施加于循环同步输出采样e(n-Δ)之后，之前的循环（由块Z-△生成）的循环同步输出采样e(n-Δ)被在求和块∑中与当前数据采样d(n)相加。虽然容易实施，但是这样的反馈环具有要求不同循环的权重之间的固定关系的缺陷。与循环同步数据采样类似地，对于之前的循环中对应于当前循环中的当前数据采样的相对位置的相对位置计算“循环同步输出采样”。

[0087] 图10是与图9类似的滤波器结构31的示意图，其中，聚合块32补充有进行自适应功能的自适应块34，其被构造为自适应地确定聚合块32的权重因数W1至WM以实现近似的参考值的最佳拟合。自适应块34可以如参考图8描述的那样来构造。

[0088] 图3G示出了第二示例的变形例，其中，参考值被计算为循环同步数据采样P11、P21和P31的聚合，其中循环同步数据采样P11、P21和P31中的每一个相应地分别与两个相邻的数据采样P12和P2N；P22、P3N；和P32、P4N聚合（通过相邻聚合）。因此，该变形例表示涉及相邻的数据采样的图3C中的示例与涉及多个之前的脉冲循环的循环同步采样的图3D-3F中的示例的组合。

[0089] 图11是进行图2中的处理以实现图3G中所示的数据处理的滤波器结构31的示意图。在图11，聚合块32被构造为聚合由具有适合的负延迟（-Δ）、（-2Δ）至（-MΔ）的块-△ -2△ -M△ -1 -（K-1）Z 、Z 至Z 获得的之前的（循环同步的）数据采样与由块Z 至Z 获得的各相邻的数据采样进行聚合。之前的数据采样被在施加权重因数W1至WMK的同时使用求和块∑来聚合。获得的参考值被输入到下游求和块∑，其执行从当前数据采样d(n)减去参考值的减法（图2中的步骤204）以生成输出采样e(n)。与图7中类似地，图11中的聚合块32可以被构造为通过在循环同步值的一侧或两侧的（当前数据采样的）循环同步值与相邻的数据采样的聚合来对循环同步数据采样的输入流进行处理以对于每个当前数据采样d(n)生成参考值因此，参考图3C，图11中的滤波器结构31可以使用围绕P11、P21和P31周围的相邻聚合的之前的数据采样的聚合作为参考值来对当前数据采样C进行减法运算，以生成基本上不具有归属于第一脉冲的信号分量的输出采样。

[0090] 图12是与图11类似的滤波器结构31的示意图，其中聚合块32补充有进行自适应功能的自适应块34，其被构造为自适应地确定聚合块32的权重因数W1至WMK以实现近似的参考值的最佳拟合。自适应块34可以如参考图8描述的那样来构造。

[0091] 示例III。基于与当前采样相邻的采样的预测的参考值

[0092] 图3H示出了第三示例，其中，基于与压力信号中与当前数据采样C1相邻的两个之前的数据采样P1N和P1N-1来获得参考值。通过外插两个之前的数据采样P1N和P1N-1来计算参考值。图9中的滤波器结构31可以通过设置M=2和Δ=1（即，一个时间步骤的延迟）以实现图3H中的数据处理来实施。每个之前的数据采样在乘法块X中与各权重因数W1至WM相乘并且在求和块∑加在一起以生成外差或预测的参考值使用预测的参考值对当前的数据采样C1进行减法运算，以生成基本上不具有归属于第一脉冲的信号分量的输出采样e(n)。两个或更多前面紧邻的数据采样可以用于预测或外插。原则上，任何之前的值可以用作当前数据采样的预测或外差的基础，但是通过选择在时间上最接近当前数据采样的之前的数据采样可以实现更高的准确性。

[0093] 权重因数被适当地设置为使得预测参考值被生成为之前的数据采样之间的改变（偏差）的速率和之前的数据采样之间的绝对水平的函数。例如，参考图3H，预测的参考值可以由其中，第一项表示绝对压力水平的加权贡献并且第二项表示压力的改变速率的加权贡献。因此显而易见的是，可以通过两个或更多之前的数据采样的加权组合来生成适当地预测的参考值。

[0094] 根据第三示例的滤波技术可以在第二脉冲相对于第一脉冲较弱时（例如，当第二脉冲与第一脉冲的幅值（振幅）比率小于大约10%、5%或1%时）是特别有用的。随着M的增加，滤波技术移除相对较强的第二脉冲的能力可以得到改进。

