專利名稱：使用動脈脈壓傳播時間和波形連續(xù)估算心血管參數(shù)的方法和儀器的制作方法
技術(shù)領(lǐng)域：
0001本發(fā)明一般涉及一種用于血流動力學監(jiān)測的系統(tǒng)和方法。更
具體地，本發(fā)明涉及一種使用動脈脈壓傳播時間和波形的測量估算個 體的至少一個心血管參數(shù)的系統(tǒng)和方法，該心血管參數(shù)包括諸如為血
管張力、動脈順應性或動脈阻力、每搏輸出量(sv)、心輸出量(CO)
背景技術(shù)：
0002心輸出量(CO)不僅是診斷疾病的重要指標，而且還是連續(xù) 監(jiān)視包括病人的人類受試者和動物受試者的身體狀況的重要指標。因 此，大多數(shù)醫(yī)院都使用常規(guī)設(shè)備來監(jiān)測心輸出量。
0003
一種測量CO的方法是使用公知的公式
09 =朋*5^ (式l)
其中SV代表每搏輸出量，HR代表心率。盡管可以使用其他體積單位 和時間單位，但是SV—般用公升測量，HR—般用每分鐘搏動次數(shù)測 量。式1表示心臟在單位時間內(nèi)(如每分鐘)的泵血量等于每次搏動 (脈動)的泵血量乘以每時間單位的分鐘搏動次數(shù)。0004因為HR易于使用各種器具測量，所以CO的計算通常取決于 一些估算SV的技術(shù)。相反地，可使用任何可以直接得出CO值的方法， 通過除以HR確定來SV。然后對CO或SV的估算可用于估算或有助 于估算可從這些參數(shù)中任何一個得出的任何參數(shù)。
0005
一種確定CO (或相當于SV)的侵入式方法，其是在導管上 安裝流量測量裝置，然后將導管插入受試者體內(nèi)，并且操縱該導管以 便使裝置位于受試者心臟中或靠近受試者心臟。 一些此類流量測量裝 置在上游位置一諸如右心房，注入一劑物質(zhì)或能量(通常是熱量)，并 且基于注入物質(zhì)或能量的特征在下游位置(諸如肺動脈)中的特性， 確定流量。公開此類該侵入式技術(shù)的實施(具體地是熱稀釋法或溫度 稀釋法)的專利包括
美國專禾IJ 4,236,527號(Newbower等人，1980年12月2日)；
美國專禾ij 4,507,974號(Yelde腿n， 1985年4月2日)；
美國專利5，146，414號(McKown等人，1992年9月8日)；及
美國專利5,687,733號(McKown等人，1997年11月18日)。
0006還有其他的侵入式裝置是基于已知的菲克(Fick)技術(shù)，根據(jù) 該技術(shù)，CO作為動脈和混合靜脈血氧的函數(shù)被計算。在大多數(shù)情形下， 使用右心導管插入技術(shù)來感測血氧。然而，也建議使用非侵入式測量 動脈和靜脈血氧的系統(tǒng)，更具體地是，使用多波長光進行測量；但迄 今為止，這些系統(tǒng)的精度對于實際病人的CO測量還不足以令人滿意。
0007侵入式方法具有明顯的缺點。 一個此類缺點是心臟的導管插 入有潛在危險，尤其是考慮到對其被進行導管插入的病人(尤其是重 癥監(jiān)護病人)經(jīng)常因為一些實際或潛在的嚴重狀況而經(jīng)常住院治療(尤 其是重癥監(jiān)護病人)。侵入式方法也具有不明顯的缺點。 一個此類缺點 是熱稀釋法是基于假設(shè)，比如注入的熱量均勻分布，注入的熱量的分 布影響測量的準確度，而測量的準確度取決于測量完成的程度。此外， 將儀器引入到血流中會影響儀器測量值(例如，流速)。因此，長期未 能滿足的迫切需要是 一種非侵入(或至少盡可能微創(chuàng))并且準確地 確定CO的方法。0008已經(jīng)證明尤其有希望微創(chuàng)或非侵入式準確地確定CO的一種 血液特性是血壓。大多數(shù)已知的基于血壓的系統(tǒng)是基于脈搏等高線法
(PCM)，其根據(jù)每個脈動周期的動脈脈壓波形的特征估算CO。在PCM 中，使用"Windkessd"("氣室"的德語表示)參數(shù)(主動脈的特性阻 抗、順應性、總外周阻力)來構(gòu)建主動脈的線性或非線性血液動力學 模型。實質(zhì)上，血流類似于電路中的電流，其在該電路中阻抗與并聯(lián) 的電阻和電容(順應性)是串聯(lián)的。
0009通常憑借經(jīng)驗、通過復雜的校準過程、或根據(jù)編輯的人體測 量數(shù)據(jù)確定模型的三個所需參數(shù)，其中人體測量數(shù)據(jù)是關(guān)于其他病人 或試驗受試者的年齡、性別、身高、體重等。序列號為5,400,793
(Wesseling, 1995年3月28日)和序列號為5,535,753 (Pet腦lli等 人，1996年7月16日)的美國專利是利用Windkessel電路模型確定 CO的典型系統(tǒng)。
0010為了更高的準確度，可以已經(jīng)對簡單的二元件Windkessel模 型進行許多擴展。一種此類擴展是由瑞士的生理學家Broemser和Ranke 在他們1930年的文章"Ueber die Messimg des Schlagvol腿ens des Herzens auf unblutigem Wegf，" Zeitung fur Biologie 90 (1930) 467-507 中提出的。實質(zhì)上，Broemser模型也被稱為是已知的三元件Windkessel 模型，其將第三個元件添加到基本二元件Windkessel模型，來模擬由 于主動脈或肺動脈瓣造成的血流阻力。
0011在不需要導管離開病人的情況下，PCM系統(tǒng)差不多可以連續(xù) 監(jiān)測CO。實際上， 一些PCM系統(tǒng)使用用指套(finger cuff)測得的血 壓測量值而進行工作。然而，PCM系統(tǒng)的一個缺點是PCM系統(tǒng)的精 度不比從中衍生出的相當簡單的三參數(shù)模型更加準確； 一般來說，需 要更高階的模型來準確解釋其他現(xiàn)象，諸如復雜型態(tài)的壓力波反射， 其是由例如動脈分支引起的多個阻抗失配造成的。因此已提出其他改 進，根據(jù)不同的復雜程度其是變化的。
0012Salvatore Romano在序列號為6,758,822的美國專利中公開的 "Method and Apparatus for Measuring Cardiac Output (用于測量心輸出 量的方法和儀器)"描繪了通過估算SV改進PCM方法的不同嘗試，或是侵入式或是非侵入式，SV其是整個壓力曲線下面面積和各種阻抗
成份線性組合之間的比例的函數(shù)。為了試圖解釋壓力反射，Romano系 統(tǒng)不僅依靠壓力函數(shù)固有噪聲導數(shù)的準確估算，而且還依靠一系列的 經(jīng)驗確定的對平均壓力值的數(shù)字調(diào)整。
