專利名稱：基于動脈壓力的心血管參數(shù)的自動確定的制作方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明涉及血液動力學(xué)監(jiān)視并尤其涉及估算至少一個心血管參數(shù)，例如動脈順應(yīng)性或阻力、壓力衰減、心輸出量(CO)或每搏輸出量(SV)等，以及涉及一種實(shí)施該方法的系統(tǒng)。
背景技術(shù)：
心輸出量(CO)不僅是疾病診斷，也是“實(shí)時”監(jiān)視人體和動物對象、包括患者的生理狀況的重要指示器。因此幾乎沒有醫(yī)院不具備一些形式的監(jiān)視心輸出量的常規(guī)設(shè)備。許多合適的技術(shù)——侵入式和非侵入式，以及兩者聯(lián)合的那些技術(shù)——處于使用中，且更甚至于已經(jīng)在文獻(xiàn)中推薦。
測定心輸出量(或者，相同地，SV)的一種侵入式方法是將一些流量測量裝置安裝到導(dǎo)管上，并而后將導(dǎo)管穿入對象并操縱導(dǎo)管，從而使所述裝置位于或接近對象的心臟處。一些這樣的裝置將一劑量材料或能量(一般為熱量)注射在如右心房的上行位置，并基于在如肺動脈處的下行位置注射的材料和能量的特性測定流量。公開這些侵入技術(shù)(尤其，熱稀釋法)的實(shí)施方案的專利包括美國專利號No.4,236,527(Newbower等人，1980年12月2日)；美國專利號No.4,507,974(Yelderman，1985年4月2日)；美國專利號No.5,146,414(McKown等人，1992年9月8日)；和美國專利號No.5,687,733(McKown等人，1997年11月18日)。
基于已知菲克技術(shù)(Fick technique)還有其他侵入式裝置，根據(jù)菲克技術(shù)計算作為動脈和混和靜脈血的含氧量函數(shù)的CO。在大多數(shù)情況下，采用右心導(dǎo)管插入術(shù)檢測含氧量。然而，還已經(jīng)存在建議使用非侵入式測量動脈和靜脈含氧量的系統(tǒng)，尤其是采用多重波長的光，但是到目前為止，它們還不夠精確以使得能在實(shí)際患者身上獲得滿意的CO測量結(jié)果。
侵入式技術(shù)具有明顯的缺點(diǎn)，其中主要的一個缺點(diǎn)當(dāng)然是心臟的導(dǎo)管插入術(shù)具有潛在的危險，特別考慮到被施加導(dǎo)管插入術(shù)的對象(特別是重癥監(jiān)護(hù)的患者)常常是已經(jīng)由于一些實(shí)際或潛在的嚴(yán)重疾病而住院的患者。侵入式方法還具有不太明顯的缺點(diǎn)一些技術(shù)例如熱稀釋法，依賴于例如注射的熱量均勻散布的假設(shè)，這影響了依賴于測量執(zhí)行好壞的測量精確度。此外，將器械引入血流中可影響器械測量的數(shù)值(例如，流速)。
因此，長期需要一些既非侵入——或至少盡可能最低限度地侵入——又精確地測定CO的方法。已經(jīng)證明血壓是允許非侵入精確測定CO的一個血液特性。
大多數(shù)已知的基于血壓的系統(tǒng)依賴于所謂的脈沖輪廓方法(PCM)，其從搏動到搏動壓力波形計算作為CO的估計值。在PCM中，“Windkessel”(德語“氣囊”)參數(shù)(主動脈的特性阻抗，順應(yīng)性以及總外圍阻力)用于構(gòu)建主動脈的線性或非線性的血液動力學(xué)模型?；旧?，血流被模擬為電流在回路中的流動，在該回路中阻抗與并聯(lián)連接的電阻和電容(順應(yīng)性)串聯(lián)。該模型的三個所需參數(shù)通常經(jīng)驗(yàn)性地通過復(fù)雜校準(zhǔn)方法或從其他患者或測試對象的經(jīng)過編譯的“人體測量”數(shù)據(jù)，即關(guān)于年齡、性別、身高、體重等的數(shù)據(jù)而確定。美國專利號No.5,400,793(Wesseling，1995年3月28日)和美國專利號No.5,535,753(Petrucelli等人，1996年7月16日)代表了依賴Windkessel回路模型而確定CO的系統(tǒng)。
基于PCM的系統(tǒng)能或多或少地持續(xù)監(jiān)視CO，而不需要在患者體內(nèi)留下導(dǎo)管(通常是右側(cè)心臟)。實(shí)際上，一些PCM系統(tǒng)操作采用使用指箍帶的血壓測量值獲取。然而，PCM的一個缺點(diǎn)是，其不比其來源的相當(dāng)簡單的三參數(shù)模型更精確；通常，會需要高階的模型以如實(shí)地解決其他現(xiàn)象，例如由于如動脈分支引起的多重阻力錯配而產(chǎn)生的壓力波反射的復(fù)雜圖形。由于基本模型的精確度通常不夠好，已經(jīng)提出了許多具有可變復(fù)雜度的改進(jìn)方案。
Salvatore Romano在美國公布專利申請20020022785A1(2002年2月21日，“Method and apparatus for measuring cardiacoutput”)公開的“測量心輸出量的方法和設(shè)備”(“Method andapparatus for measuring cardiac output”)中，通過侵入或非侵入地估算作為整個壓力曲線下的面積與多個阻力成分的線性組合之間的比率函數(shù)的SV，表現(xiàn)了一種對PCM技術(shù)進(jìn)行改進(jìn)的不同嘗試。在解決壓力反射的嘗試中，Romano系統(tǒng)不僅依靠對壓力函數(shù)的固有噪聲微商的精確估算，還依靠一系列根據(jù)經(jīng)驗(yàn)確定的對平均壓力值的數(shù)字調(diào)整。
估算CO的數(shù)個方法的核心，是CO＝HR*(K*SVest)形式的表達(dá)式，其中HR是心率，SVest是估得的每搏輸出量，以及K是涉及動脈順應(yīng)性的比例因子。例如，Romano和Petrucelli依靠這個表達(dá)式，美國專利6,071,244(Band等人，2000年6月6日)；和美國專利6,348,038(Band等人，2002年2月19日)中公開的設(shè)備同樣如此。
常用于確定CO的另一個表達(dá)式是CO＝MAP*C/tau，其中MAP是平均動脈壓力，tau是指數(shù)壓力衰減常量，以及C(類似于K)是涉及動脈順應(yīng)性的比例因子。美國專利6,485,431(Campbell，2002年11月26日)公開了使用這一表達(dá)式的一種設(shè)備。
這些方法的精確性取決于如何確定順應(yīng)性因子K和C。換句話說，需要精確估算順應(yīng)性(或者與順應(yīng)性在函數(shù)上相關(guān)的一些其他數(shù)值)。例如，Langwouters(“The Static Elasti Propertiesof 45 Human Thoracic and 20 Abdominal Aortas in vitro and theParameters of a New Model，”J.Biomechanics，第17卷，第6期，第425-435頁，1984)測量人體主動脈中單位長度的血管順應(yīng)性并使其與患者年齡和性別相關(guān)聯(lián)。而后發(fā)現(xiàn)主動脈長度與患者體重和身高成正比。而后基于該患者信息，獲得計算圖，并與從動脈壓力波形獲得的信息一起使用以改進(jìn)順應(yīng)性因子的估算值。
上面鑒別的不同現(xiàn)有技術(shù)的設(shè)備具有一個或多個缺點(diǎn)。例如，Band設(shè)備需要采用對CO的獨(dú)立測量的外部校準(zhǔn)以確定而后在CO計算中使用的血管順應(yīng)性相關(guān)的因子。美國專利6,315,735(Joeken等人，2001年11月13日)描述了具有同樣缺點(diǎn)的另一裝置。
Wesseling(美國專利5,400,793，1995年3月28日)和Campbell各自嘗試從例如患者身高、體重、性別、年齡等人體測量數(shù)據(jù)中確定血管順應(yīng)性相關(guān)因子。這些方法依賴于從人體名義測量確定的關(guān)系，并且不能可靠地應(yīng)用于較大范圍的患者。
Petrucelli嘗試不僅從人體測量數(shù)據(jù)而且從動脈壓力波形的特性中確定血管順應(yīng)性相關(guān)因子。僅采用年齡、身高、體重、心臟收縮壓、心臟舒張壓的Petrucelli的方法被證明在較大范圍的患者中是不可靠的。
Romano嘗試單獨(dú)從動脈壓力波形的特征中確定血管阻抗相關(guān)因子，并因此未能利用患者特征和順應(yīng)性之間的已知關(guān)系。換句話說，通過使他的系統(tǒng)免于需要人體測量數(shù)據(jù)，Romano也失去了在這些數(shù)據(jù)中包含的信息。此外，Romano將數(shù)個中間計算結(jié)果以壓力波形微商數(shù)值作為基礎(chǔ)。然而，正如所熟知的，這些微商估算值是固有噪聲。因此，Romano的方法已經(jīng)證明是不可靠的。