[0095] 通过包括如参考图10示出和描述的自适应地确定权重因数的块34而获得变形例。

[0096] 将自适应滤波器36包括在滤波器结构31（例如，如图8、10和12所示）的一般性质在于滤波器结构31可以在之前的数据采样包括第一脉冲贡献和第二脉冲贡献的情况下使得朝向消除第一脉冲贡献同时保留第二脉冲贡献的方向收敛。因此，输出采样e(n)将包含第二脉冲贡献，这是因为滤波器36不能够在参考值中再现第二脉冲贡献。

[0097] 示例IV.递归滤波

[0098] 第四示例涉及递归方法，其中，来自参考值的之前的计算的平均被重新用作第一部分并且附加值用作第二部分以推导将从当前数据采样减去的新的平均值。该过程可以对于每个连续的时间步骤重复以在压力信号中存在第二脉冲的情况下隔离第二脉冲。这样的递归滤波可以由如图7中所示的滤波器结构31来实施，其中滤波器32被构造为基于循环同步数据采样d(n-Δ)对于每个时间点n递归地生成参考值如将要示出的，滤波器32可以实施为卡尔曼滤波器。

[0099] 卡尔曼滤波器的定义

[0100] 卡尔曼滤波器通常用于根据测量估计动态系统中的状态。根据动态系统的结构，可以能够使用关于系统结构的知识仅根据单个测量来估计任何数目的状态。如这里使用的，m表示状态的数目。以状态空间形式描述的分立时间中的动态系统（不具有控制输入并且具有一个输出）的一般结构为

[0101] x(n+1)=A(n)·x(n)+v(n) (1)

[0102] d(n)=C(n)·x(n)+e(n)

[0103] m个状态被收集在矢量x中，并且测量d在我们的情况中是标量，但在通常的情况下可以是任何长度的矢量。矩阵A和矢量C确定系统的结构，并且可以（如等式1中所示）是随时间变化的。扰动v和e分别是与x和d维度相同的任意矢量并且分别具有零的平均2
值和协方差R和σ。

[0104] 卡尔曼滤波器可以被构造为使得状态矢量x（n）中的每个元素对应于当前脉冲循环内的参考值中的一个。卡尔曼滤波器从而被构造为在每个脉冲循环期间，估计矢量中收集的m个参考值：

[0105]

[0106] 这里，是时间n处的第一脉冲贡献的时间n-1处进行的估计，并且d(n)是时间n处的当前时间采样。用于K(n)的表达式包含矩阵P(n)，其是时间n处的估计误差（即，估计误差的大小）的协方差。根据下式来计算：

[0107]

[0108] 可以有利的是，识别其中矩阵A和矢量C在时间上恒定的结构，这是因为矩阵P和矢量K然后收敛到可以预先计算的恒定值。

[0109] 一般的卡尔曼滤波器应用于第一脉冲贡献的估计

[0110] 脉冲循环内的每个数据采样d与将要估计的模型中的一个状态关联。在每个时间点，这些数据采样中的一个被利用还包括第二脉冲的影响的误差来测量。

[0111] 如果我们假设第一脉冲在时间上是恒定的（即，形状从循环到循环保持相同），则状态的模型是状态恒定。因此，矩阵A不仅是常数，而且与恒等矩阵（其是将在上述等式1-3中消失的特别简单的矩阵）相同。利用该模型，测量其它状态之后的一个状态。因此，矢量C将不会恒定并且将在每次测量之间改变。当测量第一状态x1时，矢量C将为（10000…0），并且当测量下一状态x2时，其将是（0100…0），以此类推。

[0112] 具有常数参数的卡尔曼滤波器

[0113] 继续上面的描述，还能够发现下述模型，其中，A和C都是常量，其由于矩阵P和矢量K收敛到如上所述可以预先计算的恒定值而是有利的。这通过随着我们改变测量的点而连续地改变状态的编号来实现。例如，当前测量的状态可以始终表示为x1。对于每个新的数据采样，对状态进行重新编码。例如，在下一时间间隔，第二状态被设置为第一状态，第三状态被设置为第二状态，以此类推，直到最后的状态，其被设置为第一状态。对于m=4（作为示例），通过下述选择来实现：

[0114]

[0115] C=(1 0 0 0)

[0116] 利用C矢量的该定义，等式2产生了其中，表示第一状态的估计。如果我们假设第一脉冲的序列相同，R可以被设置为零，即，R=0，这表示在用于下一时间间隔的状态中不存在噪声，即下一状态完全与上一时间间隔测量的之前的状态相同（x1(n+1)=x2(n)，x2(n+1)=x3(n)等等）。然而，一般来说，测量噪声e由于在压力信号中始终存在误差并且其还包含变化的第二脉冲而从不为零。

