專利名稱：用于監(jiān)測心血管系統(tǒng)中的流體流速的裝置和方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明涉及用于監(jiān)測受檢者的心血管系統(tǒng)中的流體流速的裝置和方法。更具體地，本發(fā)明涉及基于源于受檢者的脈沖發(fā)生器的脈沖的時間信號輪廓計算心血管系統(tǒng)中的流速。
背景技術(shù)：
在體外血液處理中，通過體外血流回路將血液從受檢者抽出，對血液進(jìn)行處理并接著重新導(dǎo)入到受檢者體內(nèi)。通常，使用一個或更多個泵裝置使血液通過該回路循環(huán)。該回路經(jīng)由諸如針頭之類的插入血管通路的一個或者更多個接入裝置，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、血液濾過、血漿置換、血液儲存、供體血液的血液組分分離(例如細(xì)胞)等。在血液透析和類似處理中，血液通路通常是以本質(zhì)上為動脈-靜脈(AV)分流器 (通常稱為瘺管)的形式經(jīng)手術(shù)產(chǎn)生。將血液經(jīng)由上游位置的針頭或者導(dǎo)管從瘺管抽出，并將血液經(jīng)由下游位置的針頭或者導(dǎo)管回流瘺管。動脈-靜脈(AV)分流管或者瘺管提供具有提供高血流量的能力并且能夠工作數(shù)年甚至幾十年的血液通路。這例如是通過將橈動脈連接到在前臂的水平的頭靜脈而產(chǎn)生的。瘺管的靜脈分支(venouslimb)在數(shù)月的過程中變厚，允許重復(fù)插入透析針頭或者導(dǎo)管。到瘺管的另選的血液通路例如是手術(shù)地植入大靜脈中一個中的動脈-靜脈移植物或者硅膠、雙腔導(dǎo)管。還已知其它方法和裝置。在上述血液處理療法中，例如血液透析，期望獲得150-500ml/min或者甚至更高的恒定血液流速，并且通路場所必須被準(zhǔn)備為傳遞之類的流速。AV瘺管中的血流量經(jīng)常是800ml/min或者更大,允許傳遞期望范圍內(nèi)的血液流速。在缺少經(jīng)靜脈針頭進(jìn)入瘺管的經(jīng)充分處理的血液的情形下，體外回路血泵將占用經(jīng)靜脈針頭進(jìn)入瘺管的已處理的血液中的一些，所謂的通路或者瘺管再循環(huán)，導(dǎo)致差的處理結(jié)果和處理效率的逐漸降低。AV瘺管的差的流量的通常原因是由僅次于多次靜脈穿刺的纖維化導(dǎo)致的靜脈分支的部分受阻。另外，狹窄造成通路流量的降低。已知通路流速經(jīng)常呈現(xiàn)具有充分的通路流量的長的平穩(wěn)時段，隨后是具有明顯降低的通路流量的數(shù)周的短時段，導(dǎo)致再循環(huán)以及最終的通路故障。通過監(jiān)測連續(xù)處理階段期間的通路流量的演化，能夠檢測出即將發(fā)生的通路流量問題。正確地檢測通路流量降低可以幫助對通路進(jìn)行維護(hù)過程因而避免任何通路故障。本領(lǐng)域已知測量心血管系統(tǒng)的不同參數(shù)。具體地，已知檢測諸如通路流量之類的與通路相關(guān)、或者與心輸出量相關(guān)的參數(shù)的方法。對諸如血液通路(如瘺管)的通路流量之類的參數(shù)的監(jiān)測可以通過超聲波(多普勒)測量來進(jìn)行。另選地，稀釋法可以用于通過測量由于流向血液通路和從血液通路流出的血液的流向的逆轉(zhuǎn)產(chǎn)生的電導(dǎo)率的差，來獲得通路流量。然而，用于確定在透析或者血液處理期間的與流量相關(guān)的參數(shù)的已知方法需要單獨的、專用的儀器和傳感器，并且不適用于重復(fù)的或者連續(xù)的逐搏地測量和監(jiān)測。
特別是，已知方法包括隔離的測量，并且不是非常適用于連續(xù)的、對心輸出量和通路流量的透析中監(jiān)測。對心血管流量的增強(qiáng)的監(jiān)測可以提供多種優(yōu)點，特別是結(jié)合體外處理。例如，由于在透析期間去除水，即超濾，可以降低心輸出量，這就可能導(dǎo)致在經(jīng)受治療的受檢者遭受低血壓的風(fēng)險增加，因此結(jié)合透析監(jiān)測心輸出量將是有益的。原因是心輸出量依賴于回流到心臟的靜脈血流量，回流到心臟的靜脈血流量反過來可以在以比血管回充速率更高的速率運行超濾之后，隨著總血液量降低而降低。通路流量測量對醫(yī)生確定透析患者的血液通路是否能夠提供充分的血流量以允許適當(dāng)?shù)耐肝鲋委熓侵匾?。通常地，通路流量測量有規(guī)律地進(jìn)行，例如一個月一次，以檢測低值或者下降趨勢。這種指示可以促使醫(yī)生進(jìn)行通路介入，例如外科手術(shù)來緩解情況。因此，存在監(jiān)測各種心血管流量的需要，特別是在諸如透析之類的體外處理期間。連續(xù)的心輸出量測量對于正確調(diào)節(jié)超濾速度以降低低血壓的風(fēng)險是重要的。另外，處理之間或者經(jīng)過更長時段的心輸出量變化可以是心臟狀況的指示，這會需要進(jìn)一步的醫(yī)學(xué)研究。

發(fā)明內(nèi)容
