專利名稱:采用心率能譜分析監(jiān)視心血管調節(jié)作用的方法及裝置的制作方法
本發(fā)明是關于監(jiān)測心血管調節(jié)作用的方法和設備，特別是關于心率譜分析的方法和設備。
伴隨充血性心力衰竭而產生的心血管調節(jié)的變化包括自主神經系統(tǒng)的副交感神經部分作用的衰減，自主神經系統(tǒng)的交感神經部分作用的增強，心臟兒茶酚胺的耗竭，β受體系統(tǒng)調整的減弱，腎酵素-血管收縮素系統(tǒng)作用的增加以及重覺受器的變化。所有這些調節(jié)變化需要像壓力試驗、Valsalve操作這樣一些專門的臨床操作和/或像心臟活組織檢驗、血漿兒茶酚胺測定這樣的侵害試驗才能確定調節(jié)功能不良的程度以及它對患者臨床狀況的影響和對患者預后的影響。這些步驟很花費時間，一般也不能在集中護理單位中的危急病人的療程內形成臨床的判斷和隨后采取的行動。
在測得的循環(huán)系統(tǒng)的特性中，從一次心臟搏動到另一次搏動的起伏現象既反映了該循環(huán)系統(tǒng)的自動動態(tài)平衡出現的各種生理擾動，也反映了心血管控制系統(tǒng)對這些擾動的動態(tài)響應。例如，伴隨機械方式呼吸產生的周期性胸內壓力的變化影響靜脈血液回到心臟，也對肺小管和主動脈的血壓有影響。這種胸內壓力的變化通過由中樞神經系統(tǒng)傳導的神經作用過程與心率的周期性變化發(fā)生聯(lián)系。結果引起的動脈血壓的周期性變化通過自主神經系統(tǒng)傳導的重覺受器反射沖擊心率。當血管床調節(jié)局部血流以適合需要的供血量時，末梢血管阻力的波動也引起自動動態(tài)平衡的擾動。這些末梢阻力的波動變化會擾動中心血壓，通過重覺受器的反射還會導致代償性的血率變化。
已有許多類型的醫(yī)學儀器用于研究心率變化的特性，瞬時心率計或許是最早一種這樣的儀器，它通過模擬或數字電路測量每一個RR間隙，並顯示出瞬時心率。
通過對RR間隙進行一階統(tǒng)計計算得出了這種心率計的一個改進。用小型和微型計算機系統(tǒng)還可以得到這些差值的直方圖顯示以及RR間隙差值的平均和標準偏差。
另一個分析心率變異性的方法是研究瞬時心率的時間序列的譜分布情況。在對動物譜分析的一個方法中，用計算機進行計算，Akselrod等人“Science”213卷，220-222頁(1981)，Hyndman等人“Automedica”卷1，239-252頁(1957)。這些系統(tǒng)分析記錄在磁帶或穿孔帶上的數據，但是它們不僅在記錄過程中引入了附加誤差，而且不能實時工作，此外，這些系統(tǒng)也不具備多通道的特性。
Rompelman等人在IEEE“Trans.Biomed.Engineering”BME-29，503-510頁(1982)上公開了一個稀疏的離散富里葉變換算法，它可以在個人計算機(CBM2016)上實現，而且可以根據低通濾波過的心臟活動信號序列在線地監(jiān)測心率的變化。還有一個專門為心臟活動信號序列通過分段卷積進行低通濾波的硬件設備，以得出經過低通濾波過的心臟活動信號序列，Coenen等人“Medical and Biological Engineering and Computing”卷15，423-430頁(1977)。盡管如此，這些儀器只具有一個有限的帶寬和有限的頻率分辨率。
因此，需要一個能對瞬時心率和呼吸作用的時間信號序列進行多通道分析的儀器，也需要一個能在床邊實時進行這樣一些計算的儀器。
本發(fā)明的儀器能校正心臟搏動信號序列中的人為現象，其中用于收集一串心搏采樣的裝置與確定心臟兩次搏動之間平均間隙的裝置相耦合，確定兩次心臟搏動采樣之間間隙平均方差的裝置與確定和此平均方差有函數關系的可允許的擺動速率的裝置相耦合，專門給出心臟搏動采樣相對于平均間隙的擺動速率絕對值的裝置耦合到所說的確定平均間隙的裝置上，用心搏間的平均間隙代替有絕對值在容許擺動速率范圍之外的心搏間隙采樣的裝置被耦合到所說的給出該絕對值的裝置上。
本發(fā)明的方法能校正一串心臟搏動中的人為現象，一系列心搏間隙采樣被收集並確定出心搏之間的一個合適的間隙。確定出心搏間間隙的方差，並且確定一個可容許的與平均方差成函數關系的擺動速率的范圍。具體確定一個心搏采樣相對于該平均間隙擺動速率的絕對值，用一個合適的間隙去代替所有絕對值在該可容許的擺動速率值范圍以外的心搏間隙采樣。
本發(fā)明的設備能校準一個心率功率譜監(jiān)測器。供給一個模擬心率的信號的裝置、產生模擬心率中呼吸頻率波動的信號的裝置、以及提供模擬心率中低頻波動的信號的裝置都耦合到將來自這些裝置的信號加到心率功率譜分析器上去的裝置上。
本發(fā)明的儀器能進行心率波動功率譜的分析。提供心電圖信號的裝置和給出電體積描記圖的裝置被連接到由這兩個信號得出心率波動的功率譜的裝置上，它又與一個顯示心率波動功率譜的實時裝置相連接。
本發(fā)明的儀器能得出心率波動功率譜的數據。提供心電圖信號的裝置和給出電體積描記圖信號的裝置被連接到由這兩個信號得出心率波動功率譜的裝置上，貯存心率波動功率譜的裝置與得出該譜的裝置相連，用于發(fā)送貯存的心率波動功率譜數據的可編址的裝置與該貯存裝置相連。該發(fā)送數據的可編址的裝置與能把心率波動功率譜數據轉換成圖形形式的裝置相連。該轉換裝置又與顯示心率波動功率譜的實時裝置相連。
本發(fā)明的一個方法能夠處理與心血管控制系統(tǒng)故障有關的狀況?；颊咝穆什▌拥墓β首V被監(jiān)測，大約在0.04到0.10赫茲之間的一個頻率上鑒別到心率波動功率譜的電平低于大約0.1(搏動/分)2，它表示心血管的不穩(wěn)定性。采用相應步驟來處理該情況，因而在大約0.04到0.10赫茲之間的一個頻率上增加心率波動的電平。
本發(fā)明的一個方法能處理與患者的心血管控制系統(tǒng)故障有關聯(lián)的狀況?；颊咝穆什▌庸β首V被監(jiān)測，在大約0.04到0.10赫茲的一個頻率上鑒別到心率波動達到10(搏動/分)2以上的顯著增加，表示心血管緊張狀態(tài)，采取相應步驟處理該情況，因而在大約0.04到0.10赫茲的一個頻率上降低心率波動的水平。
本發(fā)明還有另外一個方法能處理與患者心血管控制系統(tǒng)故障有關的情況，監(jiān)測患者心率波動的功率譜，心率功率譜在約0.04到0.10赫茲之間一個頻率處的一個峰值下的面積與以平均呼吸速率約為0.1赫茲為中心的呼吸功率譜的一個峰值下的面積的比值被確定，當它具有小于2.0的絕對值大于等于1個小時時，表示心臟不穩(wěn)定。采取相應步驟來處理這種情況，提高該比值。
本發(fā)明還有另一種方法可以處理與患者心血管控制系統(tǒng)故障有關的情況。監(jiān)測患者的心率波動功率譜，心率功率譜在約0.04到0.10赫茲之間的一個頻率的峰值下的面積與以平均呼吸速率約0.1赫茲為中心的呼吸功率譜的一個峰值下的面積之比值被確定，它的絕對值大于約50，這表示心臟不穩(wěn)定，采取相應步驟來處理這種情況，提高該比值。
圖1是按照已有技術顯示了狗的心率波動功率譜的低頻，中頻和高頻部分。
圖2表示了已有技術的心血管控制系統(tǒng)的情況。
圖3是本發(fā)明用于心率波動功率譜分析設備的方塊圖。
圖4表示了本發(fā)明的數據獲取裝置中的地址緩沖器和地址譯碼器。
圖5表示了本發(fā)明的用于將一個心電圖設備接到本發(fā)明的個人計算機上的元件。
圖6顯示了本發(fā)明的一個數字-模擬轉換器。
圖7顯示了本發(fā)明的一個心電圖(ECG)觸發(fā)器。
圖8顯示了本發(fā)明的一個便攜式校準器。
圖9A和B軟件流程圖的兩個部份，該軟件適合于本發(fā)明在IBM個人計算機上的一個具體實施方案。
圖10顯示了與本發(fā)明相應的一個穩(wěn)定患者的趨勢。
圖11顯示了與本發(fā)明相應的一個不穩(wěn)定患者的趨向顯示。
圖12是本發(fā)明的一個瞬時心率圖。
圖13是由本發(fā)明的設備能得到的那種瞬時心率波動譜。
圖14是一個穩(wěn)定患者的與本發(fā)明相應的心率波動功率譜。
圖15是一個不穩(wěn)定患者的、與本發(fā)明相應的心率波動功率譜。
圖16描繪了由本發(fā)明獲得的穩(wěn)定與不穩(wěn)定的患者的LFP數據的分布。
圖17用圖描繪了穩(wěn)定與不穩(wěn)定患者的與本發(fā)明相應的RFP數據的分布。
圖18用圖描繪了穩(wěn)定與不穩(wěn)定患者的與本發(fā)明相應的LFP/RFP比值。
功率譜的方法可用來分析心率波動的頻率成分和其它血流動力學參數。Hyndman等人“Nature”233卷339-341頁(1971);Sayers“Ergonomics”16卷，17-32(1973)。這些參數的短期(即數秒到數分的時間范圍里)波動被集中在像圖1對狗畫出的三個主要譜峰值上，參見Akselrod等人前面指出過的雜志，一個峰值是以呼吸頻率為中心的，這個峰值隨呼吸速率的變化而偏移，第二個可以識別出來的譜峰(即中頻峰)的典型情況是出現在0.1-0.15赫茲之間，與第二個峰值有關的振動以每分鐘6至9次出現，比呼吸頻率要低得多，這種振動與重覺受器反射的頻率響應有關。譜的第三個峰值在典型的情況下出現在0.04到0.10赫茲的頻帶中。這種低頻峰值與血管舒縮張力的熱調節(jié)的波動有關。