0013幾種估算CO方法的核心表示公式是
CO =,(《*U (式2)
其中HR是心率，SVest是估算的每搏輸出量，K是與動脈順應性相關(guān) 的比例因子。例如，Romano和Petrucelli依靠這個公式，如序列號為 6,071,244 (Band等人2000年6月6曰)禾口 6,348,038 (Band等人2002
年2月19日)的美國專利所公開的儀器所使用的也依靠這個公式。
0014經(jīng)常用來確定CO的另一公式是
CC^M4i^C7tow (式3)
其中MAP是平均動脈脈壓，tau是壓力指數(shù)衰減常數(shù)，C類似K，是 與動脈順應性相關(guān)的比例因子K。序列號為6,485,431 (Campbell, 2002 年11月26日)的美國專利公開了使用此公式的儀器。
0015這些方法的準確度取決于如何確定比例因子K和C。換句話 說，需要準確評估順應性(或與順應性以函數(shù)關(guān)系相關(guān)的一些其他值)。 例如，Langwouters ("The Static Elastic Properties of 45 Human Thoracic and 20 Abdominal Aortas in vitro and the Parameter of a New Model (離體
的45例人類胸主動脈和20例腹主動脈的靜態(tài)彈性特性和新模型的參 數(shù))"，J. Biomechanics, Vol. 17, No.6， pp.425-435， 1984)論述了人體主 動脈中單位長度的血管順應性的測量和并且將其與病人的年齡和性別 相關(guān)。動脈長度被確定為與病人的體重和身高成比例。然后基于這個 病人的信息得出列線圖，并且結(jié)合根據(jù)動脈脈壓波形得出的信息一起 用于改進順應性因子的估算。
0016上面指出的不同現(xiàn)有技術(shù)儀器，可能每種都有一個或多個缺 點。例如，Band儀器需要一個使用獨立測量的CO的外部校準，來確 定血管阻抗相關(guān)因子，然后在CO計算中使用該因子。序列號為 6,315,735 (Joeken等人，2001年11月13日)的美國專利描述了另一
10種具有相同缺點的裝置。
0017Wesseling (美國專利5，400,793， 1995年4月28)試圖根據(jù) 人體測量數(shù)據(jù)確定血管順應性相關(guān)因子，人體測量數(shù)據(jù)包括諸如為病 人的身高、體重、性別、年齡等。該方法依靠于由人體標稱測量確定 的關(guān)系，并且不能穩(wěn)定應用于許多各種不同的病人。
0018Romano試圖僅僅根據(jù)動脈脈壓波形特征確定血管阻抗相關(guān)因
子，因此不能利用病人特性和順應性之間的已知關(guān)系。換句話說，使 其系統(tǒng)不需要人體測量數(shù)據(jù)，Romano也失去了該數(shù)據(jù)中包含的信息。 此外，Romano的幾種中間計算是基于壓力波形的導數(shù)值。然而，眾所 周知，導數(shù)的這些估算是有固有噪聲的。因此Romano方法不可靠。
0019需要一種系統(tǒng)和方法，其可以更準確有力地估算心血管參數(shù)， 諸如動脈順應性(K或C)或阻力、血管張力、t、或根據(jù)這些參數(shù)計 算所得的值，諸如SV和CO。
0020本申請的發(fā)明人之一較早公布SV大約與動脈脈壓波形P(t) 的標準差成比例，或與其自身與P(t)成比例的一些其他信號的標準差成 比例，公布的序列號為2005/0124903 Al美國專利申請(Luchy Roteliuk 等人，2005年6月09日，"Pressure based System and Method for Determined Cardiac Stroke Volume (用于確定心臟每搏輸出量的基于壓 力的系統(tǒng)和方法)")。因此， 一種估算SV的方法是應用下面的關(guān)系式
=尺ct(尸)=Xwt/(尸) (式4 )
0021其中K是比例因子，見下面方程
C<9 =《cr(尸)朋=^W(尸)訓 (式5)
0022SV和動脈脈壓波形標準差之間的比值取決于這樣的觀測壓 力波形脈動由心臟SV產(chǎn)生，并且生成為動脈樹，作為血管張力(即血 管順應性和外周阻力)的函數(shù)。式4和式5的比例因子K是估算的血 管張力。
0023最近，本申請的發(fā)明人之一還公布使用動脈脈壓波形的形 狀特性結(jié)合和壓力有關(guān)的血管順應性的測量值和病人人體測量數(shù)據(jù)，可以可靠地估算血管張力，其中人體測量數(shù)據(jù)比如為年齡、性別、身
高、體重和體表面積(BSA)，公布的序列號為2005/0124904 Al的美 國專利申請(Luchy Roteliuk， 2005年6月09日，"Arterial pressure-based automatic determination of a cardiovascular parameter (基于動脈脈壓力 的心血管參數(shù)的自動確定)")。為了量化動脈脈壓波形的形狀信息， 除了新得出的加權(quán)壓力統(tǒng)計動差或統(tǒng)計矩(statistical moment)夕卜，還 使用動脈脈壓波形的高階時域統(tǒng)計動差(諸如峰度(kurtosis)和偏度 (skewness))。因此，使用多元回歸模型以組合參數(shù)函數(shù)計算血管張力， 其中多元回歸模型具有下面通式
0024A: = ^(//n,//r2,,,/iP2,..,C(尸),5&4，爿ge，G…) (式6 )
其中K是血管張力(式4和式5中的校準因子)； Z是多元回歸統(tǒng)計模型；
//,,.../^是動脈脈壓波形的第1階到第k階時域統(tǒng)計動差；
//『..^P是動脈脈壓波形的第1階到第k階加權(quán)壓力統(tǒng)計動差；
C(P)是使用Langwouters等人1984提出的方法計算的與壓力有關(guān)的血 管川頁應性("The Static Elastic Properties of 45 Human Thoracic and 20 Abdominal Aortas in vitro and the Parameters of a New Model (離體的45 例人類胸主動脈和20例腹主動脈的靜態(tài)彈性特性和新模型的參數(shù))，" J. Biomechanics, Vol. 17， No.6， pp.425-435，1984);