[0117] 在实际中，可以假设第一脉冲分布在测量任务期间略微地改变，但是在脉冲循环之间具有非常小的改变。因此，R可以被设置为非常小的数字。另外，能够根据等式2和等2
式3看到的是，只有协方差R和σ 的比率是重要的。应用于该比率的实际值可以根据实际测试来确定，使得分布估计的移动性变得合理。

[0118] 在协方差和矩阵A和矢量C被确定的情况下，第一脉冲分布估计由用于估计和用于P的初始值并且通过测量（数据采样）d来确定。初始状态估计通常是未知的，并且P的初始值可以被设置为非常大的数字，这是因为其应该反映初始估计中的不确定性。利用非常大的P，初始状态估计可以被设置为零，这是因为其将在下一时间步骤被立即校正。通常，P因此被初始地设置为具有大量元素（例如，1000个）的对角矩阵。

[0119] 在由等式4（对于任意m）给出A和C并且P初始为对角矩阵的情况下，P将在剩余的步骤中继续为对角矩阵。矢量K将在除了最后的元素之外的所有元素中具有零。矩阵P将收敛到常数矩阵并且K矢量将收敛到常数矢量在由等式4（对于任意m）给出A和C的情况下，矢量中的元素i=1至m-1将为零，并且元素i=m将等于非零值k。

[0120] 与第一阶滤波器的集合比较

[0121] 利用之前的描述，除了最后的一个之外的所有K矢量元素为零。因此，除了最后一个之外的所有估计将被重新编号而没有任何更新。只有最后状态的下一值将根据测量d来更新，这是因为当当前状态编号2将是在下一时间间隔将要更新的状态编号1时，状态编号1将是下一时间间隔的上一状态。因此，第一脉冲中的每个点将对于所有状态的测量的每个完整集合更新一次。在K矢量收敛之后，我们得到：

[0122] 对于所有i=1....m-1 (5)

[0123] 而

[0124]

[0125] 组合等式5和等式6获得：

[0126]

[0127] 这等于

[0128]

[0129] 因此这是我们每次（即，每第m测量）对状态的更新，我们具有脉冲循环中与该点相关的新的测量。这是与正常的第一阶滤波相同的结构，其中，时间常量为l/k采样间隔，例如，对应于蠕动泵的情况下的完整转子旋转的时间。2 2

[0130] 根据上述等式，可以看到的是，K将收敛到由k=m×R/σ 近似给出的值，只要其远低于1（如其应该的那样）。上述卡尔曼滤波器可以然后替换为时间常量为l/k采样间隔的m个第一阶滤波器的集合。

[0131] 能够看到的是，根据等式8的数据处理可以串行地组合图6和图13的结构并且通过使用图13的结构中的特定权重因数来实施。图14示出了当滤波器32是卡尔曼滤波器时实施图7中的滤波器结构31的滤波器结构31。具体地，图14中的滤波器结构31包括求-△和块∑，其用于计算当前数据采样d(n)和由块Z 获得的循环同步数据采样u(n)之间的-Δ
差值。下游的求和块∑将当前输出采样e(n)生成为该差值与由块Z 生成并且由乘法块X适当地施加权重的循环同步输出采样e(n-Δ)的和。乘法块X被构造为施加由l-k（0＜k＜l）给出的权重因数W，从而图14中的滤波器结构31实施上述卡尔曼滤波器。

[0132] 使用额外状态的缓慢漂移的消除

[0133] 除了包括来自第一和第二脉冲生成器的脉冲之外，还可以存在来自例如透析器（参见图4中的6）的透析流体侧或者血线和压力传感器的移动的影响的对于缓慢漂移有贡献的分量。缓慢漂移可以在卡尔曼滤波器中使用一个或两个额外的状态而包括在模型中。一个额外的状态可以用于表示漂移的当前大小，并且模型可以然后像其它状态那样调整该参数。还能够假设该额外的状态通过在每个步骤中添加白色噪声（v）来略微地移动。该噪声的协方差可以设置为比其它状态高得多，这是因为第一脉冲很可能比改变漂移更恒定。
用于该额外的状态xm+1的模型然后将为：

[0134] xm+1(n+1)=xm+1(n)+vm+1(n) (9)

[0135] 在该状态与其它状态之间不存在耦合，并且A矩阵添加有一个额外的列和一个额外的行，其中，除了为1的新的对角元素之外的所有元素都为零。额外的状态然后通过在末端具有额外的1的C矢量的扩展进入测量等式