在心率譜分析的一個方法中，有意識的狗的心率波動的特性與三個心血管控制系統(tǒng)的活動有關，這三個系統(tǒng)是副交感神經系統(tǒng)，交感神經系統(tǒng)和腎酵素-血管收縮素系統(tǒng)，Akselrod等人，“科學”213卷220-223(1981)。這種模型在Akselrod等人“血流動力學的調節(jié)用譜分析來研究”(在印刷中)中進一步被詳細闡明。在高于大約0.1赫茲的頻率上出現的心率波動只能由副交感神經調節(jié)。腎酵素-血管收縮素系統(tǒng)的阻斷導致低頻峰值幅度的急劇增加，這種自主的阻斷效應也存在人的身上，人體姿勢的變化改變了交感-副交感的平衡，這一點可由心率功率譜測出，Pomeranz等人“Am.J.Physics”248卷，H151-H153(1985)。
一個簡單的短期心血管控制系統(tǒng)的模型被表示在圖2上，參見Akselrod等人的前面提到過的雜志，在這個模型里，心率是直接由交感和副交感神經系統(tǒng)調節(jié)的。通過各種各樣的受器，這兩個系統(tǒng)能探測到心血管參數的波動，這些參數包括動脈和靜脈的壓力，血管的容量以及血流與氧合作用的相互關系。副交感神經系統(tǒng)可以在一個較寬的頻率范圍上起反應，而交感系統(tǒng)只能在低于大約0.1赫茲以下的比較低的頻率上起作用。
Akselrod等人在“Science”213卷220-223頁(1981)上提出了一種假設與低頻心率波動相關聯(lián)的血管舒縮音的波動不單單是與熱調節(jié)有關，而且反映了為使局部血流與局部代謝的需求相適應對各個血脈管床阻力的局部調整。這樣一些末梢血管舒縮音的波動導致中心血壓的波動，后者又為壓力感受器感知。對這些壓力感受器的刺激引起一個自主傳遞的重覺受器的反射，該反射在相應的頻率上導致心率的代償波動。此外，腎酵素-血管收縮素激素系統(tǒng)感受血壓的波動，並通過產生一個稱作為血管收縮素Ⅱ的物質起監(jiān)護總的末梢血管阻力的作用。由一個轉換酶抑制劑引起腎酵素-血管收縮素系統(tǒng)的阻斷可以除去這種阻尼波動，並容許血壓波動增大以及使低頻范圍心率的代償波動增大。
在心臟外科手術期間、之前或之后病情嚴重的嬰兒或兒童有時出現顯著的心率、血壓和末梢灌注的變化。這些變化或者可能沒有什么臨床重要性或者它們可能指出存在有一個重要的還未被認識的病理，這個病理最先的可看到的表現會是心臟突然停止搏動。定量說明心血管的調節(jié)裕量允許客觀地估價患者心血管的穩(wěn)定性以及它們對用于改善心血管功能的內、外科手段的反應。
對具有復雜的先天性心臟病和心肌炎患者的心電圖和呼吸活動的紙帶記錄所進行的譜分析揭示出低頻心率波動的奇特之處，在健康兒童和成人的研究中是看不到這些特異的。具體地說(1)對于充血性心力衰竭患者記錄到了低頻心率波動的低水準，這種低水準在內科或外科治療之后恢復到正常。以及(2)觀察到以其它方式檢測不到心壓塞的患者的低頻心率波動有顯著的增加。
一個瞬變的以微處理機為基礎的監(jiān)測儀，它利用了Z80微處理機和S-100傳送總線，與一個數據獲取系統(tǒng)一起使用，數據獲取系統(tǒng)將微處理機與Hewlett-Packard 78341病人監(jiān)護器連接起來。
在Jerome C.Tu的“用于實時譜分析生理信號的微處理機系統(tǒng)(1984年，麻省理工學院電氣工程與計算機科學系的碩士科學論文)”上描述了一個樣機系統(tǒng)，用于該樣機系統(tǒng)的病人監(jiān)護器的心電圖被輸入到數據獲取系統(tǒng)中去。
在數據獲取系統(tǒng)中，心電圖的模擬電壓信號被加到數據獲取系統(tǒng)的壓控變頻振蕩器上。一個與壓控振蕩器耦合的計數器給出與心電圖峰值相關的電壓數字表示，被稱為R電壓峰值、並在心電圖上與心室收縮有關的最大電壓峰值用于觸發(fā)一個時鐘。每個R峰值將時鐘數值載入到一個保持寄存器中，並重新啟動時鐘。時鐘的這種數值以搏動之間時間的倒數給出了心率的一個量度(即RR間隙)。
在換風機旁的患者的正常呼吸信號被用于取得一個呼吸譜，並相似地通過一個壓控振蕩器得到。呼吸頻率要手動送入以便建立一個固定的窗口，用于在呼吸峰值處計算心率功率譜的功率。
每隔256秒，數字化的心電圖RR間隙從數據獲取系統(tǒng)輸入到微處理機。建立一個平滑的心率“血流測速計波形”的過程如下(1)由存貯的RR間隙計算出瞬時心率的時間序列;(2)由貯存的瞬時心率的時間序列通過以4赫茲對它們取樣計算出瞬時心率的一個1024個點的時間序列;(3)由瞬時心率的這1024個點的時間序列計算出平均心率，從平滑過的序列上減去該平均心率就得出一個“血流測速計波形”。由這個心率“血流測速計”波形用以下方式計算出心率功率譜(1)利用這個心臟血流測速計波形的1024個點計算出1024個點的快速富里葉變換;以及(2)通過將前面計算得到的變換的絕對值平方計算出心率的功率譜。
當新的數據輸入到計算機的緩沖器里，平滑過的心臟血流測速計信號、功率譜以及功率譜的積分被輸出到打印機中。于是，每256秒時間間隙，呈現出前256秒的瞬時心率數據的譜。
根據以上的數據可確定在0.04到0.1赫茲之間的低頻峰值(LFP)下的面積以及在0.2赫茲的一個峰值寬度窗口里呼吸頻率峰值(RFP)下的面積。得出了LFP(低頻峰值)、RFP(呼吸頻率峰值)及LFP/RFP比值的趨向圖。如果(1)患者不是竇性心率;(2)在心臟血流測速計波形上出現瞬變或/和人為現象;以及(3)研究分析期間LFP/RFP比值大于其平均值的2個標準偏差，則排除這256個數據段。
這種樣機式監(jiān)測儀的實際問題牽涉到對自由呼吸的患者使用該樣機時需要的極討厭的計算以及大量的由于存在運動的人為現象而必須棄除的數據(某些場合多達50%)。這些人為現象實際上是由病人的任何一點點擾動就能引起的，即使是像握住患者的手這樣微小的擾動。這種樣機系統(tǒng)沒有識別或排除人為現象的能力或檢查脫漏搏動數據和期外觸動數據的能力。
考察用樣機作出的臨床研究，人們發(fā)現，與受到嚴重損害的調節(jié)裕量有關的低頻頻率波動不但被衰減，而且發(fā)現低頻率上心率功率譜的功率與在呼吸頻率上的功率的比值在穩(wěn)定患者和危急病人之間提出了一個更為鮮明的分辨指標。此外，還注意到在調節(jié)中等至嚴重的充血性心力衰竭，心壓塞以及在形成惡性心室心率失常之前這一比值顯著地增長。
保持一小時以上的低LFP/RFP值(＜2)或者大于或約為50左右的LFP/RFP值是與以心搏停止和/或深度低血壓為特征的臨床過程有關。有時，這一比值可能是心血管不穩(wěn)定的唯一臨床標志，LFP/RFP比值提供了心血管不穩(wěn)定性的一個靈敏而具體的指標，因而可以提供在臨床上是重要的、連續(xù)的和非侵害的心血管穩(wěn)定性的探測指標。
為了進一步審查心率波動功率譜的診斷數值以及克服使用樣機時碰到的困難，利用一個Hewlett Packard系列200的計算機以及對Hewlett Packard合用的多程序器發(fā)展出一個多用途的，以微計算機為基礎的系統(tǒng)，包括數據庫，瞬時心率和呼吸活動譜的監(jiān)測器。超過原設計的優(yōu)點有(1)自動校正運動的人為現象和心電圖漏觸發(fā)的誤差校正程序，這樣使可利用的數據有較大的增加(＞30%);(2)自動地得出譜密度和瞬時心率及呼吸活動時間序列的趨勢，以及(3)數據庫程序能夠得出譜密度與每個實際的臨床干預、常規(guī)的通氣變化、血液動力和血流的監(jiān)控，以及實驗結果的準確的瞬時相關性。附錄A給出了包含這些優(yōu)點在內的軟件。
在另一個改進之中，發(fā)展出了適用于IBM的個人計算機(PC)或相容的個人計算機程序以及一個數據獲取系統(tǒng)，這種改進被表示在圖3到圖12上。
在圖3上表示了本發(fā)明儀器的方塊圖，在圖3上，在病人監(jiān)護器4里包含有一個心電圖信號源2和一個電體積描記圖信號源3。與本發(fā)明一起使用的病人監(jiān)護器可以是2號系統(tǒng)的嬰兒監(jiān)護器，由密執(zhí)安州Batte Creek的ARVEE有限公司提供，源2與一個心電圖觸發(fā)器5相連，該觸發(fā)器又與個人計算機7相連。源3接到一個模擬-數字接口6上。接口6與一個模擬-數字變換器8相連，變換器8又與個人計算機7相連。個人計算機7從接口6接收輸入並將其輸出送至接口6，個人計算機7與顯示器9相連。
源2接受來自貼附于患者胸壁和大腿上的幾個電極(Pregelled electrodes)的輸入。源通過一對電極用阻抗的方法探測呼吸活動。個人計算機7和顯示器9是IBM個人計算機以及由紐約州，Armonk的IBM有限公司提供的相容的顯示器。下面再描述元件5，6和8。
本發(fā)明的數據獲取裝置中，圖4所畫出的地址緩沖器和地址譯碼器接收來自各人計算機(PC)傳輸總線10上的輸入，結點11、12、13、14、15、16、17、18、19、20、21、22、23、24、25和26分別被接到PC傳輸總線10的地址線A0，A1，A2，A3，A4，A5，A6，A7，A8，A9，A10，A11，A12，A13，A14和A15上。第一個地址緩沖器100具有地址輸入端A0，A1，A2，A3，A4，A5，A6和A7，它們分別與結點11-18相連。緩沖器100還有兩個門輸入，1G和2G，它們與緩沖器100的接地輸出端GND一起被接地。緩沖器100的電源輸入端Vcc與電位為+5伏的結點102相連接。
第二個地址緩沖器110具有地址輸入端A8，A9，A10，A11，A12，A13，A14和A15，它們分別與結點19-26相連，緩沖器110也有兩個門輸入1G和2G，它們通過結點111接地。緩沖器110的一個接地輸出端GND也被接到公共電位點上。緩沖器110有一個電源輸入端Vcc，它被接到電位為+5伏的結點112上。
