專利名稱：用于連續(xù)估計(jì)心血管參數(shù)的脈搏輪廓方法和裝置的制作方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明涉及一種用來估測心血管或血流動(dòng)力學(xué)參數(shù)諸如 心臟輸出量(CO)的方法，以及涉及一種執(zhí)行該方法的系統(tǒng)。
背景技術(shù)：
心臟輸出量(CO)是用于診斷疾病以及用于連續(xù)監(jiān)測包 括患者的人類和動(dòng)物對象狀況的一個(gè)重要指標(biāo)。因此幾乎所有的醫(yī)
院都有用于檢測心臟輸出量的某些形式的常用儀器.適于多數(shù)普通心臟輸出量(CO)測量系統(tǒng)的一個(gè)基本原 理是眾所周知的公式C0-HR.SV，其中SV是搏出量以及HR是心律。 雖然可以使用任何其他形式的容量和時(shí)間單位，但SV通常是以升為 單位(L)以及HR通常是以心臟每分鐘跳動(dòng)的次數(shù)為單位(次/min) 來進(jìn)行測量的。這個(gè)公式簡單地表述了經(jīng)過單位時(shí)間(諸如一分鐘) 心臟搏出的血液量等于心臟每次跳動(dòng)(搏動(dòng))搏出的血液量乘以每 單位時(shí)間的跳動(dòng)次數(shù)。因?yàn)镠R容易利用多種儀器中的任何一種測得，所以CO 的計(jì)算通常取決于用于估測SV的一些測量技術(shù)。相反，接下來能夠 直接得到CO或SV估測值的任一種方法可用于或有助于對可從這些 數(shù)值中的任一個(gè)得到的任何參數(shù)進(jìn)行估測。用于確定心臟輸出量(或等價(jià)的SV)的一個(gè)侵入方法就 是用于將一些流量測量裝置安裝在導(dǎo)管上，然后將導(dǎo)管旋入對象內(nèi) 并對其進(jìn)行操縱，使得該裝置處于或接近對象的心臟處。但這種設(shè) 備的一些要么在上游位置處，諸如在右心房內(nèi)注入材料制劑或能量 (通常為熱量)，然后根據(jù)在下游位置處諸如肺動(dòng)脈內(nèi)所注入的材 料或能量特性來決定流量。公開執(zhí)行這種侵入性技術(shù)(尤其是熱稀 釋法)的實(shí)施方式的專利包括美國專利No. 4, 236, 527 ( Newbower等人，1980年12月2日)； 美國專利No. 4， 507， 974 ( Yelderman， 1985年4月2日)； 美國專利No. 5,146,414 (McKown等人，1992年9月8日)；和 美國專利No. 5， 687， 733 ( McKown等人，1997年11月8日)。
其他侵入性的設(shè)備仍然基于已知的Fick技術(shù)，根據(jù)Fick 技術(shù)，根據(jù)動(dòng)脈和混合靜脈血的氧合指數(shù)的函數(shù)計(jì)算心臟輸出量 C0。在大多數(shù)情況下，使用右側(cè)心臟插管法檢測氧合指數(shù)。雖然對 具體使用各種波長的可見光來測量無侵入的測量動(dòng)脈和混合靜脈的 氧合指數(shù)的系統(tǒng)還有很多提議，但到目前為止，在實(shí)際的患者身上， 由于它們還不夠精確，所以得不到令人滿意的CO測量值.侵入性的技術(shù)具有明顯的弊端，其中最主要的一個(gè)是心 臟插管法具有潛在的危險(xiǎn)性，特別是考慮到已經(jīng)接受了插管法的患 者(尤其是重病特護(hù)的患者)由于一些實(shí)際或潛在的嚴(yán)重情況已經(jīng) 住進(jìn)了醫(yī)院，侵入性的方法也有一些不太明顯的弊端 一些技術(shù)諸 如熱稀釋法是基于假設(shè)而提出的，諸如假設(shè)注入的熱量均勻分散， 這些假設(shè)影響了測量數(shù)據(jù)的精確性，而這些數(shù)據(jù)的精確性依賴于測 量的具體實(shí)現(xiàn)方法。而且，可能恰恰是在血流體中引入的儀器會(huì)影 響該儀器自身的測量值，如流量。因此，人們強(qiáng)烈需要確定C0值的某一方法，這種方法不 但沒有侵入性或至少是盡可能低的侵入性而且有足夠的精確度。