需要的是，一種用于更精確和可靠地估算心血管參數(shù)的操作的系統(tǒng)和方法，心血管參數(shù)例如動脈順應(yīng)性(K或C)或阻力、tau或例如SV和CO的其他值，或從這些參數(shù)計算得到的任何其他值。本發(fā)明滿足了這個需要。

發(fā)明內(nèi)容
通過檢測直接指示或比例于動脈血壓的輸入信號，確定對象的心血管參數(shù)。用于檢測輸入信號的傳感器可以是侵入式或非侵入式的。
在本發(fā)明的單一動差實(shí)施例中，而后計算在一個測量間隔期間的輸入信號的標(biāo)準(zhǔn)偏差，并而后計算作為輸入信號標(biāo)準(zhǔn)偏差的函數(shù)的SV的估算值?？梢杂嬎阕鳛闃?biāo)準(zhǔn)偏差和校準(zhǔn)因子乘積的SV?？梢杂貌煌椒ㄓ嬎憔哂胁煌y(tǒng)計精確度的標(biāo)準(zhǔn)偏差。例如，輸入信號可在測量間隔期間離散化，并而后可以應(yīng)用標(biāo)準(zhǔn)運(yùn)算法則以從采樣值中確定標(biāo)準(zhǔn)偏差的估算值。作為可選方案，標(biāo)準(zhǔn)偏差可以近似為最大和最小壓力值之間差值的函數(shù)，作為壓力波形一階時間微商的最大值或一階時間微商的最小絕對值或兩者的函數(shù)，或者作為在相應(yīng)于心率的頻率的壓力波形的一個或多個頻譜分量的幅度的函數(shù)。
采用本發(fā)明，還可以確定從SV獲得的任意心臟數(shù)值。例如，根據(jù)本發(fā)明的方法可以用于計算心輸出量(CO)的估算值。在本發(fā)明的這樣一個應(yīng)用中，使用任意已知機(jī)理(例如，硬件監(jiān)視器和/或軟件算法)以測量患者心率(HR)。而后采用標(biāo)準(zhǔn)公式CO＝HR*(K*SVest)估算患者當(dāng)前的心輸出量，其中采用本發(fā)明確定SV。
在本發(fā)明的CO應(yīng)用中，采用侵入和非侵入的不同技術(shù)，可以確定校準(zhǔn)常量。根據(jù)本發(fā)明提供的一種方法，為了計算校準(zhǔn)常量，測量校準(zhǔn)心輸出量值并計算作為校準(zhǔn)心輸出量估算值與心率和標(biāo)準(zhǔn)偏差乘積之商的校準(zhǔn)常量。
根據(jù)本發(fā)明的多動差實(shí)施例，本發(fā)明的單一動差實(shí)施例可以認(rèn)為是特殊情形，通過給出對象侵入或非侵入測量的動脈壓力波形，本發(fā)明在三組輸入數(shù)據(jù)中的一組或多組上操作1)數(shù)字化動脈壓力波形的一個或多個統(tǒng)計動差(平均值，標(biāo)準(zhǔn)偏差，傾斜，峰度等)；2)壓力加權(quán)時間數(shù)值組的一個或多個統(tǒng)計動差，每個壓力加權(quán)時間數(shù)值相應(yīng)于相對于初始時間的檢測時間與在檢測時間的動脈壓力的乘積；和3)一組用于估算心血管參數(shù)組中一個或多個的一組人體測量數(shù)值(心率、體表面積、年齡、性別、身高、體重等)，心血管參數(shù)包括動脈順應(yīng)性數(shù)值、每搏輸出量、心輸出量、血管阻力、壓力衰減常量或可以從任意這些中獲得的任意其他心血管參數(shù)。
例如，如果需要去除在測量間隔期間在平均壓力的電位漂移效應(yīng)，在計算在計算中使用的統(tǒng)計動差之前，可高通濾波輸入信號。
例如，測量間隔可以延伸超過一個以上心動周期以覆蓋多個心動周期寬的時間窗。在整個間隔，可以計算輸入信號的單一標(biāo)準(zhǔn)偏差值，或者可以為多個亞間隔的每一個，計算并而后平均(采用平均值，中間值等)成分標(biāo)準(zhǔn)偏差值，形成可以用于計算每搏輸出量估算值的最終合成標(biāo)準(zhǔn)偏差值。本發(fā)明的不同實(shí)施例中可以包括各種最佳化方案。例如，對于多個心動周期中的每一個，可以計算平均壓力值并能而后調(diào)整作為平均壓力值中的變化的函數(shù)的測量間隔。
在實(shí)施該方法的示范性處理系統(tǒng)中，可以包括一個或多個計算機(jī)可執(zhí)行軟件模塊以執(zhí)行各種計算。


圖1是在一個搏動到搏動心動周期的合成血壓曲線的說明性例子。
圖2示出了圖1中壓力波形的離散時間表示。
圖3是示出了根據(jù)本發(fā)明的一個系統(tǒng)的主要部分的框圖。
具體實(shí)施例方式
簡介 用最廣義的術(shù)語，本發(fā)明包括例如每搏輸出量(SV)、心輸出量(CO)、順應(yīng)性因子(例如上面給出公式中的K或C)等的心血管參數(shù)的確定，作為侵入或非侵入測量的血壓波形的至少一個統(tǒng)計高階(二階或更高)動差的單一或多參數(shù)函數(shù)。為了一些心血管參數(shù)的確定，優(yōu)選地還在多參數(shù)函數(shù)中結(jié)合患者專有數(shù)據(jù)。
本發(fā)明可用于有助于任何類型的對象，無論人或動物。由于預(yù)期本發(fā)明將最普遍使用在診斷裝置中的人上，以下本發(fā)明主要采用“患者”進(jìn)行描述。這僅僅是作為例子，然而——意圖是術(shù)語“患者”應(yīng)當(dāng)包括所有對象，人和動物，而不考慮背景。
壓力波形 圖1示出了在單個心臟周期獲取的動脈壓力的波形P(t)的例子，這里，心臟周期從在時間tdia0的心臟舒張壓Pdia的點(diǎn)，經(jīng)過收縮壓Psys的時間tsys，到血壓再次達(dá)到Pdia的時間tdia1。
根據(jù)本發(fā)明，可以侵入或非侵入地在動脈分支上的任意點(diǎn)處測量P(t)或比例于P(t)的任意信號。如果使用侵入器械，尤其是安裝導(dǎo)管的壓力換能器，那么可以采用任意動脈作為測量點(diǎn)。非侵入換能器的放置通常由器械自身指示——指箍帶、上臂壓力箍帶和耳垂夾的放置應(yīng)該是明顯的。與器械無關(guān)，最終將產(chǎn)生或?qū)е庐a(chǎn)生相應(yīng)于(例如，比例于)P(t)的電信號。
如所熟知的和如圖2中所示，采用任意標(biāo)準(zhǔn)模數(shù)轉(zhuǎn)換器(ADC)，可以將例如P(t)的模擬信號數(shù)字轉(zhuǎn)換成一序列數(shù)字值。換句話說，采用已知的方法和電路，可以將P(t)，t0≤t≤tf，轉(zhuǎn)化成數(shù)字形式P(k)，k＝0，(n-1)，其中t0和tf分別是測量間隔的初始和最終時間，并且n是通常平均分布在測量間隔上、包括在計算中的P(t)的采樣數(shù)目。
本發(fā)明的單一動差實(shí)施例 本發(fā)明的單一動差實(shí)施例采用P(k)的標(biāo)準(zhǔn)偏差，即σP，或涉及標(biāo)準(zhǔn)偏差的一些數(shù)值(參見下面)，提供了每搏輸出量(SV)的估算值，并因而提供了從SV獲得的任意心血管參數(shù)的估算值。計算σP的一種方法是采用熟知的運(yùn)算法則用于計算離散函數(shù)的標(biāo)準(zhǔn)偏差。因而σP2=1n-1Σk=1n[P(k)-Pavg]2]]>其中Pavg是平均壓力值，即Pavg=1nΣk=1nP(k)]]>當(dāng)然，為了獲得σP，該系統(tǒng)簡單地取σP2的平方根。
除了從多周期測量計算單一σP值，還將可能計算多個σP，例如，一個對應(yīng)多個間隔的每一個，并隨后平均(通過取平均值、中間值等)它們以計算用于公式中的合成σP。此外，發(fā)明者已經(jīng)發(fā)現(xiàn)計算類似于動脈血壓的標(biāo)準(zhǔn)偏差σP的脈動變量的其他可選方案。
從提供σP的近似值或比例于SV的近似值或者兩者的壓力波形P(t)可以獲得其他數(shù)值。如一個例子中，已經(jīng)發(fā)現(xiàn)在在時間窗期間獲得的最大和最小測量壓之間的差值，是可以代替采用上面給出的標(biāo)準(zhǔn)公式直接計算σP的脈動測量。使max[P(k)]和min[P(k)]分別是在測量間隔期間的采樣壓力的最大和最小值。標(biāo)準(zhǔn)偏差近似等于三分之一乘以這兩個值之間的差值σP≈{max[P(k)]-min[P(k)]}/3 雖然可能不如采用早期存在的標(biāo)準(zhǔn)公式的σP的計算精確，但是該“粗略”的σP近似值具有簡單、根本不需要對P(t)采樣的優(yōu)點(diǎn)。實(shí)際上，給出了指示心率(HR)的輸入信號，采用已知電路設(shè)計技術(shù)，完全可以在硬件甚至全模擬電路中實(shí)施計算{max[P(k)]-min[P(k)]}/3和從其得到的SV和/或CO(或SV的一些其他函數(shù))的系統(tǒng)。這將允許開發(fā)非常便宜、容易制造和物理耐用的CO監(jiān)視器，用于具有僅僅最小工具和資源的領(lǐng)域或應(yīng)用。