狀態(tài)緩沖器120具有地址輸入端A16，A17，A18，A19，它們分別與結點27，28，29和30相連。結點27-30分別與PC傳輸總線10的啟動線AEN，復位線RES，輸入/輸出讀出線IOR及輸入/輸出寫入線IOW相連。緩沖器120有二個門輸入端1G和2G，它們通過結點121被接地，緩沖器120的接地輸出端GND也通過結點121被接地。緩沖器120的電源輸入端Vcc與電位為+5伏的結點122相連。
按照本發(fā)明，一個既可靠又與個人計算機(PC)傳輸總線相容的數據獲取系統(tǒng)板最好遵循PC總線提出的定時要求和荷載要求。這意味著所有與PC總線的連接應當被緩沖，使得在總線任一輸入或輸出端的負荷相當于1個LS TTL(低速晶體管-晶體管邏輯)的負荷，為此裝備了高速CMOS集成電路。
因為有多個裝置與地址總線相連，因而具有地址緩沖器，由緩沖器100和110實現，用作緩沖器100，110和120的部分通常是由門控制的，但是門啟動端1G和2G被接地使得這些門總是啟通的。PC總線的一些狀態(tài)線被一個芯片120緩沖，具體地講是復位線RES;輸入/輸出(IO)通道的讀出線和寫入線IOR和IOW;以及地址啟動線AZN。
圖4表示的本發(fā)明的地址譯碼器包括三至八線譯碼器130，譯碼器130具有三線輸入端A，B和C，它們分別與緩沖器100的輸出端B2，B3和B4相連。譯碼器130有門控輸入端G2A和G2B，它們分別與緩沖器100的輸出端B5和B6相連。譯碼器130的電源輸入端Vcc與電位為+5伏的結點131相連，而其接地輸出端GND與公共電位端相連。它的輸出端Y0，Y1，Y2，Y3，Y4，Y5，Y6和Y7與一個與非門140的輸入相連。
與非門151的輸入與緩沖器110的輸出B8，B9和B10的每一個相連，緩沖器110的輸出B11和一反相器152的輸入相連，該反相器的輸出和與非門151的一個輸入端相連。相似地，緩沖器110的輸出B12，B13，B14和B15分別與反相器153，154，155和156的輸入相連，這些反相器中的每一個反相器都有一個輸出端和與非門151的一個輸入端相連。與非門151的輸出端與反相器157的輸入端相連。
與非門158的一個輸入端與反相器157的輸出端相連，其輸出被連到一反相器159的輸入端。反相器160有一個與緩沖器100輸出端137相連的輸入端，有一個與與非門158的一輸入端相連的輸出端。相似地，反相器161具有一個輸入端，它與緩沖器120的輸出端B16相連，有一個輸出端，它與與非門158的一個輸入相連。反相器159的輸出端與譯碼器130的門輸入端G1相連。
裝備了地址譯碼器使得該印刷板上的裝置可以用特定的輸入輸出通道的地址來識別。在這一具體情況下，采用了一個固定的地址單元，單元hex700至71F(總共32個通道)，9個反相門152，153，154，155，156，157，159，160和161以及與非門151和158結合起來提供地址中固定的高位字節(jié)的譯碼。這些元件與譯碼器141組合在一起給出了芯片啟動信號，用于選擇在我們印刷板上的一個或另一個功能芯片。八個芯片啟動信號中的每一信號都和具有4個通道的通道塊相對應。例如，來自譯碼器130輸出的一個＃0芯片選擇相當于通道hex700，701，702和703。
圖5所示的用于激勵數據緩沖器的一個邏輯網絡包括一個與非門171，一個反相器172，和另一個與非門173。反相器172的輸出端與與非門173的第一輸入端相連，而與非門140的輸出端通過結點174與與非門173的第二輸入及與非門175的第一輸入相連，與非門175的第二輸入與與非門171的輸出相連。
此外，結點181與緩沖器100的輸出端B0相連，結點182與緩沖器100的輸出端B1相連，結點183和184分別與譯碼器130的輸出端Y0和Y7相連，結點185和186分別與與非門175的輸出及與非門173的輸出相連，結點187與緩沖器120的輸出B17相連，結點188與緩沖器120輸出B18相連，並且連到與非門171的第一輸入端和反相器172的輸入端。結點189被接到與非門171的第二輸入端和緩沖器120的一個輸出端B19。
用附加的芯片來提供激勵與數據總線相連的數據緩沖器的邏輯。數據總線是雙向的以便從印刷板上各裝置上發(fā)送數據以及將數據送到各裝置上。為了做到這一點，在任何時刻必須要確定數據是否從印刷板上讀出或寫入。由與非門171，與非門173，與門175及反相器172提供這種邏輯，將輸入/輸出(IO)通道的讀信號和寫信號翻譯成數據緩沖器的輸出啟動信號和傳送啟動信號。圖4上的設備可用于將一個裝置與PC總線10恰當地對接起來。
如圖5所示，本發(fā)明的用于將心電圖設備與個人計算機對接起來的部件包括一個口擴展器200，口擴展器200具有四組、每組有8個結點，這四個組相應于四個口A、B、C和D?？贏的輸出是A0，A1，A2，A3，A4，A5，A6和A7。相應于口B的輸入端是B0，B1，B2，B3，B4，B5，B6和B7。相應于口C的輸出端是C0，C1，C2，C3，C4，C5，C6和C7。相應于口D的輸出端是D0，D1，D2，D3，D4，D5，D6和D7。擴展器200有一個與結點184相連的芯片選擇輸入端CS，還有分別與結點188和189相連的一個讀出輸入端RD和一個寫入輸入端WR。擴展器200有兩個地址輸入端AD0和AD1，分別與結點181和182相連。它的復位輸入端RES與結點187相連。輸入端A0，A1，A2，A3，A4，A5，A6和A7分別與結點291，292，293，294，295，296，297和298相連，輸出端D0-D7分別與形成數據總線的結點208，207，206，205，204，203，202和201相連。擴展器200的電源輸入端Vcc與電位為+5伏的結點209相連。它的接地輸出端GND與公共電位端相連。
口擴展器200用于克服A/D轉換器260和數字模擬轉換器上數據總線的低速度，這就允許讀和寫信號慢下來，因為可以將這些信號人為地輸到擴展器200的口C上或者當作來自地址譯碼器130的芯片選擇信號處理。擴展器200的口C是一個二進制數位的可尋址寄存器，它容許單獨地選擇或不選擇一些數位，而不影響任何其它的數位。這是通過將一個字節(jié)指令送入擴展器200實現的。因為對擴展器200給定了控制作用，所以擴展器200的地址是該組通道中最高的地址，換句話說，擴展器200占有IO通道heX71C至hex71F。擴展器200上的口A、B和C分別是地址71C，71D和71E，而擴展器內部的控制寄存器是在輸入/輸出I/O通道71F處。
本發(fā)明的定時器220有二個地址輸入端AD0和AD1，分別與接點181和182相連。定時器220還有一個與結點188相連的讀輸入端RD，一個與結點189相連的寫輸入端WR，以及一個與結點184相連的芯片選擇輸入端CS。它的第一門輸入端G0與擴展器200的C0相連，而第二門輸入G1和第三門輸入端G2二者都通過結點223與擴展器200的輸出端C1相連。定時器220具有三個時鐘輸入端CLK0，CLK1和CLK2，其中CLK1通過結點222與定時器220的輸出端OUT0相連，而輸入端CLK2通過結點31與定時器220的輸出端OUT1相連，PC總線10中的中斷請求線IRQ4也被接到結點31上。
輸出OUT2被接到運算放大器224的同相輸入端上，其反相輸入端和輸出端都被接到結點400上。
定時器220的電源輸入端Vcc與電位為+5伏的結點221相連。
定時器220有8個輸出端D0，D1，D2，D3，D4，D5，D6和D7，它們分別與結點208，207，206，205，204，203，202和201相連，它的接地輸出端與公共電位端相連。
定時器220包括三個16位的定時器，它們的地址被編在hex單元704，705，706和707。換句話說，它們由1號選擇規(guī)定。這三個時鐘在定時器220中串連連接，可將它有效地轉換成一個48位的計數器。但是在該程序運行時，因為復位的數值小于65，536，所以這個計數器中的某些位被扔掉。這三個時鐘寄存器按以下的方式使用，與輸入端CLK0對應的0號計數器對后面要討論到的機器時標進行計數並提供一個給出心率最小分辨率的輸出。換句話說，它提供了用于測定心率的計數時標。與輸入端CLK1對應的1號計數器對心率計數的時標進行計數，並在IRQ4上給出一個中斷作為輸出。這一信號以恒定頻率激勵對呼吸信號的取樣，還用于測量心搏之間的間隙。在標準數據收集方式(感興趣的是以4赫茲的間隙測量呼吸信號)中，這表明0號計數器要以11微秒的間隙產生輸出脈沖，這些脈沖接著又要被1號計數器計數，產生4赫茲的脈沖，這些脈沖被用于激勵來自呼吸信號的數據獲取。最后一個計數寄存器，即與輸入端CLK2對應的2號計數器用于對提供的呼吸采樣脈沖計數。它起一個溢出計數器的作用並總是具有復位的數值65，536。這樣，測定心搏間間隙的計數器僅在每隔65，536個呼吸取樣次數才實際溢出。這遠遠超過彌補由于心率沒有被充分地探測到而發(fā)生的脫漏搏動所需要的時間。
計數器240具有一個輸入端1A，它通過結點32與PC總線10的時鐘線PKCLK相連，計數器240有一個與定時器220的CLKO輸入端相連的第一輸出端IQA，有一個第二輸出端IQB和一個第三輸入端IQC。計數器240的清除輸入端CLR1和定時器240的接地輸出端GND通過結點242被接到公共電位端。
數據輸出緩沖器280具有一個與結點185相連的輸出啟動輸入端OE和一個與結點186相連的傳遞啟動輸入端TE。緩沖器280的8個數據輸入端A0，A1，A2，A3，A4，A5，A6和A7分別與結點208，207，206，205，204，203，202和201相連。它的電源輸入端Vcc與電位為+5伏的電源相連，其接地輸出端GND與公共電位端相連。緩沖器280的輸出端B0，B1，B2，B3，B4，B5，B6和B7分別通過結點33，34，35，36，37，38，39和40接到PC總線10的數據線上。