血 壓是血流的一種特性，經(jīng)證實(shí)它在精確的無侵入的測定CO值方面是 很有前景的。最著名的以血壓為基礎(chǔ)的測量系統(tǒng)是基于所謂的脈搏輪 廓法(PCM)設(shè)計(jì)的.該方法是通過心臟連續(xù)跳動(dòng)產(chǎn)生壓力波形，然 后根據(jù)壓力波形所具有的特性來計(jì)算CO的估測值.在脈搏輪廓法 中，使用"Windkessel"("空氣室")(德文為氣室)參數(shù)(主動(dòng)脈的 特性阻抗，順應(yīng)性，以及血管總外周阻力)來構(gòu)建一個(gè)線性的或非 線性的主動(dòng)脈血流動(dòng)力學(xué)模型。本質(zhì)上，血流流量被比喻成電路中 的電流，在電路中，電阻和電容并聯(lián)然后再和一個(gè)阻抗串聯(lián)(順應(yīng) 性)。圖1示出一個(gè)典型的二元素Windkessel模型，其中Q(t) 是血液從心臟到大動(dòng)脈(或肺動(dòng)脈)的流量；P(t)是在時(shí)間t時(shí)刻
大動(dòng)脈(或肺動(dòng)脈)中的血壓；C是動(dòng)脈順應(yīng)性，以及R是全身(或肺 部)動(dòng)脈系統(tǒng)的外周阻力，所有單元都適宜地聯(lián)結(jié)在一起。假設(shè)總流 量Q(t)-Q為常數(shù)，并且只有在收縮期才發(fā)生，在收縮期間，可以得 到如下的P(t)表達(dá)式:
P(t) - R.Q - (R.Q _ Ped) .e ^ m ，、
(等式1)
其中P"是末期舒張壓(舒張壓)，以及T=R'C是衰變常數(shù)。在收
縮期間，Q(t)-O (無流入)，以及P(t)的表達(dá)式簡化成 P(t) - P的e^
(等式2)
其中P"是末期舒張壓。在模型中，三個(gè)必要的參數(shù)通常通過復(fù)雜校正過程得到 的經(jīng)驗(yàn)值或者由已編好的人體測量數(shù)據(jù)，即有關(guān)其它患者或測試對 象的年齡，性別，身高，體重等來確定。美國專利 No. 5,400， 793 (Wesseling， 1995年3月 28日)和美國專利 No.5， 535，753 (Petrucel 1 i等人，1996年7月16日)分別描述了依 賴于Windkessel循環(huán)模型來測量C0值的代表系統(tǒng)。為了得到更高的精確度，人們對簡單的二元素 Windkessel模型作了很多改進(jìn).其中之一 就是由瑞士生理學(xué)家 Broe邁ser和Ranke在他們的1930年發(fā)表的文章"Ueber die Messung des Schlagvolu邁ens des Herzens auf unblutigem Weg， ，， Zeitung fttr Biologie 90 (1930) 467-507中提到的改進(jìn)。圖2示出了該模 型.本質(zhì)上，Broemser模型又被稱為三元素Windkessel模型，它是 在二元素Windkessel模型的基礎(chǔ)上添加了第三個(gè)元素(以阻力R0 表示)來模擬由主動(dòng)脈瓣或肺動(dòng)脈瓣引起的對血液流體的阻力。當(dāng) (1) R0-0;以及(2)在舒張期，當(dāng)Q(t)-0以及dQ(t)/dt-0時(shí)，在兩 者之一的情況下，Broemser模型就可簡化成基本的二元素 Windkessel模型，也已經(jīng)提出和分析了有關(guān)三個(gè)以上元素的 Windkessel模型?；诿}搏輪廓法(PCM)的系統(tǒng)能夠或多或少連續(xù)性地監(jiān) 測C0值，并且不需要在患者體內(nèi)放置導(dǎo)管。實(shí)際上，在一些PCM系