本發(fā)明的一個目的在于至少部分地克服現(xiàn)有技術(shù)的一個或者更多個上述限制，特別是在于提供用于監(jiān)測受檢者的心血管系統(tǒng)中的流體流速的代替或者補(bǔ)充技術(shù)。具體地，本發(fā)明的一個目的是基于源于受檢者的脈沖發(fā)生器的脈沖的時間信號輪廓(profile)計算心血管系統(tǒng)中的流速。通過根據(jù)獨立權(quán)利要求的用于監(jiān)測的裝置、用于監(jiān)測的方法和計算機(jī)程序產(chǎn)品、它們的由從屬權(quán)利要求限定的實施方式至少部分地實現(xiàn)這個和其它目的，這個和其它目的將從以下說明中體現(xiàn)。本發(fā)明的第一個方面是一種用于監(jiān)測受檢者的心血管系統(tǒng)的流體流速的裝置，所述裝置包括輸入端，該輸入端用于從體外血液回路中的壓力傳感器獲得時間相關(guān)測量信號，該體外血液回路適于連接到心血管系統(tǒng)，壓力傳感器被布置為檢測源于受檢者脈沖發(fā)生器的受檢者脈沖，其中，所述裝置還包括信號處理器，該信號處理器連接到該輸入端并且被配置為處理該測量信號以獲得作為受檢者脈沖的時間信號輪廓的脈沖輪廓，以及至少部分地基于該時間信號輪廓計算流體流速。在一個實施方式中，脈沖發(fā)生器是心血管系統(tǒng)的一部分。因此，不要求外部源。在一個實施方式中，脈沖發(fā)生器是心臟、呼吸系統(tǒng)中的任意一個或者它們的任意組合中。因此，脈沖發(fā)生器是心血管系統(tǒng)的一部分。在一個實施方式中，體外血液回路包括流體路徑、血液處理裝置和至少一個泵送裝置，并且其中，壓力傳感器還被布置為檢測源于泵送裝置的泵脈沖。在一個實施方式中，流體流速(Q)的計算涉及來自時間信號輪廓的幅度、形狀和時序中的一個或者更多個的脈沖參數(shù)P。脈沖參數(shù)P還可以稱為脈沖特征。本發(fā)明的第二個方面是一種用于監(jiān)測受檢者的心血管系統(tǒng)中的流體流速的方法，所述方法包括從體外血液回路中的壓力傳感器獲得時間相關(guān)測量信號，體外血液回路被布置為與心血管系統(tǒng)流體連接，壓力傳感器被布置為檢測源于受檢者脈沖發(fā)生器的受檢者脈沖，處理該測量信號以獲得作為受檢者脈沖的時間信號輪廓的脈沖輪廓，以及至少部分地基于時間信號輪廓計算流體流速。在一個實施方式中，該方法還包括改變體外回路的血液流量。因此，通過改變例如透析監(jiān)測器的體外回路中的血液流量以對瘺管中的液壓系統(tǒng)造成擾動，從而改變液壓系統(tǒng)的動態(tài)，并因而增加用于確定未知變量的數(shù)目的關(guān)系的數(shù)目。該變化例如可以通過改變血流的方向和/或大小來造成。在一個實施方式中，該方法還包括聚集測量信號中的聚集時間窗口內(nèi)的多個受檢者脈沖輪廓，并且基于多個受檢者脈沖輪廓的平均值計算流體流速。 在一個實施方式中，所述計算涉及心血管系統(tǒng)的心輸出量的計算。當(dāng)心輸出量(CO)超過預(yù)定閾值時可以產(chǎn)生警報事件。在一個實施方式中，所述計算涉及心血管系統(tǒng)中的血液通路的通路流量的計算。在一個實施方式中，所述方法還包括對照一個或者更多個校準(zhǔn)值校準(zhǔn)流體流速。例如，該方法可以在處理開始和/或之前，在處理結(jié)束和/或在處理期間用一個或者更多個基準(zhǔn)值進(jìn)行校準(zhǔn)。在一個實施方式中，所述方法還包括計算平均通路流速Q(mào)a和相關(guān)的變率(variability)QaV,獲取抽取血液流速Q(mào)b，并且在血液流速Q(mào)b和通路流量變化QaV之和超過Qa的情況下，產(chǎn)生警報事件。因此，可以檢測到再循環(huán)。變率QaV可以包括例如標(biāo)準(zhǔn)差或者方差。另選地，在抽取血液流速Q(mào)b超過瞬時通路流速Q(mào)a的情況下可以產(chǎn)生警報事件。在一個實施方式中，該方法還包括計算至少一個附加流體流速(Qx);計算從所計算出的流體流速(Q)和至少一個附加流體流速(Qx)確定的平均流體流速(Qavg);計算平均基準(zhǔn)流體流速(Qavg_ref);以及基于流體流速(Q)和至少一個附加流體流速(Qx)調(diào)節(jié)平均基準(zhǔn)流體流速(Qavt_ref )。因此，通過將流體流速的變化例如波動或周期性變化考慮在內(nèi)，可以校正平均流體流速的基準(zhǔn)測量。在一個實施方式中，所述校準(zhǔn)包括向心血管系統(tǒng)中的至少一個可測量的血液特征提供可檢測的擾動；測量體外血液回路的處理流體出口上的對應(yīng)特征的整體變化；以及基于處理流體出口的所述整體變化的測量確定心血管流速。例如，可檢測的擾動可以是脈沖形式。擾動可以是諸如尿素、鹽或者鹽溶液形式鹽之類的可檢測到的物質(zhì)的濃度的變化。在一個實施方式中，所述校準(zhǔn)包括獲得體外血液回路中在第一方向上運行的處理流體中的第一電導(dǎo)率或者濃度測量值；獲得在第二方向上運行的處理流體的第二電導(dǎo)率或者濃度測量值；以及將血液通路中的通路流速作為所述第一電導(dǎo)率或者濃度測量值以及所述第二電導(dǎo)率或者濃度測量值的函數(shù)進(jìn)行計算。在一個實施方式中，該方法還包括計算在計算的流體流速(Q)對應(yīng)于平均流體流速時的時間點的基準(zhǔn)流體流速(Qref)。按此方式，在平均流體流速的情況下確定基準(zhǔn)測量值，抑制流體流速的變率帶來的影響。在一個實施方式中，所述方法還包括限定初始模型；指派初始模型為當(dāng)前模型；產(chǎn)生與流體流速相關(guān)的參數(shù)；獲取流校準(zhǔn)數(shù)據(jù)；通過將參數(shù)、校準(zhǔn)數(shù)據(jù)與當(dāng)前模型進(jìn)行比較來檢查是否滿足模型有效性判據(jù)，其中在不滿足模型有效性判據(jù)的情況下接著重復(fù)地產(chǎn)生新模型并且用新模型指派當(dāng)前模型直至滿足模型有效性判據(jù)為止；其中，在滿足模型有效性判據(jù)的情況下，至少部分地基于時間信號輪廓計算流體流速。