專利名稱：用于連續(xù)估測(cè)和顯示心臟射血分?jǐn)?shù)和舒張期末容積的系統(tǒng)和方法
發(fā)明
背景技術(shù)：
領(lǐng)域本發(fā)明涉及對(duì)心臟射血分?jǐn)?shù)或舒張期末容積或同時(shí)對(duì)二者進(jìn)行體內(nèi)測(cè)定和顯示。
相關(guān)技術(shù)背景患者的心臟輸出信息，對(duì)于實(shí)施手術(shù)的外科人員、試圖診斷患者疾病或監(jiān)測(cè)患者狀態(tài)的醫(yī)務(wù)人員來(lái)說(shuō)，是非常有價(jià)值的。所以幾乎所有醫(yī)院都具備一些常規(guī)的心輸出值監(jiān)測(cè)設(shè)備。
一個(gè)常見(jiàn)的測(cè)量心輸出值的辦法，是在一個(gè)導(dǎo)管上安裝一流量測(cè)量裝置，然后將導(dǎo)管導(dǎo)入患者體內(nèi)并使之位于患者心臟內(nèi)部或靠近心臟的地方。一些裝置會(huì)在心臟的上位(如右心房?jī)?nèi))注入測(cè)量劑或熱量，在下位(如肺動(dòng)脈內(nèi))依據(jù)測(cè)量劑或熱量的特性來(lái)測(cè)定流量。
例如，1980年12月2日授予Newbower等人的美國(guó)第4,236,527號(hào)專利和1985年4月2日授予Yelderman的美國(guó)第4,507,974號(hào)專利，公開(kāi)了利用熱量作為指示器的測(cè)量心輸出值的系統(tǒng)。在該種基于熱量的系統(tǒng)中，一氣球形導(dǎo)管經(jīng)過(guò)右心房和右心室，通常位于肺動(dòng)脈支路附近。該導(dǎo)管具有一個(gè)電阻發(fā)熱元件位于心房和/或心室內(nèi)，以及一個(gè)熱敏電阻位于動(dòng)脈中。心輸出值被作為檢測(cè)到的下游溫度分布的函數(shù)從而計(jì)算出來(lái)。
1992年9月8日授予McKown等人的美國(guó)第5,146,414號(hào)專利中公開(kāi)了一個(gè)系統(tǒng)，其中對(duì)通道(從諸如熱量等指示器注入血液的上流位到諸如溫度等指示器濃度被檢測(cè)到的下流位的區(qū)域)的傳遞函數(shù)建立了模型，建立了大致的噪聲譜，利用系統(tǒng)的輸出作為反饋?zhàn)赃m應(yīng)地更新模型參數(shù)，所以改善了心輸出值(CO)的測(cè)定。1997年11月18日授予McKown等人的美國(guó)第5,687,733號(hào)專利，改進(jìn)了早先的McKown‘414系統(tǒng)，既估計(jì)CO的趨向，又估算同時(shí)的CO值。另外，該系統(tǒng)測(cè)定心輸出值(CO)只需要通道的零頻率(直流或恒穩(wěn)態(tài))增益。
盡管這些已知的系統(tǒng)在不同的精確度上可以估測(cè)心輸出值，卻不能估測(cè)心臟射血分?jǐn)?shù)(EF)。心臟射血分?jǐn)?shù)的定義為心搏量(SV)同舒張期末容積的(EDV)的比值，它反映了心臟泵血的效率。
由于其在診斷上的重要性，有好幾種已知的系統(tǒng)可以測(cè)量EF。然而，這些系統(tǒng)常常依賴于檢測(cè)劑的注入和血管中淡化(熱量稀釋)曲線的評(píng)估。例如，1989年8月22日授予Konno等人的美國(guó)第4,858,618號(hào)專利，公開(kāi)了一個(gè)測(cè)定右心室射血分?jǐn)?shù)的熱量稀釋系統(tǒng)。該系統(tǒng)向右心室注入冷的檢測(cè)劑(bolus)，在肺動(dòng)脈中檢測(cè)檢測(cè)劑前后的溫度，利用溫差確定射血分?jǐn)?shù)。
由于混合過(guò)程、心率、甚至護(hù)士注入檢測(cè)劑時(shí)推動(dòng)注射器的速度都會(huì)嚴(yán)重影響測(cè)量到的檢測(cè)劑曲線的前端，利用檢測(cè)劑測(cè)定EF的一個(gè)問(wèn)題就是難以確定在檢測(cè)劑曲線的什么位置開(kāi)始測(cè)量。所有這些系統(tǒng)面臨的另一個(gè)問(wèn)題就是必須和心臟周期同步，以減少估測(cè)EF時(shí)心跳的影響。一些系統(tǒng)基于淡化曲線的平臺(tái)做同步，但這是以一個(gè)快速且十分準(zhǔn)確的熱敏電阻為前提的。另一些系統(tǒng)依靠EKG觸發(fā)器做同步，但由于必須和其他正收集自身數(shù)據(jù)的每個(gè)儀器做時(shí)鐘同步和精確配合，EKG同步也有難度。
目前的測(cè)定EF的系統(tǒng)的再一個(gè)問(wèn)題，源于其對(duì)心跳在稀釋分布曲線中所引發(fā)的獨(dú)立平臺(tái)段的甄別。因?yàn)檫@些系統(tǒng)必須利用平臺(tái)作為標(biāo)記將指數(shù)曲線或基于比率的曲線轉(zhuǎn)化為數(shù)據(jù)，反過(guò)來(lái)再評(píng)價(jià)稀釋的衰減。然而在實(shí)際中，只有心跳較慢而且熱敏電阻的響應(yīng)顯著快于衰減系數(shù)τ時(shí)，這種方法才是準(zhǔn)確的。
事實(shí)上，這些常規(guī)的系統(tǒng)假設(shè)了一個(gè)方波稀釋曲線。然而，這種假設(shè)通常是不現(xiàn)實(shí)的。首先，大部分在醫(yī)院做EF測(cè)定的患者都是不健康的，其心率相對(duì)較高且不規(guī)律。另外，使用相對(duì)較涼液體檢測(cè)劑，涼的檢測(cè)劑不僅可能影響心跳速率，還可能影響心跳規(guī)律，檢測(cè)的心率很可能不正確。其次，實(shí)際的熱敏電阻會(huì)使平臺(tái)變形，所以指數(shù)擬合本身也會(huì)變形。第三，隨著EF增加，平臺(tái)的下降也會(huì)加大，由于系統(tǒng)是信噪比受限，可用的平臺(tái)數(shù)量下降，從而準(zhǔn)確度也下降。
所以需要有一種系統(tǒng)可以連續(xù)的估測(cè)EF或EDV或二者，本發(fā)明就提供了一種這樣的系統(tǒng)。