[0136] d(n)=x1(n)+xm+1(n)+e(n)=C·x(n)+e(n)=(1 0 0 0 1)·x(n)+e(n) (l0)[0137] 可选地，可以使用另外的状态来估计漂移的斜率。模型然后假设漂移的水平不恒定，而是在每个新的时间点按其斜率改变。替代地，斜率将假设为在每个新的时间点添加有噪声的常量。利用表示为xm+2的斜率并且水平仍然为xm+1的新的状态，我们将获得漂移模型[0138] xm+1(n+1)=xm+1(n)+xm+2(n) (11)

[0139] xm+2(n+1)=xm+2(n)+vm+2(n)

[0140] 该模型通过将两个行和两个列添加到原始的A矩阵来并入到总的模型中，其中，头m行和列中的所有元素为零，倒数第二行的两个最后的列都为1，并且最后的行的两个最后的列分别为0和1。用于元素m+1的矩阵R中的协方差值为零。测量等式仅通过将一个额外的零添加到C矢量来改变，这是因为斜率不会直接进入，而是仅通过大小进入。

[0141] 通过差分的缓慢漂移的消除

[0142] 在上述卡尔曼滤波器技术中，第一脉冲分布中的漂移被估计为单独的状态，其没有耦合到第一脉冲。该状态不能够允许太快速的改变，这是因为其也包含了所有测量噪声。另外，当额外的状态被包括在模型中时，P矩阵将不再为对角，即使初始值是对角的，使得计算更加复杂并且需要处理器。

[0143] 不同的方案利用第一脉冲分布的漂移常常可以由前面的数据采样推导出的事实，并且假设第一脉冲分布的偏差在下一采样中是相同的。因此，一个采样中与第一脉冲分布的偏差可以用于预测下一采样中的预计偏差。这可以通过估计第一脉冲分布中的连续差而不是第一脉冲分布本身来实现。这可以使用与上述相同的等式来进行，但是测量d(n)现在被替换为从之前的值到当前的值的压力值的改变（即，d(n)-d(n-1)）。因此，图2中的步骤202可以包括通过取邻近的压力值（例如，当前的压力值和之前紧邻的压力值）之间的差来转换输入的压力值的子步骤，使得接下来由卡尔曼滤波器（步骤203）处理的数据采样被表示为压力改变值而不是压力值。

[0144] 在这样的实施中，是在时间n的第一脉冲贡献的变化的估计。在该方案中，当前第一脉冲贡献的预测值将是之前测量的压力值与状态x1的当前估计的和（而不是仅使用状态x1的当前估计）。为了生成表示时间n处的第二脉冲贡献的输出采样，可以从压力值的变化减去（d （n） -d （n-1））。改变的估计然后根据上面的等式8来更新：

[0145]

[0146] 在实践中，任何之前的值可以用作当前数据采样的预测或外插的基础，但是可以通过选择在时间上与当前数据采样最接近的之前的数据采样来实现更高的准确性。

[0147] 通过高通滤波的缓慢漂移的消除

[0148] 作为使用差分的题选方案，可以通过高通滤波来移除缓慢变化的主要部分来移除第一脉冲分布中的缓慢漂移。例如，当为了隔离包含来自血泵、心脏和其它较慢的生理现象（例如，呼吸的影响）的信号贡献的压力信号中的心脏脉冲的目的而应用时，这样的实施方式可以被优化以抑制来自血泵和较慢的生理现象的信号贡献。在该示例中，高通滤波器的截止频率可以比任何低心脏速率低（例如，0.6Hz）。与缓慢扰动的移除的可能的组合可以使用陷波滤波器来消除可以剩余在来自卡尔曼滤波器的输出采样中的任何不想要的残余信号贡献。

[0149] 为了概念性地解释本发明的实施方式，压力信号可以说包含“明显脉冲”的序列，其是通过在连接系统C完整时（即，当在第一子系统S1（例如，体外血液回路）与第二子系统S2（例如，人体对象的心血管系统）之间建立流体连接时）的第一脉冲和第二脉冲的叠加形成的压力脉冲。明显脉冲被与上述脉冲循环关联地定义，使得每个脉冲循环包括一个（仅一个）扩展完整脉冲循环的明显脉冲。在这里给出的示例中，假定的是，明显脉冲主要为第一脉冲，使得第一脉冲提供由第二脉冲修改的明显脉冲的基本形状。然而，不必要的是，第一脉冲相对于第二脉冲占主导。当连接系统C不完整时，明显脉冲仅由第一脉冲（和测量噪声）构成。