當(dāng)然，不需要將max[P(k)]和min[P(k)]相關(guān)到σP的單獨(dú)計算、并而后使用σP計算SV。這里僅僅是作為例子進(jìn)行描述。相反地，給出了max[P(k)]和min[P(k)]，可以直接這樣估算SVSV＝k·{max[P(k)]-min[P(k)]}其中，k＝K/3。(當(dāng)然，可以簡單地調(diào)整K以考慮因子1/3。) 作為另一可選方案，關(guān)于時間的P(t)的一階微商的最大值或最小絕對值通常比例于σP和SV。因而SV=K·max(dP(t)dt)]]>或者SV=K·|min(dP(t)dt)|]]> 還將可能使用平均值或它們的一階微商代替使用僅僅上述一個或另一個。給出P(k)，可以采用任意已知的數(shù)值法確定該微商；注意到，壓力波形上感興趣的點(diǎn)是變形點(diǎn)，即，P(t)的二階時間微商是0的點(diǎn)。計算這些微商值的時間間隔可以是整個心動周期。然而，如圖1中的Pdicrotic所示，由于最大正傾斜通常將發(fā)生在心臟舒張點(diǎn)和心臟收縮點(diǎn)、即Pdia和Psys之間大約一半的位置，并且最大負(fù)傾斜通常將發(fā)生在心臟收縮點(diǎn)和第一重脈點(diǎn)、即Psys和Pdicrotic之間大約一半的位置，通常將足以在心動開始和第一重脈點(diǎn)之間估算P(t)。僅僅檢查P(t)的這些部分將消除從時間Pdicrotic之后使用偽值的可能性。
作為又一可選方案，可以采用標(biāo)準(zhǔn)軟件或硬件模塊以計算在每個心動周期或多個周期期間的測得的壓力信號P(t)的傅立葉變換(Fourier transform)。由在初始頻率成分處的傅立葉變換成分H1的幅度，即用平均動脈壓力Pavg除相應(yīng)于“心率”的頻率，即H1/Pavg定義的數(shù)量將比例于SV。代替H1，可以采用相應(yīng)于兩倍心率的傅立葉成分H2，即第一諧波頻率分量的幅度作為代替；因而，H2/Pavg也將比例于SV。
為了計算CO，需要心率HR(或者一些可以獲取HR的信號)。可以采用測量HR的許多已知器械中的任一個。如果由心電圖信號觸發(fā)每個P(t)間隔的開始和結(jié)束時間，例如，而后可以用同樣的信號計算HR?？梢圆捎脺y得的壓力波P(t)(實(shí)際上，P(k))自身獲取HR，例如，采用標(biāo)準(zhǔn)快速傅立葉變換或微商分析。
在最終獲得CO數(shù)值之前，還需要確定校準(zhǔn)常量K的數(shù)值。這樣做的一種方法是如任意預(yù)定義的函數(shù)P(t)；因而，K＝K(P(t))。
可以采用任意已知的獨(dú)立CO技術(shù)來確定所述關(guān)系，無論是例如熱稀釋法的侵入式，或者是例如經(jīng)食道的超聲波心動描記術(shù)(TEE)或生物阻抗測量的非侵入式。本發(fā)明提供了在例如TD或TEE的間隔測量之間的持續(xù)CO趨向。采用所選的獨(dú)立方法，可以確定數(shù)值COcal，從而K將是K＝COcal/(V·HR)其中V是選定的比例于SV的數(shù)值，例如V＝σP；或者V＝max[P(k)]-min[P(k)]；或者V＝P(t)的一階微商的最大值或最小絕對值；或者V＝H1/Pavg或H2/Pavg 本發(fā)明的所有實(shí)施例的一個優(yōu)點(diǎn)是，即使采用了例如導(dǎo)管插入術(shù)的侵入技術(shù)以確定K，在后繼的CO監(jiān)視期間，通常將不需要將導(dǎo)管留在患者體內(nèi)。此外，即使當(dāng)采用基于導(dǎo)管的校準(zhǔn)技術(shù)以確定K時，根據(jù)本發(fā)明也不需要在心臟或心臟附近進(jìn)行測量。同樣地，甚至在采用侵入技術(shù)確定校準(zhǔn)常量K處，本發(fā)明總體上仍然是最低限度侵入的，其中任意導(dǎo)管插入術(shù)可以是外周的和暫時性的。
如上提及的，除了直接測量動脈血壓，可以采用比例于血壓的任意其他輸入信號。這意味著可以在計算的數(shù)個點(diǎn)的任一或全部上進(jìn)行校準(zhǔn)。例如，如果采用除了動脈血壓自身以外的一些信號作為輸入，那么在采用其值計算標(biāo)準(zhǔn)偏差之前或之后其可以校準(zhǔn)到血壓，在這種情況下，在可以按比例決定產(chǎn)生的標(biāo)準(zhǔn)偏差值，或可以校準(zhǔn)產(chǎn)生的SV值(例如，通過正確設(shè)置K)，或者可以按比例決定SV的一些最終函數(shù)(例如CO)。簡而言之，在一些情況中本發(fā)明可以采用不同于動脈血壓的直接測量結(jié)果的輸入信號的事實(shí)，沒有限制其產(chǎn)生準(zhǔn)確的SV估算的能力。
動差 現(xiàn)在考慮一組規(guī)律的m值，即一序列Y(i)，其中i＝0，......，(m-1)。正如統(tǒng)計領(lǐng)域熟知的，采用已知公式能夠計算Y(i)的最初四個動差μ1、μ2、μ3和μ4，其中μ1是平均值(即，算術(shù)平均)，μ2＝σ2是變量，即標(biāo)準(zhǔn)偏差σ的平方；μ3是偏度，和μ4是峰度。因而μ1＝Y(jié)avg＝1/m*SUM(Y(i)) (公式1)μ2＝σ2＝1/(m-1)*SUM(Y(i)-Yavg)2(公式2)μ3＝1/(m-1)*SUM[(Y(i)-Yavg)/σ]3(公式3)μ4＝1/(m-1)*SUM[(Y(i)-Yavg)/σ]4(公式4)注意到，通常，第β個動差μβ可以表達(dá)如μβ＝1/(m-1)*1/σβ*SUM[(Y(i)-Yavg)]β其中i＝0，......，(m-1)。還注意到，對第二到第四動差的離散值公式，由于熟知的統(tǒng)計原因，通常按1/(m-1)而不是1/m的比例決定。
如在下面進(jìn)一步說明的，本發(fā)明的多動差實(shí)施例計算不僅作為壓力波形P(k)的四個動差函數(shù)，還作為壓力加權(quán)時間矢量函數(shù)的順應(yīng)性因子。雖然很好地理解了上述表達(dá)在公式1-4中的統(tǒng)計概念，據(jù)發(fā)明者所知，在現(xiàn)有技術(shù)涉及動脈順應(yīng)性的計算中，僅僅直接采用相應(yīng)于平均動脈壓力MAP的壓力波形的第一動差μ1。由于MAP將壓力波形P(k)的所有累計信息減少到轉(zhuǎn)化成單一數(shù)字，其根本沒有提供關(guān)于除了平均幅度以外的波形形狀的信息，僅采用MAP是艱難和浪費(fèi)的限制。
標(biāo)準(zhǔn)偏差σ提供了一階形狀信息，由于σ越大，函數(shù)Y(i)(即，序列)展開越多，即函數(shù)越趨向偏離平均值。當(dāng)然，為了獲得標(biāo)準(zhǔn)偏差σ，系統(tǒng)簡單地取變量σ2的平方根。公式2是用于計算或估算σ的標(biāo)準(zhǔn)公式，但是在上面關(guān)于本發(fā)明的單一動差實(shí)施例討論了其他技術(shù)。這些技術(shù)也可以用于確定本發(fā)明的這個多動差實(shí)施例中的σ。
盡管標(biāo)準(zhǔn)偏差提供了一些形狀信息，考慮下列這些能容易理解其缺點(diǎn)如果數(shù)值組成序列Y(i)的順序是“反向”的，即Y(i)是在i＝0軸附近反射和移位的，從而數(shù)值Y(m-1)及時變成第一數(shù)值，平均和標(biāo)準(zhǔn)偏差將不會改變。
偏度是對缺乏對稱性的測量，并指示了相對于統(tǒng)計模式，函數(shù)Y(i)的左側(cè)或右側(cè)是否重于另一側(cè)。一個正偏函數(shù)迅速上升，到達(dá)其峰值，而后緩慢下落。相反情況將對負(fù)偏函數(shù)成立。關(guān)鍵點(diǎn)是，偏度值包括在平均或標(biāo)準(zhǔn)偏差值中所沒有發(fā)現(xiàn)的形狀信息——尤其，其指示了函數(shù)初始多迅速地上升到其峰值并而后其多緩慢地衰減。兩個不同的函數(shù)可以具有相同的平均和標(biāo)準(zhǔn)偏差，但是而后它們將很少具有相同的偏度。
峰度是對函數(shù)Y(i)比正常分布更尖還是更平坦的測量。因而，高峰度值將指示在平均值附近的明顯峰值，其后跟隨沉重的“尾部”下降。低峰度值將傾向于指示該函數(shù)在其峰值區(qū)域相對平坦。正常分布具有3.0的峰度；因而經(jīng)常調(diào)整實(shí)際峰度值到3.0，從而這些值相對于原點(diǎn)是穩(wěn)定的。
壓力波形動差 根據(jù)本發(fā)明的另一實(shí)施例，計算壓力波形P(k)的最初四個動差μ1P、μ2P、μ3P和μ4P并用于順應(yīng)性因子的計算中，其中μ1P是平均值，μ2P＝σP2是變量，即標(biāo)準(zhǔn)偏差σP的平方；μ3P是偏度，和μ4P是峰度，其中所有的這些動差都基于壓力波形P(k)。在用P替換Y、k替換i和n替換m之后，上面的公式1-4可以用于計算這些值。