BSA是病人身體表面積(身高和體重的函數(shù))；
Age是病人的年齡；及
G是病人的性別。
0025用于使用多變量模型z計算血管張力因子K的預測變量集與 "真值"血管張力測量值相關(guān)，并且對于測試或參考受試者的總體其 被確定為通過熱稀釋法測量得到的CO和動脈脈壓的函數(shù)。這產(chǎn)生一 系列血管張力測量值，每個測量值都是z的組成參數(shù)的函數(shù)。然后使用 已知的數(shù)學方法計算多變量近似函數(shù)，該近似函數(shù)以預定義的方式將Z 的參數(shù)最好地與給出的一系列CO測量值關(guān)聯(lián)。使用多元多項式擬合
12函數(shù)產(chǎn)生多項式的系數(shù)，其為每組預測變量提供一個;d直。因此，多元 模型具有下面通式
0026
足
(式7)
其中A,…A。是多元回歸模型多項式的系數(shù)，X是模型的預測變量。0027
^TT.'A尸l…々l…^C(尸)腳 G "
/ij ... c
(式8)
0028上面列出的方法僅僅依靠單一動脈脈壓測量值。非常簡單并 且不需要校準是本方法的優(yōu)點。然而，由于血管張力評估公式是經(jīng)驗 性的，所以這種方法的準確度在模型的基本經(jīng)驗公式不適用的一些極 端臨床狀況中可能非常低。因為這個原因，所以如果在基本多元回歸 模型中添加第二獨立測量值，則會比較有益。
0029如上所示，發(fā)明了許多技術(shù)，包括非侵入式和侵入式技術(shù)， 用以測量SV和CO，具體地，用以檢測血管順應性、外周阻力和血管 張力。應當明白，需要一種用于估算CO或估算根據(jù)CO或使用CO所 得到的任何參數(shù)的系統(tǒng)和方法，這種系統(tǒng)和方法穩(wěn)定和準確，并且對 校準及計算誤差不是很敏感。


0030圖1根據(jù)本發(fā)明實施例圖示說明表示從受試者接收的兩個不 同動脈脈壓測量值的兩條血壓曲線的示例。
0031圖2根據(jù)本發(fā)明實施例，圖示說明從受試者接收的心電圖測量值(ECG)和血壓測量值的示例。
0032圖3是根據(jù)本發(fā)明實施例，圖示說明動脈脈壓傳播時間和動脈順應性之間關(guān)系的圖表。
0033圖4是根據(jù)本發(fā)明實施例，圖示說明從心臟停搏恢復的病人的脈壓傳播時間和血管張力之間關(guān)系的圖表。
0034圖5-6是根據(jù)本發(fā)明幾個實施例，圖示說明受試者在不同的血液動力條件下，脈壓傳播時間和血管張力之間相關(guān)性的圖表。
0035圖7-9是根據(jù)本發(fā)明的幾個實施例，圖示說明受試者在不同的血液動力狀態(tài)下，使用脈壓傳播時間和連續(xù)心輸出量(CCO)計算的CO和使用熱稀釋單次灌注測量值(thermodilution bolus measurements)所測得的CO值(TD-CO)之間的相關(guān)性的圖表。
0036圖IO是顯示根據(jù)本發(fā)明幾個實施例使用動脈脈壓傳播時間估算的CO和使用動脈脈壓信號估算的CO之間關(guān)系的圖表。
0037圖11是根據(jù)本發(fā)明幾個實施例，顯示示例性系統(tǒng)的框圖，該示例性系統(tǒng)用來執(zhí)行本文描述的各種方法。
0038圖12是顯示根據(jù)本發(fā)明實施例的一種方法的流程圖。

發(fā)明內(nèi)容
0039本發(fā)明的一個實施例提供一種確定心血管參數(shù)的方法，其包括在一段時間間隔內(nèi)接收與動脈血壓測量值相對應的輸入信號，該段時間間隔覆蓋至少一個心搏周期；確定輸入信號的傳播時間；確定輸入信號的至少一個統(tǒng)計動差；并且使用傳播時間和該至少一個統(tǒng)計動差估算心血管參數(shù)。
0040本發(fā)明的一個實施例提供一種確定心血管參數(shù)的儀器，其包括一個處理單元，用于在一段時間間隔內(nèi)接收與動脈血壓測量值相對應的輸入信號，該段時間覆蓋至少一個心搏周期；確定輸入信號的傳播時間；確定輸入信號的至少一個統(tǒng)計動差；并且使用傳播時間和該至少一個統(tǒng)計動差估算心血管參數(shù)。
1具體實施例方式
0041現(xiàn)在將參考附圖對實施本發(fā)明各種特征的實施例的方法和系統(tǒng)進行描述。附圖和相關(guān)說明被提供用以圖示說明本發(fā)明實施例，而不是限制本發(fā)明的范圍。說明書中提到的"一個實施例"或"實施例"是為了表明本發(fā)明至少一個實施例包括結(jié)合該實施例描述的具體特征、結(jié)構(gòu)、或特性。出現(xiàn)在說明書各個地方的術(shù)語"一個實施例"或
"實施例"不需要全部指相同的實施例。在所有附圖中，重復使用附圖標記以表示所指元件間的對應性。
0042寬泛的說，本發(fā)明包括使用動脈脈壓傳播時間確定心臟數(shù)值，諸如每搏輸出量(SV)，和/或由SV得到的數(shù)值，諸如心輸出量(CO)。可以使用動脈壓波形或與動脈脈壓成比例的或由動脈脈壓得到的波形、心電圖測量值、生物阻抗測量值、其他心血管參數(shù)等測量動脈脈壓傳播時間。這些測量值可以使用侵入式、非侵入式、微創(chuàng)式器具、或器具的組合測得。
0043本發(fā)明可以適用于任何類型的受試者，無論是人還是動物。因為可以預料本發(fā)明在診斷設(shè)置中最普遍適用于人類，所以下面主要描述本發(fā)明與"病人" 一起使用的情況。僅僅通過舉例的方式，但是應當明白不管設(shè)置如何，術(shù)語"病人"應該包括所有受試者，即包括人和動物。
0044圖1圖示說明表示從受試者接收的兩個不同動脈壓測量值的兩條血壓曲線的示例。上曲線表示從受試者主動脈檢測的中心動脈壓測量值，下曲線表示從受試者撓動脈檢測的測量值。脈壓傳播時間
(tp，)可以作為兩個動脈壓測量值之間的過渡時間測量。
0045基于心血管生物力學的基本原理合理使用血液動力學測量值的脈壓傳播時間。即如果受試者的心臟在心臟收縮時將血泵送到整個硬化血管，則壓力波形會立即出現(xiàn)在受試者體內(nèi)的任何末端動脈位置。然而，如果受試者的心臟在心臟收縮時將血泵送到順應血管，則壓力波形會在心臟收縮后的一段時間出現(xiàn)在受試者體內(nèi)任何末端動脈位置。0046在壓力波形(或任何與壓力波形相關(guān)的其他波形)的幾個不同位置可以侵入式或非侵入式地測量脈壓傳播時間。圖1所示的示例中，可以通過使用兩個不同的動脈壓測量值測量脈壓傳播時間，例如，一個從主動脈得到的參考測量值和一個從撓動脈得到的外周測量值。