這一時鐘系統(tǒng)的時標是由計數器240提供的，定時器220以2.6兆赫茲的速率計數，不超過IBM PC總線時鐘的4.77兆赫茲。用計數器240對IBM PC總線時鐘2分頻，其結果用來對定時器220提供在2.38兆赫茲下的時標。4.77兆赫的時鐘還被8分頻，給出一個用于驅動模擬-數字(A/D)轉換器上的596千赫茲的時鐘信號。A/D轉換器260利用這一時鐘信號以便很好地執(zhí)行逐次逼近法將模擬輸入轉換成數字輸出。
A/D轉換器260具有一個輸出啟動輸入端OE，它與擴展器200的輸出端C4相連，還有三個輸入端A，B和C，分別與擴展器200的輸出端C5，C6，C7相連。A/D轉換器260的時鐘輸入端CLK與計數器240的1QC輸出端相連。A/D轉換器的一個地址鎖存啟動端ALE和啟動輸入端STR與結點261相連，它的電源輸入端Vcc和一個基準電壓輸入端+VREF與電位為+5伏的結點262相連。A/D轉換器260的另一個基準電壓輸入端-VREF和接地輸出端GND通過結點263與公共電位端相連。A/D轉換器260具有8個輸出端D0，D1，D2，D3，D4，D5，D6和D7，它們分別與擴展器200的輸入端B0，B1，B2，B3，B4，B5，B6和B7相連，此外，它有一個計數輸出終端EOC，與與非門264的第一輸入相連，該與非門的輸出端與反相器265的輸入端相連。與非門264的第二個輸入端與反相器266的輸出相連，該反相器的輸入端與結點187相連。反相器265的輸出端與結點261相連。
A/D轉換器260有一個與結點267相連的信號輸入端IN，運算放大器268的輸出端被接到接點267上以及電阻269的第一引線上，電阻269的第二引線與電阻270的第一引線相連，該電阻的第二引線與電位為-5伏的電源相連。電阻270的第一引線端還接到放大器268的反相輸入端以及電阻271的第一引線端上。放大器268的同相輸入端與地相連。電阻271的第二端與結點272相連，該結點形成本發(fā)明設備的一個模擬信號輸入端ANA IN。
A/D轉換器260與口擴展器200的口B相連，這種A/D在它里面有它自己的8個通道的模擬多路轉換器，它容許選擇8個要被轉換的模擬信號中的一個。與轉換器260輸入端A，B和C對應的通道選擇在字節(jié)5、6和7處與口C相連。
因為A/D轉換器260工作在0至5伏間，所以輸入端IN上的模擬輸入應當在0至5伏的范圍里，或者應當用一個輸入緩沖器來改變這一輸入范圍。但是，為了與一般的安全與隔離的慣例相一致，輸入端IN總是應當有一個模擬緩沖器以保證計算機與被監(jiān)控儀器的隔離。如圖所示，輸入緩沖器是由運算放大器268形成的，這個放大器將正或負5伏的雙極性模擬輸入量在輸入端IN處轉換成0到5伏的單一極性的輸入。這種模擬輸入被用于監(jiān)控呼吸。
A/D轉換器260被調整在自由振蕩的模式使它能對模擬信號進行連續(xù)的變換，在輸出端EOC上的變換終止脈沖，用于產生A/D轉換的一個啟動脈沖，使得一出現轉換的終止就開始一個新的轉換。這是在變換終止輸出端EOC和啟動輸入端STR之間接兩個門的緣故。為了防止一通電就發(fā)生閉鎖，所以在結點187上的復位線也被用來產生一個啟動脈沖。這表明該裝置總在發(fā)生作用，甚至在接通電源之后。而且，為了盡可能頻繁地更新A/D轉換器260，在每一個啟動脈沖下，重新閉鎖用于封閉被監(jiān)控通道地址數值的地址閉鎖啟動端ALE。
如圖6所示，數字-模擬(D/A)轉換器300具有輸入端D0，D1，D2，D3，D4，D5，D6和D7，它們分別與圖5所示的結點298，297，296，295，294，293，292和291相連。轉換器300有一個與結點183相連的寫入輸入端WR以及一個反饋輸入端RFB。它也有一個電源輸入端Vcc，一個基準電壓輸入端VREF以及一個輸入閉鎖啟動輸入端ILE，所有這些輸入端都通過結點301與電位為+5伏的電源相連。轉換器300有一個模擬接地輸出端AGND和數字接地輸出端DGND，這二個輸出端都通過結點302與公共電位端相連。
轉換器300有一個第一輸出端OUT1和一個第二輸出端OUT2，它們分別與運算放大器303的反相和同相輸入端相連。放大器303的同相輸入端還通過結點305與公共電位點相連。放大器303有一個輸入端與電位為+12伏的結點306相連，還有一個輸入端與電位為-12伏的結點307相連。放大器303的輸出與結點308相連，該結點與變換器300的RFB輸入端以及可變電阻309的第一引線端相連?？勺冸娮?09的第二引線端與可變電阻310的第一端相連，后一可變電阻的第二端與電位為+5伏的結點311相連。電阻309的第二引線端還與運算放大器312的反相輸入端以及電阻313的第一引線相連。放大器312的同相端與地相接。電阻313的第二引線與放大器312的輸出端以及結點391相連，該結點起本發(fā)明設備模擬輸出端的作用。
在地址單元71C的擴展器口A與D/A轉換器的數據總線相連，該總線包括有結點291-298。D/A轉換器的寫入鎖存信號是通過0號芯片選擇提供的，換句話說，任何寫到地址700，701，702或703heX的空字節(jié)會引起一個送至D/A轉換器300的寫入脈沖，因而將擴展器200口A上的數據鎖存到D/A轉換器300中去，允許產生一個相應于該數字輸入的模擬信號。D/A轉換器300芯片的輸出取輸出端OUT1和OUT2處產生的差電流形式，采用一個具有二個運算放大器的系統(tǒng)將這二個電流轉換成一個電壓。放大器303是一個將差電流轉換成電壓的轉換器，它提供一個從0至5伏的信號。放大器312將該信號轉換成一個雙極性的正5伏或負5伏的信號。在D/A轉換器中，通過輸入端RFB提供了電流一電壓轉換器的反饋控制以便在實際情形中從D/A芯片到第一運算放大器可有三種連接方式。因為D/A轉換器是一個8位的設備，這就提供了在正負5伏之間線性分布的256個電平值。這一D/A的輸出可被用來產生校正信號或其它控制信號。
如圖7所示，心電圖信號源是通過結點400與心電圖觸發(fā)器60中的運算放大器401的同相輸入端相連，放大器401的一個輸入端與電位為正12伏的結點402相連。放大器401的反相輸入端與放大器401的輸出端以及運算放大器406的同相輸入端相連。電阻403a，403b，403c，403d，403e，403f，403g，403h和403i每一個的第一引線與放大器401的輸出端相連，電阻403i的第二引線總是和結點410相連，而電阻403a到403h每一個的第二引線通過一個跨接線與結點410相連。電容器404的第一引線與結點410相連，它的第二引線與電位為負12伏的結點405相連。放大器406的反相輸入端與二極管407的陰極相連，該二極管的陽極與放大器406的輸出端連接。二極管407的陰極還接到電容器408的第一引線和電阻410a，410b，410c，410d和410e每個的第一引線上，電阻410e的第二引線總是接在結點410上，而其它這些電阻的第二引線通過一個跨接線411g與結點410相連接。運算放大器412的同相輸入端也與二極管407的陰極相接，它的倒相輸入端與放大器406的同相輸入端相連。放大器412的一個輸入端與電位為負12伏的結點413相連。電阻414的第一引線與放大器412的輸出端相接，而該電阻的第二引線與二極管415的陰極相連，該二極管的陽極接地。二極管415的陰極還與一個施密特觸發(fā)器416的輸入端相連，該觸發(fā)器的輸出端通過結點491與PC總線10中被指定為IRQ3的線相連。
心電圖觸發(fā)器60具有一個輸入緩沖器，它是由放大器401構成的一個非倒相的緩沖器，它將心電圖信號與線路板上其余部分隔離。如圖7所示，心電圖觸發(fā)器是按以下方式工作的，比任何其它心電圖信號更大的R波使電容器408充電達到相應于R波峰值的一個確定的電平。任何在此R波峰值以下的值將由放大器412排除，因而不出現輸出。在二個R波之間，電容器408上的電壓以由電容器408和跨接的阻性元件410a-410f的時間常數RC給定的速率慢慢地衰減，該電容器上的電壓送至放大器412的同相輸入端，並用作心電圖R波的閾值。因此，當心電圖被傳遞到放大器406的同相輸入端時，只有當心電圖信號大于電容器408上的電壓時，運算放大器才有一個正輸出。出現這種情況時，電容器408馬上充電充至心電圖輸入端處的數值，換句話說，電容408上的電壓是心電圖頂部的一種包絡線，但它的衰變速率受到RC時間常數的限制。二極管407保證，由電容器408提供的包絡線函數是上包絡線而不是下包絡線。下包絡線可以通過顛倒二極管407的極性獲得。
電容器404和電阻403a-403i組成的RC網絡給出一個經過低通濾波過的心電圖。電容器404上的電壓是心電圖的基線，它可以改變。選擇電阻410a-410e的跨接線陣可以改變由電阻410a-410e和電容器408組成的RC網絡的時間常數。于是，后面這個監(jiān)測心電圖包絡線的網絡是以出現在電容器404上的心電圖基線為基準的，它可以準確地跟蹤其包絡線，因而可以更好地檢測R波。作為進一步的改進，跨接線可以用由個人計算機控制的模擬開關代替，以便獲得由計算機對RC時間常數選擇的控制。
