血壓測量方法和血壓測量裝置的制作方法

專利名稱：血壓測量方法和血壓測量裝置的制作方法
技術領域：
本發明涉及一種血壓測量方法，其中，確定患者的脈搏示波圖并由此來確定血壓和進行顯示，此外還涉及一種用于實施該方法的血壓測量裝置。
背景技術：
一種這樣的非介入測量的血壓測量方法和血壓測量設備在EP 1101 440 A1中給出。在該基于示波測量的自動方法的公知方法和設備中，在血壓測量過程中選擇性地產生一個或多個脈搏示波圖，以便由這些示波圖確定血壓值并進行顯示。在第一運行方式中，以常規方式用唯一的一個脈搏示波圖在一個測量周期中確定心臟收縮血壓值和心臟舒張血壓值，而在第二運行方式中基于多個相互間保持60秒間歇的特定的脈搏示波圖來確定是否存在血液動力上的穩定性。如果不存在血液動力上的穩定性，則通過輸出錯誤代碼將其向用戶顯示。即當由于血液動力上的穩定性不足夠、尤其是不足夠的血液循環靜止期而使所測量的血壓值失真時，通過這種方式告知用戶，但在此測量時間卻未延長很多。
在DE 102 18 574 A1中示出的用于測量血壓的方法和設備還用于確定心律，為此對多次心跳采集如寬度、高度以及時間間隔等脈沖波信息。但在循環靜止期不夠的情況下不能準確地測量血壓值本身。
在對動脈血壓的急診測量中循環靜止期不夠被認為是重要的誤差影響。無論是自行測量的患者，還是醫療專業人員，在血壓測量時都沒有用于判斷循環靜止期的簡單可用的準則。在很多情況下都低估了循環靜止期不夠的持續時間和規模。在醫生測量時循環靜止期不夠被記錄為所謂的“白罩效應(white-coat-effect)”并是公知的。

發明內容
本發明要解決的技術問題是，提供一種本文開始所述類型的血壓測量方法和血壓測量裝置，利用它們可使用戶，尤其是外行以盡可能小的開銷來準確地測量血壓。
本發明的技術問題通過權利要求1和14的特征來解決。
在本發明的方法中，在確定各脈搏示波圖時還對血液動力穩定性進行分析，其中，對至少一個血液動力參數和/或至少一個與血液動力穩定性相關的其它生理參數就時間上的變化進行分析，以及從該分析中獲得對當前血液動力穩定性的判斷標準，通過確定血壓值是否是在血液動力的穩定性下獲得的或確定校正的血壓值，將對血壓值的確定或所確定的血壓值與該判斷標準相關聯。
在按照本發明的裝置中，該分析裝置還具有一個判斷裝置，用于在確定各脈搏示波圖期間形成對現有血液動力穩定性的判斷標準，以及顯示裝置具有對血液動力不穩定性的指示。
利用這些措施可以實現，使用戶不需花費更多的開銷、不用延長測量時間、也不用額外地設置設備而能在血液動力不穩定時進行血壓測量。在此優選將血壓值與對血液動力的不穩定性的指示一起顯示，從而例如使專業人員也能作出適當的推斷。還可以考慮僅提示誤差影響的事實或要求重復測量或自動導向重復測量。
對于用戶友好的是，當判斷標準與預先給定的額定標準有偏差時，伴隨判斷標準還產生報警顯示，在此，還可以預先定義偏差的類別。
與血壓測量直接結合的對血液動力穩定性的分析優選可以這樣進行，將各脈搏示波圖引入關于血液動力穩定性的分析。
為了提高判斷標準的準確性，在獲得判斷標準之前對來自偽音和/或心律的影響量進行抑制。
用于導出判斷標準的各種措施的細節在于，由脈搏示波圖確定與時間相關的脈沖周期變化曲線和/或脈沖振幅變化曲線和/或脈沖形狀并進行分析，并且判斷標準由對這些脈沖周期變化曲線、脈沖振幅變化曲線、脈沖形狀變化或由對這些基本信息中的至少兩個的組合的分析來形成，在此，當將這些基本信息以至少部分的相互組合引入分析時，可以得到尤其可靠的判斷標準。
根據本發明的優選實施方式，將脈搏示波圖的至少一個開始區域和一個結束區域的脈沖周期持續時間相互比較，使判斷標準基于開始區域脈沖周期持續時間和結束區域脈沖周期持續時間的偏差，或確定脈沖周期變化曲線的趨勢變化。