0047圖2圖示說明使用心電圖信號作為傳播時間測量值參考信號的示例。上曲線表示使用位于受試者心臟附近的電極檢測到的心電圖
(ECG)信號，下曲線表示從受試者外周動脈檢測到的動脈壓測量值。在這個示例中，可以使用ECG信號和外周動脈壓之間的過渡時間測量動脈脈壓傳播時間(tprap)。類似的，經(jīng)胸廓的生物阻抗測量值可以用作參考點(reference site)，并且傳播時間可以作為與外周測量值相對的過渡時間測量，其中外周測量值是由動脈血壓得到的或與動脈血壓成比例。
0048動脈脈壓傳播時間提供對兩個記錄部位之間的血管部分的物理(即力學)屬性的間接測量。這些屬性主要包括動脈壁的彈性和幾何屬性。動脈壁的屬性，例如其厚度和腔徑，是動脈脈壓傳播時間的主要決定因素。因此，動脈脈壓傳播時間主要取決于動脈順應性。
0049圖3圖示說明動脈脈壓傳播時間隨著動脈順應性(C)的增加而增加的示例。因此，動脈脈壓傳播時間(tprop)可以表示為動脈順應性(C)的函數(shù)，艮口
0050
VC,(C) (式9)
0051因此動脈脈壓傳播時間可以被用作簡單的測量值來估算動脈順應性。傳播時間可以用作單獨的測量值來評估病人的血管狀態(tài)，或可以用于脈搏等高線心輸出量算法，其與其他參數(shù)一起解釋血管順應性、血管阻力和血管張力的效應。在一個實施例中，使用動脈脈壓信號測量動脈脈壓傳播時間，該動脈脈壓信號來自相對大的動脈(如橈動脈、股動脈等)，因而外周阻力的影響最小。此外，這個測量值可以包括測量點之間的平均動脈順應性，并且不反映動脈順應性與壓力的相關(guān)性。
0052可以從眾所周知的Bramwdl-Hill方程得出基本公式，Bramwell-Hill方程用于計算脈搏波傳播速度(PWV)
，丄
0053
/>『)/2=，,丄7 (式IO)
其中W是壓力變化； JK是體積變化； P是血液密度；及 r是基準體積。
0054動脈順應性(C)可以定義為壓力增量變化(W)所引起的 體積增量變化(D的比值，艮口
0055
C = ! (式ll)
d尸
0056將式(11)帶入式(10)中，得到下面的方程式
0057
/w2丄丄.jz (式12)
C p
0058另一方面PWV被定義如下
0059
尸肝=丄 (式13)
p，
0060其中L是兩個記錄部位之間的血管長度， ，是動脈脈壓傳播 時間。
0061如果將式(13)帶入式(12)中，動脈順應性可以由下式給 出
0062
c4丄U二 (14)
0063如果我們將y定義為
0064
丄.r (15)
丄P
0065則動脈順應性可以表示為
0066
C =《 (16)
10067其中比例因子y是一個函數(shù)，其取決于血液密度、兩個記錄部 位之間的有效血管距離和基本體積，即Z取決于兩個記錄部位之間的實 際血管體積和血液粘度(即血球密度...等)。
0068基于上述方程式，可以以多種不同方式使用動脈脈壓傳播時間。
0069使用動脈脈壓傳播時間估算動脈順應性。脈壓傳播時間可以 被用作血液動力學模型的輸入，其中血液動力學模型是基于動脈脈壓 的標準差來評估由收縮噴射造成的動脈壓的動態(tài)變化。CO可以表示為
如下動脈脈壓標準差函數(shù)
0070
09 =《*贈/0*朋 (式17)
0071其中K是上面所示的比例因子，其與動脈順應性成比例，std(P) 是動脈脈壓的標準差，HR是心率。
0072當然其還可理解為
0073
co = C.^ (式18)
0074其中MAP是平均動脈脈壓，r是壓力指數(shù)衰減常數(shù)，C類似 K，是與動脈順應性相關(guān)的比例因子。
0075由式17和式18知，比例因子K是相當于血管順應性的測量 值。如果將式17中的比例因子K替換為式16中給出的順應性，則可 以使用動脈脈壓波形的標準差和動脈脈壓傳播時間計算CO:
0076
co = r《。,^/(P).//i (式19)
0077其中動脈脈壓的標準差可以使用下面方程計算
0078
,)=+力[尸W -尸。化丫 (式20)
0079其中n是取樣總數(shù)，P(k)是即時脈壓，Pavg是平均動脈脈壓。
平均動脈脈壓可以定義為
0080
4=丄￡尸(" (式21)
180081圖4是圖示說明病人在心臟搭橋手術(shù)恢復期間的動脈脈壓傳
播時間的平方與比例因子K之間關(guān)系的圖表。圖4繪制了根據(jù)10個不 同病人的IO個平均數(shù)據(jù)點。在圖4示例中，動脈脈壓傳播時間可以被 計算為ECG信號和橈動脈壓之間的過渡時間。圖4所示的數(shù)據(jù)說明按 照式16所給出，可以使用動脈脈壓傳播時間有效估算式17的比例因 子K。
0082圖5和圖6是圖示說明兩個受試者的不同血液動力學狀態(tài)的 動脈脈壓傳播時間和式17中比例因子K之間相關(guān)性的圖表。這兩幅圖 的趨勢對應于使用豬作為動物模型從實驗中得到的動物數(shù)據(jù)。這些圖 顯示比例因子K和脈壓傳播時間的平方的相同趨勢。圖5和圖6中的 數(shù)據(jù)圖示說明可以使用動脈脈壓傳播時間有效估算式17和式18的比 例因子K或C。
0083可以使用任何預先確定的傳播時間和壓力P(t)的函數(shù)確定式 19的比例因子n因此
0084
y = r(V。P,。 (式22)
其中r是預定的傳播時間和壓力的函數(shù)，其用來建立計算方法以估算 / 。
0085可以使用任何已知的獨立CO技術(shù)來確定這個關(guān)系，無論是 侵入式技術(shù)，如熱稀釋法，還是非侵入式技術(shù)，如經(jīng)食道超聲心動圖
(TEE)技術(shù)或生物阻抗測量技術(shù)。本發(fā)明提供諸如TD或TEE的不 連續(xù)測量之間的CO的連續(xù)趨勢。
0086即使使用諸如導管插入術(shù)的侵入式技術(shù)來確定z，在后續(xù)CO 監(jiān)測期間，通常不需要將導管留在病人體內(nèi)。此外，即使當使用基于 導管的校準技術(shù)確定y時，測量值不需要從心臟或心臟附近測得；相反 地，校準測量值可以從股動脈中測得。因此，即使是使用侵入式技術(shù) 來確定r，總體來說本發(fā)明仍然是微創(chuàng)的，原因是任何導管插入可以是 外周的和臨時的。
0087如上所述，可以使用任何與血壓成比例的其他輸入信號，而 不是直接測量動脈血壓。這意味著可以在計算中的任何點或全部的幾個點進行校準。例如，如果某個不同于動脈血壓本身的信號被用作輸 入信號，那么在將該信號值用于計算標準差之前或之后，該信號可以 被校準為血壓，在這種情況下，可以按比例調(diào)整生成的標準差值，或 可以校準生成的SV值(例如通過適當設(shè)置;O，或可以按比例調(diào)整一