發(fā)明概述本發(fā)明依據(jù)指示器稀釋來(lái)估測(cè)心臟射血分?jǐn)?shù)EF。在心臟的上流位(優(yōu)選右心房)按預(yù)定的指示器激勵(lì)信號(hào)X(t)注入指示器(如熱量)，在心臟的下流位(優(yōu)選肺動(dòng)脈右支)采用檢測(cè)單元(如熱敏電阻)感應(yīng)指示器濃度(如溫度)。指示器檢測(cè)單元感應(yīng)該區(qū)域內(nèi)的指示器濃度，生成一指示器濃度信號(hào)y(t)。從上位(含)到下位(含)的區(qū)域稱為血液通道。利用一心率監(jiān)測(cè)器或一子處理器測(cè)量心率HR(優(yōu)選平均心率HR_avg)。
為通道建立一模型，并將之作為指示器信號(hào)x(t)和指示器濃度信號(hào)y(t)的函數(shù)，采用一處理器予以計(jì)算。優(yōu)選模型為滯后的正態(tài)傳遞函數(shù)Hxy，其輸出參數(shù)既包括建模通道傳遞函數(shù)的零頻率增益dc又包括建模通道傳遞函數(shù)的指示器衰減系數(shù)τ。預(yù)定一個(gè)心率和衰減系數(shù)τ的函數(shù)，就可以連續(xù)計(jì)算心臟的射血分?jǐn)?shù)EF。優(yōu)選的EF計(jì)算方法為EF=1-EXP(-60/(τ*HR))。
本發(fā)明還可以估測(cè)心臟的舒張期末容積。為此，一處理器連續(xù)估測(cè)心輸出值CO值(優(yōu)選將CO作為通道傳遞函數(shù)零頻率增益的函數(shù))。舒張期末容積EDV將作為CO值、射血分?jǐn)?shù)、心率的函數(shù)，利用處理器予以計(jì)算估測(cè)。
本發(fā)明的一實(shí)施例采用快速指示器檢測(cè)單元(如熱敏電阻)，即，檢測(cè)單元階躍響應(yīng)快于衰減系數(shù)τ。本實(shí)施例中，指示器濃度y(t)在其輸入通道模型以前，經(jīng)過(guò)一開(kāi)放帶寬前置濾波器傳遞給處理器，參與模型計(jì)算，該濾波器為一低通濾波器，僅限制接近、等于或高于Nyquist采樣頻率的頻率分量。這樣，就可以為處理器提供大量的“原始”數(shù)據(jù)。
本發(fā)明的另一實(shí)施例采用較慢的指示器檢測(cè)單元。為防止影響EF和其他計(jì)算的準(zhǔn)確性，要確定檢測(cè)單元的傳遞函數(shù)Hs。例如，檢測(cè)單元安置于導(dǎo)管上，在制作導(dǎo)管的時(shí)候就確定Hs。該傳遞函數(shù)Hs的特征化參數(shù)預(yù)先保存在一存儲(chǔ)設(shè)備中。對(duì)通道傳遞函數(shù)Hxy疊加一個(gè)同檢測(cè)單元的傳遞函數(shù)Hs“相反”的函數(shù)，對(duì)指示器濃度信號(hào)“去濾波(defilter)”以重新生成“原始”數(shù)據(jù)，從而消除或至少大幅度減小檢測(cè)單元響應(yīng)慢對(duì)EF計(jì)算的影響。
附圖簡(jiǎn)要說(shuō)明

圖1表示的是本發(fā)明中所述的第一實(shí)施例框圖，該系統(tǒng)可以連續(xù)估測(cè)心臟射血分?jǐn)?shù)或舒張期末容積或同時(shí)對(duì)二者進(jìn)行估測(cè)。該實(shí)施例具有一快速響應(yīng)的指示器檢測(cè)單元，用以測(cè)量血液的指示器響應(yīng)；患者的心率由該實(shí)施例自身測(cè)量。
圖2表示的是本發(fā)明中所述的第二實(shí)施例的框圖，該實(shí)施例具有一快速響應(yīng)的指示器檢測(cè)單元，但患者心率由外部設(shè)備測(cè)量。
圖3表示的是本發(fā)明中所述第三實(shí)施例的框圖。該實(shí)施例具有一響應(yīng)較慢的指示器檢測(cè)單元，但檢測(cè)單元的階躍響應(yīng)已特征化并為系統(tǒng)的其他部分已知；該實(shí)施例中患者的心率由系統(tǒng)自身測(cè)量。
圖4表示的是本發(fā)明中所述第四實(shí)施例的框圖。該實(shí)施例具有一響應(yīng)較慢的指示器檢測(cè)單元，但檢測(cè)單元的階躍響應(yīng)已知；該實(shí)施例中患者的心率由外部設(shè)備測(cè)量。
發(fā)明的詳細(xì)描述廣而言之，本發(fā)明涉及的系統(tǒng)具有一對(duì)指示器激勵(lì)單元/檢測(cè)單元，用于在心臟的上位(優(yōu)選右心房)注入指示器，在下位(優(yōu)選肺動(dòng)脈右支)感應(yīng)指示器濃度。將檢測(cè)單元接受的感應(yīng)信號(hào)調(diào)制后，估測(cè)出心輸出值CO以確定指示器淡化或衰減系數(shù)τ，該系數(shù)是通道(從指示器激勵(lì)單元到檢測(cè)單元的血液路徑)指示器響應(yīng)的特征化系數(shù)中的一個(gè)。指示器激勵(lì)單元信號(hào)可以是多種形式的連續(xù)的、脈沖的、預(yù)置的、重復(fù)的、偽隨機(jī)的、甚至隨機(jī)的。
患者的平均心率HR(優(yōu)選與測(cè)定衰減系數(shù)τ同一時(shí)間內(nèi)的平均心率HR_avg)也被檢測(cè)。衰減系數(shù)τ和HR_avg用以計(jì)算并得到連續(xù)的心臟射血分?jǐn)?shù)EF(尤其是右心臟射血分?jǐn)?shù))。
為估測(cè)心臟舒張期末容積，需要估測(cè)CO。在本發(fā)明的優(yōu)選實(shí)施例中，采用McKown‘733中描述的系統(tǒng)和方法測(cè)定CO。這樣做的一個(gè)優(yōu)點(diǎn)是McKown‘733中的系統(tǒng)可以連續(xù)提供CO(以及τ)的估測(cè)值。另一個(gè)優(yōu)點(diǎn)是該系統(tǒng)比其他常規(guī)手段準(zhǔn)確性更高。還有一個(gè)優(yōu)點(diǎn)是，環(huán)境噪聲較大時(shí)，該系統(tǒng)比其他系統(tǒng)更穩(wěn)定，而在測(cè)量CO時(shí)實(shí)際情況往往如此。之所以有這些優(yōu)勢(shì)，很大程度上是因?yàn)樵谡麄€(gè)觀測(cè)(數(shù)據(jù)收集)周期內(nèi)系統(tǒng)采用了滯后的正態(tài)模型，也可以說(shuō)滯后的正態(tài)模型更抗噪聲、確定衰減系數(shù)τ更準(zhǔn)確。