在一個實施方式中，該方法還包括獲取受檢者的血壓和將該血壓與當(dāng)前模型進(jìn)行比較當(dāng)中的一個或者更多個步驟；以及存儲當(dāng)前模型和可用參數(shù)。在一個實施方式中，流體流速(Q)的計算涉及來自時間信號輪廓的幅度、形狀和時序中的一個或者更多個的脈沖參數(shù)P。脈沖參數(shù)P還可以稱為脈沖特征。本發(fā)明的第三個方面是一種包括計算機(jī)指令的計算機(jī)可讀介質(zhì)，當(dāng)計算機(jī)指令被處理器執(zhí)行時使得處理器執(zhí)行第二方面的方法。本發(fā)明的第四個方面是一種用于監(jiān)測受檢者的心血管系統(tǒng)的流體流速的裝置，所述裝置包括用于從體外血液回路中的壓力傳感器獲得時間相關(guān)測量信號的裝置，該體外血液回路適于與心血管系統(tǒng)連接，壓力傳感器被布置成檢測源于受檢者脈沖發(fā)生器的受檢者脈沖；用于處理測量信號以獲得作為受檢者脈沖的時間信號輪廓的脈沖輪廓的裝置，以及用于至少部分地基于時間信號輪廓計算流體流速的裝置。 計算的流體流速例如可用是受檢者的心血管系統(tǒng)的心輸出量或者心血管系統(tǒng)中的血液通路的通路流量。本發(fā)明的第一方面的裝置的信號處理還被配置為進(jìn)行根據(jù)本發(fā)明的第二方面的方法的步驟。本發(fā)明的第二到第四方面的實施方式可對應(yīng)于上述本發(fā)明的第一方面的實施方式。本發(fā)明的其它的目的、特征、方面和優(yōu)點將從以下的詳細(xì)描述、所附的權(quán)利要求書以及附圖變得清楚。


下面將參照示意附圖來更詳細(xì)地描述發(fā)明性概念的實施方式。圖I是可以使用發(fā)明性概念來監(jiān)測心血管系統(tǒng)中的流體流速的一般流體裝置的示意圖。圖2是受檢者的設(shè)置有動脈/靜脈(AV)瘺管的前臂的部分示意圖。圖3是包括體外血流回路的用于血液透析處理的系統(tǒng)的示意圖。圖4的(a)是包含泵頻率成分和心臟信號兩者的靜脈壓力信號在時域中的繪圖，圖4的(b)是對應(yīng)的信號在頻域中的繪圖。圖5是根據(jù)本發(fā)明的一個實施方式的監(jiān)測處理的流程圖。圖6的(a)是作為時間的函數(shù)的壓力信號的繪圖，圖6的(b)是濾波之后的壓力信號的繪圖。圖7是在處理期間被看到降低的心輸出量變化的繪圖。圖8是在處理期間被看到穩(wěn)定的心輸出量變化的繪圖。圖9是根據(jù)本發(fā)明的一個實施方式的信號分析處理的流程圖。圖10是根據(jù)本發(fā)明的一個實施方式的監(jiān)測處理的流程圖。圖11是根據(jù)本發(fā)明的心血管系統(tǒng)的液壓模型的框圖。圖12是圖11的框圖的放大圖。圖13是用超聲波測量獲得的通路流量變化的繪圖。
圖14是示出根據(jù)本發(fā)明的一個實施方式的受檢者脈沖參數(shù)的繪圖。圖15是基于心臟脈沖建模的瘺管壓力的繪圖。圖16是例示本發(fā)明的一個方面的心臟脈沖波形的兩個相位的繪圖。
具體實施例方式在以下，將參照用于體外血液處理的示例回路描述用于監(jiān)測心血管系統(tǒng)中的流體流速，特別是心輸出量和通路流量的不同實施方式。在以下整個描述中，用相同附圖標(biāo)記表示類似的元件。令人驚訝地已經(jīng)發(fā)現(xiàn)了耦接到受檢者的心血管系統(tǒng)的體外血液回路中的脈沖的時間相關(guān)壓力測量可以揭示心血管系統(tǒng)中流體流速的重要信息，諸如心輸出量和例如瘺管 中的通路流量。壓力脈沖源于脈沖發(fā)生器，例如心臟、呼吸系統(tǒng)之類的生理的脈沖發(fā)生器，或者諸如外部脈沖發(fā)生器之類的非生理的脈沖發(fā)生器，外部脈沖發(fā)生器通過諸如利用血壓腕帶誘導(dǎo)出壓力膨脹來將脈沖誘導(dǎo)到心血管系統(tǒng)中。在以下的文字中，“受檢者脈沖”可以指代以下任意一個心臟脈沖或者呼吸脈沖。I.概論圖I例示了一般流體裝置，其中在第一流體容納系統(tǒng)SI和第二流體容納系統(tǒng)S2之間建立了流體連接C。流體連接C可以從一個系統(tǒng)向另一個系統(tǒng)傳遞流體，也可以不從一個系統(tǒng)向另一個系統(tǒng)傳遞流體。第一脈沖發(fā)生器3 (例如泵)被設(shè)置為在第一系統(tǒng)SI內(nèi)的流體中產(chǎn)生一系列壓力波，并且第二脈沖發(fā)生器3’(例如諸如心臟或者呼吸之類的受檢者脈沖發(fā)生器)被設(shè)置為在第二系統(tǒng)S2內(nèi)的流體中產(chǎn)生一系列壓力波。壓力傳感器4a和4c被設(shè)置為測量第一系統(tǒng)SI中的流體壓力。只要流體連接C是完好的，第二脈沖發(fā)生器3’產(chǎn)生的壓力波將從第二系統(tǒng)S2行進(jìn)到第一系統(tǒng)SI，因而除了源于第一脈沖發(fā)生器3的第一脈沖外，源于第二脈沖發(fā)生器3’的第二脈沖也將被壓力傳感器4a和4c檢測到。應(yīng)注意的是第一脈沖發(fā)生器3和第二脈沖發(fā)生器3’中任意一個可以包括一個以上的脈沖發(fā)生裝置。此外，任何這種脈沖發(fā)生裝置可以是各個流體容納系統(tǒng)S1、S2的一部分，也可以不是各個流體容納系統(tǒng)SI、S2的一部分。如本文所用的，“壓力波”表示通過材料或者物質(zhì)行進(jìn)或者傳播的擾動形式的機(jī)械波。壓力波通常在流體中以約3-20m/s的速度傳播。壓力傳感器產(chǎn)生測量數(shù)據(jù)，該測量數(shù)據(jù)針對每個壓力波形成壓力脈沖?！