適合于與閾值標準進行比較的參數為，作為關于在脈搏示波圖上的平均脈沖周期持續時間的開始區域和結束區域周期持續時間的差來計算出的脈沖周期持續時間的偏差。
其它判斷血液動力穩定性的優選措施在于，就所有脈沖周期的時間上的改變來說確定所有脈沖周期的總變化并將該變化用作血液動力穩定性的度量，或者就特定于脈沖的心臟收縮時間的時間上的變化來說確定特定于脈沖的心臟收縮時間的總變化，并將該變化用作血液動力穩定性的度量。
通過在形成判斷標準時一起引入對尤其是總的時間上的脈沖周期變化的斜率的分析，可以改善判斷標準的可靠性。
將脈沖振幅變化曲線用于確定判斷標準的優選實施方式為，由脈沖振幅變化曲線中作為構成判斷標準的特征參數引入包絡線上升區域中的斜率或在其下降區域中的斜率或在其最大值處的平頂寬度或這些特征參數中至少兩個的組合。
例如以這樣的方式對脈沖(曲線)形狀進行分析，對脈沖形狀的分析包括在脈沖上升沿和/或脈沖下降沿中的至少一個點上確定一個或多個斜率，以及作為對血液動力穩定性的判斷標準檢查在所涉及的點上斜率的時間變化或對不同的脈沖檢查在一個脈沖的至少兩個點上斜率的比值。
以與此相同或類似的方式，還可以將心臟收縮時間的變化作為對血液動力穩定性的判斷標準。為此例如可以分別基于一個脈沖底部區域和頂部區域中的一個具有說服力的基本值來確定心臟收縮持續時間。該時間與心臟的心室收縮時間相關。
如果由脈沖周期變化曲線和脈沖振幅變化曲線例如給出具有不同說服力的特征參數，則可以通過根據不同的實施對脈沖周期變化曲線、脈沖振幅變化曲線和/或脈沖形狀進行相同或不同地加權來構成所述判斷標準來改善確定血液動力穩定性或不穩定性的可靠性。
分析血液動力穩定性的其它可能的實施方式在于，作為其它的或附加的參數對呼吸頻率信號、心電圖信號和/或皮膚阻抗測量信號進行采集，并就其在一次血壓測量期間在時間上的變化進行分析。在此例如從對脈搏示波圖的分析中或借助附加的傳感器裝置獲得呼吸頻率信號。
在血壓測量設備的優選實施方式中，將判斷裝置用于從脈搏示波圖中采集脈沖周期變化曲線和/或脈沖振幅變化曲線和/或脈沖形狀，并由這些脈沖周期變化曲線和/或脈沖振幅變化曲線和/或脈沖形狀改變形成判斷標準。
另一種實施方式為，利用判斷裝置采集至少一個與血液動力的變化相關的、例如涉及呼吸頻率信號、心電圖信號和/或皮膚阻抗測量信號的生理附加參數。
所述的這些措施例如可以用于上臂或手腕血壓測量設備，其中分析和顯示裝置通常都設置在密封圈上的外殼中，但也可以與密封圈分離或可分離地設置。血壓測量值例如可與日期、時間和/或脈沖頻率一起顯示并存儲在適當的存儲器中。還可以顯示、存儲并監測預先給定或可預先給定的邊界值。在設備上還可以設置用于讀出所采集的數據和/或讀入分析裝置的預定值或配置的接口。
以下結合附圖借助實施例對本發明進行詳細描述。圖中示出

圖1示意性示出在靜止區域中來自血液動力不穩定區域的心臟收縮血壓變化曲線和心臟舒張血壓變化曲線的典型過渡；圖2示意性示出具有包絡線的脈搏示波圖；圖3示意性示出由脈搏示波圖導出對血液動力穩定性判斷標準的過程；圖4A和4B示意性示出不同脈搏示波圖的具有特征量的包絡；圖4C示出脈沖的曲線變化；圖5示意性示出另一導出對血液動力穩定性判斷標準的過程。
具體實施例方式
在圖1中繪出時間t上的血壓PB，圖中分別示出在靜止區域ΔPsys和ΔPdia中來自血壓值BW的心臟收縮血壓變化曲線Psys和心臟舒張血壓變化曲線Pdia的過渡時間TT。值ΔPsys和ΔPdia就其對血壓的影響是由生理心跳體積變化以及短時血管擴張變化導致的。