[0150] 图1中的每个压力传感器4a-4d检测压力值的连续时间序列。绘制压力值的序列创建了脉冲的分布，即明显脉冲的明显分布，其中，分辨率取决于收集压力值的采样速率。

[0151] 明显分布可以被称为“当前明显分布”和“之前的明显分布”。

[0152] 虽然本发明的实施方式一般地可应用于其它情况，但是这里的示例示出为与源自体外血液治疗系统中的（蠕动）血泵的第一脉冲和源自连接到体外血液治疗系统（例如，经由血管接入部）的人体对象的心脏的跳动的第二脉冲相关。如这里使用的，第一脉冲也可以表示为“泵脉冲”或“泵分布”（或更一般地，“干扰脉冲”和“干扰分布”）并且第二脉冲也可以表示为“心脏脉冲”和“心脏分布”（或更一般地，“生理脉冲”或“生理分布”）。

[0153] 图2中的实施方式可以被视为从当前明显脉冲减去之前的明显脉冲。明显脉冲可以由多个压力值或采样构成。如前面描述的，减法通常对于每个明显脉冲按采样来进行并且对于每个连续的明显脉冲重复。例如，按采样的计算可以在治疗期间实时地或在线地进行，但是可同样地离线地在压力信号的任何部分处使用。

[0154] 图2中的实施方式可以因此视为滤波处理，其中，基于一个或多个之前的明显脉冲估计泵分布并且从当前明显脉冲进行减法同时在剩余的信号中留下生理分布。获得的生理分布的细节的水平取决于每个循环的数据采样的数目，即对于每个循环的步骤202-204的重复的数目。如这里使用的“分布”由至少三个数据采样构成，并且优选地由至少5、10或20个数据采样构成，并且能够由100个数据采样或更多构成。

[0155] 往回参考图3，其示出了包括来自第一和第二脉冲的贡献的明显分布的理论示例。在图3的示例中，第一脉冲生成器是周期为360度的循环，并且具有同等地分布（即，对应于
180度）的双组件（例如，双辊蠕动泵）。因此，每个循环并且因此每个完全的明显分布包括两个类似的泵分布，其为了简化起见而示出为基本上相同的形状，并且覆盖生理分布（心脏脉冲）。

[0156] 采样

[0157] 由于泵旋转的时序，完整的旋转和泵辊之间的间隔可以不始终为恒定的，前面的数据采样可以不始终在循环内具有与当前数据采样相同的时序。在一个实施方式中，这里表示为“重采样的同步采样”，这由后处理补救以调整时间比例，即，通过数据采样之间的重采样，为了获得各循环上的当前和之前的数据采样的对齐。换言之，对从压力信号获取（采样）的不与泵旋转同步（或与泵旋转不充分地同步）的第一数据采样进行重采样，其使用第一数据采样之间的插值在每个循环内的各给定时序（位置）生成信号值。

[0158] 重采样可以通过与第一脉冲生成器的操作同步（例如，与蠕动泵的泵辊的角度旋转同步）的时序信号（下面表示为“转速信号”）来进行。在转速信号中，数据采样与在每个循环内的相同位置处重置为零的连续的计数关联。总计数对于每个循环都是相同的，例如，在每个循环处于万计数的数量级。转速信号的使用可以改进辊旋转的时间确定，并且从而改进减法处理。

[0159] 在一个实施中，压力信号被重采样为与辊的旋转速度关联的速率。如果转速信号对于每个循环在辊的相同位置处重置，则预定数目的想要的采样点（例如，50个）可以被定义为同等地分布在转速信号的连续的零设置之间，并且可以执行插值以在这些中间时间点处找到压力值（数据采样）。

[0160] 当缓慢地采样高频信号时，采样时间点将呈现为沿着信号随机地分散，这导致采样信号将替代地包括低频。如果压力信号中的最高频少于采样频率的一半（通常称为尼奎斯特频率），则避免了该混淆现象。因此，在采样之前，可以通常优选的是，对压力信号进行低通滤波以避免包括高于采样频率的一半的频率。

[0161] 如果转速信号不可用，则记录的压力数据可以替代地被解析用于峰检测以确定辊循环间隔。然而，这会由在时间上将峰略微地偏移的物理脉冲阻碍，这为检测添加了不确定性。

[0162] 在另外的实施方式中，这里表示为“同步采样”，数据采样被与泵旋转的运动同步地（即，在随着由泵的辊跨过的循环的相同的各位置处）采样。同步采样可以基于上述转速信号来控制。