另外和其他系統(tǒng)不同的是，McKown‘733系統(tǒng)的估測(cè)不僅基于完整的通道模型，而且遞歸地更新模型參數(shù)。其一個(gè)優(yōu)點(diǎn)是完整通道模型不會(huì)丟棄常規(guī)系統(tǒng)丟棄的有用信息。另一個(gè)優(yōu)點(diǎn)是由于遞歸，任何時(shí)間所有的感應(yīng)數(shù)據(jù)，即使是以前的數(shù)據(jù)，都在“使用”中。
為了完整的理解本發(fā)明，應(yīng)對(duì)McKown‘733系統(tǒng)中CO估測(cè)采用的一些理論予以理解。現(xiàn)簡(jiǎn)述如下(完整說(shuō)明見(jiàn)專利)Bassingthwaight等人在《血液循環(huán)研究》1966年第18卷《采用滯后的正態(tài)濃度曲線作為動(dòng)脈稀釋曲線模型的應(yīng)用》一文中提出的“滯后的正態(tài)模型”，在心輸出值估測(cè)領(lǐng)域被實(shí)踐證明是準(zhǔn)確可行的，所以McKown‘733系統(tǒng)也以其作為心輸出值模型。滯后的正態(tài)模型為以線性時(shí)不變系統(tǒng)(LTIS)，其脈沖響應(yīng)是一單位面積高斯(正態(tài)分布)函數(shù)與一單位面積衰減指數(shù)的卷積。高斯函數(shù)具有兩個(gè)參數(shù)平均數(shù)μ和標(biāo)準(zhǔn)偏差σ。衰減指數(shù)具有一個(gè)參數(shù)時(shí)間衰減系數(shù)τ。所以，在抽樣頻率ω(本模型中ω為獨(dú)立變量)下滯后的正態(tài)傳遞函數(shù)H_LN的單位增益取決于μ、σ和τH_LN(ω|μ,σ,τ)=exp[-j*ω*μ-(ω*σ)2/2]/(1+j*ω*τ)其中exp為指數(shù)函數(shù)，各參數(shù)物理含義為μ表征流體移動(dòng)的時(shí)間延遲σ隨機(jī)分布的量度τ在分布空間內(nèi)(本例中為血管)同混合過(guò)程相關(guān)的時(shí)間常數(shù)μ,σ,τ的單位是時(shí)間(秒)，ω的單位是弧度每秒。
盡管有其他選擇，McKown‘733系統(tǒng)的優(yōu)選實(shí)施例以熱量作為指示器，以偽隨機(jī)二進(jìn)制信號(hào)(PRBS)作為指示器激勵(lì)信號(hào)。所以激勵(lì)單元/檢測(cè)單元由加熱器和熱敏電阻構(gòu)成。每個(gè)復(fù)數(shù)向量Hxy(ωn)表征在加熱器功率信號(hào)X和熱敏電阻溫度信號(hào)y之間傳遞函數(shù)的量度，其最佳匹配被認(rèn)為是H_LN。分別在10個(gè)頻率ωn上(PRBS的前10個(gè)諧波)同所測(cè)溫度數(shù)據(jù)進(jìn)行匹配，得到每個(gè)向量的參數(shù)。如果已知μ,σ,τ,則10個(gè)Hxy(ωn)中每個(gè)都可以提供心輸出值CO的估測(cè)CO(n)=K*H_LN(ωn)/Hxy(ωn)n=1 to 10其中K為轉(zhuǎn)換常數(shù)，是已知數(shù)據(jù)或?qū)嶒?yàn)數(shù)據(jù)。
為此，McKown‘733系統(tǒng)首先不僅要確定μ,σ,τ的值，并且要確定如何結(jié)合這10個(gè)心輸出值CO(n)。要注意的是，心輸出值同H(ω)和Hxy(ω)的形狀無(wú)關(guān)，僅僅依賴于零頻率增益，即Hxy的dc。由于實(shí)驗(yàn)中傳遞函數(shù)Hxy是在10個(gè)頻率下得到的，而這10個(gè)頻率都不是0，所以，McKown‘733系統(tǒng)采用外推的方法來(lái)確定零頻率下的Hxy(ω)--利用一個(gè)單向優(yōu)化程序，對(duì)這10個(gè)傳遞函數(shù)Hxy值做匹配。上面的等式于是可以簡(jiǎn)化為CO=K/dc，其中dc是零頻率增益，單位是攝氏度每瓦特，K為一實(shí)驗(yàn)常數(shù)數(shù)據(jù)約等于0.0158，單位為(升每分鐘)/(攝氏度每瓦特)。
所以，在CO估測(cè)中dc的數(shù)值至關(guān)重要，這也是McKown‘733系統(tǒng)的主要測(cè)量興趣所在。大量的測(cè)試、實(shí)驗(yàn)、應(yīng)用表明，對(duì)一個(gè)或多個(gè)參數(shù)加以約束，如限定σ是τ的線形函數(shù)，在許多應(yīng)用中，對(duì)準(zhǔn)確度的損害是可以忽略的，卻可以大大提高優(yōu)化程序的速度。本發(fā)明的發(fā)明人假設(shè)，或者通過(guò)取消這約束而改為約束其他參數(shù)，或者改變對(duì)σ的約束條件，可能同時(shí)改進(jìn)速度和準(zhǔn)確性。在一些應(yīng)用中，雙向優(yōu)化可能更好。例如，先采用McKown‘733系統(tǒng)的優(yōu)化程序，限定σ，快速得到準(zhǔn)確的dc數(shù)值，然后另一個(gè)優(yōu)化程序中，采用其他約束條件，利用dc數(shù)值得到其他參數(shù)(如τ)。
還有一點(diǎn)很重要McKown‘733系統(tǒng)提供連續(xù)的CO值(dc值)和衰減系數(shù)τ。這里“連續(xù)”并不是指數(shù)值“連續(xù)變化”，而是指在初始階段后該數(shù)值可以在每個(gè)處理周期(優(yōu)選PRBS周期)中得到更新。
出于前述理由，也由于該系統(tǒng)事實(shí)上已經(jīng)存在，這里引用了McKown‘733系統(tǒng)。然而，任何其他可以提供通道傳遞函數(shù)(脈沖響應(yīng))的系統(tǒng)，只要該系統(tǒng)提供可以確定CO(或dc)和τ的數(shù)據(jù)，都同樣適用于本發(fā)明，因?yàn)楸景l(fā)明需要利用CO和τ來(lái)計(jì)算EF和EDV，具體方法會(huì)在下文中予以描述。
在下面對(duì)本發(fā)明各個(gè)實(shí)施例的描述中，都假設(shè)所用注入血液的指示器為熱量。上位指示器激勵(lì)單元為一加熱元件，下游指示器檢測(cè)單元為一熱敏電阻。由于這種技術(shù)已經(jīng)廣為應(yīng)用，且本發(fā)明的原型和實(shí)驗(yàn)也采用這種技術(shù)，故作為優(yōu)選。而且，在采用McKown‘733描述的方法估測(cè)CO時(shí)，采用熱量作為指示器可以獲得很高的準(zhǔn)確度。然而，熱量?jī)H僅是適用于本發(fā)明一種指示器，只要所采用的指示器的激勵(lì)單元和檢測(cè)單元可以產(chǎn)生明顯的、充足的、明確定義的、無(wú)噪聲信號(hào)(可以通過(guò)正常的實(shí)驗(yàn)確定)，則該信號(hào)就可以在不改動(dòng)系統(tǒng)或簡(jiǎn)單改動(dòng)系統(tǒng)其他部分情況下適用于本發(fā)明。