如果心臟收縮和心臟舒張血壓Psys和Pdia以及患者的心率分別在有效靜止值附近移動，即不是趨向一個穩態值或離開一個穩態值，則存在循環靜止期。循環靜止期是國際公認的動脈血壓邊界值有效性的前提(WHO，1999以及JNC7，2003)。這些邊界值在調節動脈血壓時用作目標參數。
心臟收縮和心臟舒張血壓值以跳動的方式變化。這種變化是動脈血壓的生理短時變化。它們典型的是對于心臟收縮最高可達12mmHg，對于心臟舒張最高可達8mmHg。但除了這些與心跳有關的變化外，一個安靜放松健康的人的血壓是近乎靜態的、即僅有很緩慢的變化。
當人(必須)處于身體的負荷下或(必須)處于精神上的緊張狀態下時，不再出現循環靜止期。在這種情況下通常心臟收縮血壓上升，心臟舒張血壓通常稍有下降，但也可以同樣上升并且脈搏頻率有規律地提高。由此，通過總體升高的心臟跳動體積而使每個器官都調節到所發生的負荷狀況。
在身體的或精神的負荷結束之后，器官需要一個過渡時間TT直至循環靜止期又成為主導。該過渡時間TT取決于一系列因素，尤其是負荷的大小和類型、年齡、性別、訓練狀態以及病史。
這些因素的總和通常就其對靜止時間的作用來說無法估計。尤其是對于外行來說，獲得關于缺少循環靜止期的提示是很困難的。因此實踐中在很多情況下過渡時間TT被大大低估，從而使很多血壓測量不是在循環靜止期中進行的。
直至到達相對循環靜止期的典型時間(為靜態值的+-10％)為2-5分鐘。對于年齡較大的人以及已患病的人該值可以達到15分鐘。但在確定患者的靜態血壓時，循環靜止期是最重要的誤差因素，并因此而在以下將詳細描述的措施中，在每個血壓測量周期中自動地對其進行診斷(血液動力穩定性診斷＝HSD)。在此由如圖2所示的脈搏示波圖PO出發。這樣的脈搏示波圖PO在在此采用的示波測量方法中隨著測量的進程中始終以公知的方式被提出。
在當前的血液動力穩定性診斷中，在示波測量的血壓測量的一個周期中檢驗所涉及的患者是否處于血液動力的靜態。對血液動力穩定性的檢驗導致結果的顯示，該結果顯示優選設置在心臟收縮血壓值、心臟舒張血壓值以及脈搏頻率的目標參數旁。在此量化地確定血液動力穩定性，但最終用戶往往偏愛給出表示穩定性是否足夠的二進制提示。
為確定血液動力穩定性用戶在測量運行期間或過后不準備再做任何事情或進行設備設置。血壓測量的測量時間不會因為血液動力穩定性診斷而延長，因為診斷在同一個測量周期中運行并且隨后的信號分析也實際上沒有延遲地導致結果顯示。
確定血液動力穩定性所給出的示波測量的血壓測量的結果還給出關于用于確定靜態血壓所需的測量條件是否已滿足的附加信息。在未保持靜止條件時血液動力診斷用適當的指示將所獲得的測量標記為“在缺少循環靜止期的情況下的測量”。
在如圖2所示的脈搏示波圖中，其中顯示關于時間t的脈搏壓力PP，在放松密封圈壓力時各脈沖的振幅逐漸上升到最大值，該最大值是當密封圈壓力等于平均動脈血壓(MAP)時根據物理定律達到的。然后各脈沖的振幅重又下降。從同樣示出的包絡中可看到振幅變化曲線。
因此，心臟收縮血壓在包絡的上升段例如在時刻tsys達到，而心臟舒張血壓在包絡的下降部分例如在時刻tdia達到。這些時刻由在設備中預先給定的由脈搏示波圖導出的校準常數給出。這同樣適用于心臟收縮和心臟舒張。但在密封圈重新釋放被施壓的動脈之前，在心臟一側由密封圈產生的壓力脈沖就已作用于密封圈壓力(擊打脈沖(Anschlagpulse))，從而使在釋放密封圈壓力達到心臟收縮血壓Psys之前可以注意到密封圈壓力的振蕩以及由此可以在脈搏示波圖中看見。該效應可以一起應用在血液動力穩定性診斷中。