皦毫γ}沖”或者“脈沖”因而是定義時間相關(guān)測量信號(“壓力信號”)內(nèi)的在信號大小的局部增大或者減小(依賴于實現(xiàn)方式)的一組數(shù)據(jù)樣本。壓力脈沖按照與脈沖發(fā)生器處的壓力波的產(chǎn)生速率成比例的速率出現(xiàn)。壓力傳感器可以是任意類型的，例如通過電阻、電容、電感、磁或者光感測操作，并使用一個或者更多個隔膜、波紋管、布爾登管、壓電部件、半導(dǎo)體部件、應(yīng)變計、振線、光電容積描記(PPG)、加速度計、生物阻抗等。圖I的流體裝置還包括與壓力傳感器4a_4c中任意一個連接的監(jiān)視裝置25，如圖I所指示的。因而，監(jiān)視裝置25獲取一個或者更多個時間相關(guān)的測量信號，以提供第一系統(tǒng)SI中的流體壓力的實時表示。監(jiān)視裝置25基于第二脈沖的諸如大小、形狀和/或相位之類的特征依賴于心血管系統(tǒng)的狀態(tài)而變化的原理來監(jiān)測受檢者的心血管系統(tǒng)的血管流速。第二脈沖中的特征與心血管系統(tǒng)中的流體流量的特征相關(guān)，并且這些特征可以被收集用于后續(xù)分析或者比較各個流體流量如何隨著時間發(fā)展和改變。監(jiān)視裝置25因而被配置為連續(xù)地處理時間相關(guān)測量信號，以監(jiān)測一個或者更多個血管流量，諸如心輸出量(CO)或者通路流量Qa。通常，確定涉及在時域中分析測量信號，或其預(yù)處理版本，以計算評估參數(shù)的值，該評估參數(shù)的值作為測量信號中的第二脈沖的特征的指示。根據(jù)實現(xiàn)方式，監(jiān)視裝置25可以使用數(shù)字部件或者模擬部件，或者其組合，用于接收和處理測量數(shù)據(jù)。II.體外回路的示例圖3以用于透析的類型的體外血流回路20的形式舉例說明圖I的第一系統(tǒng)SI。圖I的第二系統(tǒng)S2對應(yīng)于圖3中由血管30指示的受檢者。因而，體外血流回路20包括動脈針頭I形式的用于血液抽取的接入裝置，以及將動脈針頭I連接到血泵3的動脈套管部 分2，血泵3可以是蠕動型，如圖3所指示的。抽取針頭或者動脈針頭I和回流針頭或者靜脈針頭14被示出為連接到受檢者的血管，該血管是受檢者的心血管系統(tǒng)的一部分。在泵3的入口處有壓力傳感器4a，在下文稱作動脈傳感器，該動脈傳感器測量抽取套管部分2中的在泵之前的壓力。血泵3將血液通過抽取針頭1，經(jīng)由預(yù)透析儀套管部分5從瘺管推進(jìn)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4b，該壓力傳感器4b測量血泵3和透析儀6之間的壓力。引導(dǎo)血液經(jīng)后透析儀套管部分10從透析儀6的血液側(cè)至靜脈滴注器或脫氣室11，并且從靜脈滴注器或脫氣室11經(jīng)過回流套管部分12和回流針頭14回到受檢者。壓力傳感器4c，在下文被稱作靜脈傳感器，被設(shè)置為測量透析儀6的靜脈側(cè)的壓力。在所例示的示例中，壓力傳感器4c測量靜脈滴注器中的壓力。抽取針頭I和回流針頭14兩者通過血管通路被連接到受檢者。如通過介紹所討論的，關(guān)于變化、水平和/或改變，監(jiān)測心血管系統(tǒng)中的流體流量可能是至關(guān)重要的。在很多透析監(jiān)測器中，不存在所述壓力監(jiān)測器4a_4c中的一個或者更多個。然而，將至少有一個靜脈壓力傳感器。以下描述關(guān)注于基于來自一個或者更多個壓力傳感器中的測量信號監(jiān)測各種血管流量，具體示例涉及心輸出量(CO)和通路流量Qa0在圖3中，還設(shè)置控制單元23，S卩，用于通過控制血泵3的轉(zhuǎn)速來控制回路20中的血流量。體外血流回路20和控制單元23可以形成諸如透析機(jī)之類的用于體外血液處理的設(shè)備的一部分。盡管未示出或者未進(jìn)一步討論，應(yīng)理解這種設(shè)備進(jìn)行很多其它功能，例如控制透析流體的流動，控制透析流體的溫度和成分等。另外在圖3中，監(jiān)視裝置25被配置為通過分析血液壓力脈沖信號中的、例如源于受檢者的心臟的壓力響應(yīng)，來監(jiān)測各個血管流量，具體示例涉及心輸出量(CO)和通路流量Qa0監(jiān)視裝置25被連接為從壓力傳感器4a-4c中的任意一個接收測量信號。裝置25還可以被連接到包括在體外血流回路20中的任意附加壓力傳感器。如圖3所指示，裝置25還可以連接到控制單元23。另選地或者附加地，裝置25可以連接到用于指示血泵3的頻率和相位的諸如旋轉(zhuǎn)編碼器(例如，傳導(dǎo)式、光學(xué)式或者磁式)等的泵傳感器26。監(jiān)視裝置25有線地或者無線地連接到本地或者遠(yuǎn)程裝置27，本地或者遠(yuǎn)程裝置27用于在屏幕上連續(xù)地呈現(xiàn)一個或者更多個確定的血管流量的更新值、在存儲器上存儲和/或在心血管系統(tǒng)的一個或者更多個血管流量落到可接受水平之下的情況下產(chǎn)生聽覺/視覺/觸覺警報或者警示信號。例如，可以檢測到出現(xiàn)再循環(huán)。為了避免再循環(huán)，即，經(jīng)處理的血液返回重新進(jìn)入抽取管線，平均或者瞬時通路流速Q(mào)a應(yīng)大于從通路抽取的血液流速Q(mào)b與涉及通路流量的變率的成分之和。監(jiān)視裝置25和/或遠(yuǎn)程裝置27可以另選地被合并為透析監(jiān)測器的一部分。另外，在圖3中，監(jiān)視裝置25包括用于預(yù)處理進(jìn)入信號的數(shù)據(jù)獲取部28，該數(shù)據(jù)獲取部28例如包括具有要求的最小采樣率和分辨率的A/D轉(zhuǎn)換器、一個或者更多個信號放大器、用于去除進(jìn)入信號的諸如偏移、高頻噪聲和電源電壓擾動之類的非期望成分的一個或者更多個濾波器。