心電圖觸發(fā)器60的輸出是由與峰值檢測放大器401並連連接的放大器412產生的，並連的方式是使得它們的輸入端被顛倒過來，結果使得輸出的極性相反。由于放大器401，406和412在+12伏到-12伏的電源下工作，但線路板上的邏輯電平只是0-5伏，因此用電阻414和二極管415對0到12伏之間的放大器412的輸出值進行鉗位。這個信號然后送到施密特觸發(fā)器416上，該觸發(fā)器是唯一一個調整裝置。這個信號調整器的輸出最終供給PC總線10，以便在中斷請求3(IRQ3)上產生中斷，指示一個R波的電流。心電圖觸發(fā)器60可以被改進成允許選擇包絡線的各種各樣衰減的速率以及為心電圖的零點提供一個浮動的界限。如果通過的R波大于0伏則觸發(fā)心電圖。但是可以想象得到，有時候基線會漂移到0伏以下足夠遠處使得R波不能穿越過0伏特，在這種情況下，這一觸發(fā)器將無法檢測到R波。這一點可通過將充電電容408和選定的放電電阻410a-410e的第二引線接到由電容404和電阻403a-i中選定的一個組成的低通濾波器上而得到校正。這個濾波器對心電圖進行低通濾波並且大體上選出基線。這表明可不用相對于0伏來測量R波，可以相對于該心電圖的浮動基線來測量R波。選擇電阻的跨接線可選擇一個比RR間隙大得多的RC時間常數。只要基線在大約10次心搏中漂移得不比一個R波更快，這就意味著這個觸發(fā)器能成功地檢測到了所有的R波。選擇電阻410a-410e中的一個就可以改變元件408和410a-410e的RC時間常數。
如圖8所示，在一個本發(fā)明的便攜式校正器70中，運算放大器500有一個同相輸入端，它與電阻501，502和503中每一個的第一引線相連。電阻501的第二引線通過結點503a與一個正的電壓源相連，而電阻502的第二端通過結點504與一個負電壓源相連。放大器500的倒相輸入端與電容器505的第一引線相連，該電容的第二引線通過結點506與一個負電壓源相連。放大器500的倒向輸入端還連接到可變電阻508的第一引線上，該電阻的第二引線與放大器500的輸出端相連接。放大器500的輸出端還與電阻503的第二引線相連。放大器500還有一個通過結點510與一負電壓源相連的輸入端。
電阻508的第二引線與放大器511的同相輸入端相連，該放大器的倒向輸入端通過結點591與放大器511的輸出端相連，結點591提供了模擬呼吸頻率的輸出口。
電阻512的第一引線與結點591相連，而它的第二引線與電阻513的第一引線以及電容器514的第一引線相連。該電容器的第二引線通過結點515與一負電壓源相連。電阻513的第二引線接到運算放大器515的輸出端和倒相輸入端上，該放大器的同相輸入端與電阻516的第一引線、電容器517的第一引線以及運算放大器518的倒相輸入端相連。電容器517的第二引線通過結點519與一負電壓源相連。放大器518的同相輸入端與電阻520，521和522每個的第一引線相連接。電阻520的第二引線經過結點523與一正電壓源相連，而電阻521的第二引線經過結點524與一負電壓源相連。電阻522的第二引線與放大器518的輸出端以及電阻516的第二引線相連接。
運算放大器525的倒相輸入端與電阻513的第一引線以及可變電阻526的第一引線相連，放大器525的同相輸入端與電阻527，528和529每個的第一引線相連，電阻527的第二引線與一個正電位的結點530相連，而電阻528的第二引線通過結點531與一負電壓源相連。電阻529的第二引線接到電阻526的第二引線並在結點592處接到放大器525的輸出端上，該處給出一個模擬被調制的心率脈沖的方波輸出。電容器532的第一引線與結點592相接，而該電容的第二引線經結點593與電阻533的第一引線相連，電阻533的第二引線接地。結點593提供了模擬心電圖R波峰值輸出的輸出口。
便攜式校正器70的正電壓源可以是正5伏左右到正18伏左右之間的一個電壓。相似地，它的負電壓源可以是負18伏到負5伏之間的一個電壓。
便攜式校正器70為心率譜分析的硬件提供測試信號，這種信號雖然不具有真正的校正性質，但卻的確能讓人們去估價軟件和硬件是否起作用。給出的每一個輸出信號是一個代表呼吸的三角波和代表心率的頻率調制的脈沖串。在模擬呼吸調制和低頻調制的二個頻率上對心率進行了調制。
校正器的用于提供每個脈沖串的基本電路由一個振蕩器組成，振蕩器具有一個運算放大器，它是以呼吸頻率調制為特征的。充電電容器505和可變電阻508提供了一個RC電路，它被放大器500的輸出充電。當放大器500的輸出低時，它也被放大器500放電。該振蕩器遞增的周期是由以RC電路規(guī)定的速率對電容器充電和放電組成。確定是充電或是放電的參考電平是由放大器500的同相輸入端提供的。
例如，假定電容器505開始是完全放電，那么運算放大器500的倒相輸入端的電壓低，因此運算放大器500的輸出是高的，這表明同相輸入端處的輸入是負電壓V-和正電壓源V+之間電壓的2/3，于是電容器505開始充電。當電容器的電壓超過運算放大器500同相輸入端的閾值時，運算放大器500的輸出改變符號，電容器505開始放電。但是，當放大器500的輸出變化到負的一側時，同相輸入端上的閾值電壓就發(fā)生變化，成為由負電壓源到正電壓源的1/3。這意味著，充電電容器505上的電壓在負和正電壓源之間差值的1/3到2/3之間變化。這確定了電容器505上輸出的范圍。一個非倒相緩沖器511對電容器505上的電壓進行緩沖，這就在結點591上提供了呼吸信號。
用同樣一個振蕩器來提供低頻率的調制。這二個頻率的差別通過調節(jié)各自設定RC時間常數的可變電阻505和515獲得。這兩個調制器的輸出由電阻512和513饋送到用于心率的充電電容器514上。
心率振蕩器在構造上是相似的，包括可變電阻526和電容器532，該電容器周期性地充放電，電容器上的電壓范圍在負電壓源到正電壓的1/3到2/3之間。將低頻率和呼吸頻率調制器與心率調制器相連接的電阻512和513允許有少量的電流流入心率調制器的充電電容器514中。這改變了電容器514的充電速率，而影響了心率振蕩器振蕩的速率。例如，在呼吸頻率調制器的一個正循環(huán)上，心率電容器以較快速度朝正的一邊充電，這是因為在循環(huán)正的一側正在供給較大的電流。最后，心率調制器的輸出通過一個電容器532和電阻533組成的RC濾波器被選出，該濾波器將心率調制器的方波輸出轉換成可能要送至R波檢測器的一個尖峰輸出。注意到，該尖峰輸出既包括正的也包括負的峰，結果使取決于高頻濾波作用的R波檢測器以二倍于心率的速度放電，這是因為它在正負二個峰上都會觸發(fā)。
如圖9A和9B方塊圖所示，對主程序(稱為SYNCTS19)和子程序塊(SYNC7S，GWINDOW3和FGRAPH8)構成一個方塊圖。這個方塊圖和附錄B所示的一樣是用于更好地解釋在IBM個人計算機上進行心率波動譜分析有用的一個完整的程序。雖然這里給出用于Hewlett-Packard和IBM計算機的程序，但是本發(fā)明的軟件和其它一些方面可以很容易地被改變以便用于其它小型和微型計算機上。
附錄B的程序是一個從由心電圖機提供檢測到的心率中去除人為現象的程序。這一程序從心率數據算出直方圖以便產生一個血流測速計波形。直方圖上最常出現的速率被選為正確的速率，其它速率用它來解釋。具體地講，為了更正虛假的多余觸發(fā)(即一個第一和一個第二心搏靠近在一起，而第三個心搏是以異常長的間隙分開)，如果第一心搏動到第二搏動的間隙小于一個預定值時，則棄去第二個搏動。結果產生的第一和第三搏動之間的間隙用一個整數去除，以便給出一個比較正常的搏動間的間隙。如果漏了一次觸發(fā)，使得第一和第二搏動被一個近似為正常間隙多倍的間隙隔開，那么，該搏動間的間隙要被該倍數(最通常是2)除，以給出一個比較正確的間隙長度。如果心搏采樣的擺動速率在被確定為均方差一個函數的一個可接受的擺動速率范圍之外時，而且又不能確定這個情況是漏觸發(fā)或虛假的多余觸發(fā)，或者如果已經對三個先前的間隙進行了校正，那么就用一個確定了的靠它來判斷其它所有間隙的平均間隙來代替該不適當的間隙。
擺動速率根據心率波形的動平均計算，並對落入每次搏動0.05赫茲(3次搏動/分)和5倍最大擺動參數的觸發(fā)進行了糾正。這一糾正人為現象的程序變化不會大于心率波形的百分之十。
附錄A的軟件里是一個用于指示心率波動譜數據變化趨勢的圖示程序。在圖上相對于時間畫出LFP，RFP，LFP/RFP比值以及心率以顯示這四個參數的趨勢。然后研究這些趨勢以便檢查各種臨床干預的結果。心率，LFP/RFP比值，LFP和RFP參數值被貯存，在任何時刻可以通過一個作圖程序取出以便提供患者情況趨勢的圖示描述。這種描繪圖對于穩(wěn)定的患者被表示在圖10上，對不穩(wěn)定患者被表示在圖11上。
在附錄B的程序中，還有一個數據分段和隨后再分析的程序。在這一程序里，來自模擬-數字轉換器260的數據不斷地被收集到一個緩沖器中並按1024個數的字塊(2，048個字節(jié)等于1，024個字，每個字塊稱為一個記錄或EPOCH)被轉儲到磁盤上。通過定時器220輸出端OUT1和OUT2給出的信號測定心搏出現的時間被不斷地收集到二個緩沖器中(心搏緩沖器1和心搏緩沖器2)。這些時間按1，024數對的字塊(每個緩沖器1024個數，它等于每個緩沖器2，048個字節(jié)或1，024個字)轉儲到該磁盤上。因為心率比信號處理要求的A/D轉換器取樣速率低，所以只有較少的心搏磁盤轉儲。
為了適當地分析數據，A/D和心搏的數據必須相應于同一個時間間隙以便進行對比。這種對應性可以根據(1)A/D文件中的記錄數以及(2)貯存在心搏文件中的絕對時間(作為心搏間的間隙的時間差值用)來確定。瞬時心率信號是從感興趣的記錄中相應于最后一個A/D采樣的心搏起逆著時間產生的，這表明如果心率信號在一個與呼吸數據不相對應的頻率刻度上被分析(例如，呼吸采樣在16赫茲，而心率分析在0至4赫茲)，那么心率波形要逆著時間延伸到超出現在的A/D記錄的開始處之外。這意味著，心率波形與相應于先前A/D記錄的心率波形發(fā)生了重疊。