按照圖3的對血液動力穩定性的診斷從在測量級1獲得的脈搏示波圖出發，在分析級2.2對脈沖周期變化進行脈沖周期序列分析2，從中在確定級2.3確定出脈沖距離，然后在測定級2.4確定測量過程中脈沖周期變化的斜率。在此，在確定級2.3優選在達到最大值tmax之前的開始時間段Tinitial和較晚的時間段Tterminal中測量脈沖的時間距離，并將脈沖距離的差Tterminal-Tinitial被標準參數、如平均脈沖距離Tmittel除，以得到分析參數R，然后在判斷級2.5將該分析參數R與預先給定的或可預先給定的閾值S進行比較。在此，作為平均脈沖距離Tmittel可以基于脈搏示波圖PO的所有采集的脈沖距離的算術平均值。
此外與脈沖周期改變形式的分析標準R并行地還向判斷級2.5引入在測定級2.4進行的斜率求值。然后在判斷級2.5根據預先給定的標準判斷在血壓測量期間是否血液動力是否穩定。從脈沖周期序列分析就已能判斷血液動力是否穩定或是否存在靜態條件并產生相應的指示來顯示。為了能夠采集開始脈沖距離Tinitial和較晚脈沖距離Tterminal的盡可能大的時間差并由此得到更好的分辨性，有利的是如前所述使開始脈沖距離Tinitial盡可能地早，即盡可能引入在達到心臟收縮壓Psys之前獲得的脈沖。只要可能，應在與確定舒張壓的時刻相關的脈搏示波圖的降落區域的較晚時間范圍內采集較晚的脈沖距離Tterminal。
可以在一次測量中對所有脈沖進行脈沖周期的時間變化分析，其中，對脈沖的時間變化通過適當的統計分析、例如回歸分析(Regressionanalyse)進行采集。
對于血液動力穩定的其它判斷還可以借助對特別是通過分析脈搏示波圖PO的包絡表示的、并用于針對圖4A和4B所示不同情況的脈沖振幅來獲得。圖4A中用實線舉例示出在開始時間段Tinitial中脈搏示波圖PO的理論包絡。虛線示出在較晚時間段Tterminal中包絡的變化。不同的包絡屬于靜態循環特性并作為特征參數例如示出上升角α’、α”和下降角β’、β”和/或(相對)平頂區域PL’、PL”。
在圖4B中示出由測量技術產生的包絡，其作為在測量時間段上疊加的結果的和曲線。該和曲線同樣可以采用主要取決于血液動力穩定性的相應特征參數(α，β，PL)。例如可以將平頂持續時間tPL確定為這樣一個時間段，其中脈壓PP低于最大值不少于預先給定的百分比值(例如10％)。為了獲得合適的判斷該平頂持續時間可以與其中脈壓PP低于最大值不少于預先給定的較低百分比值(例如90％)的其它時間段相關，從而例如作為特征參數例如給出RPL＝TPL/T90。
此外，可以由涉及脈搏示波圖的兩個邊沿的最大值的值VBase確定上升時間和下降時間。因而給出下降時間TN和上升時間TP。該兩個值可以相互相關地設置，例如通過斜度指數S＝TN/TP。在血液動力不穩定期間斜度指數S會改變。
可以引用根據圖4A和4B的特征參數，以表征脈沖振幅變化，并從中作出對血液動力穩定的判斷。
對血液動力穩定性的其它判斷標準例如可根據示出關于時間t的脈沖曲線變化p(t)的圖4C借助表征特性從脈沖(曲線)形狀分析中得出。在此作為表征特征例如確定測量過程中脈沖上升沿和/或脈沖下降沿的斜度變化。在脈沖上升沿中，計算點ξ(Amax-Amin)+Amin的斜度，其中Amax為所涉及的振幅的最大值，Amin為最小值，ξ為0和1之間的值，斜率通過角θ給出。在脈沖下降沿對點δ1(Amax-Amin)+Amin和δ2(Amax-Amin)+Amin計算斜率，其中，δ1和δ2同樣是0和1之間的值，而斜率通過角γ1和γ2給出。血液動力的變化現在可通過斜率 γ1和γ2的時間上的變化來識別，從而可以判斷血液動力的穩定性。對于診斷比值 和 是尤其感興趣的。
以相應的或類似的方式，還可以由脈沖形狀來確定例如在脈沖底部區域定義的特征基本值和在最大值區域定義的峰值之間心臟收縮持續時間的變化。但還可以對特定于脈沖的心臟收縮時間的總變化進行分析，例如進行統計趨勢分析。還可以將心臟收縮持續時間引入判斷標準。