上面的公式2提供了計算標(biāo)準(zhǔn)偏差的“教科書”方法。另外，還可以采用更近似的方法。例如，至少在基于血壓的測量情況下中，發(fā)明者已經(jīng)發(fā)現(xiàn)通過將最大和最小測得的壓力值之間的差值分成三份，可以粗略地近似到σ，并且P(t)關(guān)于時間的一階微商的最大值或最小絕對值基本正比于σP。
壓力加權(quán)時間動差 如圖2所示，在每個離散的時間k，相應(yīng)測得的壓力將是P(k)。k和P(k)的值將形成一個相應(yīng)于直方圖的序列T(j)，意即采用每個P(k)值作為相應(yīng)k值的“計數(shù)”。作為非常簡化的例子，假設(shè)整個壓力波形包括僅僅四個測得的值P(1)＝25、P(2)＝50、P(3)＝55和P(4)＝35。這隨后將表示為具有25個1、50個2、55個3和35個4的序列T(j)T(j)＝1，1，......1，2，2，......，2，3，3，......3，4，4，......，4該序列將因此具有25+50+55+35＝165項(xiàng)。
正像對其他序列一樣，對該序列可以計算動差。例如，平均值(第一動差)是μ1T＝(1*25+2*50+3*55+4*35)/165＝430/165＝2.606并且標(biāo)準(zhǔn)偏差σT是變量μ2T的平方根SQRT[1/164*25(1-2.61)2+50(2-2.61)2+55(3-2.61)2+35(4-2.61)2]＝0.985 可以分別在公式3和4中進(jìn)行相似替代，計算偏度μ3T和峰度μ4Tμ3T＝{1/(164)*(1/σT3)SUM[P(k)*(k-μ1T)3]}μ4T＝{1/(164)*(1/σT4)SUM[P(k)*(k-μ1T)4]}其中k＝1，......，(m-1)。
如這些公式所指示的，在計算時間動差之前，該方法通過相應(yīng)的壓力值P(k)有效地“加權(quán)”了每個離散時間值k。序列T(j)具有非常有用的特性，即其穩(wěn)定地表現(xiàn)了壓力波形的適時分布翻轉(zhuǎn)壓力值P(k)的順序在幾乎所有的情況下，甚至將引起T(j)平均值以及所有高階動差的變化。此外，通常發(fā)生在重脈壓力Pdicrotic處的二階“峰值”也顯著地影響峰度μ4T的值；相反地，在現(xiàn)有技術(shù)中，例如在Romano方法中，簡單辨識重脈程度需要至少一個微商的噪聲計算。
本發(fā)明的多動差實(shí)施例 在本發(fā)明的多動差實(shí)施例的一個優(yōu)選方案中，采用所有四個壓力波形和壓力加權(quán)時間動差計算能獨(dú)自使用或用于例如那些在上給出的計算心輸出量的其他公式中的順應(yīng)性因子K。優(yōu)選地，在計算中還包括附加值以考慮其他已知特性。在本發(fā)明的一個范例中，例如，心率HR(或R波期間)、體表面積BSA以及采用例如Langwouters描述的已知方法計算的順應(yīng)性值Kprior，其計算作為壓力波形及患者年齡和性別的多項(xiàng)式函數(shù)的順應(yīng)性。因而，在該優(yōu)選實(shí)施例中
K＝K(HR，Kprior，BSA，μ1P，σP，μ3P，μ4P，μ1T，σT，μ3T，μ4T) 取決于本發(fā)明的給出實(shí)施方案的需要并采用已知實(shí)驗(yàn)方法，還可以選擇不包括一些參數(shù)，例如，偏度或峰度，或者還可以包括更高等級的動差。采用兩組所有最初四個統(tǒng)計動差的測試已經(jīng)證明在對順應(yīng)性的精確和穩(wěn)定估算的貢獻(xiàn)中是成功的。此外，另外或代替地，可以采用除了HR和BSA的其他人體測量參數(shù)，并且可以采用其他方法確定甚至完全可以省略的Kprior。在下描述的用于計算當(dāng)前順應(yīng)性值的范例方法，可以以已知的方式調(diào)整以表現(xiàn)增加、較少或改變的參數(shù)組。
逼近函數(shù)——系數(shù)確定 一旦已經(jīng)裝配完用于計算K的參數(shù)組，其一定還涉及一些已知的東西?；仡櫳厦娼o出的用于計算CO的兩個標(biāo)準(zhǔn)表達(dá)式CO＝HR*K*SVestCO＝MAP*C/tau 現(xiàn)有的裝置和方法，包括例如熱稀釋法的侵入技術(shù)，可用于為測試或參考對象的總體確定CO、HR和SVest。(采用已知技術(shù)可以類似地確定MAP和tau)。對每個對象，還可以記錄諸如年齡、體重、BSA、身高等人體測量數(shù)據(jù)。這引起了一組CO測量，每一個均是K成分參數(shù)的函數(shù)(初始未知)。因而，采用已知數(shù)值方法，可以計算逼近函數(shù)，其將參數(shù)最佳相關(guān)到以某種預(yù)定意義給出的CO測量組的K(或C)。一個很好理解和易于計算的逼近函數(shù)是多項(xiàng)式。在本發(fā)明的一個測試成功的實(shí)施方案中，采用了適合多變量的標(biāo)準(zhǔn)程序產(chǎn)生多項(xiàng)式的系數(shù)，該多項(xiàng)式為每組參數(shù)HR、Kprior、BSA、μ1P、σP、μ3P、μ4P、μ1T、σT、μ3T、μ4T給出K值。
在本發(fā)明的一個實(shí)施方案中，如下計算K
K=A1A2...An*X1X2···Xn]]>其中Xn,1=Πm(v1v2...vm^P1,1...P1,m·········Pn,1...Pn,m)]]> 由采用從人體對象收集的數(shù)據(jù)的多變量最小平方回歸，可以如下確定系數(shù)“A”和指數(shù)矩陣“P”A＝
P=1020000000000-2000000000-1-10000000001-10-210000001-1000020020002001000-202000020000]]> 可以以下述形式撰寫k的表達(dá)式K=8.5831*ν1*ν32100+4.7797ν32-0.74519ν2*ν3+1.1204*ν2*ν6ν3*ν52]]>+1.0546*ν2*ν82*ν11210000*ν3+1.525*ν42*ν7ν112-1.0744*ν22*ν72100]]>其中，因子“υ”如下定義
v1=600HR]]>v2=57-0.44*age100*B1(sex)π*α*(1+((μ1P-B2(sex)+B3(sex)*age)/α)2)]]>其中α＝ν3＝BSA＝0.007184*weight0.425*height0.725ν4＝μ1P/100ν5＝σP/10ν6＝μ3Pν7＝μ4P+3ν8＝μ1T/100ν9＝σT/10ν10＝μ3Tν11＝μ4T+3其中B(male)＝[5.62 76 0.89]B(female)＝[4.12 73 0.89]Bi(sex)是指定性別的各個陣列的元素i。
注意到，在該實(shí)施方案中，發(fā)明者選擇將回歸限制到每個回歸變量最多四個參數(shù)，其中每個參數(shù)具有不超過二的階數(shù)(在此，指數(shù))。因而矩陣P的每行最多有四個非零項(xiàng)，其中P的每個元素的絕對值最多為2。這樣做是為了數(shù)字穩(wěn)定性和精確性，即使其還意味著在最佳化中沒有包括υ9和υ10。因而，K的表達(dá)式在九維參數(shù)空間中變成二階曲線。然而，其他設(shè)計者可以選擇不同數(shù)量的參數(shù)或等級，取決于他們選擇計算k的估算值的程序。那些發(fā)明估算心血管參數(shù)方法的人能很好地理解這些設(shè)計選擇。關(guān)鍵是可以采用所有計算的動差，但是本發(fā)明不需要所有計算的動差。
此外，即使僅僅沒有壓力的任何動差，即沒有μ1P、σP、μ3P和μ4P，只基于壓力加權(quán)時間值μ1T、σT、μ3T、μ4T的一個或多個動差，有或沒有例如HR、Kprior、BSA的人體測量值，也可產(chǎn)生K的逼近函數(shù)?？梢詰?yīng)用常規(guī)實(shí)驗(yàn)確定將在本發(fā)明的給出應(yīng)用中產(chǎn)生滿意結(jié)果的動差或參數(shù)。
通過將實(shí)際測得或計算得到的υ1......υ11的值加入到逼近函數(shù)中，獲得順應(yīng)性因于K的估算值。如果順應(yīng)性因子是感興趣的值，那么可以以任意需要的、常規(guī)方式表現(xiàn)給使用者。然而，在大部分實(shí)施方案中，順應(yīng)性因子自身是打算用于確定一些其他例如SV或CO的特性心臟數(shù)值的中間參數(shù)。
發(fā)明者還已經(jīng)觀察到順應(yīng)性因子C和順應(yīng)性因子K通過近似于6的增益系數(shù)相關(guān)，例如K≈6*C。因而，任何用于計算K的表達(dá)式可以容易地修改以估算C。
上面描述的方法甚至可以應(yīng)用在感興趣的心血管參數(shù)是除了動脈順應(yīng)性之外的其他參數(shù)的情況。因而，如果一組臨床測得的變量涉及任何心血管參數(shù)，可以應(yīng)用本發(fā)明以估算它；通過采用已知數(shù)值方法確定該關(guān)系的逼近函數(shù)可以特征化該關(guān)系(具有至少一個壓力波形的高階動差作為變量)；并且測得或計算得到的實(shí)際值可以代替逼近函數(shù)的變量以獲得感興趣的心血管參數(shù)的當(dāng)前值。