作為本發(fā)明可以采用其他指示器的例子，可以利用公知的設(shè)備將公知的熒光材料注入心臟，在下位利用公知的檢測(cè)單元測(cè)量熒光，將熒光的變化做為指示器濃度信號(hào)。同樣，也可以采用微量放射性染色劑或載體。
以下是另一個(gè)例子在Yelderman或McKown‘733的優(yōu)選實(shí)施例中，熱量按偽隨機(jī)二進(jìn)制(PRBS)序列注入血管，然而，以類似的模式注入液體也是可能的。比如，只要注入過(guò)程足夠慢，多個(gè)小藥劑團(tuán)注入血管近似于PRBS分布，在下位利用相應(yīng)公知的檢測(cè)單元檢測(cè)藥劑的濃度以建立指示器濃度信號(hào)?？傊?，只要所采用的指示器的激勵(lì)單元和檢測(cè)單元可以產(chǎn)生明顯的、充足的、明確定義的、無(wú)噪聲信號(hào)(可以通過(guò)正常的實(shí)驗(yàn)確定)，則該信號(hào)就可以在不改動(dòng)系統(tǒng)或簡(jiǎn)單改動(dòng)系統(tǒng)其他部分情況下適用于本發(fā)明。
圖1是本發(fā)明第一實(shí)施例的框圖，該實(shí)施例可以連續(xù)估測(cè)患者心臟的心臟射血分?jǐn)?shù)或舒張期末容積或二者。為了準(zhǔn)確地測(cè)量患者的心輸出值CO(尤其是采用McKown‘733時(shí))，在患者右心房/右心室100內(nèi)部或附近注入指示器，在肺動(dòng)脈分支102內(nèi)部或附近檢測(cè)指示器濃度信號(hào)。以下在描述優(yōu)選實(shí)施例時(shí)，皆假定該注入位置和檢測(cè)位置。從右心房/右心室到肺動(dòng)脈的血液流動(dòng)在圖1中用雙箭頭標(biāo)出。
為了測(cè)量準(zhǔn)確，最好基于熱量信號(hào)測(cè)量心輸出值CO。不過(guò)如上所述，熱量?jī)H僅是可采用的指示器中的一種。一指示器激勵(lì)單元或注入設(shè)備104位于右心房?jī)?nèi)。在采用熱量作為指示器的優(yōu)選實(shí)施例中，指示器激勵(lì)單元是一電加熱元件104。該電加熱元件104優(yōu)選電阻元件，其溫度取決于通過(guò)驅(qū)動(dòng)電路106施加的電流或電壓，驅(qū)動(dòng)電路106控制加熱元件104使其溫度遵循預(yù)定的信號(hào)模式。
在本發(fā)明的優(yōu)選實(shí)施例中，指示器激勵(lì)單元遵循(優(yōu)選加熱器)的指示器信號(hào)(溫度)模式X(t)，同McKown‘733專利中的描述。同前述的Yelderman系統(tǒng)，本系統(tǒng)基于偽隨機(jī)二進(jìn)制熱量信號(hào)序列(PRBS)產(chǎn)生熱量信號(hào)，以使在下位熱量信號(hào)可以明顯測(cè)量，具有較高的能譜而較低平均能量(故創(chuàng)傷較小)。另外，盡管熱量信號(hào)是偽隨機(jī)的，對(duì)系統(tǒng)卻一直是透明的，所以基于該序列的計(jì)算特征可以被充分地了解和調(diào)節(jié)。
在實(shí)際應(yīng)用中，注入設(shè)備104不可能完全遵守激勵(lì)單元106地注入模式。例如，由于加熱元件在加熱和冷卻時(shí)滯后，加熱元件不可能完全遵循一個(gè)方波模式。所以，本發(fā)明優(yōu)選包含一個(gè)激勵(lì)信號(hào)估測(cè)子系統(tǒng)107，以產(chǎn)生同希望的指示器注入模式x(t)一致的估測(cè)的指示器激勵(lì)信號(hào)x*(t)。例如在熱稀釋環(huán)境中，作為電阻元件的金屬(如鎳)由于本身的屬性，使該加熱元件的功率輸出本身就同溫度相關(guān)。一種估測(cè)x*(t)的不錯(cuò)的方法是測(cè)量加熱元件內(nèi)的電流和電壓，二者相乘，得到對(duì)施加到血液中的指示器(此處為熱量)實(shí)際數(shù)量的估測(cè)。
一指示器濃度檢測(cè)單元108，位于肺動(dòng)脈102的下位。在以熱量作為指示器的優(yōu)選實(shí)施例中，該檢測(cè)單元是一熱敏電阻或其他類似的溫度傳感元件108。加熱元件104和熱敏電阻108優(yōu)選在空間上分離且安裝在一導(dǎo)管的末端或靠近末端。該導(dǎo)管植入靜脈，并沿靜脈推進(jìn)直至加熱元件和熱敏電阻到達(dá)操作位置。這種技術(shù)相當(dāng)公開(kāi)此處就不做進(jìn)一步描述。
本系統(tǒng)優(yōu)選傳統(tǒng)的電源和時(shí)鐘設(shè)備，為激勵(lì)電路和其他系統(tǒng)部件提供電源和定時(shí)信號(hào)。由于這種技術(shù)相當(dāng)公開(kāi)，此處就不做進(jìn)一步描述，圖中也沒(méi)有畫(huà)出。
熱敏電阻108的電輸出信號(hào)(指示器濃度信號(hào)y(t))作為輸入施加到濃度估測(cè)電路或子處理器110,110可以是主處理器112的一部分或同112通過(guò)電路連接。在圖示的第一實(shí)施例中，假設(shè)熱敏電阻108具有快速響應(yīng)，即，熱敏電阻108的即時(shí)溫度信號(hào)準(zhǔn)確反映了被測(cè)血液的即時(shí)溫度。
本實(shí)施例中的濃度估測(cè)電路110的優(yōu)選作用同McKown‘733專利中一致，但有一點(diǎn)不同在McKown‘733系統(tǒng)中，熱敏電阻的輸出信號(hào)y(t)在用10Hz采樣前，經(jīng)過(guò)一截止頻率為1Hz的低通濾波器。這種低采樣帶寬可以消除噪聲的影響。而且，由于CO計(jì)算僅需要零頻率(dc)增益，并不需要原始溫度數(shù)據(jù)來(lái)測(cè)定滯后的正態(tài)模型，這種低采樣帶寬足以進(jìn)行CO計(jì)算。