重疊允許進行比只用相應于現在記錄的數據(如在樣機中那樣)可能出現的頻率更低的低頻分析，而且，重疊導致參數平滑以及降低引起波動的人為現象。此外，在哪一點開始分析就變得不很重要。
附錄A的程序里包含了用于Hewlett-Packard微計算機的、提供一個軟件驅動的校正器的校正程序，它可以給出比圖8的便攜式校正器更為真實的譜數據。附錄C是一個程序，它雖未被試驗，但相信通過圖4到7的數據獲取系統(tǒng)為IBM個人計算機提供同一類驅動軟件的校準。
一般，圖5定時器220的輸出端OUT0和OUT1產生一個時標，被用來經過對時鐘數據發(fā)出的中斷請求線IRQ4從一個緩沖器送到D/A轉換器300，這一緩沖器包含有一個呼吸波形，它可以是由改變該緩沖器內容得到的一種信號波形或任何被選定的波形。定時器220的輸出OUT2產生一個心搏脈沖作為它的輸出。為了能正常工作，這一脈沖必須通過結點400回到心電圖的觸發(fā)器，或者直接回到中斷請求線IRQ3。但是，如果選取后一種途徑，那么結點491必須從施密特觸發(fā)器416的輸出端上斷開。通過將脈沖返回到心電圖觸發(fā)器來通知計算機，定時器正在對目前的RR間隙計數，並且需要一個新的要送到定時器220的定時器寄存器中的間隙。
通過利用本發(fā)明的設備，由心電圖機和圖12表示的瞬時心率的顯示就可以被轉換成如圖14所示的瞬時心率波動譜。穩(wěn)定病人的一個典型的譜被表示在圖14上，而不穩(wěn)定病人一個有代表性的譜被表示在圖15上。
例1和例2分別與利用本發(fā)明來診斷和治療有關。
適合用于圖4到圖9所示設備結構的部件可包括表Ⅰ、Ⅱ、Ⅲ和Ⅳ中列出的這些。
表Ⅰ元件號 部件號 制造商、地點100，110，120 74HC244 National SemiconductorSanta Clara，California130 74HC138 National SemiconductorSanta Clara，California140，151，158 74HC30 National SemiconductorSanta Clara，California152，153，154 74HC04 National Semiconductor155，156，157 Santa Clara，California159，160，161172，265，266171，173，185 74HC00 National Semiconductor264 Santa Clara，California200 8255A-5 Intel CorporationSanta Clara，California220 8253-5 Intel CorporationSanta Clara，California
表Ⅰ(續(xù))元件號 部件號 制造商、地點224240 74HC393 National SemiconductorSanta Clara，California260 ADC0808 National SemiconductorSanta Clara，California268，303，312 LM324AN National Semiconductor401，406，412 Santa Clara，California500，511，515518，525280 8286 Intel CorporationSanta Clara，California300 DAC0830 National SemiconductorSanta Clara，California416 74HC14 National SemiconductorSanta Clara，California
表Ⅱ二極管元件 部件號407，415 IN4148表Ⅲ電阻元件號 數值(歐姆)403i，410 2.2k269 5k270，271，409 10k403h 15k403g 27k403f 56k313 82k309，310，501， 100k(可變)502，503，520，521，522，527，528，529，533，403e
表Ⅲ(續(xù))電阻元件號 數值(歐姆)403d，410d 220k403c，410e 560k508，516，526， 1M(可變)403b，410b512，513 2.2M403a，410a表Ⅳ電容器元件號 數值405 2.2404，505，517 10532 0.1514 1例1心率譜分析用于研究嬰兒和兒童的充血性心力衰竭。充血性心力衰竭是以心血管調節(jié)的顯著改變?yōu)樘卣鞯摹５?，在心臟集中護理單位通常監(jiān)測的許多心血管功能(諸如平均心率;動脈血壓，動脈血中的各種氣體;左動脈壓和右動脈壓;右房，左房和肺動脈的氧飽和量;末梢脈搏;末梢灌流;及心臟輸出等)不能清楚地表明緊急不穩(wěn)定的心血管狀況。通常監(jiān)測的心血管功能參數在一個重大的心血管危象(如低血壓或心臟停跳)之前可能是在正常的范圍之內，因為心血管的調節(jié)系統(tǒng)一直將這些參數維持在正常的范圍內直到系統(tǒng)出故障為止。
在一個集中的心臟護理單位，對29名嬰兒和兒童進行了研究。在這29名患者中，26名已經過心臟外科手術。對這些患者最少的研究3小時，最多的研究27小時，平均研究時間是8小時。在研究期間，病例的心電圖被記錄下來並不斷地進行實時分析。
只有當患者是竇性心律時才分析具體患者的數據。檢查研究期間將患者的臨床過程，特別是將諸如心臟停搏，出血和深度低血壓這樣的重要事件與譜分析數據進行對照。注意用藥方法和換氣方式。
在利用6809E Motorola微處理器為基礎的一個專用個人計算機上進行實時心頻譜的分析。一個連接計算機與病人監(jiān)護器的數據獲取系統(tǒng)是78341型的，可從加里福尼亞州Palo Alto(帕洛阿多)的Hewlett-PaCkard公司得到。
在連續(xù)256秒數據出現時間里計算心率功率譜。用病人監(jiān)護器出來的一個QRS同步脈沖來確定一個RR間隙序列。由RR間隙序列計算出瞬時心率信號，該信號的幅度設定為當時搏動間間隙的倒數。按4赫茲對瞬時心率信號取樣。從產生的1，024個點的時間系列上減去平均心率，通過將這1，024個點的時間系列的快速富里葉變換的絕對值平方算出功率譜。對0.04到0.1赫茲之間的譜進行積分，計算出低頻功率值(LFP)。在以平均呼吸頻率為中心的0.2赫茲寬的頻帶上對心率功率譜進行積分，計算出呼吸頻率上的功率(RFP)。
每隔256秒的時間間隔打印出心率的時間序列和功率譜的硬拷貝。通過人為地將數據送進數據文件並借助一個計算機對送進去的數據進行分析就形成了LFP，RFP，LFP/RFP比值，平均心率和呼吸速率(以下稱為研究參量)的趨向圖。
計算出每個研究周期里這些研究參量的平均值，用Mann-Whitney Rank Sum試驗用統(tǒng)計方法來確定各個患者這些研究參量的重要的變化，確定各組患者之間的差別。當患者被分隔成兩組以上時，采用Kruskal-Wallis試驗，多重比較試驗以及Tukey的HSD來確定統(tǒng)計上的含意。小于0.05的P值被認為是有意義的。
發(fā)現，在每3至24小時的研究周期里，一個確定患者的研究參量LFP，RFP和LFP/RFP比值(以下稱為譜參量)還很穩(wěn)定。
以這一研究的結果為基礎，這些患者事后被分成三組，第一組包括平均年齡為一個月的17名穩(wěn)定的患者，第一組的患者沒有什么重大的手術后的并發(fā)癥，所以不需要長時間的對心神經纖維的變力支援。第二組的8名患者遭受心臟停搏而死亡，第二組成員的平均年齡為一個月。在第三組里，總共有四個患者，它們每一個在研究時都病得很重，但后來復原了。第三組成員的平均年齡也是一個月。在第三組的4個成員中，一個需要再做手術，一個有間歇性低血壓發(fā)作，另兩個有心臟停搏，但他們成功地從停搏中復蘇回生過來了。
為了將所有29個患者分成一組穩(wěn)定的患者(A組)和一組危急的患者(B組)，第三組里每個患者的數據被劃分成在穩(wěn)定期間(它適用于三個患者)收集的數據和先前危急階段里收集的數據(它適用于四個患者)。這樣處理時，A組包括20個患者的數據，B組包括12個患者的數據。A組和B組典型的心率波動功率譜分別被畫在圖16和圖17上。
此外，在三個時間(即充血性心力衰竭住院時;治療期間;手術后期間以及在從集中護理單位出去之前)對三個有孤立的主動脈縮窄的患者進行了研究，目的是要識別每個階段心血管調節(jié)功能的變化。
第Ⅰ、Ⅱ和Ⅲ組病人的情況分別在表Ⅴ，Ⅵ和Ⅶ上給出，這些情況包括年齡，診斷和手術。
表Ⅴ病人情況穩(wěn)定的，后手術 N＝17年齡 編號 診斷 (編號)手術＜30天 9 TGA，IVS (3) 動脈轉接TGA，VSD，PS (1) L-BTSHLHS (1) 一期修補SV (1) L-BTSSEV.COAO (3) 次級瓣血管1-12月 5 TGA，IVS (1) 動脈轉接TGA，VSD，PS (1) BTSMULT.VSD′S (1) VSD斑修復SUPRA-V.PS (1) PA 斑整復術DCRV，VSD，COAO (1) VSD修復、異常的B 切除1-10年 2 PS (1) 肺瓣膜切開術TOF (1) TOF修復＞10年 1 AR，MR AVR，MVR
表Ⅵ病人情況危急的，死亡 N＝8年齡 編號 診斷 (編號) 手術＜30天 4 HLHS (3) 諾爾伍德步驟SV W/IAA (1) GORE-TEX移植1-12月 3 HLHS (1) FOntan手術DORV，TAPVC， (1) TAPVC修復，系統(tǒng)CCAVC 肺分流HLHS (1) 不做手術61/2年 1 T OF S/P REPAIR 不做手術W/CHRONIC SEV.