SV和CO估算 如上提及，用于計算心輸出量(CO)的原理公式是CO＝SV·HR，其中SV是每搏輸出量，HR是心率。給出HR，那么存在如何確定SV的問題。基于觀察到壓力波形的脈動是由每搏輸出量進(jìn)入動脈分支產(chǎn)生的，發(fā)明者已經(jīng)發(fā)現(xiàn)SV可以近似作為正比于動脈壓力波形P(t)的標(biāo)準(zhǔn)偏差或自身正比于P(t)的一些其他信號。因而，估算SV的一個方法是應(yīng)用關(guān)系SV＝K·σP，從其得出CO＝K·σP·HR。
發(fā)明者還已經(jīng)觀察到，在剛完成手術(shù)的患者的股動脈測得的血壓的標(biāo)準(zhǔn)偏差σP保持相對恒定，即使他們的CO正在增加，然而在橈動脈中測得σP比預(yù)期增加的多，可能表現(xiàn)了較小血管的重新灌注。然而，發(fā)明者已經(jīng)發(fā)現(xiàn)外圍灌注狀態(tài)導(dǎo)致從3.0的正常峰度值的顯著偏離以及為解決這個差值通過減去正比于壓力峰度的校正因子能夠校正SV的估算值。因而，可以通過這樣計算獲得改進(jìn)的SV(并因而還有CO)估算值SV＝K·σP-γ·(μ4P-3) 設(shè)置γ＝3.0獲得好的結(jié)果。在此，從μ4P中減去值3以定中心在原點(diǎn)。然而，只要公式根據(jù)選擇修改，在此給出的所有包括峰度的公式可以采用“按現(xiàn)狀”或定中心的μ4P。
既然本發(fā)明計算了σP和K，因而每當(dāng)估算K時，其還能產(chǎn)生SV的估算值。通過采用任意已知的測量HR的裝置，本發(fā)明還提供了CO的估算值。既然采用本發(fā)明將通常產(chǎn)生更精確的K的估算值，由于本發(fā)明使用了患者專有信息和穩(wěn)定的壓力波形測量，對SV和CO的估算將相應(yīng)地改進(jìn)。
為了計算CO，需要心率HR(或者可以獲得HR的一些信號)?？梢圆捎糜糜跍y量HR的多個已知器械的任一個。例如，如果由心電圖信號觸發(fā)每個P(t)間隔的開始和結(jié)束時間，那么將采用同樣的信號計算HR。測得的壓力波P(t)(實(shí)際上是P(k))自身用于導(dǎo)出HR，例如，采用標(biāo)準(zhǔn)快速傅立葉變換或微商分析。
tau和血管阻力的估算 現(xiàn)在回顧標(biāo)準(zhǔn)公式CO＝HR*(K*SVest)和CO＝MAP*C/tau＝μ1P*C/tau 其中HR是心率，SVest是估算得的每搏輸出量，MAP是平均動脈壓力(μ1P)，并且tau是描述P(t)在其波峰之后如何衰減的指數(shù)壓力衰減參數(shù)。
與發(fā)明者的觀察結(jié)合K＝K≈6*C和CO＝K·σP·HR可以結(jié)合和簡化這些表達(dá)式以產(chǎn)生tau自身的估算tau＝MAP/(6*HR*σP) 根據(jù)實(shí)施方案，可能需要單位轉(zhuǎn)換常量κ以提供單位一致性，因而tau＝κ*MAP/(6*HR*σP)。采用普通轉(zhuǎn)換因子可以確定κ。
又一公知關(guān)系是tau＝R*C，其中R是血管阻力。在如上所述估算K之后，因而還可以采用本發(fā)明估算R如R＝6*tau/K
測量間隔 模擬測量間隔，即時間窗[t0，tf]，以及因而離散采樣間隔k＝0，......，(n-1)，應(yīng)當(dāng)足夠小從而其不能包括壓力和/或時間動差上的顯著移位，在時間窗上實(shí)施了每個計算時期。同樣，可以過濾出低頻變量，例如采用高通濾波的呼吸，其還能幫助排除在時間窗期間的平均動脈壓力上的任何漂移效應(yīng)。然而，為了提供更穩(wěn)定和可靠的讀數(shù)，最好使時間窗延伸長于一個心動周期。優(yōu)選地，測量間隔(時間窗)應(yīng)當(dāng)是多個心動周期，即，在不同心動周期的相同點(diǎn)開始和結(jié)束；這保證了在各種高階的動差的計算中采用的平均壓力值將采用由于對一個周期的不完整測量而不偏置的平均壓力值Pavg。
較大的采樣窗具有這樣的優(yōu)點(diǎn)，即例如將通常減少由反射導(dǎo)致的那些擾動效應(yīng)，這是由于在均數(shù)和標(biāo)準(zhǔn)偏差的計算中將傾向于“抵償”它們。采用普通實(shí)驗(yàn)和臨床的方法，能夠確定一個合適的時間窗。注意到，時間窗與一個心動周期相符合是可能的，在這種情況下將不關(guān)注平均壓力改變。
作為檢查，在每個心動周期期間，根據(jù)本發(fā)明的系統(tǒng)還能作為單獨(dú)背景操作，至少計算平均值，以及還可能計算高階的動差。如果平均周期到周期壓力示出了大于一些閾值的任何絕對或正比漂移，可以產(chǎn)生一個警告信號，這樣認(rèn)為當(dāng)前計算得的順應(yīng)性、SV、CO或其他估算值較不可靠或完全廢棄。
還將可能根據(jù)Pavg中的漂移調(diào)整時間窗[t0，tf]。例如，如果在一個給出時間窗期間的Pavg與前一時間窗的絕對地或正比地比前面時間窗的Pavg多一個閾值量，那么可以減少時間窗；而后Pavg的穩(wěn)定性可用于指示時間窗能夠被擴(kuò)展。時間窗還可以基于噪聲源或SNR或變量的測量擴(kuò)展和縮短。優(yōu)選地，可在下述方面進(jìn)行限制時間窗可允許擴(kuò)展或收縮多大程度；以及如果這種擴(kuò)展或收縮是允許地，那么這種時間間隔的指示優(yōu)選地顯示給用戶。
時間窗并不需要開始在心動周期的任意特殊點(diǎn)。因而，t0不需要與tdia0相同，盡管這在許多實(shí)施方案中可能是方便的選擇。這意味著，可以在心動周期的幾乎任意特征處，例如在時間tdia0或tsys，或在例如R波的非壓力特征處等處觸發(fā)每個測量間隔(即，t0和tf)的開始和結(jié)束。不過，在選擇這種可選擇的間隔時，應(yīng)當(dāng)記住偏度和峰度是取決于形狀的。
其他輸入 除了直接測量血壓，可以采用正比于血壓的任意其他輸入信號。這意味著可以在計算的數(shù)個點(diǎn)的任一或所有處實(shí)行校正。例如，如果采用除了動脈血壓自身以外的一些信號作為輸入，那么在采用其值計算各個成分動差之前或之后，可將其校正到血壓，在這種情況下，或者可以按比例決定結(jié)果動差值。簡而言之，在一些情況中本發(fā)明采用除了動脈血壓的直接測量之外的不同輸入信號的這一事實(shí)并不必然排除其產(chǎn)生精確順應(yīng)性估算值的能力。
系統(tǒng)部件 圖3示出了為檢測壓力和計算如順應(yīng)性、SV和CO等的參數(shù)而實(shí)施上述方法的系統(tǒng)的主要部件。本發(fā)明可以包括在一個現(xiàn)有的患者監(jiān)視裝置中，或者其可以實(shí)施為專用監(jiān)視器。如上提及，壓力或正比于壓力的一些其他輸入信號，可以由侵入式或非侵入式兩種方法之一或事實(shí)上兩者檢測。僅僅由于預(yù)期成為本發(fā)明的最普遍實(shí)施方案，該系統(tǒng)被描述為測量動脈血壓而不是其他一些被轉(zhuǎn)換成壓力的輸入信號。
圖3為了簡明，示出了壓力檢測的兩種類型；在本發(fā)明的大多數(shù)實(shí)際應(yīng)用中，將通常地實(shí)施任一或數(shù)個變量。在本發(fā)明的侵入應(yīng)用中，在導(dǎo)管110上安裝了一個常規(guī)壓力傳感器100，所述導(dǎo)管110插入人或動物患者體的部分130的動脈120中。這種動脈可以是上升主動脈或肺動脈，或者，為了減少入侵程度，動脈120可以是外圍的，例如股動脈、橈動脈或肱動脈。在本發(fā)明的非侵入應(yīng)用中，以任意常規(guī)方式外部安裝的例如光體積描記術(shù)(photo-plethysmographic)血壓探針的常規(guī)壓力傳感器200，例如采用圍繞手指230的套囊或安裝在患者手腕上的換能器。圖3概要地示出了兩種類型。
經(jīng)由任意已知連接器傳遞來自傳感器100、200的信號，作為處理系統(tǒng)300的輸入，所述處理系統(tǒng)300包括一個或多個處理器以及其他包括通常處理信號和執(zhí)行代碼的支持硬件和系統(tǒng)軟件(未示出)。可以采用修改的、標(biāo)準(zhǔn)個人計算機(jī)實(shí)施本發(fā)明，或者可以將其合并入更大的專用監(jiān)視系統(tǒng)。在本發(fā)明中，處理系統(tǒng)300還可以包括或連接到調(diào)整電路302，所述調(diào)整電路302執(zhí)行如放大、濾波、測距等普通信號處理任務(wù)，根據(jù)需要，以及上面提及的可選高通濾波。而后，經(jīng)調(diào)整的檢測得到的輸入壓力信號P(t)由常規(guī)模數(shù)轉(zhuǎn)換器ADC304轉(zhuǎn)換成數(shù)字形式，所述模數(shù)轉(zhuǎn)換器ADC304具有時間基準(zhǔn)或從時鐘回路305中得到時間基準(zhǔn)。如很好理解的，應(yīng)當(dāng)參考Nyquist準(zhǔn)則選擇ADC304的采樣頻率以使得避免壓力信號的混淆現(xiàn)象；這個程序在數(shù)字信號處理的現(xiàn)有技術(shù)中是非常熟知的。來自ADC304的輸出將是離散壓力信號P(k)，其值可以存儲在常規(guī)存儲器電路中(未示出)。