然而，本發(fā)明需要采用實(shí)際的熱量稀釋曲線，即其在整個(gè)周期中的即時(shí)數(shù)值，來(lái)進(jìn)行連續(xù)的EF估測(cè)，所以原始溫度數(shù)據(jù)是必需的。為此，本實(shí)施例濃度估測(cè)電路110的優(yōu)選帶寬比McKown‘733系統(tǒng)的帶寬大得多，直至達(dá)到Nyquist帶寬(采樣頻率的一半)。在本發(fā)明的一個(gè)原型中，采用了一個(gè)3Hz的采樣帶寬(由熱敏電阻極限確定)，而不是McKown‘733系統(tǒng)的1Hz。本系統(tǒng)不需要其他濾波。假如熱敏電阻108的響應(yīng)足夠快，不會(huì)干擾預(yù)期的最小τ值，則滯后的正態(tài)模型可以自動(dòng)地提供正確的r值。
然而，即使不考慮使用哪種熱敏電阻，哪種檢測(cè)器(此處為熱敏電阻)，用于后繼處理的信號(hào)同檢測(cè)器處指示器的實(shí)際濃度并不完全一致，而是一種近似。在許多情況下，信號(hào)實(shí)際上被濾波了只要信號(hào)被數(shù)字化，信號(hào)就因?yàn)槟M-數(shù)字轉(zhuǎn)換的自身特性而被“濾波”。例如，由于混疊，高于Nyquist比率的一半采樣頻率的頻率分量信息在量化時(shí)丟失了。所以，指示器濃度信號(hào)估測(cè)器110的輸出信號(hào)是估測(cè)的濃度檢測(cè)信號(hào)y*(t)。
處理器112包括一個(gè)參數(shù)建模子處理器114，其優(yōu)選是McKown‘733中描述的滯后的正態(tài)模型系統(tǒng)。如前文及McKown‘733所述，這種建模方法采用互相關(guān)和優(yōu)化程序，計(jì)算通道傳遞函數(shù)的零頻率(dc)增益及衰減系數(shù)τ。本發(fā)明的建模系統(tǒng)114的輸入是指示器激勵(lì)信號(hào)x(t)和熱敏電阻信號(hào)y(t)，或者準(zhǔn)確地說(shuō)是它們的估測(cè)信號(hào)x*(t)和y*(t)，其輸出是通道傳遞函數(shù)的零頻率(dc)增益及衰減系數(shù)τ的估測(cè)。
處理器112還包括或連接一個(gè)心率監(jiān)視器或心率估測(cè)電路116,116優(yōu)選計(jì)算在一時(shí)間間隔內(nèi)患者的平均心率，該間隔由實(shí)驗(yàn)確定或預(yù)先確定。圖1中第一實(shí)施例的心率監(jiān)視器116優(yōu)選為處理器112內(nèi)部的一子處理器或子程序。
在此實(shí)施例中，心率監(jiān)視器116的輸入為估測(cè)的指示器激勵(lì)信號(hào)x*(t)和指示器濃度信號(hào)y*(t)。采用標(biāo)準(zhǔn)的信號(hào)處理技術(shù)，從溫度信號(hào)中得到平均心率HR_avg。例如，可以常規(guī)方式通過(guò)計(jì)算零均值溫度信號(hào)的功率譜濃度(PSD)中獲取可靠的心率測(cè)量。McKown‘733系統(tǒng)包含一漂移消除程序，包含了這種計(jì)算，本發(fā)明則用以計(jì)算心率。由于HR=PSD_peak(Hz)*60(跳每分鐘)，正常心率的PSD的峰值定位(已知)就可以確定HR數(shù)值。為保持一致，HR確定應(yīng)在子處理器114建模的同一個(gè)觀察窗內(nèi)進(jìn)行。一旦得到當(dāng)前的心率數(shù)值，就平均可以得到HR_avg。該平均優(yōu)選同確定衰減系數(shù)τ一致的觀察窗，以降低計(jì)算EF和EDV的誤差。
在一些情況下，僅僅利用估測(cè)的激勵(lì)信號(hào)x*(t)就可能估算心率。如上所述，加熱元件的電阻常常是同溫度相關(guān)的。所以，即使在內(nèi)部電阻元件(例如鎳材料)上施加恒定電壓，元件的核心溫度也會(huì)由于元件周?chē)难旱睦鋮s、脈動(dòng)(變化)影響而變化，一HR信號(hào)將疊加到x*(t)上，可以采用傳統(tǒng)的濾波技術(shù)來(lái)甄別。
還可以使用其他設(shè)備來(lái)確定平均心率HR_avg，包括常規(guī)的專用心臟監(jiān)測(cè)器或多參數(shù)監(jiān)測(cè)儀的心率輸出。盡管本發(fā)明不是必需對(duì)心率做平均，但優(yōu)選這樣做，平均的平滑效果可以幫助祛除心動(dòng)異常而不降低系統(tǒng)連續(xù)估測(cè)EF的能力。只要平均包含了足夠的心跳數(shù)量，系統(tǒng)還可以不必對(duì)心臟周期做同步。目前的EF估測(cè)系統(tǒng)，一般采用4到7個(gè)心跳做平均。而本發(fā)明如果采用PRBS加熱信號(hào)，由于在一個(gè)PRBS周期常?？梢远喟◣讉€(gè)心跳，常常可以多包括幾個(gè)心跳做平均。相對(duì)已知系統(tǒng)，這進(jìn)一步減小了本發(fā)明對(duì)噪聲的敏感。
圖2表示了這種實(shí)施例，外部心率檢測(cè)器標(biāo)記為117。外部設(shè)備產(chǎn)生的心率信號(hào)可以被直接應(yīng)用，或經(jīng)過(guò)濾波和修正以建立心率估測(cè)或修正該信號(hào)以提供給本發(fā)明的其他部件使用或二者都有。
如圖2所示，心率監(jiān)視電路116可以采用任何常規(guī)的方式來(lái)修正外部設(shè)備115提供的心率信號(hào)。另外，由于心率信號(hào)源自外部設(shè)備，估測(cè)電路116不需要輸入x*(t)和y*(t)，就可以提供HR_avg估測(cè)。
計(jì)算得到的dc、τ、HR_avg的數(shù)值輸入EF子處理系統(tǒng)118，該子系統(tǒng)優(yōu)選為位于處理器112內(nèi)部且采用軟件實(shí)現(xiàn)。該子系統(tǒng)計(jì)算EF的估測(cè)值，或EDV估測(cè)值，或二者都有，計(jì)算方法將在后文詳細(xì)描述。同時(shí)，該子系統(tǒng)還可以計(jì)算HR、CO、心搏量SV等。