在本文給出的示例中，數(shù)據(jù)獲取部28包括具有IkHz的采樣率和16位的分辨率的、來自 National Instruments 的DAQ卡USB-6210、來自 Analog Devices 的運算放大電路AD620、截止頻率為O. 03Hz的高通濾波器(例如，用于去除信號偏移)以及截止頻率為402Hz的低通濾波器(例如，用于去除高頻噪聲)。為了獲得短的收斂時間，將低階濾波器用于高通濾波器。此外，數(shù)據(jù)獲取部28可以包括上截止頻率和下截止頻率分別為O. 5Hz和2. 7Hz的 附加的固定帶通濾波器，其對應(yīng)于每分鐘30到160下的心臟脈率。這樣的濾波器可以用于抑制所關(guān)注的頻率間隔之外的擾動。對應(yīng)的濾波器可被應(yīng)用為提取源于呼吸或者其它生理信號的壓力脈沖，這些壓力脈沖可以被單獨使用或者與心臟脈率組合以監(jiān)測心血管系統(tǒng)中的流體流量。在數(shù)據(jù)獲取部分28中預(yù)處理之后，經(jīng)預(yù)處理的壓力信號被作為輸入提供到執(zhí)行發(fā)明性的數(shù)據(jù)處理的主數(shù)據(jù)處理部29。圖4的(a)示出了時域中的這種經(jīng)預(yù)處理的壓力信號401的示例，圖4的(b)示出了對應(yīng)的功率譜，即頻域中的經(jīng)預(yù)處理的壓力信號。功率譜展現(xiàn)了檢測到的壓力信號包含源自血泵3的多個不同頻率成分。在所例示的示例中，存在處于血泵的基頻(fo)(在此示例中為I. 5Hz)處的頻率成分，以及其諧波2&、3&和4&?；l，在以下還表示為泵頻率，是在體外回路20中產(chǎn)生壓力波的泵沖程的頻率。例如，在圖3所示類型的螺動泵中，轉(zhuǎn)子3a的每個完整旋轉(zhuǎn)(revolution)產(chǎn)生兩個泵沖程。圖4的(b)還指示存在處于泵頻率的一半(0. 5f0)處的頻率成分及其諧波，在此示例中諧波至少為&、
I.5&、2&和2. 5&。圖4的(b)還示出心臟信號(處于I. 1Hz)，其在本示例中近似地比基頻f0處的血泵信號弱大約40倍。通常，監(jiān)視裝置25被配置為連續(xù)處理時間相關(guān)壓力信號，以隔離例如源于患者心臟的受檢者脈沖。在圖5的流程圖中示意地示出了該處理。所例示的處理包括獲得作為泵脈沖的預(yù)測時間信號輪廓的泵脈沖輪廓u(n)的步驟501，以及使用泵脈沖輪廓u(n)在時域中對壓力信號d(n)或者其經(jīng)預(yù)處理版本進(jìn)行濾波，以基本上消除或者抵消泵脈沖而保留d(n)中包含的受檢者脈沖的步驟502。在本公開的上下文中，η指示樣本數(shù)量，因而等同于時間相關(guān)信號中的(相對)時間點。在步驟503，為了監(jiān)測前述參數(shù)的目的接著對得到的經(jīng)濾波的信號e (η)進(jìn)行分析。泵脈沖輪廓是形狀模板或者標(biāo)準(zhǔn)信號輪廓，通常以數(shù)據(jù)值的時間序列給出，反映第一脈沖在時域中的形狀。該泵脈沖輪廓在以下描述中還被表示為“預(yù)測的信號輪廓”。“基本上消除”指的是從壓力信號中去除泵脈沖，以達(dá)到為了監(jiān)測前述的參數(shù)的目的而能夠檢測并分析受檢者脈沖的程度。通過使用泵脈沖輪廓在時域中對壓力信號進(jìn)行濾波，即使泵脈沖和受檢者脈沖在頻域中交疊或幾乎交疊，也有可能基本上消除泵脈沖并仍保留受檢者脈沖。例如，如果泵脈沖和受檢者脈沖中的一個或兩者由多個頻率或頻率范圍的組合構(gòu)成，則這種頻率交疊不是不可能的。圖6中舉例說明發(fā)明性濾波的有效性，其中圖6的(a)示出包含相對大小為10:1的泵脈沖和受檢者脈沖的時間相關(guān)壓力信號d(n)的示例。泵脈沖和受檢者脈沖的頻率分別為IHz和1.33Hz。由于大小不同，由泵脈沖支配壓力信號。圖6的(b)示出了在對壓力信號d(n)應(yīng)用發(fā)明性的濾波技術(shù)后所獲得的時間相關(guān)的經(jīng)濾波的信號e (η)。經(jīng)濾波的信號e(n)由受檢者脈沖和噪聲構(gòu)成。主數(shù)據(jù)處理部29執(zhí)行圖5的前述步驟501-503。在步驟502中，主數(shù)據(jù)處理部29工作，以在時域中對經(jīng)預(yù)處理的壓力信號進(jìn)行濾波，并輸出經(jīng)濾波的信號或者監(jiān)測信號(圖5中的e(n))，其中，血泵3的信號成分已被去除。監(jiān)測信號仍包含源于受檢者的任何信號 成分(參見圖6的(b))，諸如患者的心臟搏動、呼吸或者其它生理信號引起的壓力脈沖，在心臟是主要分析源的情況下后兩者也可以被去除以降低來自心臟脈沖的噪聲以幫助分析。在另外的情形中，呼吸是主要分析源，并且心臟信號和其它生理信號可以被去除?？紤]到來自不希望的噪聲的調(diào)制，信號成分可以附加地涉及人工起源，例如由單獨的外部壓力誘導(dǎo)成分引起，諸如集成在血壓腕帶中，或者血壓腕帶自身，通過將空氣鼓入外帶誘導(dǎo)的壓力波。其它不希望的噪聲源可能源于由咳嗽/打噴嚏/嘔吐/疾病的突然發(fā)作導(dǎo)致的振動，以及由此的壓力波。因此，依賴于實現(xiàn)方式，監(jiān)視裝置25可以被配置為對監(jiān)測信號實施濾波，以隔離源于受檢者中諸如心臟脈沖或者呼吸之類的單一循環(huán)現(xiàn)象的信號成分。另選地，可以在壓力信號的預(yù)處理期間完成這種信號成分濾波(由數(shù)據(jù)獲取部28完成)。