值P(k)傳到(通常，從存儲器獲取)包括計算機(jī)可執(zhí)行代碼軟件模塊310，所述可執(zhí)行代碼計算在用于計算順應(yīng)性因子K的選定運(yùn)算法則中采用μ1P、μ1T、σP、σT、μ3P、μ3T、μ4P、μ4T中的哪一個。即使最平常的程序員也知道如何設(shè)計這個軟件模塊310。
患者專有數(shù)據(jù)，例如年齡、身高、體重、BSA等存儲在存儲器區(qū)域315，所述存儲器區(qū)域315還可以存儲其他預(yù)定參數(shù)，例如Kprior?？梢圆捎萌我庖阎妮斎胙b置400以常規(guī)方式輸入這些值。
還包括計算機(jī)可執(zhí)行代碼的順應(yīng)性計算模塊320，而后將各個動差和患者專有值作為輸入，并執(zhí)行已選的計算用于計算順應(yīng)性因子。例如，模塊320可以把參數(shù)輸入到上面給出的K的表達(dá)式或通過產(chǎn)生最適合一組測試數(shù)據(jù)的逼近函數(shù)而獲得的一些其他表達(dá)式。計算模塊320優(yōu)選還選擇時間窗[t0，tf]，在所述時間窗上產(chǎn)生了各個順應(yīng)性、SV和/或CO估算值。這可以簡單地像選擇在每個計算中采用哪個和多少存儲的、連續(xù)的、離散P(t)值P(k)一樣完成，這就如同在范圍k＝0，......，(n-1)中選擇n一樣。
將K、σP和μ4P作為輸入，又包括其中可以預(yù)編碼比例因子γ的計算機(jī)可執(zhí)行代碼的每搏輸出量計算模塊330，而后如上所述計算改進(jìn)的SV估算值。將SV和由任何已知硬件裝置340或用于測量心率的軟件程序(例如，采用傅立葉或微商分析)產(chǎn)生的心率值HR作為輸入，而后CO計算模塊330采用例如標(biāo)準(zhǔn)公式CO＝SV*HR可以產(chǎn)生CO的估算值。
可以包括附加軟件模塊360和370以執(zhí)行上述的計算以估算指數(shù)壓力衰減常量tau和血管阻力R。
如圖3所示，軟件模塊320、330、350、360和370，即不管包括這些模塊中的哪一個，都可以在估算軟件部分317中實(shí)施，估算軟件部分317當(dāng)然可以與動差計算部分310或根據(jù)需要與處理系統(tǒng)300的其他軟件部分合并。
如上提及，如果SV或CO不是感興趣的，根據(jù)本發(fā)明的系統(tǒng)不需要計算這些值。同樣這對tau和R也成立。在這種情況下，當(dāng)然將不需要相應(yīng)的軟件模塊并可以省略。例如，在動脈順應(yīng)性自身的研究中，可以采用本發(fā)明。但是，如圖3所示，可以將K、SV、CO、tau和R結(jié)果中的任一或全部傳到任意常規(guī)顯示器或記錄裝置500，以提供給使用者或由使用者判讀。如同輸入裝置400，顯示器500將通常與用于其他目的處理系統(tǒng)所采用的相同。
本發(fā)明還涉及一種可裝載在計算機(jī)單元或處理系統(tǒng)300中以執(zhí)行本發(fā)明的方法的計算機(jī)程序。此外，用于執(zhí)行各種計算和執(zhí)行根據(jù)本發(fā)明涉及的方法步驟的各種軟件模塊310、315、320、330、340、350、360和370還可以作為計算機(jī)可執(zhí)行指令存儲在計算機(jī)可讀媒體上，以允許本發(fā)明裝載入不同的處理系統(tǒng)并由不同的處理系統(tǒng)執(zhí)行。
其他輸出 上面通過計算SV和CO的估算值描述了本發(fā)明。這是發(fā)明者所假設(shè)的本發(fā)明最普遍的使用，但是本發(fā)明本質(zhì)上不局限于該使用。本質(zhì)上，本發(fā)明提供了一種新方法以計算順應(yīng)性因子K(或C)并因而計算作為K的函數(shù)(例如與K成比例)的任何參數(shù)，而不僅僅是CO。因此，本發(fā)明的優(yōu)點(diǎn)還將應(yīng)用于從K獲得的任意其他心血管值，例如tau、R等的計算中。
權(quán)利要求
1.一種用于確定對象心血管參數(shù)的方法，其特征在于檢測指示動脈血壓的輸入信號(P(k))；確定具有二階或更高階的輸入信號的至少一個統(tǒng)計動差(μ2P、μ3P和μ4P)；和估算作為該(多個)統(tǒng)計動差的函數(shù)的心血管參數(shù)。
2.根據(jù)權(quán)利要求1的方法，其特征在于所述心血管參數(shù)是下列中的一個或多個動脈順應(yīng)性(K，C)，血管阻力(R)，心輸出量(CO)，每搏輸出量(SV)和壓力衰減常量(tau)。
3.根據(jù)權(quán)利要求1或2的方法，其特征在于輸入信號的該至少一個統(tǒng)計動差是下列中的一個或多個標(biāo)準(zhǔn)偏差(σP)、偏度(μ3P)和峰度(μ4P)。
4.根據(jù)任一前述權(quán)利要求的方法，其進(jìn)一步特征在于測量預(yù)定組的對象人體測量參數(shù)；和估算還作為測得的人體測量參數(shù)的函數(shù)的心血管參數(shù)。
5.根據(jù)任一前述權(quán)利要求的方法，其特征在于輸入信號是一序列在測量間隔上測得的所測動脈壓力值(P(k))。
6.根據(jù)權(quán)利要求5的方法，其進(jìn)一步特征在于為多個心動周期的每一個，計算平均壓力值(MAP，μ1P)；和調(diào)整作為平均壓力值(MAP，μ1P)中的變化的函數(shù)的測量間隔。
7.根據(jù)任一前述權(quán)利要求的方法，其進(jìn)一步特征在于，在計算統(tǒng)計動差的步驟之前，高通濾波輸入信號。
8.根據(jù)任一前述權(quán)利要求的方法，其特征在于，非侵入地檢測輸入信號。
9.根據(jù)權(quán)利要求1至7中任一項(xiàng)的方法，其特征在于，采用安裝在導(dǎo)管(110)上的血壓傳感器(100)檢測輸入信號。
10.根據(jù)任一前述權(quán)利要求的方法，其進(jìn)一步特征在于計算輸入信號(P(k))的標(biāo)準(zhǔn)偏差(σP)和具有大于二階的階數(shù)的至少一個統(tǒng)計動差；估算作為至少輸入信號的具有大于二階的階數(shù)的所述統(tǒng)計動差的函數(shù)的動脈順應(yīng)性值(K)；計算作為標(biāo)準(zhǔn)偏差(σP)和動脈順應(yīng)性值(K)的乘積的函數(shù)的每搏輸出量(SV)的估算值。
11.根據(jù)權(quán)利要求10的方法，其進(jìn)一步特征在于計算輸入信號的峰度(μ4P)；計算作為不僅是標(biāo)準(zhǔn)偏差(σP)和動脈順應(yīng)性值(K)乘積的函數(shù)、還是正比于峰度的校正因子的函數(shù)的每搏輸出量(SV)的估算值。
12.根據(jù)權(quán)利要求1的方法，其進(jìn)一步特征在于測量對象的心率(HR)；計算輸入信號的平均值(μP1)和標(biāo)準(zhǔn)偏差(σP)；作為心血管參數(shù)，計算作為正比于平均值且反比于標(biāo)準(zhǔn)偏差(σP)和心率(HR)的函數(shù)的壓力衰減常量(tau)。
13.根據(jù)權(quán)利要求12的方法，其進(jìn)一步特征在于計算動脈順應(yīng)性值(K)；和作為心血管參數(shù)，計算作為正比于壓力衰減常量和反比于動脈順應(yīng)性值的函數(shù)的血管阻力值(R)。
14.根據(jù)權(quán)利要求1的方法，其中心血管參數(shù)是動脈順應(yīng)性，其進(jìn)一步特征在于確定將一組臨床確定的參考測量相關(guān)到動脈順應(yīng)性(K)的逼近函數(shù)，其中所述逼近函數(shù)是輸入信號的至少三個不同統(tǒng)計動差的函數(shù)，以及一組人體測量值的函數(shù)；計算輸入信號的該三個不同統(tǒng)計動差，以及測量所述對象的該組人體測量值；通過用計算得到的輸入信號的三個不同統(tǒng)計動差以及測得對象的人體測量值組計算逼近函數(shù)，估算動脈順應(yīng)性(K)。
15.根據(jù)權(quán)利要求14的方法，其進(jìn)一步特征在于檢測在相應(yīng)于至少一個心動周期的期間上的輸入信號；計算一組壓力加權(quán)時間值(T(j))，每一個壓力加權(quán)時間值相應(yīng)于相對于初始時間的檢測時間和在該檢測時間的動脈壓力的乘積；計算壓力加權(quán)時間值(T(j))的統(tǒng)計動差(μ1T、μ2T、μ3T、μ4T)；其中逼近函數(shù)還是該組壓力加權(quán)時間值(T(j))的(多個)統(tǒng)計動差(μ1P、μ2P、μ3P和μ4P)的函數(shù)。