為了以盡可能高的可靠性形成對在血壓測量期間血液動力是否穩定的判斷標準，優選可以考慮將按照圖3的脈沖周期序列分析、脈沖振幅分析和脈沖形狀分析的至少兩個相互組合，如圖5示意性示出的。
根據圖5，從在測量級1中獲得的脈搏示波圖PO出發，與脈沖周期序列分析2同時進行脈沖振幅變化分析3和脈沖形狀分析6，在關聯級4將兩個結果一起計算，然后在判斷級5形成對血液動力是否穩定的判斷標準。在關聯級4之前或其中或在判斷級5中，可以根據脈沖周期序列分析2、脈沖振幅變化分析3和/或執行脈沖形狀分析的表征實施來對這些分析進行不同的加權k1、k2、k3以形成判斷標準，其中，例如還可以將這些分析中的兩種的組合和由此得到的判斷參數相互進行關聯。然后，將確定血液動力是否穩定的結果進行光學和/或聲學的指示，或用于自動執行重復測量，在此，在血液動力不穩定的情況下，產生相應的對血壓值的警告指示或提示。還可以實現這樣的血壓測量方法和血壓測量裝置的實施方式，其中血液動力穩定性的分析結果還可用于校正血壓值。
優選將判斷血液動力穩定性的所述方法步驟以及處理級通過程序在血壓測量裝置的分析裝置中的微控制器中用軟件實現。在此，為判斷血液動力穩定性的脈搏示波圖分析可以在時域和/或頻域(頻譜分析)進行。只要適當，還可以設置合適的外圍設備，以相應地控制顯示、存儲期望情況下的合適的值或者還可以控制用于輸入/輸出的接口。
在分析裝置中還可以選擇參數組，以例如自動識別患者-密封圈或考慮其它數據。然后還可以根據參數組具體選擇已確定的程序，以便進行相應細化的血液動力穩定性診斷。
還可以根據脈沖周期變化曲線和/或脈沖振幅變化曲線和/或脈沖形狀分析的特征考慮，將其它作為血液動力不穩定性的影響參數識別為有錯誤的測量值的影響原因。
在判斷血壓測量中是否存在血液動力穩定性的另一實施方式中，對于以上所述對各脈搏示波圖PO的分析附加地或替代地，還在測量周期期間采集一個或多個與血液動力的時間變化相關的生理附加參數或其它參數。這樣的從屬參數例如是呼吸調制或呼吸頻率，或由于呼吸擴張或濕度狀態的變化而改變的心電圖信號或皮膚阻抗測量信號。在此，呼吸調制例如是在對在血壓測量時提出的脈搏示波圖PO的分析中采集的，但也可以利用附加的傳感器裝置來采集。為了獲得心電圖信號可以將電極設置在血壓測量裝置的密封圈上，而反電極已單獨存在。通過連接到血壓測量裝置、尤其是連接到其分析裝置，這些從屬參數在獲得血液動力穩定性判斷標準時可以可替代的開銷被引入。類似地，還可以例如通過單獨的脈沖傳感器采集絕對脈沖速度，并在判斷血液動力穩定性時加以考慮。
權利要求
1.一種血壓測量方法，其中，確定患者的脈搏示波圖(PO)，并由此確定血壓(PB)和進行顯示，其特征在于，在確定各脈搏示波圖(PO)時還進行關于血液動力穩定性的分析，其中，對至少一個血液動力參數和/或至少一個與血液動力穩定性相關的其它生理參數就時間上的變化進行分析，以及從該分析中獲得對當前血液動力穩定性的判斷標準，通過確定血壓值是否是在血液動力穩定時獲得的或確定校正的血壓值，將對血壓值的確定或所確定的血壓值與該判斷標準相關聯。
2.根據權利要求1所述的方法，其特征在于，當所述判斷標準與預先給定的額定標準有偏差時，伴隨所述判斷標準產生報警顯示和/或自動導向重復測量。
3.根據權利要求1或2所述的方法，其特征在于，在關于血液動力穩定性的分析中引入所述各脈搏示波圖(PO)。
4.根據權利要求1至3中任一項所述的方法，其特征在于，在獲得所述判斷標準之前對來自偽音和/或心律的影響量進行抑制。
5.根據權利要求3或4所述的方法，其特征在于，由脈搏示波圖(PO)確定脈沖周期變化曲線(2.2)和/或脈沖振幅變化曲線(3)和/或脈沖形狀(6)并進行分析，并且所述判斷標準由脈沖周期變化曲線(2.2)、脈沖振幅變化曲線(3)、脈沖形狀(6)或由對這些基本信息中的至少兩個的組合分析來確定。