些sv的最終函數(shù)(諸如co)。簡而言之，本發(fā)明在一些情況下使用
與直接測量的動脈血壓不同的輸入信號的事實并未限制其產(chǎn)生準確
sv估算值的能力。
0088除了血液粘度，y主要取決于兩個記錄部位之間實際的血管體 積。當然，兩個記錄部位之間的有效長度(L)和有效體積(V)是未 知的。血管分支和病人與病人之間的差異是兩個記錄部位之間有效的 實際血管體積未知的兩個主要原因。然而，顯然這個實際體積與病人
的人體測量參數(shù)成比例，因此可以使用病人的人體測量參數(shù)間接估算 該實際體積。人體測量參數(shù)可以由各種參數(shù)得出，諸如兩個記錄部位 之間的測量距離(1)、病人的體重、身高、性別、年齡、體表面積等、 或任何這些因子的組合。在一個實施例中，所有人體測量參數(shù)，例如 兩個記錄部位之間的距離(1)、病人的體重、身高、性別、年齡、病人 的體表面積(BSA)等，可以用來計算y。計算中還優(yōu)選包含另外的值， 以考慮其他特征。在一個實施例中，可以使用心率HR(或R波周期)。 因此
0089
y = rM(/,// &Mge,G，i/i ) (式23)
0090其中
1是兩個記錄部位之間測得的距離；
H是病人的身高；
W是病人的體重；
BSA是病人的體表面積；
Age是病人的年齡；
G是病人的性別；
HR是病人的心率；及r^是多變量模型,
0091用于使用多變量模型r計算y的預測變量集與"真值"血管順
應性測量值有關(guān)，對于測試或參考的受試者總體，其被確定為通過熱
稀釋法測量出的CO和動脈脈壓的函數(shù)。這產(chǎn)生一組順應性測量值，
每個測量值都是G的組成參數(shù)的函數(shù)。然后使用數(shù)值方法計算多變量
近似函數(shù)，該近似函數(shù)以預定義方式將rM的參數(shù)最好地與一組給定的 co測量值關(guān)聯(lián)。使用多元多項式擬合函數(shù)產(chǎn)生多項式的系數(shù)，其為每 組預測變量提供一個r^值。因此，多元模型具有下面通式
0092
…a」
(式24)
0093其中a,...an是多元回歸模型多項式的系數(shù)，Y是模型的預測0094
...L
(式25)
0095使用動脈脈壓傳播時間估算血管張力。血管張力是血液動力 學參數(shù)，其用來描述血管順應性和外周阻力的組合效應。在現(xiàn)有技術(shù) 中，動脈壓波形的形狀特征結(jié)合病人的人體測量數(shù)據(jù)和其他心血管參 數(shù)一起用來估算血管張力(參見Roteliuk, 2005, "Arterial pressure-based automatic determination of a cardiovascular parameter(基于動脈壓自動確 定心血管參數(shù))")。動脈脈壓傳播時間也可用于估算血管張力。在一 個實施例中，動脈脈壓傳播時間可作為獨立項用于多元回歸模型來連 續(xù)估算血管張力。在一個實施例中，可以結(jié)合動脈脈壓傳播時間與動 脈脈壓波形的形狀信息來估算血管張力。高階形狀敏感動脈壓統(tǒng)計動 差和壓力加權(quán)時間動差以及動脈脈壓傳播時間可以用作多變量模型中
21的預測變量。優(yōu)選計算中還包含另外的值，以考慮其他特征。例如，
心率HR(或R波周期)、體表面積BSA、以及與壓力有關(guān)的非線性順 應性值C(P)可以使用已知的方法計算，諸如Langwouters所描述的方 法，其將順應性計算為壓力波形、病人的年齡、性別的多項式函數(shù)。 因此
0096〖=z(;,n, Ar2，…/^,,//P2,…/』，C(尸),腦, ， G…) (式26)0097其中
K是血管張力；
;r是多元回歸統(tǒng)計模型； V。p是動脈脈壓傳播時間；
ZV../^是動脈脈壓波形的第1階到第k階時域統(tǒng)計動差；
;^…/^是動脈脈壓波形的第1階到第k階加權(quán)壓力統(tǒng)計動差；
C(P)是使用Langwouters等人定義的與壓力有關(guān)的血管順應性("The Static Elastic Properties of 45 Human Thoracic and 20 Abdominal Aortas in vitro and the Parameters of a New Model (離體的45例人類胸主動脈 和20例腹主動脈的靜態(tài)彈性特性和新模型的參數(shù))，"J. Biomechanics, Vol. 17，No.6, pp.425-435,1984);
BSA是病人身體表面積(身高和體重的函數(shù))；
Age是病人的年齡；及
G是病人的性別。
0098根據(jù)本發(fā)明給出的實施方式的需要，可以選擇不包括偏度 (ekewness)或峰度(kurtosis)，或者可以選擇包括更高階動差。已經(jīng) 證明使用前四個統(tǒng)計動差可以成功地有助于準確和穩(wěn)定估算順應性。 此外，可以使用除了 HR和體表面積外的其他人體測量參數(shù)或作為替 代，并且可以使用其他方法來確定C(P)，甚至可以完全省略C(P)。
0099下面描述的用于計算當前血管張力值的示例性方法可以用己 知的方式調(diào)整，以反映參數(shù)集的增加、減少、或改變。 一旦用于計算K
22的參數(shù)集被組合完畢，其可與己知的變量相關(guān)?？梢允褂矛F(xiàn)有設(shè)備和方法為測試或參考的受試者總體確定CO、 HR和SV^，現(xiàn)有方法包括侵入式技術(shù)，諸如熱稀釋法。還可以為每個受試者記錄人體測量數(shù)據(jù)，諸如年齡、體重、體表面積、身高等。這產(chǎn)生一系列CO測量值，每
個測量值都是K的組成參數(shù)的函數(shù)(最初未知)。然后使用已知的數(shù)值方法計算近似函數(shù)，該近似函數(shù)以預定義的方式將K的參數(shù)最好地與給定的一系列CO測量值關(guān)聯(lián)。 一種易于理解和便于計算的近似函數(shù)是多項式。在一個實施例中，使用標準多變量擬合程序產(chǎn)生多項式的系數(shù)，這些系數(shù)為每組參數(shù) "、 HR、 C(P)、 BSA、 &、 、~ 、
、/v提供一個K值。
Ajp /Ar 、 、 /V廣
00100在一個實施例中，K可以計算如下:00101
義i
足
(式27)
00102其中
足
n
，.. ，~1 ，~2 "',C(尸)，脂，脈G...