16.根據(jù)權(quán)利要求14的方法，其進(jìn)一步特征在于，計算不僅是輸入信號(P(k))的、也是該組壓力加權(quán)時間值(T(j))的至少兩個統(tǒng)計動差；其中逼近函數(shù)是輸入信號(μ1P、μ2P、μ3P、μ4P)和該組壓力加權(quán)時間值(μ1T、μ2T、μ3T、μ4T)的計算得到的統(tǒng)計動差的函數(shù)。
17.根據(jù)權(quán)利要求14的方法，其進(jìn)一步特征在于測量對象心率(HR)；估算作為估得的動脈順應(yīng)性(K)和輸入信號(P(k))的標(biāo)準(zhǔn)偏差(σP)的乘積的函數(shù)的每搏輸出量(SV)；和計算作為估得的每搏輸出量和測得的心率(HR)的乘積的函數(shù)的心輸出量值(CO)。
18.根據(jù)權(quán)利要求1至9中任一項(xiàng)的方法，其進(jìn)一步特征在于檢測在相應(yīng)于至少一個心動周期的期間上的輸入信號，并且其中估算心血管參數(shù)的步驟包括計算一組壓力加權(quán)時間值(T(j))，每一個相應(yīng)于相對于初始時間的檢測時間和在該檢測時間的動脈壓力的乘積；計算壓力加權(quán)時間值(T(j))的至少一個統(tǒng)計動差(μ1T、μ2T、μ3T和μ4T)。
19.根據(jù)權(quán)利要求14或18的方法，其中心血管參數(shù)是動脈順應(yīng)性，其進(jìn)一步特征在于計算壓力加權(quán)時間值(T(j))的統(tǒng)計動差(μ1T、μ2T、μ3T、μ4T)，以及測量對象的該組人體測量值；確定將一組臨床確定的參考測量相關(guān)到動脈順應(yīng)性的逼近函數(shù)，其中所述逼近函數(shù)是壓力加權(quán)時間值(T(j))的統(tǒng)計動差(μ1T、μ2T、μ3T、μ4T)和該組人體測量值的函數(shù)；通過用加權(quán)時間值(T(j))的(多個)計算得到的統(tǒng)計動差(μ1T、μ2T、μ3T和μ4T)以及對象的測得的人體測量值組估計逼近函數(shù)，估算動脈順應(yīng)性(K)。
20.根據(jù)權(quán)利要求1至9任一項(xiàng)的方法，其進(jìn)一步特征在于檢測在相應(yīng)于至少一個心動周期的期間上的輸入信號，并且其中估算心血管參數(shù)的步驟包括計算一序列測得的動脈壓力值(P(k))的至少一個統(tǒng)計動差(μ1P、μ2P、μ3P、μ4P)；計算一組壓力加權(quán)時間值(T(j))，每一個相應(yīng)于相對于初始時間的檢測時間和在該檢測時間的動脈壓力的乘積；計算該組壓力加權(quán)時間值(T(j))的至少一個統(tǒng)計動差(μ1T、μ2T、μ3T、μ4T)；估算作為該序列測得的動脈壓力值的(多個)統(tǒng)計動差(μ1P、μ2P、μ3P、μ4P)和該組壓力加權(quán)時間值(T(j))的(多個)統(tǒng)計動差(μ1T、μ2T、μ3T、μ4T)的函數(shù)的心血管參數(shù)。
21.根據(jù)權(quán)利要求1至9任一項(xiàng)的方法，其特征在于心血管參數(shù)是心動每搏輸出量；計算在測量間隔上的輸入信號的標(biāo)準(zhǔn)偏差(σP)；計算作為輸入信號的僅一個高階統(tǒng)計動差，即標(biāo)準(zhǔn)偏差(σP)的函數(shù)的心動每搏輸出量(SV)的估算值。
22.根據(jù)權(quán)利要求21的方法，其進(jìn)一步特征在于測量對象的心率(HR)；和通過計算心率(HR)和標(biāo)準(zhǔn)偏差的乘積并通過校正常量縮放該乘積，而估算對象的當(dāng)前心輸出量。
23.根據(jù)權(quán)利要求22的方法，其進(jìn)一步特征在于測量校正心輸出量值；并且計算作為校正心輸出估算值與心率(HR)和標(biāo)準(zhǔn)偏差(σP)之積之間的商的校正常量。
24.根據(jù)任一前述權(quán)利要求的方法，其進(jìn)一步特征在于包括作為統(tǒng)計動差或統(tǒng)計動差之一的標(biāo)準(zhǔn)偏差(σP)；對多個測量間隔的每一個計算輸入信號的分量標(biāo)準(zhǔn)偏差值；計算作為分量標(biāo)準(zhǔn)偏差值的平均的合成標(biāo)準(zhǔn)偏差值(σP)；和在計算心動每搏輸出量的估算值時采用合成標(biāo)準(zhǔn)偏差值(σP)。
25.根據(jù)權(quán)利要求1至23任一項(xiàng)的方法，其進(jìn)一步特征在于包括作為統(tǒng)計動差或統(tǒng)計動差之一的標(biāo)準(zhǔn)偏差(σP)；確定動脈血壓的最大值和最小值；和估算作為最大和最小值之間差值的函數(shù)的標(biāo)準(zhǔn)偏差(σP)。
26.根據(jù)權(quán)利要求1的方法，其中心血管參數(shù)是心動每搏輸出量(SV)，其進(jìn)一步特征在于計算輸入信號的標(biāo)準(zhǔn)偏差(σP)和峰度(μ4P)；確定對象的動脈順應(yīng)性值(K)；計算作為標(biāo)準(zhǔn)偏差(σP)和動脈順應(yīng)性值的乘積以及正比于峰度的校正因子的函數(shù)的每搏輸出量(SV)的估算值。
27.根據(jù)權(quán)利要求26的方法，其進(jìn)一步特征在于校正因子是γ·(μ4-3)，其中γ是預(yù)定常量和μ4是峰度。
28.一種用于確定對象的心血管參數(shù)的系統(tǒng)，包括監(jiān)視系統(tǒng)，檢測指示動脈血壓(P(t))的輸入信號(P(k))，所述監(jiān)視系統(tǒng)包括處理系統(tǒng)(300)，其又包括動差計算模塊(310)，其確定具有二階或高階的輸入信號的至少一個統(tǒng)計動差(μ2P、μ3P、μ4P)；和估算模塊(317)，其估算作為(多個)統(tǒng)計動差函數(shù)的心血管參數(shù)。
29.根據(jù)權(quán)利要求28的系統(tǒng)，其進(jìn)一步特征在于，心血管參數(shù)是下列中的一個或多個動脈順應(yīng)性(K，C)、血管阻力(R)、心輸出量(CO)、每搏輸出量(SV)和壓力衰減常量(tau)。
30.根據(jù)權(quán)利要求28或29的系統(tǒng)，其進(jìn)一步特征在于輸入信號的該至少一個統(tǒng)計動差是下列的一個或多個標(biāo)準(zhǔn)偏差(σP)、偏度(μ3P)和峰度(μ4P)。
31.根據(jù)任一前述權(quán)利要求的系統(tǒng)，其進(jìn)一步特征在于存儲區(qū)域(315)，其接收和存儲對象的預(yù)定組的人體測量參數(shù)；和估算模塊(317)，估算也是測得的人體測量參數(shù)的函數(shù)的心血管參數(shù)。
32.根據(jù)在任一前述權(quán)利要求中的系統(tǒng)，其進(jìn)一步特征在于輸入信號(P(k))是一序列在測量間隔上測得的動脈壓力值。
33.根據(jù)權(quán)利要求32的系統(tǒng)，其進(jìn)一步特征在于對多個心動周期的每一個，動差計算模塊(310)計算平均壓力值(MAP，μ1)；和監(jiān)視系統(tǒng)調(diào)整作為平均壓力值(MAP，μ1)的變化的函數(shù)的測量間隔。
34.根據(jù)任一前述權(quán)利要求的系統(tǒng)，其進(jìn)一步特征在于信號調(diào)整模塊(302)，其在輸入信號被傳到動差計算模塊(310)之前高通濾波輸入信號。
35.根據(jù)任一前述權(quán)利要求的系統(tǒng)，包括用于產(chǎn)生輸入信號、連接到處理系統(tǒng)(300)的非侵入動脈壓力系統(tǒng)。
36.如權(quán)利要求28至34中任一項(xiàng)的系統(tǒng)，包括用于產(chǎn)生信號、連接到處理系統(tǒng)(300)、安裝有血壓傳感器的導(dǎo)管。
37.根據(jù)任一前述權(quán)利要求的系統(tǒng)，其進(jìn)一步特征在于所述動差計算模塊(310)計算輸入信號(P(k))的標(biāo)準(zhǔn)偏差(σP)和具有高于二階的階數(shù)至少一個統(tǒng)計動差(μ3P、μ4P)；所述估算模塊(317)估算作為具有高于二階的階數(shù)的輸入信號的至少所述統(tǒng)計動差的函數(shù)的動脈順應(yīng)值，并計算作為標(biāo)準(zhǔn)偏差(σP)和動脈順應(yīng)性值之積的函數(shù)的每搏輸出量的估算值。
38.根據(jù)權(quán)利要求37的系統(tǒng)，其進(jìn)一步特征在于動差計算模塊(310)計算輸入信號的峰度(μ4P)；所述估算模塊(317)計算不僅作為標(biāo)準(zhǔn)偏差(σP)和動脈順應(yīng)性值之積還作為正比于峰度的校正因子的函數(shù)的每搏輸出量(SV)的估算值。