[0163] 同步采样或重采样的同步采样可以在采样速率足够高时变得不太重要。例如，1000Hz的采样速率可以是足够的，即每秒记录1000个测量值或采样，这表示在每个采样之间有1ms。例如，采样速率为1000Hz的没有被重采样以准确地匹配完全的泵循环的信号将产生最大的误差或者相对于正确值的偏差（仅0.5ms）。因此，特别是在高采样速率下，本发明的技术可以在没有同步采样或重采样的同步采样的情况下实施，使得一个或多个之前的循环中的一个或多个循环同步数据采样具有可以相对于当前脉冲循环中的当前数据采样的确切位置略微地偏离（“最接近”）的位置。相邻聚合的使用可以进一步减少同步采样或重采样的同步采样的需求。

[0164] 体外血液流路中的监视

[0165] 下面，参考图4示出体外血液流路作为图1中的第一子系统S1的示例。在图4中，体外血液流路20是用于透析的类型。体外血液流路20借助于连接系统C连接到人体对象（患者）的心血管系统。心血管系统对应于图1中的第二子系统S2。连接系统C包括用于血液提取的动脉接入装置1（这里，动脉针的形式）、连接管部分12b和连接器C2a。连接器C1a、C2a被布置为在回路20中提供与对应的连接器C1b、C2b的可释放的或永久的接合以分别在回路20与动脉针和静脉针14之间形成血路。连接器C1a、C1b、C2a、C2b可以是任何已知的类型。

[0166] 在所示的示例中，体外回路20包括连接器C1b、动脉管部分2b和血泵3（其可以是如图1中所示的蠕动类型）。在所示的示例中，泵3包括具有两个辊3a、3b的转子30。在泵的入口处，存在压力传感器4a（下面称为动脉传感器），其测量动脉管部分2b中泵之前的压力。血泵3强制血液经由管部分5流到透析器6的血液侧。很多透析机额外地设置有压力传感器4b，其测量血泵3与透析器6之间的压力。血液被经由管部分10从透析器6的血液侧引导到静脉滴室或排气室11并且从其经由静脉管部分12a和连接器C2b返回到连接系统C。压力传感器4c（下面称为“静脉传感器”）用于测量透析器6的静脉测的压力。在所示的示例中，静脉传感器4c测量静脉滴室11中的压力。动脉针1和静脉针14都借助于血管接入部连接到人体或动物患者的心血管系统。血管接入部可以是任何适合的类型，例如瘘管、史克雷伯纳分流、移植得到。根据血管接入部的类型，可以使用其它类型的接入装置（例如，导管）以替代针。另外，压力传感器4d也可以存在于透析机中以测量透析流路中的压力。

[0167] 这里，体外回路20的“静脉侧”是指位于血泵3的下游的血路的部分，而体外回路20的“动脉测”是指位于血泵3的上游的血路的部分。在图4的示例中，静脉侧由管部分5、透析器6的血液侧、管部分10、滴室11和管部分12a构成，并且动脉测由管部分2b构成。

[0168] 在图4中，控制单元23被设置为通过控制血泵3的旋转速度来控制回路20中的血液流动。体外血液流路20和控制单元23可以形成用于体外血液治疗的设备（例如，透析机）的一部分。虽然未示出或者进一步讨论，但是将理解的是，这样的设备执行很多其它功能，例如，控制透析流体的流动，控制透析流体的温度和组成等等。

[0169] 此外，在图4中，监视装置25被构造为监视回路20的操作和/或患者的生理状态，具体地通过根据图2中所示的处理对从压力传感器4a-4d中的一个或多个获得的压力信号进行处理来进行监视。处理可以包括用于基本上消除或充分地抑制来自压力传感器4a-4d中的一个的压力信号中源自泵3的泵脉冲同时保留源自患者中的生理脉冲生成器的生理脉冲的处理。一般来说，图1中的第一脉冲生成器3可以不仅对应于图4中的泵3，而且可以对应于回路20中的其它机械脉冲生成器（未示出），例如，阀门、用于透析流体的泵等等。生理脉冲生成器（对应于图1中的第二脉冲生成器3’）可以是患者的心脏、反应、主动肌肉收缩、非主动肌肉收缩、呼吸系统、用于血液压力调节的自治系统、用于体温调节的自治系统中的一个或组合。还可能的是，生理脉冲源自连接到患者的机械脉冲生成器。

[0170] 故障状况的检测可以使得装置25激活警报和/或例如通过停止血泵3并且激活管部分2a、2b、5、10、12a、12b上的一个或多个夹紧装置13（仅示出了一个）来停止血液流动。