由于患者中不同循環(huán)現(xiàn)象的信號成分在頻域中通常是分開的，因此信號成分濾波可以在頻域中完成，例如，通過應(yīng)用截止或者帶通濾波器。通常，心臟頻率為約O. 5-4Hz,呼吸頻率為約O. 15-0. 4Hz，用于調(diào)節(jié)血壓的自主系統(tǒng)的頻率為約O. 04-0. 14Hz，用于調(diào)節(jié)體溫的自主系統(tǒng)的頻率為約O.04Hz。監(jiān)視裝置25可以被配置成收集和存儲關(guān)于幅度、相位、形狀等的演化的數(shù)據(jù)，例如，用于結(jié)合監(jiān)測受檢者的狀況進(jìn)行后續(xù)分析。監(jiān)視裝置25可以被配置為監(jiān)測受檢者的心血管系統(tǒng)中的流體流量，特別是心輸出量(CO)和通路流量Qa。這可以通過監(jiān)測監(jiān)測信號中的源于例如患者的心臟或者呼吸系統(tǒng)的信號成分的特征或者在分析合成信號的情況下通過監(jiān)測監(jiān)測信號自身來完成。體外回路20可以具有在血液透析濾過模式(HDF模式)下工作的選項，其中，控制單元23激活第二泵裝置(HDF泵，未示出)，以將輸液劑提供到透析儀6的上游和/或下游的血液管線中，例如提供到套管部分2、5、10或12中的一個或更多個中。在附錄A的“獲得第一脈沖的預(yù)測信號輪廓”部分更詳細(xì)描述對源于泵的脈沖的預(yù)測信號輪廓的獲得。另外，未示出的諸如光電容積描記儀(PPG)或者心電圖儀(ECG)信號之類的外部信號源可以被用作源于心臟的致動的基于壓力的信號的時序基準(zhǔn)。III.瘺管的示例為了更好地理解發(fā)明性概念，例如對于測量涉及瘺管的通路系統(tǒng)中的流量，以下將參照圖2描述解剖和與瘺管的相互連接。圖2公開了受檢者的前臂200。前臂200包括動脈201和靜脈202，在此情況下動脈201為橈動脈，靜脈202為頭靜脈。在瘺管中的血液流量被稱為通路流量Qa，并且在圖2中，動脈(201)和靜脈(202)中的血流用箭頭指示。在動脈201和靜脈202中手術(shù)地創(chuàng)建開口，并且吻合口(anastomosis)被連接以形成吻合口 203，其中動脈血流被短路到靜脈。這種具有吻合口 203的構(gòu)造和動脈201和靜脈的附近區(qū)段共同稱為瘺管208。由于瘺管，通過動脈和靜脈的血液流量增加，并且靜脈在連接開口下游形成加厚區(qū)域。當(dāng)在手術(shù)后幾個月瘺管成熟時，靜脈更厚并且可能被重復(fù)穿刺。動脈或者針頭204形式的抽取裝置211被連接到一段動脈或者抽取套管205,動脈或者針頭204形式的抽取裝置211被布置在瘺管中的上游位置209、接近連接開口的放大的靜脈中，并且靜脈或者也為針頭206形式的回流裝置212被連接到一段靜脈或者回流套管207，靜脈或者針頭206形式的回流裝置212被布置在動脈針頭或者抽取針頭204的下游位置210，通常在其下游至少五厘米處。抽取套管205和回流套管207連接到諸如圖3描述的體外回路(未示出)。在使用中，抽取套管205可以從動脈201經(jīng)過動脈針頭或者抽取針頭204向體外回路的入口傳輸血液，并且回流套管207接著將經(jīng)處理的血液從體外回路的出口經(jīng)過靜脈針頭或者回流針頭206回流到靜脈202。在血液管線(205、207)的末端處的箭頭指示在正常構(gòu)造中血流的方向。血管通路還可以是動脈-靜脈移植物、斯克里布納分流器、一個或者更多個導(dǎo)管、雙腔導(dǎo)管或者其它類似裝置。為了以下討論的目的，假定血管通路為瘺管。抽取針頭和回流針頭還可以是導(dǎo)管。抽取裝置和回流裝置通常包括針頭或者導(dǎo)管、套管以及將套管連接到針頭或者導(dǎo)管的連接器(未示出)。針頭204和206連接到套管系統(tǒng)，如圖3所示，形成用于透析的類型的體外血流回路20。IV.心血管系統(tǒng)的建模為了更好地理解發(fā)明性概念，將參照圖11描述心血管系統(tǒng)的液壓模型。
瘺管中的通路流量Qa與心血管系統(tǒng)中的其它流量(諸如作為來自心臟的總血液流量的心輸出量(CO))有關(guān)。通常,流體流速(Q)和流導(dǎo)納(Y flow admittance)是可以用于描述心血管系統(tǒng)的功能和狀況的測量值。具體地，流體流速(Q)和流導(dǎo)納(Y)可以提供心臟功能和瘺管狀況的重要信息，以及例如在處理期間或者在處理之間如何隨著時間改變。流體流速(Q)還可以被用于確定例如在瘺管中哪里可能駐留問題。導(dǎo)納(Y)的倒數(shù)是阻抗(Z)，這兩者可以在下面提及。圖11示出連接到體外回路的心血管系統(tǒng)的液壓模型的示意圖。在心血管系統(tǒng)的任意位置處的血流與心臟(H)的活動(例如，被稱為心輸出量(CO))以及血管系統(tǒng)中血管流阻抗(Z)的分布兩者有關(guān)。在生理機(jī)能的影響下，例如通過溫度調(diào)節(jié)或者治療，血管主動地改變直徑，由于自主系統(tǒng)的心臟活動調(diào)節(jié)，血管收縮劑減小血管直徑并且增大阻抗，而血管擴(kuò)張劑增大血管直徑并且減小阻抗。因此，阻抗的增加減小心輸出量(CO)。由于心血管系統(tǒng)中的心輸出量(CO)和導(dǎo)納(Y)，產(chǎn)生了平均動脈壓(MAP)。心輸出量(CO)通過復(fù)雜的血管網(wǎng)絡(luò)分布到器官和四肢中，在圖11中用支路a)_e)例示。每個支路與特定流導(dǎo)納相關(guān)聯(lián)。只要血管系統(tǒng)的阻抗屬性在研究的時段中相當(dāng)穩(wěn)定，則可以根據(jù)心臟活動的變化用系統(tǒng)的任何其它點處的相對流量變化來近似地估算在特定點處的相對流量變化。