39.根據(jù)權(quán)利要求28的系統(tǒng)，其進(jìn)一步特征在于心率監(jiān)視器(340)，其測量對象心率(HR)；動差計算模塊(310)，計算輸入信號的平均值(μ1P)和標(biāo)準(zhǔn)偏差(σP)；估算模塊(317)計算作為心血管參數(shù)的、作為正比于平均值且反比于標(biāo)準(zhǔn)偏差(σP)和心率(HR)的函數(shù)的壓力衰減常量。
40.根據(jù)權(quán)利要求39的系統(tǒng)，其進(jìn)一步特征在于估算模塊(317)計算動脈順應(yīng)性值(K)作為心血管參數(shù)、作為正比于壓力衰減常量(tau)且反比與動脈順應(yīng)性值(K)的函數(shù)的血管阻力值(R)。
41.根據(jù)權(quán)利要求28的系統(tǒng)，其中心血管參數(shù)是動脈順應(yīng)性(K)，其進(jìn)一步特征在于估算模塊(317)確定將一組臨床確定的相關(guān)到動脈順應(yīng)性參考測量值的逼近函數(shù)，其中逼近函數(shù)是輸入信號的至少三個不同的統(tǒng)計動差以及一組人體測量值的函數(shù)；動差計算模塊(310)計算輸入信號的三個不同統(tǒng)計動差(μ2P、μ3P和μ4P)；估算模塊(317)通過采用輸入信號計算得到的三個不同動差以及對象的測得組的人體測量值估算逼近函數(shù)，估算對象的動脈順應(yīng)性(K)。
42.根據(jù)權(quán)利要求41的系統(tǒng)，其進(jìn)一步特征在于監(jiān)視系統(tǒng)檢測在相應(yīng)于至少一個心動周期的期間上的輸入信號；和動差計算模塊(310)，計算一組壓力加權(quán)時間值(T(j))，每一個壓力加權(quán)時間值相應(yīng)于相對于初始時間的檢測時間與在該檢測時間的動脈壓力的乘積；其中逼近函數(shù)還是該組壓力加權(quán)時間值(T(j))的(多個)統(tǒng)計動差(μ1T、μ2T、μ3T、μ4T)的函數(shù)。
43.根據(jù)權(quán)利要求41的系統(tǒng)，其進(jìn)一步特征在于動差計算模塊(310)計算不僅是輸入信號(P(k))也是該組壓力加權(quán)時間值(T(j))的至少兩個統(tǒng)計動差(μ1P、μ2P、μ3P、μ4P、μ1T、μ2T、μ3T、μ4T)；其中逼近函數(shù)是輸入信號和該組壓力加權(quán)時間值(T(j))的計算得的統(tǒng)計動差的函數(shù)。
44.根據(jù)權(quán)利要求41的系統(tǒng)，其進(jìn)一步特征在于心率監(jiān)視器(340)，其測量對象心率；估算模塊(317)估算作為輸入信號的估得的動脈順應(yīng)性(K)和標(biāo)準(zhǔn)偏差(σP)的乘積的函數(shù)的每搏輸出量(SV)，并計算作為估得的每搏輸出量和測得的心率(HR)的乘積的函數(shù)的心輸出量值(CO)。
45.根據(jù)權(quán)利要求28至36任一項(xiàng)的系統(tǒng)，其進(jìn)一步特征在于監(jiān)視系統(tǒng)，檢測在相應(yīng)于至少一個心動周期的期間上的輸入信號；動差計算模塊(310)，計算一組壓力加權(quán)時間值(T(j))，每一個相應(yīng)于相對于初始時間的檢測時間與在該檢測時間的動脈壓力的乘積，并計算壓力加權(quán)時間值(T(j))的統(tǒng)計動差(μ1T、μ2T、μ3T、μ4T)；和估算模塊估算作為壓力加權(quán)時間值的至少一個統(tǒng)計動差的函數(shù)的心血管參數(shù)。
46.根據(jù)權(quán)利要求41或45的系統(tǒng)，其中心血管參數(shù)是動脈順應(yīng)性，其進(jìn)一步特征在于估算模塊(317)確定將一組臨床確定的參考測量相關(guān)到動脈順應(yīng)性的逼近函數(shù)，其中逼近函數(shù)是壓力加權(quán)時間值(T(j))的統(tǒng)計動差(μ1T、μ2T、μ3T、μ4T)和一組人體測量值的函數(shù)；動差計算模塊(310)計算壓力加權(quán)時間值(T(j))的(多個)統(tǒng)計動差(μ1T、μ2T、μ3T、μ4T)；和通過采用壓力加權(quán)時間值(T(j))計算得到的(多個)統(tǒng)計動差(μ1T、μ2T、μ3T、μ4T)和對象的測得的人體測量值組估算逼近函數(shù)，估算對象的動脈順應(yīng)性。
47.根據(jù)權(quán)利要求28至36中任一項(xiàng)的系統(tǒng)，其進(jìn)一步特征在于監(jiān)視系統(tǒng)，檢測在相應(yīng)于至少一個心動周期的期間上的輸入信號；動差計算模塊(310)，計算一組壓力加權(quán)時間值(T(j))，每一個相應(yīng)于相對于初始時間的檢測時間與在該檢測時間的動脈壓力的乘積，并計算該組壓力加權(quán)時間值(T(j))的至少一個統(tǒng)計動差(μ1T、μ2T、μ3T、μ4T)；估算模塊(317)，估算作為測得的動脈壓力值的序列的統(tǒng)計動差和該組壓力加權(quán)時間值(T(j))組的統(tǒng)計動差(μ1T、μ2T、μ3T、μ4T)的函數(shù)的心血管參數(shù)。
48.根據(jù)權(quán)利要求28至36中任一項(xiàng)的系統(tǒng)，其中心血管參數(shù)是心動每搏輸出量，其進(jìn)一步特征在于動差計算模塊(310)，計算在測量間隔上的輸入信號的標(biāo)準(zhǔn)偏差(σP)；和估算模塊(317)，計算作為輸入信號的僅一個高階統(tǒng)計動差、即標(biāo)準(zhǔn)偏差(σP)的函數(shù)的心動每搏輸出量。
49.根據(jù)權(quán)利要求48的系統(tǒng)，其進(jìn)一步特征在于心率監(jiān)視器(340)，其測量對象心率(HR)；和估算模塊(317)，通過計算心率(HR)和標(biāo)準(zhǔn)偏差(σP)的乘積并通過校正常量縮放該乘積，而估算對象的當(dāng)前心輸出量。
50.根據(jù)權(quán)利要求49的系統(tǒng)，其進(jìn)一步特征在于監(jiān)視系統(tǒng)，測量校正心輸出量值；和估算模塊(317)，計算作為校準(zhǔn)心輸出量估算值與心率(HR)和標(biāo)準(zhǔn)偏差(σP)乘積之間的商的校正常量。
51.根據(jù)任一前述權(quán)利要求的系統(tǒng)，其進(jìn)一步特征在于包括作為統(tǒng)計動差或作為統(tǒng)計動差之一的標(biāo)準(zhǔn)偏差(σP)；動差計算模塊(310)為多個測量間隔的每一個，計算輸入信號的分量標(biāo)準(zhǔn)偏差值，并計算作為分量標(biāo)準(zhǔn)偏差值的平均值的合成標(biāo)準(zhǔn)偏差值(σP)；和估算模塊(317)，在計算心動每搏輸出量的估算值時采用合成標(biāo)準(zhǔn)偏差值(σP)。
52.根據(jù)權(quán)利要求28至50中任一項(xiàng)的系統(tǒng)，其進(jìn)一步特征在于包括作為統(tǒng)計動差或作為統(tǒng)計動差之一的標(biāo)準(zhǔn)偏差(σP)；動差計算模塊(310)，確定動脈血壓的最大值和最小值，并采用最大和最小值之間差值的函數(shù)逼近標(biāo)準(zhǔn)偏差(σP)。
53.根據(jù)權(quán)利要求28的系統(tǒng)，其中心血管參數(shù)是心動每搏輸出量，其進(jìn)一步特征在于動差計算模塊(310)計算輸入信號的標(biāo)準(zhǔn)偏差和峰度；估算模塊(317)，確定對象的動脈順應(yīng)性值，并估算作為標(biāo)準(zhǔn)偏差(σP)和動脈順應(yīng)性值乘積、以及正比于峰度的校正因子的函數(shù)的每搏輸出量。
54.根據(jù)權(quán)利要求53的系統(tǒng)，其進(jìn)一步特征在于，校正因子是γ·(μ4-3)，其中γ是預(yù)定常量和μ4是峰度。
55.一種用于確定對象心血管參數(shù)的方法，其特征在于檢測在相應(yīng)于至少一個心動周期的期間上檢測指示動脈血壓的輸入信號(P(k))；計算一組壓力加權(quán)時間值(T(j))；每一個相應(yīng)于相對于初始時間的檢測時間與在該檢測時間的動脈壓力的乘積；和估算作為該組壓力加權(quán)時間值(T(j))的函數(shù)的心血管參數(shù)。
全文摘要
估算作為動脈壓力波形(P(t))的函數(shù)的一個或多個心血管參數(shù)，尤其采用了具有高于一階的離散表示(P(k))壓力波形的至少一個統(tǒng)計動差(μ
文檔編號A61B5/02GK1925785SQ200480041405
公開日2007年3月7日 申請日期2004年12月3日 優(yōu)先權(quán)日2003年12月5日
發(fā)明者盧基·羅特留克 申請人:愛德華茲生命科學(xué)公司