CARDIOMYOPATHY，S/P ARREST表Ⅶ病人情況危急的，已復原 N＝4年齡 編號 診斷 (編號) 手術＜30 天 3 HLHS，COAO (1) 諾爾伍德步驟HLHS (2) 諾爾伍德步驟14 年 1 急性心肌炎 不做手術S/P停搏在表Ⅴ、Ⅵ和Ⅶ上TGA是大動脈移位;IVS是心室中隔缺損＊;PS是肺動脈瓣狹窄;HLHS是再生不良性左心綜合癥;SV是單心室;SEV是嚴重;COAO是主動脈縮窄;MULT是多個;
VSD是心室中隔缺損;Supra-
V是瓣上的;DCR
V是雙腔右心室;TOF是法樂氏四聯(lián)癥;AR是主動脈回流;MR是二尖瓣回流;W/IAA是具有間隔的主動脈弓;DORV是雙出口右心室;TAPVC是完全異常的肺靜脈連接;CCAVC是完全公共的房室通道;S/P桿捍狀態(tài)(status post);L是左;BTS是Blailock Taussing分流;PA是肺動脈;ANOM是異常的;B是肌肉束;PuLM是肺的;SyS是系統(tǒng)的。
在病人組與組之間以及在各個患者之間的心率譜參量里，觀察到具有統(tǒng)計意義的差別。但是，僅僅是平均心率不能區(qū)分穩(wěn)定患者和危急患者。LFP和LFP/RFP比值都能區(qū)別是A組(穩(wěn)定的)患者還是B組(危急的)患者。LFP/RFP比值變成穩(wěn)定患者與危急患者在統(tǒng)計學上有重要意義的辨識標志(P小于0.00001)表Ⅷ給出了這些研究參數的平均值。
＊原文有誤，未改-譯注表Ⅷ研究參量法A組，穩(wěn)定的參量 平均值的 99%可信度心搏次數/分 平均值 標準偏差 標準偏差 低 高LFP 1.77 3.35 0.75 -.37 3.91RFP 0.28 0.70 0.16 -.17 0.72LFP/RFP比值 8.77 4.86 1.09 8.76 8.79心率 139 19.60 4.38 139 139B組、危急的平均值的 99%可信度參量 平均值 標準偏差 標準偏差 低 高LFP .05 .03 .01 .02 .07RFP .10 .09 .03 .01 .18LFP/RFP比值 .83 .51 .15 .83 .83心率 142 2432 7.02 142 142LFP/RFP比值的區(qū)分數值是2，在A組里，LFP/RFP比值的范圍是3至22(算術平均值8.77)，RFP值的范圍是0.01至3.13(算術平均值0.28)，而LFP值的范圍是0.09至13.88(算術平均值1.77)。在B組里，LFP/RFP比值的范圍是0.17至1.9(算術平均值0.83)，RFP值的范圍是0.02至0.32(算術平均值0.1)，而LFP值的范圍是0.01至0.1(算術平均值為0.05)。
雖然第一組LFP/RFP比值的平均值大于2，但是穩(wěn)定患者的該比值在短時間里是在2以下，區(qū)分穩(wěn)定和危急病人的數值是危急組的LFP/RFP比值被維持大于或約等于一小時的數值。
這些結果以圖示方式被描繪在圖16、17和18上，在圖16和17中，每一個粗黑點A代表了幾何平均值，每條細線B表示了該幾何平均值的標準誤差，粗線C表示該幾何平均值的標準偏差。在圖18中，每個粗點代表了算術平均值，每一組枝椏B1和B2代表了該算術平均值的標準誤差，每一組枝椏C1和C2代表了該算術平均值的標準偏差。
具有低LFP/RFP比值的患者即使除此之外其它重要標志都正常也會經受心臟停搏這一事實突出了心率譜分析對診斷心血管的緊張狀態(tài)和預報死亡的重要意義。沒有一個LFP/RFP比值大于2的患者遭遇到心臟停搏。
壓力灌輸，單獨地或與血管舒張相結合，都不會導致一個低的LFP/RFP比值。
第Ⅲ組的四名患者在它們危急期間都具有小于2的LFP/RFP比值。這四個患者的三個，在他們復原期間進行了再研究，所有三人的LFP/RFP比值都大于2。
B組的平均LFP值〔0.05(搏動次數/分)2〕小于A組的平均LFP值〔1.77(搏動次數/分)2〕，P＜0.0001。二組RFP的平均值沒有什么重要的差別。
具有孤立的主動脈縮窄患者初始的LFP/RFP比值變化可以直至10，000。這一組在手術之后馬上進行觀察得到的用于糾正其狀況的LFP/RFP比值是在A組患者的范圍之中。兩個患者在離開該集中護理單位之前具有大于100的LFP/RFP比值。這些比值與輕度至中度的充血性心力衰竭相關，這些患者中有一個在手術后大約二個半月突然死亡。其它二個患者依然活著，並且情況良好。
雖然在這些研究當中，LFP/RFP比值給出了穩(wěn)定與危急患者之間最靈敏的鑒別，但是單單LFP也可以區(qū)分A組和B組，P＜0.0001。呼吸頻率峰值的功率和平均心率都不能區(qū)分A組和B組。另一方面，持續(xù)大于或約等于一小時的低LFP/RFP比值和LFP值與這樣的病人的狀態(tài)過程有關連，即這種病人經受過心臟停搏或嚴重低血壓發(fā)作但后來又恢復了過來。
雖然穩(wěn)定的患者也有LFP值和LFP/RFP比值瞬時的降低，但是，這些因素降低大約一個小時或更長一點的時間則預示要出現危急狀況，這種預示從未有失效過。
在自由換氣患者和機械方式換氣患者之間未觀察到重要的差別。A組20個患者中的18個是以機械方式換氣的，B組所有12個患者都是以機械方式換氣的。
B組所有患者都接受對心神經纖維的變力支援，而A組一半以上患者至少接受一些對心神經纖維的變力支援。
對B組所有患者和A組一些患者的心臟診斷據知是涉及高死亡率的，B組所有患者在手術期間都經受深度低溫循環(huán)停止。在A組的20個患者中，9名進行了額外的心臟手術(即不涉及到心肺旁通或深度低溫循環(huán)停止)。第Ⅱ組的三名患者沒有做手術。因此，可以認為，不能僅僅用治療或疾病特定的病理學上的差別來解釋B組患者低的LFP值以及低的LFP/RFP比值，而是這些低的值實際上反映了一個脆弱的循環(huán)狀態(tài)。
還觀察到LFP值和LFP/RFP比值在中等至嚴重心力衰竭情形中增加，而在晚期心肌衰竭降低到低于正常的數值。于是，這兩個譜參量可以指示在心力衰竭緊張狀態(tài)期間心血管調節(jié)的有效性(心血管調節(jié)裕度)。
這種分析與以前的生理學研究是一致的，早先的生理學研究指出，低頻心臟波動可能是由β-交感和副交感機構傳遞的，而呼吸的波動專門是由副交感機構傳遞的。在使得交感作用增強的期間(例如像急性缺氧，姿態(tài)的變化，出血和主動脈收縮)，觀察到LFP的增加也與這一分析是一致的。就此而論，LFP/RFP比值可以代表心臟功能的腎上腺素激導性和副交感調節(jié)之間平衡的量度。
這樣，主動脈隔離縮窄和中度心力衰竭患者的LFP和LFP/RFP比值的增加可能是由交感機構作用的增加和副交感機構作用的降低引起的。另一方面，危急患者身上發(fā)現其LFP值和LFP/RFP比值的降低可能是由于交感機制沒有反應的緣故。交感神經的不反應性可能是僅僅由于心肌兒茶酚胺耗盡或是結合了心力衰竭晚期觀察到的心組織β受體調整不足引起的。
例Ⅱ在進行手術的患者中，手術期間人體體液配置的轉移會導致血管間容量的變化(即體液從血脈循環(huán)樹上的轉移)，因此，例1中敘述的診斷心血管緊張狀態(tài)方法的可用性可被用于選擇各種各樣的治療方案或被用于證實內科或外科治療中發(fā)生的重大變化。
例如，在進行麻醉期間，通過用本發(fā)明的實時心率頻率譜監(jiān)測器監(jiān)控患者，麻醉師可以以非侵害方式監(jiān)測血管間容量的狀況。一旦觀察到LFP或LFP/RFP比值的增加，麻醉師可以通過靜脈注射增加體液量或可采取克服一種特殊麻醉藥影響的一些步驟。
可以實時進行心率波動譜分析是本發(fā)明設備一個特別的優(yōu)點。這種能力能使施加的治療與LFP或LFP/RFP比值的變化發(fā)生關聯(lián)。
雖然本發(fā)明已用最佳實施方案進行了說明，但是應當理解，該領域里的普通專業(yè)人員將會作出修改、變化和改進。例如，普通專業(yè)人員會利用本發(fā)明在以下通?？捎^察到有意義的循環(huán)緊張狀態(tài)的環(huán)境中監(jiān)測心血管的不穩(wěn)定性分娩室;手術室;心臟導管術試驗室;新生兒，兒科治療，成人內科，成人外科，心胸和神經外科集中護理單位;冠心病護理機構;燒傷中心和急救室。