(式28)
00103下面討論使用動脈脈壓傳播時間直接估算CO。
00104脈壓傳播時間可以用作一種估算CO的獨立方法。B卩，動脈脈壓傳播時間獨立地與SV成比例，如下式所示
00105
W《
(式29)
00106如果將式29乘上HR，可以估算CO:
00107
-服
(式30)00108使用直接校準可以估算比例因子Kp，例如，使用從單次灌注
熱稀釋測量值或其他黃金標準CO測量值得到的己知CO值。圖7-9是圖示說明使用式30中所示的脈壓傳播時間計算的CO (COprop)、連續(xù)的心輸出量(CCO)和通過不連續(xù)熱稀釋單次灌注測量值(ICO)測量的CO值(ICO)之間關(guān)系的圖表?？梢允褂眉永Ｄ醽咺rvine的EdwardsLifesciences (愛德華茲生命科學公司)制造的警戒監(jiān)視器測量CCO和ICO?？梢詫μ幱趧游锏牟煌簞恿W狀態(tài)的豬模型進行測量。這些圖表實驗性地顯示CO的變化與脈壓傳播時間變化有關(guān)，而且脈壓傳播時間可以作為一種估算CO的獨立方法。
00109可以使用任何預先確定的傳播時間和CO或SV的函數(shù)確定式30的比例因子Kp?？梢允褂萌魏为毩⒌腃O技術(shù)確定這個關(guān)系，無論是侵入式技術(shù)(例如熱稀釋法)還是非侵入式技術(shù)(例如經(jīng)食道超聲心動圖(TEE)技術(shù)或生物阻抗測量技術(shù))。本發(fā)明提供諸如TD或TEE的不連續(xù)測量之間的CO的連續(xù)趨向的CO。
00110即使使用諸如導管插入術(shù)的侵入式技術(shù)來確定Kp，在后面的CO監(jiān)測期間，也不需要將導管留在病人體內(nèi)。此外，即使當使用基于導管的校準技術(shù)確定Kp時，測量值也不需要從心臟或心臟附近測得；相反地，校準測量值可以從股動脈中測得。因此，即使是使用侵入式技術(shù)來確定Kp，本方法仍然是微創(chuàng)式的，原因是任何導管插入術(shù)可以是外周的和臨時的。
00111如果使用非侵入技術(shù)測量傳播時間和使用預定義的函數(shù)或公式測量Kp，則式30所示的方法允許完全非侵入式測量CO。測量傳播時間的非侵入技術(shù)可以包括，但不限于ECG、非侵入動脈血壓測量、生物阻抗測量、光脈沖血氧測量、多普勒超聲波測量、或由這些測量衍生的或與這些測量成比例的任何其他測量或這些測量的組合(例如使用多普勒超聲波脈搏速度測量技術(shù)測量心臟附近的參考信號和使用生物阻抗測量技術(shù)測量外周信號等)。
00112比例因子Kp主要取決于血液粘度和兩個記錄部位之間的實際血管距離和體積。當然，兩個記錄部位之間的有效長度(L)和有效體積(V)是未知的。血管分支和病人與病人之間的差異是兩個記錄部位之間實際有效的血管體積是未知的兩個主要原因。然而，實際體積與病人的人體測量參數(shù)可以成比例，因此可以通過使用病人的人體測量參數(shù)間接估算實際體積。人體測量參數(shù)可以由各種參數(shù)得出，諸如兩個記錄部位之間的測量距離(L)、病人的體重、身高、性別、年齡、體表面積等、或任何這些參數(shù)的任何組合。在一個實施例中，可以用所有人體測量參數(shù)來計算Kp，這些人體測量參數(shù)例如是兩個記錄部位之間的距離(L)、病人的體重、身高、性別、年齡、病人的體表面積等。因此
00113
Kp =M(Z,//,,5&4,々e，G) (31)
00114其中
L是兩個記錄部位之間測得的距離；
H是病人的身高；
W是病人的體重；
BSA是病人的體表面積；
Age是病人的年齡；
G是病人的性別；并且
M是多變量線性回歸模型。
00115用于使用多變量模型M計算Kp的預測變量集與"真值"CO測量值有關(guān)，其被確定為傳播時間的函數(shù)，其中對于測試或參考的受試者全體CO，通過熱稀釋法測量CO。這產(chǎn)生一系列測量值，每個測量值都是M的組成參數(shù)的函數(shù)。然后使用數(shù)值方法計算多變量近似函數(shù)，該近似函數(shù)以預定義的方式將M的參數(shù)最好地關(guān)聯(lián)到給出的一系列CO測量值。使用多元多項式擬合函數(shù)產(chǎn)生多項式的系數(shù)，其為每組預測變量提供一個M值。因此，多變量模型具有下面方程
00116
25《
(式32)
00117其中a卜.^是多元回歸模型;
;項式的系數(shù)，Y是模型l
00118
HI
￡『 5&4 爿ge G ]
...尸u
(式33)
00119圖10是顯示根據(jù)一系列動物實驗使用式17估算的CO (x軸上的COstd)和使用式30估算的CO (y軸上的COprop)之間關(guān)系的圖表。數(shù)據(jù)顯示CO測量值是測量10頭豬獲得的。每頭豬選擇3個數(shù)據(jù)點用于該圖表。為了覆蓋寬的CO范圍，每個所選的數(shù)據(jù)點對應于豬的一種不同血液動力學狀態(tài)分別為血管舒張狀態(tài)、血管收縮狀態(tài)、和低血容量狀態(tài)。圖IO中所示的比例是實驗證據(jù)，證明可以有效可靠地使用傳播時間估算CO。
00120圖11是顯示用來執(zhí)行本文所述各種方法的示例性系統(tǒng)的框圖。該系統(tǒng)可以包括病人IOO、壓力傳感器201、導管202、 ECG電極301和302、信號調(diào)節(jié)單元401和402、多路復用器403、模數(shù)轉(zhuǎn)換器405和計算單元500。計算單元500可以包括病人專用數(shù)據(jù)模塊501、比例因子模塊502、動差模塊503、標準差模塊504、傳播時間模塊505、每搏輸出量模塊506、心輸出量模塊507、心率模塊508、輸入設(shè)備600、輸出設(shè)備700和心率監(jiān)視器800。每個單元和模塊可以實現(xiàn)為硬件、軟件或硬件和軟件的組合。