統(tǒng)操作當(dāng)中，只需要使用手指套來測量血壓值，但是PCM的一個(gè)缺 點(diǎn)是，它和非常簡易的由其得到的三參數(shù)模型一樣，都不太準(zhǔn)確。 總的來說，需要一種更高級別的模型來解釋其他的現(xiàn)象，諸如由于 由例如動(dòng)脈支流造成的多阻抗不匹配而形成的復(fù)雜的壓力波模式。 因此，根據(jù)復(fù)雜程度的不同，已經(jīng)提出其他的改進(jìn)方法。例如美國專利No. 6, 758, 822中由Salvatore公開的 "Method and Apparatus for Measuring Cardiac Output"指出了 一種不同的嘗試方法來改進(jìn)PCM技術(shù)。該嘗試方法是把侵入性的或 非侵入性的SV估算成整個(gè)壓力曲線下的面積和阻抗的多個(gè)分量的線 性組合的比例函數(shù)。在試圖解釋壓力反射問題時(shí)，Romano系統(tǒng)不僅 依靠壓力函數(shù)的固有噪聲微分的準(zhǔn)確估算，而且還依賴于一系列根 據(jù)經(jīng)驗(yàn)確定的對平均壓力值的數(shù)值調(diào)整.如眾所周知的那樣，當(dāng)任何系統(tǒng)受到能量、力等的沖擊 時(shí)，任何系統(tǒng)的脈沖響應(yīng)是描述系統(tǒng)(在實(shí)際或理論模型中)工作 機(jī)理的函數(shù)。Cohen法的步驟之一涉及到在每個(gè)心動(dòng)周期開始之前建 立脈沖序列x(k)，且x(k)和"動(dòng)脈脈壓"具有相同的面積.Cohen 法的第二個(gè)實(shí)施例也涉及到在每個(gè)心動(dòng)周期開始之前建立脈沖序列
x(k)，且這些脈沖具有相同的面積，但其獨(dú)立于相應(yīng)的動(dòng)脈脈壓波
形的面積。然后將x(k)和y(j)的值用于巻積計(jì)算中，該計(jì)算為心血
管系統(tǒng)建立模型，由此得到
<formula>formula see original document page 11</formula> (等式3)
其中e(t)是殘差項(xiàng)，以及m和n限定模型中的項(xiàng)數(shù)。然后確定優(yōu)化該等式的系數(shù)集合(a!， bi}，例如在x(k)和y(j)的60-90秒的 間隔內(nèi)以及通過使用最小二乘法優(yōu)化來最小化殘差項(xiàng)e(t),給定ai和b"接著Cohen得出單一的脈沖響應(yīng)函數(shù)h(t); 這個(gè)函數(shù)覆蓋了整個(gè)多循環(huán)測量間隔。很久以前已經(jīng)眾所周知的 是，心臟的脈沖響應(yīng)函數(shù)通常采用一階指數(shù)衰變函數(shù)的近似形式， 在大約1.5-2.0秒的初始"設(shè)定"時(shí)間之后，其后壓力反射效應(yīng)大 部分消失，接著Cohen由下式逼近h(t):
h(t)=AeTD+w(t) 、
i (等式4)
接下來參數(shù)A (假定的振幅)和T D (時(shí)間常數(shù))由殘余加權(quán)函數(shù) w(t)的最小值來估算。
〖0019]然后Cohen例如利用一些變形公式來計(jì)算CO: CO-AC*ABPAcD (等式5)
其中AC是比例常數(shù)，以及ABP是通常為平均動(dòng)脈血壓的"動(dòng)脈 血壓"。使用獨(dú)立校準(zhǔn)能夠確定比例因子AC,且比例因子AC將是動(dòng) 脈順應(yīng)性值C或至少與動(dòng)脈順應(yīng)性值C相關(guān)聯(lián)。這是因?yàn)槿缫阎?那樣
CO = M4P/i (等式6) 其中MAP是平均動(dòng)脈壓，在大部分情況下MAP和Cohen的項(xiàng)ABP 相同。如果AOC，因?yàn)門。-R'C，因此等式5轉(zhuǎn)變成等式6，由Cohen公開的方法的一個(gè)缺點(diǎn)是其需要確定比例因子 即校準(zhǔn)因子AC,或等價(jià)地確定C。因此，CO測量值的精確與否緊密 取決于校準(zhǔn)或順應(yīng)性計(jì)算的精確度。Cohen方法的另外一個(gè)缺點(diǎn)是使 用的遞推公式(等式3)假設(shè)輸入量為常數(shù)，因此就不能確定適當(dāng)?shù)?直流偏移量。這樣反過來，導(dǎo)致更大程度地依賴于AC (或C)值確 定的精確度。 Cohen方法還有另 一個(gè)缺點(diǎn)就是它確實(shí)忽略了許多包含 于壓力波形圖中的信息。當(dāng)建立脈沖函數(shù)時(shí)，Cohen方法的一個(gè)實(shí)施 例僅僅用到了每個(gè)波形的單一特性，即面積.在Cohen方法的第二 個(gè)實(shí)施例中，它忽略了包含于脈沖壓力波形中的所有信息。Cohen通