[0171] 如图4中所示的，装置25也可以连接到控制单元23。替选地或额外地，装置25可以连接到泵传感器26（例如旋转编码器（例如，导电、光学或磁性）等等），其提供指示血泵3的频率和相位的上述转速信号。在另外的变形例中，泵传感器26可以被布置为基于馈送到驱动血泵3的马达的电流或功率来感测频率和相位。装置25有线地或无线地连接到本地或远程装置27以生成音频/视觉/触觉警报或警告信号。监视装置25和/或警告装置27可以替选地并入为透析设备的一部分。

[0172] 在图4中，监视装置25包括数据获取部28，其用于从压力传感器4a-4d接收一个或多个压力信号，并且可选地用于对输入的压力信号进行预处理。例如，数据获取部28可以包括具有所要求的最小采样速率和分辨率的A/D转换器、一个或多个信号放大器、一个或多个滤波器以移除测量数据中不想要的信号分量（例如，偏移、高频噪声和供应电压扰动）。在该实施方式中，数据获取部28获取压力信号作为数据采样的时间序列，每个表示相关的压力传感器4a-4d的位置处的回路中的血液的瞬时压力。数据采样被作为输入提供给数据分析部29，其根据图2中的步骤执行本发明的滤波和接下来的监视。滤波和监视的步骤可以由信号处理器（图1中的25a）和存储器（图1中的25b）的组合来实施。

[0173] 本发明的实施方式涉及由监视装置25基于压力信号进行的监视。在一个示例中，监视的目标可以在于检测回路20与患者的血管系统之间的连接系统C的中断（即静脉侧或动脉侧或两侧的中断）。中断可以是由于静脉或动脉接入装置1、14与血管接入部的脱离（即，接入装置1、14从患者的血管系统变松）引起。或者，中断可以由静脉或动脉接入装置1、14分别与回路20的中断（通常由于连接器C1a、C1b和C2a、C2b的中断/有缺陷的耦接/去耦接）引起。

[0174] 利用本发明的实施方式，可以通过分析由输出采样的上述序列形成的滤波后信号（例如，通过隔离并且分析滤波后的信号中的一个或多个第二脉冲）来监视含流体系统的运行状态或运行参数。也可以通过检测到第二脉冲的缺失来获得涉及含流体系统的有价值的信息。

[0175] 在例如体外血液流路中，静脉针脱出（VND）可以通过识别通过对来自静脉压力传感器4c的压力信号（其包括第二（心脏和/或呼吸）脉冲）进行处理获得的滤波后信号来检测。用于分析滤波后的信号的各种技术可以例如通过下述方式来进行：识别出滤波后的信号中的信号幅值低于预定阈值；识别出滤波后的信号中的能力降低并且保持低于阈值特定时间段；识别指示静脉压力信号中的第二脉冲的缺失的从静脉和动脉压力信号获得的滤波后信号中的第二脉冲之间的减少关系；对于滤波后信号进行统计学运算（例如，识别由于第二脉冲的缺失引起的滤波后信号中的信号值的展开程度的减小）。在WO97/10013和WO2009/156174中公开了用于检测脱出的这些和其它技术的额外的细节，通过引用将其并入这里。

[0176] 对于压力信号包含第一和第二脉冲的情况，滤波后的信号将包括第二脉冲或其一部分，可以对于各种特性对其进行评估以在第二脉冲包括诸如心脏脉冲、呼吸脉冲或血压调节脉冲的生理脉冲的情况下监视对象的心血管系统的运行状态或运行参数。滤波后信号的这样的使用包括检测、展示、追踪和预测生命体征（与心脏或呼吸相关的体征），例如低血压预测，心输出量和接入流量监测和血压监测，或对象的有病状况，如打喷嚏、呃逆、呕吐、咳嗽、血压动荡、异位搏动、缺乏自主调控、低血压、呼吸障碍、睡眠呼吸暂停、周期性呼吸、过度换气、哮喘发作、呼吸困难和潮式呼吸。所有这些用途或应用可以基于滤波后的信号中的所述第二脉冲的形状和/或大小和/或时序的提取和分析，例如如WO2010/149726、WO2011/080186、WO2011/080189、WO2011/080190、WO2011/080191和WO2011/080194中所公开的，所有这些都通过引用并入本文。

[0177] 第二脉冲的分析也可以用于识别例如连接系统C中的故障状态，例如，接入针1、14的保留定位，其中，例如，可以评估第二脉冲的形状和/或时序以确定针1、14的定位，例如，如WO2011/080188中所公开的，通过引用将其并入这里。

[0178] 在上面主要参考若干实施方式描述了本发明。然而，如本领域技术人员所了解的，除了上面描述的实施方式之外的其它实施方式在仅由所附权利要求定义和限制的本发明的范围和精神内也是可能的。