盡管不必須是線性的，但一個支路中的流量的變化和另一個支路的對應(yīng)的值之間的關(guān)系通常大致上通過心血管系統(tǒng)的特定數(shù)學(xué)模型管理。因此，可以例如從心輸出量(CO)變化確定通路流量變化，反之亦然?？梢曰诹硪粋€位置處的血液流量的確定來估計到例如器官或者四肢的血液流量的變化。然而，需要經(jīng)過相對于基準(zhǔn)測量值的校準(zhǔn)或者血管系統(tǒng)的液壓模型來確定絕對流量。另外，該模型可以經(jīng)歷校準(zhǔn)，例如，通過任何前述基準(zhǔn)方法。針對校準(zhǔn)需要至少一個點，但是附加的點將允許確定可能在測量到的壓力和血液流量之間存在的線性和非線性關(guān)系。例如，假設(shè)前述關(guān)系是線性的，則兩個基準(zhǔn)測量值就足以提供根據(jù)本發(fā)明的方法的經(jīng)校準(zhǔn)的流體流速值。用附圖中右側(cè)的虛線矩形框110中的三個導(dǎo)納符號對血液通路示例性地建模，參照圖12放大并且詳細(xì)說明該矩形框110。在此，通路流量用Qa表示，Qb是從血液通路抽取的血液流量，Qb’是在透析期間回流到血液通路的血流量。“A”和“V”分別表示體外回路的“動脈”側(cè)和“靜脈”側(cè)。另外在模型中示出與包括瘺管的血管支路的流量和壓力特征有關(guān)的身體導(dǎo)納盒(body admittance box) Y1'Y2和Y3。接地符號111指示在回流到心臟的靜脈處絕對壓力低，即，根據(jù)已知原理相對于大氣壓力接近于零。 圖12示出圖11的心血管系統(tǒng)的血液通路支路的特寫110，該支路還包括在此用三個流導(dǎo)納Yp Y2和Y3表示的瘺管。可以根據(jù)相同原理對其它瘺管構(gòu)造建模。瘺管構(gòu)造已被轉(zhuǎn)換為如圖12所示的液壓模型，其中接入裝置中的血流用箭頭指示。下面的表I列出了在圖11和圖12中使用并且與分析有關(guān)的建模參數(shù)定義。另外，PO表示動脈中接近吻合口的位置。Pl表示瘺管的動脈接入點，P2表示瘺管中的靜脈接入點，P3表示用于動脈中的血流的公共靜脈回流點，即，Qa+Q2。由于該模型將動態(tài)以及靜態(tài)效果考慮在內(nèi)，所以可應(yīng)用于壓力水平以及壓力變化，由此包括由于壓力脈沖和系統(tǒng)中的導(dǎo)納的傳播引起的效果。在動態(tài)建模中，由于系統(tǒng)中的阻尼，頻率依賴性提高。一般地，例如可以通過血壓對壓力脈沖傳播速度進(jìn)行調(diào)制。表I :建模參數(shù)定義
權(quán)利要求
1.一種用于監(jiān)測受檢者的心血管系統(tǒng)的流體流速(Q)的裝置，所述裝置包括輸入端(28)，所述輸入端(28)用于從體外血液回路(20)中的壓力傳感器(4a-4c)獲得時間相關(guān)測量信號(d(n))，所述體外血液回路(20)適于連接到所述心血管系統(tǒng)，所述壓力傳感器(4a-4c)被布置為檢測源于所述受檢者的心血管系統(tǒng)中的受檢者脈沖發(fā)生器(30)的受檢者脈沖，其中，所述裝置還包括信號處理器(29)，所述信號處理器(29)連接到所述輸入端(28)并且被配置為 處理所述測量信號以獲得作為所述受檢者脈沖的時間信號輪廓的脈沖輪廓(e(n))，以及 至少部分地基于所述時間信號輪廓計算流體流速(Q)。
2.根據(jù)權(quán)利要求I所述的裝置，其中，所述受檢者脈沖發(fā)生器(3’)是所述心血管系統(tǒng) 的一部分。
3.根據(jù)權(quán)利要求2所述的裝置，其中，所述受檢者脈沖發(fā)生器(3’)是心臟、呼吸系統(tǒng)中的任意一種或者它們的任意組合。
4.根據(jù)前述任意一項權(quán)利要求所述的裝置，其中，所述體外血液回路(20)包括流體路徑(10 )、血液處理裝置(6 )和至少一個泵送裝置(3 )，并且其中，所述壓力傳感器(4a-4c )還被布置為檢測源于所述泵送裝置(3)的泵脈沖。
5.根據(jù)前述任意一項權(quán)利要求所述的裝置，其中，所述流體流速(Q)的計算涉及所述時間信號輪廓的幅度、形狀和時序中的一個或者更多個。
6.一種用于監(jiān)測受檢者的心血管系統(tǒng)中的流體流速(Q)的方法，所述方法包括以下步驟 從體外血液回路(20)中的壓力傳感器(4a-4c)獲得時間相關(guān)測量信號(d(n))，所述體外血液回路(20)被布置為與所述心血管系統(tǒng)流體連接，所述壓力傳感器(4a-4c)被布置為檢測源于受檢者脈沖發(fā)生器(3’)的受檢者脈沖， 處理所述測量信號以獲得作為所述受檢者脈沖的時間信號輪廓的脈沖輪廓(e(n))，以及 至少部分地基于所述時間信號輪廓計算流體流速(Q)。
7.根據(jù)權(quán)利要求6所述的方法，所述方法還包括改變所述體外血液回路(20)的血液流量(i2)。
8.根據(jù)權(quán)利要求6到7中任意一項所述的方法，所述方法還包括聚集所述測量信號中的聚集時間窗口內(nèi)的多個脈沖輪廓，并且基于所述多個脈沖輪廓的平均值計算流體流速(Q)。
9.根據(jù)權(quán)利要求6到8中任意一項所述的方法，其中，所述體外血液回路(20)包括流體路徑(10)、血液處理裝置(6)和至少一個泵送裝置(3)，并且其中，所述方法還包括檢測源于所述泵送裝置(3)的泵脈沖。
10.根據(jù)權(quán)利要求6到9中任意一項所述的方法，其中，所述計算涉及對所述心血管系統(tǒng)的心輸出量(CO)的計算。
11.根據(jù)權(quán)利要求6到10中任意一項所述的方法，其中，所述計算涉及對所述心血管系統(tǒng)中的血液通路的通路流量(Qa)的計算。