過一次評價(jià)多個(gè)波形的方法來部分地彌補(bǔ)這一缺點(diǎn)。例如Cohen的 優(yōu)選實(shí)施例通過分析"單一 ABP信號的長時(shí)間尺度變化"來監(jiān)測CO 值，并且"通過分析60-90秒的長時(shí)間間隔"來確定TD. Cohen顯 著簡化輸入信號X(t)造成的另一后果是需要復(fù)雜的傳遞函數(shù)模型 (見等式3)，該模型涉及多個(gè)零點(diǎn)，多個(gè)極點(diǎn)，和由此的設(shè)計(jì)和計(jì) 算復(fù)雜性。需要一種系統(tǒng)和操作方法來估測CO值，或者需要能由 C0值推出或使用C0值的任何參數(shù)，這些參數(shù)是穩(wěn)定的以及精確的， 并且對校準(zhǔn)錯(cuò)誤也不那么敏感。本發(fā)明滿足了這些要求，并且它確 實(shí)提供了一種有優(yōu)勢的方法和系統(tǒng)來估算甚至其他的心血管參數(shù)。
發(fā)明內(nèi)容
本發(fā)明為確定如心臟輸出量(CO)，血流量，搏出量，或 可從任何的以上參數(shù)推出的值的心血管參數(shù)提供一種處理系統(tǒng)和一 種操作其的相關(guān)方法.在至少一個(gè)當(dāng)前壓力周期內(nèi)，將與動(dòng)脈血壓 相對應(yīng)的當(dāng)前壓力波形數(shù)據(jù)集輸入到處理系統(tǒng)中；可以使用侵入性 和非侵入性的血壓測量設(shè)備。然后根據(jù)外周阻力值的函數(shù)來確定假 定的非脈沖式輸入流量波形的限定參數(shù)，該外周阻力值被確定用于 至少一個(gè)在前壓力周期，在當(dāng)前壓力波形數(shù)據(jù)中的至少一個(gè)形狀特 征值，或者兩者.例如，可以計(jì)算限定參數(shù)以便形成一種函數(shù)，該 函數(shù)當(dāng)根據(jù)心血管模型轉(zhuǎn)變時(shí)最接近地產(chǎn)生預(yù)定意義的當(dāng)前壓力波 形數(shù)據(jù)集，形狀特征值的多個(gè)例子之一是從心臟收縮開始到處于 或接近心臟收縮時(shí)刻的時(shí)間，其在本發(fā)明的一些實(shí)施例中與在這兩 個(gè)時(shí)刻的壓力差一起使用。如果流量-壓力心血管模型的模型參數(shù)沒 有給定，則還確定上述參數(shù)。這種模型的例子包括主動(dòng)脈的多元素 Windkessel模型的離散自回歸表示，在該情況下，模型參數(shù)是離散 自回歸表示的系數(shù)。然后根據(jù)確定的模型參數(shù)的函數(shù)計(jì)算心血管參 數(shù)的估測值。假定的輸入流量波形有利地是一系列假定的輸入波形分 量。這種波形分量的例子包括方波、鋸齒波、多項(xiàng)式、分段線性函 數(shù)、 一個(gè)或多個(gè)貝塞爾曲線、 一個(gè)或多個(gè)正弦分量曲線等.在本發(fā)明的一個(gè)實(shí)施例中，其中輸入流量波形分量是根 據(jù)外周阻力值的函數(shù)來確定的，舒張期時(shí)間常數(shù)是由采樣率和模型 反饋參數(shù)的函數(shù)的乘積來估算的，且在該采樣率下推出壓力波形數(shù) 據(jù)集；動(dòng)脈順應(yīng)性值是根據(jù)舒張期時(shí)間常數(shù)和外周阻力值的比值來 估算的；收縮時(shí)間常數(shù)是由當(dāng)前壓力波形數(shù)據(jù)集中的選定點(diǎn)估算 的；主動(dòng)脈特性阻力值是根據(jù)收縮期時(shí)間常數(shù)和動(dòng)脈順應(yīng)性值的比 值來進(jìn)行計(jì)算的，以及設(shè)定當(dāng)前壓力周期的分量波形的振幅為與至 少一個(gè)主動(dòng)脈特性阻力值的函數(shù)的平方成反比。