一旦EF和/或EDV計(jì)算出來(lái)，就可以通過(guò)任何常規(guī)顯示器120顯示給使用者，顯示器120可以包括任何必要的常規(guī)顯示設(shè)備。如果需要，還可以顯示EF子系統(tǒng)輸出的HR、CO、SV等值。當(dāng)然，EF/EDV數(shù)值，還可以存儲(chǔ)在存儲(chǔ)器中、傳送到網(wǎng)絡(luò)上、傳送到其他處理設(shè)備上。以下將描述幾種計(jì)算。值得注意的是，所有計(jì)算得到的數(shù)值都可以乘以一個(gè)適當(dāng)?shù)某叨瘸?shù)，比如使其限定在希望的顯示范圍內(nèi)，或轉(zhuǎn)換為不同單位，等等。
假設(shè)一個(gè)脈沖的熱量注入右心房/右心室。令ΔT(i)為肺動(dòng)脈PA中的溫度(指示器濃度)變化，即從熱量注入心臟時(shí)的基礎(chǔ)溫度變?yōu)閕個(gè)心臟周期后的溫度，所謂心臟周期的數(shù)量是例如在一個(gè)R波到下一個(gè)R波期間測(cè)量得到的。令ΔT(i-n)為n個(gè)R波前的溫度變化。指示器衰減曲線(也稱為生理淡化曲線)有以下公知的關(guān)系ΔT(i)=ΔT(i-n)*exp(-t/τ)，其中τ為延遲常數(shù)生理淡化曲線的衰減還可以表示為(1-EF)n，其中n為觀察時(shí)段(常常取約80％峰值到約30％峰值)內(nèi)心臟事件的數(shù)量(比如R-R間隔)。例如，設(shè)射血分?jǐn)?shù)(EF)為0.6(60％)，在一個(gè)間隔后，會(huì)有(1-0.6)=0.4(40％)的指示器(加熱的血液)殘留在心臟。再過(guò)一個(gè)間隔，只有40％的40％殘留在心臟，即(1-0.6)*(1-0.6)=0.16或16％。于是，得到ΔT(i)=ΔT(i-n)*(1-EF)n時(shí)間t可以用心率HR(心跳每分鐘)和n表示t=n*60/HR結(jié)合以上三式，對(duì)EF求解，得到EF=1-exp(-60/(τ*HR))本發(fā)明不必依靠一個(gè)心臟R波到下一個(gè)R波來(lái)測(cè)量HR，相反，基于前述原因優(yōu)選平均心率。利用平均值得到的EF值更平滑，而且對(duì)心動(dòng)異常不敏感，可以連續(xù)更新，不必等到某個(gè)R波或心臟觸發(fā)事件之后才更新。
只要確定了τ和HR(HR_avg)的估測(cè)值，本發(fā)明就可以估測(cè)EF。參數(shù)建模子處理器114和心率監(jiān)視器116分別提供了這兩個(gè)參數(shù)。EF子系統(tǒng)118就采用EF=1-exp(-60/(τ*HR))計(jì)算EF。
又，CO=HR*SV，其中SV是心搏量，CO的測(cè)量單位是容積(升)每分鐘，上式代表心臟每分鐘泵出的血液容量為心臟每次收縮泵出的血液容量乘以每分鐘心臟的收縮次數(shù)。
舒張期末容積EDV和射血分?jǐn)?shù)EF的關(guān)系為EF=SV/EDV，可以直觀地理解為心臟的泵血效率為心臟每次收縮泵出的血液與心臟每次收縮前容納的血液地比例。改寫(xiě)此表達(dá)式為EDV=SV/EF。
EF子處理系統(tǒng)118或者基于源自參數(shù)建模子處理器114的dc數(shù)值和預(yù)定的常數(shù)K計(jì)算CO,(CO=K/dc)，或者直接接受參數(shù)建模子處理器114計(jì)算好的CO。CO除以心率(源自心率檢測(cè)器112)得到SV，得到SV后，又已知EF=1-exp(-60/(τ*HR))，就以EDV=SV/EF得到EDV。
EF子處理系統(tǒng)118和參數(shù)建模予處理器114不必是分離的單元。相反，它們可以是同一處理設(shè)備。實(shí)際上，它們可以是處理器112的不同軟件的模塊。所以，無(wú)論是CO和EDV由子處理器114或118計(jì)算都對(duì)最終顯示沒(méi)有影響。
圖3是本發(fā)明第二實(shí)施例的框圖。該框圖中，同圖1、圖2中基本相同的部件采用了同圖1、圖2中相同的標(biāo)號(hào)。當(dāng)指示器檢測(cè)單元(如熱敏電阻)108慢于熱量衰減參數(shù)時(shí)，本實(shí)施例是優(yōu)選的。由此，熱敏電阻的響應(yīng)速度，尤其在高心率下，會(huì)影響指數(shù)衰退系數(shù)τ的測(cè)定。
為補(bǔ)償上述現(xiàn)象，檢測(cè)單元108使用的所有檢測(cè)單元(此處為熱敏電阻)的傳遞函數(shù)(等同于階躍響應(yīng))將事先確定，對(duì)Hxy施加一與該傳遞函數(shù)“相反”的函數(shù)，以“去濾波”或補(bǔ)償檢測(cè)單元慢響應(yīng)速度的影響。有幾種辦法可以特征化傳遞函數(shù)的階躍響應(yīng)，最簡(jiǎn)單的一種是施加一個(gè)脈沖輸入信號(hào)序列，測(cè)量每次的響應(yīng)，對(duì)結(jié)果做平均。
一種可行的測(cè)定幾個(gè)熱敏電阻的傳遞函數(shù)(Hs)辦法是將幾個(gè)導(dǎo)管(每個(gè)上安裝有熱敏電阻)從空氣中(舉例)浸入溫度恒定的水浴中?？梢圆捎萌魏喂那€擬合技術(shù)，計(jì)算出匹配實(shí)驗(yàn)數(shù)據(jù)的最優(yōu)的數(shù)學(xué)模型參數(shù)。保存這些參數(shù)，比如存儲(chǔ)在每個(gè)熱敏電阻的EEPROM等永久記憶設(shè)備中。采用上述程序，可以消除或至少大大減少丟棄的數(shù)量。本實(shí)施例中，Hs特征化參數(shù)就是存儲(chǔ)在這樣的設(shè)備中，圖3中為部件200。
存儲(chǔ)部件200中保存的傳遞函數(shù)數(shù)值，作為輸入信號(hào)輸入建模子處理器114或指示器濃度估測(cè)電路110。本實(shí)施例中指示器濃度估測(cè)電路的輸入信號(hào)還有熱敏電阻信號(hào)y(t)和加熱元件信號(hào)x(t)(優(yōu)選為它的估值x*(t))，這些信號(hào)同時(shí)也輸入心率平均電路116。
本發(fā)明第一、第二實(shí)施例(圖1、圖2)中的快速熱敏電阻估測(cè)電路110，實(shí)質(zhì)上是一個(gè)開(kāi)放帶寬的前端低通濾波器，僅僅限制接近、等于或高于Nyquist頻率的頻率成分，以通過(guò)“原始”的熱敏電阻數(shù)據(jù)。在第三實(shí)施例(圖3)中，慢速熱敏電阻本身對(duì)數(shù)據(jù)施加了一個(gè)同頻率相關(guān)的衰退外殼，等同于一個(gè)低通濾波器。系統(tǒng)必需先“反濾波(un-filter)”，才能得到“原始”數(shù)據(jù)用以EF計(jì)算。在MeKown‘733系統(tǒng)中，同復(fù)數(shù)向量Hxy(ωn)最優(yōu)匹配得到估測(cè)的H_LN。如果采用McKown‘733的建模子處理器作為本實(shí)施例的子處理器114，則可以利用該Hxy；否則就得在子處理器114中利用McKown‘733中描述的方法單獨(dú)計(jì)算得到Hxy。