12.根據(jù)權(quán)利要求6所述的方法，所述方法還包括對照一個或者更多個校準(zhǔn)值校準(zhǔn)所述流體流速(Q)。
13.根據(jù)權(quán)利要求12所述的方法，其中，所述校準(zhǔn)包括 向所述心血管系統(tǒng)中的至少一個可測量的血液特征提供可檢測的擾動； 測量體外血液回路(20)的處理流體出口上對應(yīng)特征的整體變化；以及 基于所述處理流體出口的所述整體變化的測量確定所述流體流速(Q)。
14.根據(jù)權(quán)利要求12所述的方法，其中，所述校準(zhǔn)包括 獲得所述體外血液回路(20)中在第一方向上運行的處理流體中的第一電導(dǎo)率或者濃度測量值； 獲得在第二方向上運行的處理流體的第二電導(dǎo)率或者濃度測量值；以及將所述血液通路中的通路流速(Qa)作為所述第一電導(dǎo)率或者濃度測量值的以及所述 第二電導(dǎo)率或者濃度測量值的函數(shù)進(jìn)行計算。
15.根據(jù)權(quán)利要求6到14中任意一項所述的方法，所述方法還包括計算平均通路流速Q(mào)a和相關(guān)聯(lián)的方差QaV，獲取抽取血液流速Q(mào)b，并且在Qb和QaV之和超過Qa的情況下，廣生警報事件。
16.根據(jù)權(quán)利要求6到15中任意一項所述的方法，所述方法還包括 計算至少一個附加流體流速(Qx)； 計算從所計算出的流體流速(Q)和所述至少一個附加流體流速(Qx)確定的平均流體流速(Qavg)； 計算平均基準(zhǔn)流體流速(Qavg_ref );以及 基于所述流體流速(Q)和所述至少一個附加流體流速(Qx)調(diào)整所述平均基準(zhǔn)流體流速(Qavt_ref)。
17.根據(jù)權(quán)利要求6到16中任意一項所述的方法，所述方法還包括計算在計算的流體流速(Q)對應(yīng)于平均流體流速時的時間點的基準(zhǔn)流體流速(Qref )。
18.根據(jù)權(quán)利要求10所述的方法，其中，當(dāng)所述心輸出量(CO)超過預(yù)定閾值時產(chǎn)生警報事件。
19.根據(jù)權(quán)利要求6到18中任意一項所述的方法，所述方法還包括 限定初始模型(M0)； 指派初始模型(M0)為當(dāng)前模型(CM)； 產(chǎn)生與流體流速Q(mào)相關(guān)的參數(shù)(P)； 獲取流量校準(zhǔn)數(shù)據(jù)(C); 通過將參數(shù)(P)、校準(zhǔn)數(shù)據(jù)(C)與當(dāng)前模型(CM)進(jìn)行比較來檢查是否滿足模型有效性判據(jù)(MVC)，其中，在滿足模型有效性判據(jù)(MVC)的情況下接著重復(fù)地產(chǎn)生新模型(匪)并且用新模型(匪)指派當(dāng)前模型(CM)直至滿足模型有效性判據(jù)(MAC)為止， 其中，在滿足模型有效性判據(jù)MVC的情況下，至少部分地基于所述時間信號輪廓計算流體流速(Q)。
20.根據(jù)權(quán)利要求19所述的方法，所述方法還包括獲取受檢者的血壓(BP)和將所述血壓(BP)與當(dāng)前模型(CM)進(jìn)行比較當(dāng)中的一個或者更多個步驟；以及 存儲當(dāng)前模型(CM)和可用參數(shù)(M、C、BP、P、TD、PD)0
21.根據(jù)權(quán)利要求6到20中任意一項所述的方法，其中，流體流速(Q)的計算涉及來自所述時間信號輪廓的幅度、形狀和時序中的一個或者更多個的脈沖參數(shù)P。
22.—種包括計算機(jī)指令的計算機(jī)可讀介質(zhì)，當(dāng)所述計算機(jī)指令被處理器執(zhí)行時，使得所述處理器執(zhí)行權(quán)利要求6到20中任意一項所述的方法。
23.一種用于監(jiān)測受檢者的心血管系統(tǒng)的流體流速(Q)的裝置，所述裝置包括用于從體外血液回路(20)中的壓力傳感器(4a-4c)獲得時間相關(guān)測量信號(d(n))的裝置，所述體外血液回路(20)適于連接到所述心血管系統(tǒng)，所述壓力傳感器(4a-4c)被布置為檢測源于所述受檢者的心血管系統(tǒng)中的受檢者脈沖發(fā)生器(3')的受檢者脈沖， 用于處理所述測量信號以獲得作為所述受檢者脈沖的時間信號輪廓的脈沖輪廓(e(n))的裝置，以及 用于至少部分地基于所述時間信號輪廓計算流體流速(Q)的裝置。
全文摘要
一種在用于體外血液處理的設(shè)備(200)中的裝置被配置為監(jiān)測受檢者的心血管系統(tǒng)的流體流速(Q)。所述設(shè)備包括體外血液回路(20)和用于將體外血液回路(20)連接到心血管系統(tǒng)的連接(C)。所述裝置包括輸入端(28)，該輸入端(28)用于從體外血液回路(20)中的壓力傳感器(4a-4c)獲得時間相關(guān)測量信號(d(n))。壓力傳感器(4a-4c)被布置為檢測源于受檢者的心血管系統(tǒng)中的受檢者脈沖發(fā)生器(30)的受檢者脈沖，其中，系統(tǒng)還包括連接到輸入端(28)的信號處理器(29)。信號處理器被配置為處理所述測量信號以獲得作為受檢者脈沖的時間信號輪廓的脈沖輪廓(e(n))，并且至少部分地基于所述時間信號輪廓計算流體流速(Q)。
文檔編號A61M1/36GK102740902SQ201080059821
公開日2012年10月17日 申請日期2010年12月22日 優(yōu)先權(quán)日2009年12月28日
發(fā)明者克里斯蒂安·索勒姆, 布·奧爾德 申請人:甘布羅倫迪亞股份公司