[0179] 例如，参考值可以被计算为后面的数据采样而不是前面的数据采样（或者除了前面的数据采样之外），例如，如果数据采样的时间序列在电子存储器（参见图1中的25b）中连续或间断地缓冲。例如，输入的数据采样的流可以以FIFO（先入先出）缓冲的形式进入存储器（其因此存储给定数目的最近的数据采样）并且被处理以生成用于缓冲器中的数据采样中的当前数据采样的参考值。“当前”数据采样表示当前被处理以生成滤波后的输出采样的数据采样。本领域技术人员了解的是，使用缓冲的数据采样，可以将参考值计算为仅之前的数据采样（即，在时间上比当前数据采样早测量的数据采样）、仅之后的数据采样（即，在时间上比当前数据采样晚测量的数据采样）或之前和之后的数据采样的函数。例如，参考上述示例I和示例II，循环同步数据采样可以在一个或多个之前的脉冲循环和/或一个或多个之后的脉冲循环中获得。类似地，参考上述示例III，预测参考值可以被生成为两个或更多之后紧邻的数据采样（即，向后投射而不是向前投射）的函数，或者作为当前数据采样的两侧的数据采样的函数（例如，通过在一个或多个之前的数据采样与一个或多个之后的数据采样之间进行插值）。之后的数据采样/脉冲循环的使用对应于使用图6-12的滤波器结构31中的正延迟。本领域技术人员将了解的是，图6-12中的滤波器结构31可以被修改为-△ -M△ △使用之前和之后的数据采样，例如通过复用各聚合块32以包括块Z 、…、Z 和Z 、…、M△
Z 。

[0180] 此外，压力信号可以源自任何可想到的类型的压力传感器，例如，利用电阻、电容、电感、磁性或光学感测而操作的传感器以及使用一个或多个隔膜、波纹管、波登管、压电电气元件、半导体元件、应变操作计、共振线、加速度计等的传感器。

[0181] 虽然图1示出了装置25连接到安装在第一子系统S1中的压力传感器4a-4d（中的至少一个），但是装置25可以替代地连接到安装为测量第二子系统S2中的流体压力的一个或多个压力传感器（未示出）。此外，含流体系统不需要分为经由流体连接C连接的第一和第二子系统S1、S2，而是能够替代地为与第一脉冲生成器和第二脉冲生成器关联的单独的含流体系统，并且装置25可以连接到安装在含流体系统中的压力传感器以检测源自第一脉冲生成器的第一脉冲和源自第二脉冲生成器的第二脉冲。

[0182] 此外，本发明的技术可用于监视其中从患者的系统血路获取血液以在返回到患者之前对血液进行处理的所有类型的体外血液流路。这样的血液流路包括用于血液透析、血液滤过、血液透析滤过、血浆置换、清血、体外膜肺氧合、帮助血液循环和体外肝脏支持/透析的回路。本发明的技术同样适用于其它类型的体外血液流路，例如用于输血、输液以及心-肺-机的回路。

[0183] 本发明的技术也适用于含有除了血液之外的其它液体的流体系统。

[0184] 此外，本发明的技术适用于移除源自任何类型的泵送装置（不仅上述旋转蠕动泵而且其它类型的正排量泵，例如，线性蠕动泵、隔膜泵以及离心泵）的压力脉冲。事实上，本发明的技术可用于移除源自任何类型的周期性脉冲生成器的压力脉冲，不管其是机械的还是人体的。

[0185] 同样地，本发明的技术适用于隔离源自任何类型的脉冲生成器的压力脉冲，不管其是机械的还是人体的。

[0186] 本发明的技术不需要对实时数据进行操作，而是能够用于处理离线数据，例如之前记录的测量信号。

标题	发布/更新时间	阅读量
用于重用其余最小系统信息配置比特以通过信号发送同步信号块位置的技术和装置	2020-05-08	263
通信方法及装置	2020-05-08	420
传输系统信息的方法及基站、终端和系统	2020-05-08	651
一种时钟同步方法及设备	2020-05-08	532
一种声信号多通道同步采集及集中存储系统及方法	2020-05-08	410
一种低延迟视频流系统和用于该系统的切换方法	2020-05-11	365
用户设备及其执行的方法	2020-05-11	30
用于非授权频段的干扰测量的方法及装置	2020-05-11	275
窄带无线通信终端中的同步检测方法	2020-05-08	987
比例锁相同步电路	2020-05-08	498

时间相关压力信号的滤波