令Hxy_p為期望的生理淡化通道(心/血管)的復(fù)數(shù)傳遞函數(shù)，即沒(méi)有熱敏電阻影響的情況下觀察到的傳遞函數(shù)。假設(shè)預(yù)測(cè)的熱敏電阻傳遞函數(shù)Hs是在Hxy的同一頻率下計(jì)算得到的。例如，在McKown‘733中，Hxy有10個(gè)數(shù)值分別對(duì)應(yīng)于PRBS的前10個(gè)諧波的功率到溫度的傳遞函數(shù)。則Hxy=Hs*Hxy_p，所以，建模子處理器114以標(biāo)量(10個(gè)分量)的形式將Hxy除以Hs，得到“原始”的傳遞函數(shù)Hxy_p。
即Hxy_p=Hxy/Hs被Hs修正的Hxy，即Hxy_p數(shù)據(jù)將被傳送(如果這種修正發(fā)生在估測(cè)電路110中)到建模子處理器114，然后按前文所述予以處理。這相應(yīng)于利用滯后的正態(tài)傳遞函數(shù)H_LN為Hxy_p數(shù)據(jù)建模。由于調(diào)整了傳遞函數(shù)Hxy_p中的高頻分量以補(bǔ)償熱敏電阻較慢的響應(yīng)速度，系統(tǒng)不僅可以提供同樣的dc數(shù)值(同CO成反比)，還提供正確的τ。所以EF子處理器可以象第一實(shí)施例一樣計(jì)算EF、EDV，并同第一實(shí)施例一樣連續(xù)提供EF/EDV，即同McKown‘733中一樣，使用同樣的初始化時(shí)間和更新頻率。
采用慢速熱敏電阻的另一個(gè)問(wèn)題是當(dāng)心率HR較高時(shí)，單獨(dú)利用熱敏電阻數(shù)據(jù)測(cè)定HR效果不佳。本發(fā)明的第三實(shí)施例(圖3)，將加熱元件信號(hào)x(t)和“原始”的，即“修正”或“去濾波”過(guò)的熱敏電阻信號(hào)y(t)(優(yōu)選為其估測(cè)信號(hào)x*(t)和y*(t))(優(yōu)選全部)輸入心率平均電路116，采用公知的相關(guān)等技術(shù)，即使在心率較高的情況下，也可以得到準(zhǔn)確的心率估測(cè)。
同以前描述的一樣，由于心率HR同熱敏電阻并不相關(guān)，也可以采用傳統(tǒng)的外部心率測(cè)量?jī)x器，而不用心率電路116來(lái)提供平均心率(HR_avg)。對(duì)應(yīng)地，圖4采用了外部心臟監(jiān)視設(shè)備117提供心率信號(hào)，并預(yù)先存儲(chǔ)了“反向傳遞函數(shù)”Hs的參數(shù)。
本發(fā)明第一和第三實(shí)施例(圖1和圖3)、第二和第四實(shí)施例(圖2和圖4)主要區(qū)別在于熱敏電阻的“快慢”。在實(shí)際應(yīng)用中，這二者的界線可能并不清楚。當(dāng)然，本發(fā)明的“慢檢測(cè)器”實(shí)施例總是適用的，因?yàn)槠浒萘恕翱鞕z測(cè)器”實(shí)施例(其傳遞函數(shù)Hs在整個(gè)采樣帶寬中相當(dāng)“平坦”)。但是“慢檢測(cè)器”需要額外的生產(chǎn)步驟、標(biāo)定獨(dú)立檢測(cè)器的成本、以及附加的用以保存檢測(cè)器響應(yīng)參數(shù)(或，等同地，它們的倒數(shù))的存儲(chǔ)設(shè)備200和編程工作。
確定使用何種實(shí)施例可以采用常規(guī)的模擬和實(shí)驗(yàn)技術(shù)。例如，模擬出加熱元件和熱敏電阻信號(hào)x(t)及y(t)，(其可能包含源自患者的真實(shí)信號(hào))，參數(shù)建模子處理器將估測(cè)出τ值?；蛘撸靡粋€(gè)已知的非?？斓臋z測(cè)元件，從真實(shí)測(cè)量中得到一個(gè)τ值。相應(yīng)熱敏電阻的傳遞函數(shù)Hs可以利用前述的方法得到。比較使用Hs補(bǔ)償和不使用Hs補(bǔ)償?shù)玫降腅F值，如果二者的差別小于一個(gè)預(yù)定的數(shù)量，則說(shuō)明該熱敏電阻足夠快，可以使用第一種實(shí)施例，反之則使用第三實(shí)施例。
權(quán)利要求
1．一種估測(cè)心臟射血分?jǐn)?shù)的方法包含以下步驟在心臟上位按預(yù)設(shè)的信號(hào)X(t)注入指示器；在心臟下位利用指示器濃度檢測(cè)單元檢測(cè)本地指示器濃度信號(hào)y(t)，從包含上位到包含下位的區(qū)域構(gòu)成一血液通道；測(cè)量心臟心率；為通道建立一模型，該模型為指示器信號(hào)X(t)和指示器濃度信號(hào)y(t)的預(yù)定函數(shù)；連續(xù)更新該模型，并輸出通道的指示器衰減系數(shù)τ；連續(xù)估測(cè)心臟射血分?jǐn)?shù)EF，該心臟射血分?jǐn)?shù)EF為心率和衰減系數(shù)τ的預(yù)定函數(shù)。
2．如權(quán)利要求1所述方法還包含以下步驟連續(xù)估測(cè)心輸出值CO，該心輸出值CO為所述模型的輸出；連續(xù)估測(cè)舒張期末容積，該舒張期末容積為心輸出值CO、心率HR、射血分?jǐn)?shù)EF的預(yù)設(shè)函數(shù)。
3．如如權(quán)利要求2所述方法，其特征在于心輸出值CO、心率HR、射血分?jǐn)?shù)EF的頇設(shè)函數(shù)與估測(cè)的心搏量和心臟射血分?jǐn)?shù)之比成比例，其中心搏量為心輸出值與心率的比值。
4．如權(quán)利要求1所述方法還包含以下步驟為通道建立一模型，該模型為所測(cè)指示器信號(hào)X(t)到所測(cè)指示器濃度信號(hào)y(t)的傳遞函數(shù)Hxy的預(yù)定函數(shù)；預(yù)先確定指示器濃度檢測(cè)單元的估測(cè)傳遞函數(shù)Hs；利用傳遞函數(shù)Hs修正通道傳遞函數(shù)Hxy，以消除指示器濃度檢測(cè)單元引起的畸變。