在這個(gè)實(shí)施例的特定形式中，計(jì)算多個(gè)主動(dòng)脈特性阻力 值的平均值，其將包括至少一個(gè)在前一周期估測的主動(dòng)脈特性阻力 值，并且設(shè)定當(dāng)前壓力周期的分量波形的振幅為與所述平均值和校 準(zhǔn)常數(shù)和可選的動(dòng)脈順應(yīng)性值的乘積的平方成反比.在輸入波形分 量由振幅和持續(xù)時(shí)間來主要表征的情況下，可以類似地設(shè)定當(dāng)前壓
力周期的分量波形的振幅為與當(dāng)前壓力波形數(shù)據(jù)集的峰-峰值成比 例，并且與諸如多個(gè)先前估測的外周阻力值的平均值的當(dāng)前外周阻 力值的函數(shù)成反比?？蛇x地可以利用校準(zhǔn)常數(shù)對振幅進(jìn)行定標(biāo)。在一個(gè)實(shí)施例中，心臟流量是根據(jù)假定的輸入流量波形 的函數(shù)來估測的。然后可以通過在至少一個(gè)壓力周期內(nèi)對假定的輸 入流量波形進(jìn)行積分來估算心臟搏出量。在羊一的優(yōu)化中，模型參 數(shù)可獨(dú)立確定，或獨(dú)立于當(dāng)前壓力波形數(shù)據(jù)集被預(yù)先確定或計(jì)算， 或與假定的輸入流量波形的限定參數(shù)同時(shí)被計(jì)算。
圖1示出二元素Windkessel模型，它通常用作脈沖輪廓 法的基礎(chǔ)用來估算心臟輸出量；圖2示出Broemser模型，其也被稱為三元素Windkessel
模型；圖3為心臟連續(xù)跳動(dòng)兩次期間的復(fù)雜血壓曲線的示例；
圖4示出圖3中壓力波形的離散時(shí)間表示；
圖5示出在動(dòng)脈系統(tǒng)中，流量和壓力的轉(zhuǎn)換關(guān)系；
圖6示出輸入流量信號(波形)是如何被逼近為由感知的 壓力波產(chǎn)生的一系列輸入信號分量；圖7示出在本發(fā)明的一個(gè)實(shí)施例中用到的交換式的三元 素Windkessel模型；圖8示出如何從當(dāng)前壓力波形中獲得特定值以便用于利 用圖7所示的實(shí)施例進(jìn)行的C0估算中；圖9為示出根據(jù)本發(fā)明的系統(tǒng)的主要部件的框圖。
具體實(shí)施例方式廣義的來說，本發(fā)明涉及一種新潁的脈搏輪廓法和用于 從外周血壓連續(xù)測定心臟輸出量(或任何可以由心臟輸出量估測值 推得的數(shù)值)的新穎系統(tǒng).總體上來說，本發(fā)明提出假定的非脈沖 式輸入流量波形，且該波形的限定參數(shù)中的至少 一個(gè)是輸入壓力波 形數(shù)據(jù)集中的至少一個(gè)值的函數(shù)，然后在系統(tǒng)識別程序中使用其來 確定輸入流量與輸出壓力的關(guān)系模型的參數(shù)。然后使用表征該關(guān)系 的參數(shù)來計(jì)算所關(guān)注的心血管參數(shù)的估測值。下面描述的本發(fā)明的主要示范性實(shí)施例使用自回歸算法 來計(jì)算動(dòng)脈順應(yīng)性值和外周阻力值，然后本發(fā)明還將這些數(shù)值應(yīng)用 到模型。接下來的討論主要集中在本發(fā)明的優(yōu)選實(shí)施例上，因?yàn)檫@ 樣做也能將本發(fā)明的主要應(yīng)用方面描述清楚，但還是對多種替換形 式進(jìn)行了描述。使用本發(fā)明對各種類型的對象(不論是人類還是動(dòng)物) 都有好處。因?yàn)楸景l(fā)明考慮到了它的應(yīng)用主要集中在診斷設(shè)置中的 人類，所以下述的本發(fā)明主要應(yīng)用于患者身上。但是這僅是作為實(shí) 例，術(shù)語"患者"應(yīng)該涵蓋所有對象，包括各種對象，包括人類和 動(dòng)物，而和設(shè)置無關(guān)。