本發(fā)明還可以用于監(jiān)測以下病人心血管的不穩(wěn)定性，在這樣一些病人中，對心血管調整的調節(jié)可以給出了解治療效率和有效性的主要關鍵;會突然心臟病死亡但能夠走動的心臟病患者，例如是充血性心肌癥的患者，該患者正在用心血管藥物治療而且他的LFP/RFP比值已從正?；鶞手底兓揭粋€較低的數值，這樣的患者然后可能要進醫(yī)院進行藥物治療的調整和/或在增加他心血管藥物劑量的同時在內科進行觀察和監(jiān)測。一個腎病患者(例如需要透析的患者)會顯示出LFP和LFP/RFP比值的明顯增加，伴隨有初期中度充血性心力衰竭的發(fā)作，這種病人于是要用透析處理以緩解充血性循環(huán)狀態(tài);一個引起血氧過少和/或高二氧化碳癥的中到晚期肺病患者，該患者需要支氣管擴張劑和/或補充氧氣和/或機械換氣(例如一個顯示出LFP/RFP值顯著減少的患者，伴隨有由于心肌室輸出與氧需要之間深度不平衡引起的心肌衰竭)，這樣的患者可能通過支氣管擴張藥物，利尿藥的調節(jié)和/或換氣調節(jié)來治療。
知道有室內出血危險、出生重量很小的早產嬰兒例如可能伴隨LFP突然的增加出現緩慢的顱內出血，LFP的突然增加可以在更厲害的出血之前給內科醫(yī)生報警，于是可以制定醫(yī)療控制的適當改變以限制大體已知道的易發(fā)生這種事件的危險因素，或者能夠認識到存在著引起出血的意想不到的情況。在病人遭到一個較大的大腦內故障時(例如腦外科排除像腫瘤或血這樣的占據空間的病灶)，在這類神經學疾病中，患者會顯示出例如LFP/RFP值的顯著衰減(以損失LFP為代價)，伴隨以副交感神經作用的顯著增加，這又引起了RFP的顯著增加。但它可以伴隨有或不伴隨有顱內壓力增大的標志，並且可以例如通過過度呼吸、迅速利尿或安置鉆孔來治療。
嚴重系統(tǒng)性感染患者可能出現該感染過程繼發(fā)的休克，例如可能顯示出一個升高的LFP/RFP比值，內科醫(yī)生在借助于增壓劑和重要體液的輸液控制休克狀態(tài)中就可以利用該比值，于是給內科醫(yī)生提供了一個他如何有效地治療休克的指示值，勝過和超出像系統(tǒng)的血壓和心臟輸出這樣的傳統(tǒng)測量值。具有與貧血有關的血液病的患者，例如像鐮狀細胞貧血患者，在嚴重貧血時顯示出微血管血流以與LFP有關的頻率振動，並會顯示出大的LFP值和LFP/RFP比值，這樣的患者可通過會導致LFP，LFP/RFP比值有預期下降的輸血治療，所以醫(yī)師能夠通過心率譜的分析監(jiān)控輸血療法的適當時間。分娩前的胎兒，例如會顯示出與嚴重胎兒壓迫關聯(lián)的LFP值明顯的減少，可以警告醫(yī)生采取緊急剖腹產手術。
該技術的專業(yè)人員明白，本發(fā)明的校準器可被調節(jié)用于模擬有病的狀態(tài)以及正常的狀況，還會明白，本發(fā)明並不限于用在主要疾病是心臟病的患者，並且為了用在這樣一些患者身上可以做出一些修改。
最后，對該技術的專業(yè)人員，很明顯的是這里謹慎地提到了LFP和LFP/RFP比值保持的時間和數值范圍，偏離這些范圍及偏離這些持續(xù)時間的變化被認為是在本發(fā)明等同物的范圍之中。
因此，權利要求
給出了本發(fā)明的方法和設備的最寬的限制范圍。
權利要求
1.一個在心搏序列中糾正人為現象的設備，其特征在于它包括有收集心搏采樣序列的裝置；與所說收集裝置耦合的用于在兩次心搏之間選定一個適當間隙的裝置；與所說選定裝置耦合、鑒別出每兩個心搏采樣之間的這些間隙中的均方差的裝置；與所說鑒別裝置耦合、建立一個與均方差有函數關系的、可以接受的擺動速率范圍的裝置；與所說選定裝置耦合、專門給出一個心搏采樣相對于平均間隙的擺動速率絕對值的裝置；與所說專門給出裝置耦合、用心搏間的適當間隙代替絕對值在該可接受的擺動速率范圍之外的所有心搏間隙的裝置。
2.如權利要求
1所述的設備，在其中，所說的選定一個適當間隙的裝置包括有將長度為該適當間隙數倍的間隙除以該倍數的裝置。
3.如權利要求
1所述的設備，在其中，所說的選定一個適當間隙的裝置包括有棄除比預定長度短的間隙的裝置。
4.如權利要求
1所述的設備，在其中，所說的選定一個適當間隙的裝置包括有確定平均間隙的裝置和用平均間隙去代替一些間隙的裝置，這些間隙在預先選定的一些具有超出可接受擺動速率范圍外的絕對值的間隙的后面。
5.一個糾正心搏序列中的人為現象的方法，該方法的特征在于包括有這樣一些步驟收集一個心搏采樣序列;選定心搏間的一個適當的間隙;鑒別心搏間間隙的方差;建立起與均方差成函數關系的可接受的擺動速率的范圍;專門給出一個心搏采樣相對于該平均間隙的擺動速率的絕對值;以及用該選定的間隙代替絕對值在可接受的擺動速率范圍外的所有心搏采樣。
6.如權利要求
5所述的方法，在其中，所說的選定步驟包括了將長度等于該適當間隙多倍的間隙除以該倍數的步驟。
7.如權利要求
5所述的方法，在其中，所說的選定步驟包括了確定一平均間隙的步驟以及用平均間隙代替一些間隙的步驟，這些間隙在預先選定的一些具有絕對值在可接受擺動速率范圍外的間隙的后面。
8.如權利要求
5所述的方法，在其中，所說的選定步驟包括了棄除比預定長度短的間隙的步驟。
9.用于校正心率功率譜監(jiān)測器的設備，該設備的特征在于包括有提供一模擬心率的信號的裝置;在心率中產生一模擬呼吸頻率波動的信號的裝置;在心率中給出一模擬低頻率波動的信號的裝置;將所說提供裝置、所說產生裝置和所說給出裝置的信號加到功率譜監(jiān)測器上的裝置。
10.用于心率波動功率譜分析的設備，該設備的特征在于包括有提供一心電圖信號的裝置;供給一電體積描記圖信號的裝置;與所說提供裝置和供給裝置耦合、用于由心電圖信號和電體積描記圖信號得到心率波動功率譜的裝置;與所說得到裝置耦合、用于顯示心率波動功率譜的有關裝置。
11.用于指示心率波動功率譜數據趨勢的設備，該設備的特征在于包括有提供一心電圖信號的裝置;供給一電體積描記圖信號的裝置;與所說提供裝置和供給裝置耦合、用于由心電圖信號和電體積描記信號得到心率波動功率譜的裝置;以及與所說得到裝置耦合、用于貯存心率波動功率譜數據的裝置;與所說貯存裝置耦合、用于傳送貯存的心率波動功率譜數據的可編址的裝置;與所說可編址傳送裝置耦合、用于將心率波動功率譜數據轉換成圖線形式的裝置;以及與所說轉換裝置耦合、用于顯示心率波動功率譜的實時裝置。
12.如權利要求
11所述的設備，它還包括耦合在所說得到裝置和所說貯存裝置之間、用于將數據分割成一些重疊采樣的裝置。
13.一個處理與患者心血管控制系統(tǒng)發(fā)生故障有關的狀況的方法，該方法的特征在于包括以下這些步驟監(jiān)測患者心率波動的功率譜;識別出在大約0.04到大約0.10赫茲之間的一個頻率上心率波動功率譜低于大約0.1(搏動次數/分鐘)2的值作為心血管不穩(wěn)定的指示;以及采取處理這種狀況的步驟，使在大約0.04到大約0.10赫茲間心率波動的值增加。
14.一個處理與患者心血管控制系統(tǒng)發(fā)生故障有關的狀況的方法，該方法的特征在于包括以下這些步驟監(jiān)測患者心率波動的功率譜;識別出在大約0.04到大約0.10赫茲之間一頻率上心率波動功率譜上一個超過大約10(搏動次數/分)2的顯著增加作為心血管緊張狀態(tài)的指示;以及采取處理這種狀況的步驟，使在大約0.04到大約0.10赫茲間心率波動的值降低。
15.一個處理與患者心血管控制系統(tǒng)有關的狀況的方法，該方法的特征在于包括以下這些步驟監(jiān)測患者心率波動的功率譜;識別出大約0.04到大約0.10赫茲之間一頻率上心率波動功率譜一峰值下的面積與心率波動功率譜上以大約0.1赫茲的平均呼吸速率為中心的一個峰值下的面積之比值，當其絕對值小于2.0時作為心臟不穩(wěn)定性的指示;以及采取處理該狀況的步驟，使該比值增加。
16.一個處理與患者心血管控制系統(tǒng)有關的狀況的方法，該方法的特征在于包括以下這些步驟監(jiān)測患者心率波動功率的功率譜;識別出在大約0.04到大約0.10赫茲之間一頻率上心率波動功率譜一峰值下的面積與心率波動功率譜上以大約0.1赫茲的平均呼吸速率為中心的一峰值下的面積之比值，當其絕對值大于約50時作為心臟不穩(wěn)定性的指示;以及采取處理該狀況的步驟，使該比值下降。
專利摘要
用于心率波動功率譜分析的設備從心電圖機得到一心電圖信號，從電體積描記圖機得到一呼吸速率的信號。一數據獲取系統(tǒng)對這兩信號進行處理給出適于用小型或微型計算機進行心率波動功率譜分析的輸出。數據處理包括通過用一合適的心搏間隙代替檢測到的、方差超過預定擺動速率范圍的心搏間隙來糾正人為現象。數據的趨勢以及重疊數據分析提高了該設備的分析能力，處理由心率波動功率譜異常顯示的狀況的辦法是在觀察到譜異常時采取治療措施。
文檔編號A61B5/0245GK86104798SQ86104798
公開日1987年5月20日 申請日期1986年6月4日
發(fā)明者荒井誠, 勞拉·E·麥卡爾平, 戴維·戈登 申請人:伊利諾伊大學評議會導出引文BiBTeX, EndNote, RefMan