5．如權(quán)利要求1所述方法，其特征在于在為通道建立模型的步驟中包含遞歸地確定滯后正態(tài)模型的參數(shù)，該參數(shù)包括零頻率增益dc和衰減系數(shù)τ。
6．如權(quán)利要求1所述方法，其特征在于在測(cè)量心率地步驟中包含測(cè)量平均心率HR_avg。
7．如權(quán)利要求1所述方法，其特征在于在估測(cè)心臟射血分?jǐn)?shù)EF的步驟中包含如下計(jì)算EF=1-exp(-60/(τ*HR))，其中exp為指數(shù)函數(shù)，心率為測(cè)量的每分鐘內(nèi)的心跳次數(shù)。
8．如權(quán)利要求1所述方法，其特征在于注入指示器的步驟包含利用加熱元件向血液中施加熱量；指示器檢測(cè)單元檢測(cè)步驟包含利用熱敏電阻在下位檢測(cè)本地血液溫度。
9．一種估測(cè)心臟射血分?jǐn)?shù)的方法，包含以下步驟在心臟上位按預(yù)設(shè)的信號(hào)x(t)，利用加熱元件將熱量做為指示器注入血液；在心臟下位利用熱敏電阻檢測(cè)本地溫度信號(hào)y(t)，從包含上位到包含下位的區(qū)域構(gòu)成一血液通道；測(cè)量心臟心率；為通道建立一模型，該模型為熱量信號(hào)x(t)和檢測(cè)的本地溫度信號(hào)y(t)的預(yù)定函數(shù)；連續(xù)更新該模型，并輸出通道的指示器衰減系數(shù)τ；將心輸出值CO做為模型的輸出，連續(xù)估測(cè)心輸出值。為通道建立一模型，該模型為所測(cè)熱量到所測(cè)溫度信號(hào)的傳遞函數(shù)Hxy的預(yù)定函數(shù)，遞歸地確定滯后地正態(tài)模型地參數(shù)，該參數(shù)包括零頻率增益dc和衰減系數(shù)τ；預(yù)先確定指示器濃度檢測(cè)單元的估測(cè)傳遞函數(shù)Hs；利用傳遞函數(shù)Hs修正通道傳遞函數(shù)Hxy，以消除指示器濃度檢測(cè)單元引起的畸變。將心臟射血分?jǐn)?shù)作為心率和衰減系數(shù)τ的預(yù)定函數(shù)，連續(xù)估測(cè)心臟射血分?jǐn)?shù)。
10．一種估測(cè)心臟射血分?jǐn)?shù)的系統(tǒng)，包括以下步驟指示器注入裝置，用以在心臟上位按預(yù)設(shè)的激勵(lì)信號(hào)注入指示器；一個(gè)指示器濃度檢測(cè)單元，用以在心臟下位檢測(cè)本地指示器濃度信號(hào)并輸出指示器濃度信號(hào)，從包含上位到包含下位的區(qū)域構(gòu)成一血液通道；一個(gè)心率監(jiān)測(cè)裝置，用以測(cè)量心臟心率HR；處理裝置用以為通道建立一模型，該模型為激勵(lì)信號(hào)和指示器濃度信號(hào)的預(yù)定函數(shù)；用以連續(xù)更新該模型，并輸出通道的指示器稀釋曲線的指示器衰減系數(shù)τ；用以連續(xù)估測(cè)心臟射血分?jǐn)?shù)，該心臟射血分?jǐn)?shù)EF作為心率和衰減系數(shù)τ的預(yù)定函數(shù)。
11．如權(quán)利要求10所述的系統(tǒng)，其特征在于處理裝置還提供以下功能連續(xù)估測(cè)心輸出值CO，該心輸出值CO為模型的輸出；連續(xù)估測(cè)舒張期末容積，該舒張期末容積為心輸出值CO、心率HR、射血分?jǐn)?shù)EF的預(yù)設(shè)函數(shù)。
12．如權(quán)利要求10所述的系統(tǒng)，其特征在于處理裝置還提供以下功能為通道建立一模型，該模型為所測(cè)指示器信號(hào)到所測(cè)指示器濃度信號(hào)的傳遞函數(shù)Hxy的預(yù)定函數(shù)；利用檢測(cè)單元傳遞函數(shù)Hs修正通道傳遞函數(shù)Hxy，以消除指示器濃度檢測(cè)單元引起的畸變。
13．如權(quán)利要求12所述的系統(tǒng)還包括存儲(chǔ)裝置，該存儲(chǔ)裝置用以保存預(yù)先計(jì)算的指示器濃度檢測(cè)單元傳遞函數(shù)Hs的特征參數(shù)，并輸出該傳遞函數(shù)Hs到處理裝置。
14．如權(quán)利要求10所述的系統(tǒng)，其特征在于處理裝置包含一遞歸估測(cè)單元，可輸出確定滯后的正態(tài)模型的參數(shù)，該參數(shù)指示器包括指示器衰減系數(shù)τ。該裝置還以公式EF=1-exp(-60/(τ*HR))估測(cè)心臟射血分?jǐn)?shù)，其中exp為指數(shù)函數(shù)，HR為心率。
15．如權(quán)利要求10所述的系統(tǒng)，其特征在于指示器注入裝置為電阻性加熱元件；指示器濃度檢測(cè)單元為熱敏電阻。
全文摘要
本發(fā)明是基于一種指示器(如熱量)在心內(nèi)稀釋模型的參數(shù)來(lái)對(duì)心臟射血分?jǐn)?shù)(EF)進(jìn)行估測(cè)的。由位于心臟上位最好位于右心房/心室的例如加熱器等指示器注入裝置和位于心臟下位的例如熱敏電阻等指示器濃度檢測(cè)單元確定出了一個(gè)通道模型。優(yōu)選模型為滯后的正態(tài)傳遞函數(shù),其輸出參數(shù)之一為血液通道的指示器衰減系數(shù)τ。也可測(cè)量得到心率(HR)。以EF=1－EXP(－60/(τ*HR))連續(xù)計(jì)算射血分?jǐn)?shù)(EF)。優(yōu)選算法基于對(duì)滯后的正態(tài)傳遞函數(shù)的零頻率增益的測(cè)定,該模型還可以估測(cè)心輸出值量(CO)。舒張期末容積(EDV)將作為CO、HR、EF的函數(shù),連續(xù)計(jì)算得出。當(dāng)指示器濃度檢測(cè)單元的階躍響應(yīng)相對(duì)指示器衰減較慢時(shí),預(yù)先確定檢測(cè)單元的傳遞函數(shù)Hs,將其特征化參數(shù)保存在一存儲(chǔ)設(shè)備中,測(cè)量得到的傳遞函數(shù)數(shù)據(jù)在建模前,先利用Hs修正,以提高EF測(cè)量的準(zhǔn)確性。
文檔編號(hào)A61B5/026GK1315845SQ9980923
公開(kāi)日2001年10月3日 申請(qǐng)日期1999年6月7日 優(yōu)先權(quán)日1998年6月9日
發(fā)明者L·D·羅特柳克, R·麥科恩 申請(qǐng)人:愛(ài)德華茲生命科學(xué)公司