00121病人專用數(shù)據(jù)模塊501是用來存儲病人數(shù)據(jù)的存儲模塊，病人數(shù)據(jù)諸如為病人的年齡、身高、體重、性別、體表面積等。可以使用輸入設(shè)備600輸入該數(shù)據(jù)。比例因子模塊502接收病人數(shù)據(jù)并且執(zhí)行運算以計算順應性比例因子。例如，比例因子模塊502將參數(shù)帶入上述給出的表達式或帶入通過創(chuàng)建最佳擬合測試數(shù)據(jù)組的近似函數(shù)而得出的某個其他的表達式。比例因子模塊502還可以確定時間窗[tO，tf]，在該時間窗中生成血管順應性、血管張力、SV和/或CO的每個估算值。執(zhí)行該過程就如同簡單選擇在每個計算中使用存儲值、連續(xù)值、離散值中的哪個值以及在每個計算中使用多少這些值。
00122動差模塊503確定或估算動脈脈壓的高階統(tǒng)計時域加權(quán)動差。
標準差模塊504確定或估算動脈脈壓波形的標準差。傳播時間模塊505確定或估算動脈脈壓波形的傳播時間。
00123將比例因子、高階統(tǒng)計動差、標準差和傳播時間輸入每搏輸出量模塊506以產(chǎn)生SV值或估算值?？梢允褂眯穆时O(jiān)視器800或軟件程序508 (例如使用傅立葉或?qū)?shù)分析)測量病人的心率。將SV值或估算值和病人的心率輸入到心輸出量模塊507，以通過使用例如式CO-S"朋來估算CO。
00124如上所述，如果這些值不是所感興趣的值，則系統(tǒng)無需計算SV或CO。對于血管順應性、血管張力和外周阻力也一樣。在此類情況下，相應的模塊可以不需要或可以被省略。例如，本發(fā)明可以用來確定動脈順應性。盡管如此，如圖ll圖示說明，任何或全部的結(jié)果，如SV、 CO、血管順應性、血管張力和外周阻力可以在輸出設(shè)備700
(如監(jiān)視器)上顯示，以展示給使用者并且由使用者解釋分析。與輸入設(shè)備600 —樣，輸入出設(shè)備700 —般可以同樣由系統(tǒng)用于其他目的。
00125本發(fā)明進一步涉及可以裝載在計算機單元或計算單元500中的計算機程序，以便執(zhí)行本發(fā)明的方法。此外，各種模塊501-507可以用來執(zhí)行本發(fā)明的各種計算和相關(guān)的方法步驟，而且其還可以作為計算機可執(zhí)行指令存儲在計算機可讀介質(zhì)中，以便允許不同的處理系統(tǒng)載入和執(zhí)行本發(fā)明。
00126盡管已經(jīng)對特定的示例性實施例進行描述并且將其顯示在附圖中，但是應該明白這些實施例僅僅是說明性的，并未限制本發(fā)明的范圍，本發(fā)明并未限制在所示和所述的具體結(jié)構(gòu)和布置中，因為除了在以上段落中所述之外，也可能存在各種其他變化、組合、省略、修改和替換。本領(lǐng)域的技術(shù)人員將明白，可以配置上述優(yōu)選實施例的各種調(diào)整和修改而不偏離本發(fā)明范圍和思想。因此，應該明白，在所附
27的權(quán)利要求范圍內(nèi)，可以以除了本文具體描述之外的其他方式實踐本發(fā)明。
權(quán)利要求
1. 一種確定心血管參數(shù)的方法，包括在一段時間間隔內(nèi)接收與動脈血壓測量值相對應的輸入信號，所述時間間隔覆蓋至少一個心搏周期；確定所述輸入信號的傳播時間；和使用所述傳播時間確定所述心血管參數(shù)的估算值。
2. 根據(jù)權(quán)利要求1所述的方法，進一步包括確定所述輸入信號的 至少一個統(tǒng)計動差。
3. 根據(jù)權(quán)利要求2所述的方法，其中使用所述傳播時間確定所述 心血管參數(shù)的估算值的步驟包括使用所述至少--個統(tǒng)計動差確定所 述心血管參數(shù)的估算值。
4. 根據(jù)權(quán)利要求2所述的方法，其中所述輸入信號的所述至少一個統(tǒng)計動差選自所述輸入信號的標準差、階數(shù)大于2的統(tǒng)計動差、所述輸入信號的峰度和所述輸入信號的偏度。
5. 根據(jù)權(quán)利要求1所述的方法，其中所述心血管參數(shù)選自動脈順應性、血管阻力、心輸出量和每搏輸出量。
6. 根據(jù)權(quán)利要求1所述的方法，其中確定所述輸入信號的傳播時間的步驟包括確定在受試者心臟附近檢測的參考信號和在所述受試者動脈附近檢測的外周動脈信號之間的過渡時間。
7. 根據(jù)權(quán)利要求6所述的方法，其中所述參考信號選自心電圖測量值、中心動脈壓測量值、經(jīng)胸廓生物阻抗測量值和多普勒超聲血 流速度測量值。
8. 根據(jù)權(quán)利要求6所述的方法，其中所述外周動脈信號選自動脈血壓測量值、測量所述受試者血液的血氧飽和度的光學血氧測量值、外周生物阻抗測量值和多普勒超聲血流速度測量值。
9. 根據(jù)權(quán)利要求1所述的方法，其中使用所述傳播時間確定所述 心血管參數(shù)的估算值還包括使用所述輸入信號的標準差來確定所述 心血管參數(shù)的估算值。
10. 根據(jù)權(quán)利要求1所述的方法，進一步包括接收所述受試者的人 體測量參數(shù)。
11. 根據(jù)權(quán)利要求10所述的方法，其中使用所述傳播時間確定所 述心血管參數(shù)的估算值還包括使用所述人體測量參數(shù)來確定所述心 血管參數(shù)的估算值。
12. 根據(jù)權(quán)利要求10所述的方法，進一步包括使用所述傳播時間 和所述人體測量參數(shù)來估算動脈順應性值。
13. 根據(jù)權(quán)利要求12所述的方法，進一步包括使用所述動脈順應 性值和所述輸入信號的標準差估算每搏輸出量。
14. 根據(jù)權(quán)利要求13所述的方法，進一步包括接收受試者的心率測量值；和使用所述心率測量值和所述每搏輸出量估算心輸出量。