6.根據權利要求5所述的方法，其特征在于，將脈搏示波圖(PO)的至少一個開始區域和至少一個結束區域的脈沖周期持續時間相互比較，并且所述判斷標準基于開始區域脈沖周期持續時間(Tinitial)和結束區域脈沖周期持續時間(Tterminal)的偏差。
7.根據權利要求6所述的方法，其特征在于，所述脈沖周期持續時間的偏差作為關于在脈搏示波圖(PO)上的平均脈沖周期持續時間的開始區域和結束區域周期持續時間之差來計算。
8.根據權利要求5所述的方法，其特征在于，關于所有脈沖周期的時間上的改變來確定所有脈沖周期的總變化并將該時間上的改變用作血液動力穩定性的度量。
9.根據權利要求5所述的方法，其特征在于，關于特定于脈沖的心臟收縮時間的時間上的改變來確定特定于脈沖的心臟收縮時間的總變化，并將該時間上的改變用作血液動力穩定性的度量。
10.根據權利要求5至9中任一項所述的方法，其特征在于，在形成所述判斷標準時一起分析所述脈沖周期變化曲線(2.2)的斜率。
11.根據權利要求5至10中任一項所述的方法，其特征在于，由所述脈沖振幅變化曲線(3)中作為構成所述判斷標準的特征參數(n)引入包絡線開始區域中的斜率(α)或在其下降區域中的斜率(β)或在其最大值處的平頂寬度(PL)或這些特征參數中至少兩個的組合。
12.根據權利要求5至11中任一項所述的方法，其特征在于，對所述脈沖形狀(6)的分析包括在脈沖上升沿和/或脈沖下降沿中的至少一個點上確定一個或多個斜率，以及作為對血液動力穩定性的判斷標準檢查在所涉及的點上斜率的時間變化或對不同的脈沖檢查在一個脈沖的至少兩個點上斜率的比值。
13.根據權利要求5至12中任一項所述的方法，其特征在于，為了構成所述判斷標準，根據不同的實施對所述脈沖周期變化曲線(2.2)、脈沖振幅變化曲線(3)和脈沖形狀(6)相同或不同地加權。
14.根據權利要求1至13中任一項所述的方法，其特征在于，作為其它參數對呼吸頻率信號、心電圖信號和/或皮膚阻抗測量信號進行采集，并就該參數在一次血壓測量期間的時間上的變化進行分析。
15.根據權利要求14所述的方法，其特征在于，所述呼吸頻率信號從對脈搏示波圖的分析中或借助附加的傳感器裝置獲得。
16.根據權利要求1至15中任一項所述的方法，其特征在于，將對血液動力不穩定性的診斷引入對誤差影響的自動校正。
17.一種血壓測量設備，用于執行根據權利要求1所述的方法，具有可鼓起的密封圈和設置于該密封圈上或與該密封圈連接的、帶有脈搏示波圖(PO)產生單元(1)、血壓確定裝置以及顯示裝置的分析裝置，其特征在于，該分析裝置還具有一個判斷裝置，用于在確定各脈搏示波圖(PO)期間形成對血液動力是否穩定的判斷標準，以及該顯示裝置具有對血液動力不穩定性的指示。
18.根據權利要求17所述的血壓測量設備，其特征在于，所述判斷裝置用于從脈搏示波圖(PO)中采集脈沖周期變化曲線(2.2)和/或脈沖振幅變化曲線(3)和/或脈沖形狀(6)，并從脈沖周期變化曲線(2.2)和/或脈沖振幅變化曲線(3)和/或脈沖形狀改變中形成所述判斷標準。
19.根據權利要求17或18所述的血壓測量設備，其特征在于，所述判斷裝置用于采集至少一個與血液動力的變化相關的、涉及呼吸頻率信號、心電圖信號和/或皮膚阻抗測量信號的生理(從屬)參數。
全文摘要
本發明涉及一種血壓測量方法，其中，確定患者的脈搏示波圖(PO)，并由此來確定血壓(P
文檔編號G06F17/00GK1859869SQ200480028004
公開日2006年11月8日 申請日期2004年9月24日 優先權日2003年9月26日
發明者克勞斯·福斯特納 申請人:比勒兩合公司