15. 根據(jù)權(quán)利要求14所述的方法，進一步包括使用所述動脈順應 性和所述標準差估算心輸出量。
16. 根據(jù)權(quán)利要求15所述的方法，進一步包括接收校準心輸出量值；及將校準常數(shù)計算為所述校準心輸出量估算值與所述心率、所述動 脈順應性和所述標準差的乘積之間的商。
17. 根據(jù)權(quán)利要求12所述的方法，其中估算動脈順應性值進一步包括確定近似函數(shù)，該近似函數(shù)與動脈順應性的多個參考測量值相關(guān)， 其中所述近似函數(shù)是所述輸入信號的所述傳播時間和所述人體測量參 數(shù)的函數(shù)；和通過用所述輸入信號的所述傳播時間和所述人體測量參數(shù)計算所 述近似函數(shù)，來估算所述受試者的所述動脈順應性值。
18. 根據(jù)權(quán)利要求l所述的方法，進一步包括為所述多個心搏周期的每一個計算分量傳播時間值； 計算復合傳播時間值作為分量傳播時間值的平均值；及 將所述復合傳播時間值用于計算所述心血管參數(shù)的估算值。
19. 一種確定心血管參數(shù)的儀器，包括 處理單元，其用于在一段時間間隔內(nèi)接收與動脈血壓測量值相對應的輸入信號，該段時間間隔覆蓋至少一個心搏周期； 確定所述輸入信號的傳播時間；和 使用所述傳播時間確定所述心血管參數(shù)的估算值。
20. 根據(jù)權(quán)利要求19所述的儀器，其中所述處理單元確定所述輸 入信號的至少一個統(tǒng)計動差。
21. 根據(jù)權(quán)利要求20所述的儀器，其中所述處理單元通過使用所 述至少一個統(tǒng)計動差確定所述心血管參數(shù)的估算值。
22. 根據(jù)權(quán)利要求20所述的儀器，其中所述輸入信號的所述至少 一個統(tǒng)計動差選自階數(shù)大于2的統(tǒng)計動差、所述輸入信號的峰度、 所述輸入信號的偏度和所述輸入信號的標準差。
23. 根據(jù)權(quán)利要求19所述的儀器，其中所述心血管參數(shù)選自動脈 順應性、血管阻力、心輸出量和每搏輸出量。
24. 根據(jù)權(quán)利要求19所述的儀器，其中所述處理單元通過確定在受試者心臟附近檢測到的參考信號和在所述受試者動脈附近檢測到的 外周動脈信號之間的過渡時間，來確定所述輸入信號的傳播時間。
25. 根據(jù)權(quán)利要求24所述的儀器，其中所述參考信號選自心電圖測量值、中心動脈壓測量值、經(jīng)胸廓生物阻抗測量值和多普勒超聲 血流速度測量值。
26. 根據(jù)權(quán)利要求24所述的儀器，其中所述外周動脈信號選自動 脈血壓測量值、測量所述受試者血液的血氧飽和度的光學血氧測量值、 外周生物阻抗測量值和多普勒超聲血流速度測量值。
27. 根據(jù)權(quán)利要求19所述的儀器，其中所述處理單元通過使用所 述輸入信號的標準差確定所述心血管參數(shù)的估算值。
28. 根據(jù)權(quán)利要求19所述的儀器，其中所述處理單元接收所述受 試者的人體測量參數(shù)。
29. 根據(jù)權(quán)利要求28所述的儀器，其中所述處理單元使用所述傳 播時間和所述人體測量參數(shù)確定所述心血管參數(shù)的估算值。
30. 根據(jù)權(quán)利要求28所述的儀器，其中所述處理單元使用所述傳 播時間和所述人體測量參數(shù)估算動脈順應性值。
31. 根據(jù)權(quán)利要求30所述的儀器，進一步包括使用所述動脈順應 性值和所述輸入信號的標準差估算每搏輸出量。
32. 根據(jù)權(quán)利要求31所述的儀器，進一步包括 接收受試者的心率測量值；和使用所述心率測量值和所述每搏輸出量估算心輸出量。
33. 根據(jù)權(quán)利要求32所述的儀器，進一步包括使用所述動脈順應性和所述標準差估算心輸出量。
34.根據(jù)權(quán)利要求33所述的儀器，進一步包括接收校準心輸出量值；和計算校準常數(shù)，作為所述校準心輸出量估算值與所述心率、所述 動脈順應性和所述標準差的乘積之間的商。
35.根據(jù)權(quán)利要求29所述的儀器，其中估算動脈順應性值進一步包括確定近似函數(shù)，所述近似函數(shù)與動脈順應性的多個參考測量值相 關(guān)聯(lián)，其中所述近似函數(shù)是所述輸入信號的所述傳播時間和所述人體測量參數(shù)的函數(shù)；和通過用所述輸入信號的所述傳播時間和所述人體測量參數(shù)計算所 述近似函數(shù)，來估算所述受試者的所述動脈順應性值。
36.根據(jù)權(quán)利要求19所述的方法，進一步包括 為所述多個心搏周期的每一個計算分量傳播時間值； 計算復合傳播時間值作為分量傳播時間值的平均值；和 將所述復合傳播時間值用于計算所述心血管參數(shù)的估算值。
37. —種提供指令的機器可讀介質(zhì)，當處理器執(zhí)行所述指令時，使 所述處理器確定心血管參數(shù)，包括在一段時間間隔內(nèi)接收與動脈血壓測量值相對應的輸入信號，該 段時間間隔覆蓋至少一個心搏周期；確定所述輸入信號的傳播時間；和使用所述傳播時間確定所述心血管參數(shù)的估算值。
全文摘要
一種用于確定心血管參數(shù)的方法和儀器，其包括在一段時間間隔內(nèi)接收與動脈血壓測量值相對應的輸入信號，該段時間間隔覆蓋至少一個心搏周期；確定輸入信號的傳播時間；確定輸入信號的至少一個統(tǒng)計動差；以及使用傳播時間和該至少一個統(tǒng)計動差確定心血管參數(shù)的估算值。
文檔編號A61B5/029GK101489472SQ200780026045
公開日2009年7月22日 申請日期2007年7月11日 優(yōu)先權(quán)日2006年7月13日
發(fā)明者C·R·穆尼, F·S·哈帝布, L·D·羅特里克斯 申請人:愛德華茲生命科學公司