由于本發(fā)明在臨床上有重要的應(yīng)用，預(yù)期本發(fā)明的主要 應(yīng)用是根據(jù)系統(tǒng)動(dòng)脈血壓的測量生成心臟輸出量(CO)估測值作為最 終結(jié)果，或者作為用于計(jì)算與CO相關(guān)的值的中間結(jié)果。另外，在其 他地方也可以使用血壓測量，例如在右側(cè)肺動(dòng)脈中，盡管這樣的位 置可能需要侵入到心臟內(nèi)測量。此外，本發(fā)明的另一實(shí)施例描述如 下，其中關(guān)注的該(或另一個(gè))心血管值是流量或搏出量，在這種情 況下，根本沒有必要計(jì)算出CO估測值，或?qū)O值進(jìn)行單獨(dú)計(jì)算。根據(jù)本發(fā)明的一個(gè)實(shí)施例的系統(tǒng)執(zhí)行三個(gè)主要步驟1)
它產(chǎn)生假定的輸入波形，這個(gè)假定波形包括一 系列的假定的輸入波 形分量，而且其還非常近似于心臟連續(xù)跳動(dòng)產(chǎn)生的血液流量信號， 該流量信號優(yōu)選是以獲取的動(dòng)脈血壓信號以及過去估測的動(dòng)脈順應(yīng)
性值和外周阻力值為基礎(chǔ)的；2)它利用所產(chǎn)生的假定的輸入波形和 獲取的外周動(dòng)脈搏壓信號來利用關(guān)于流量/壓力系統(tǒng)的模型的系統(tǒng) 識別法估測動(dòng)脈順應(yīng)性和外周阻力；以及3)它利用估測的動(dòng)脈順應(yīng) 性值和外周阻力值來產(chǎn)生下一時(shí)間間隔的假定的輸入波形分量并計(jì) 算C0的估測值。這樣可以基于回歸系統(tǒng)識別法來連續(xù)估測動(dòng)脈順應(yīng)性值 和外周阻力值，其中使用當(dāng)前計(jì)算的值來估測下一時(shí)間間隔的血流 量。在開始的第一時(shí)間間隔，需要假定合理的初始值.在下一時(shí)間 間隔期間，本發(fā)明的該實(shí)施例主要體現(xiàn)在動(dòng)脈順應(yīng)性和外周阻力的 適當(dāng)?shù)钠骄?本發(fā)明能夠由外部血壓波形來進(jìn)行連續(xù)的C0監(jiān)測。
壓力波形圖3示出在單一心臟循環(huán)下獲取的動(dòng)脈壓力的波形P(t)
的例子，在此該循環(huán)為從在時(shí)間td"。時(shí)的舒張壓點(diǎn)Pdi,通過U，時(shí)刻 的收縮壓Psy,到達(dá)時(shí)刻tdi,l，在該時(shí)刻血壓再次達(dá)到P"a,根據(jù)本發(fā)明，P(t)或任何與P(t)成比例的信號都可在動(dòng) 脈樹的任何點(diǎn)處進(jìn)行侵入性或非侵入性的測量.如果使用侵入的儀 器特別是導(dǎo)管安裝式壓力傳感器，那么任何動(dòng)脈都可以作為測量 點(diǎn)。非侵入轉(zhuǎn)換器的安裝位置通常是由儀器本身決定的，如手指套， 上臂壓力套，以及耳垂夾等的安裝位置應(yīng)當(dāng)是明顯的。不論什么儀 器，它最終都能產(chǎn)生或?qū)е庐a(chǎn)生與P(t)相對應(yīng)的電信號，例如這 個(gè)電信號與P(t)相等或恰好成比例。可以使用任何其他與血壓成比例的輸入信號而不是直接 測量動(dòng)脈血壓.在以下所述的計(jì)算中，接著在幾個(gè)點(diǎn)中的任何一個(gè) 或所有處進(jìn)行任何所需的定標(biāo)或轉(zhuǎn)化.例如如果使用除動(dòng)脈血壓 本身以外的一些信號作為輸入，那么在以下所述的計(jì)算中使用其值 之前，可以將其校準(zhǔn)成血壓.簡而言之，本發(fā)明在一些情況下可以 利用不同的輸入信號而不是動(dòng)脈血壓的直接測量的亊實(shí)并沒有限制 它生成精確的CO估測值的能力。本發(fā)明的唯一要求是在關(guān)注的時(shí)間
間隔內(nèi)(包括連續(xù)地)與患者的血壓之間至少具有已知的關(guān)系(例 如成比例)或者相等的信號或數(shù)據(jù)集必須被輸入到處理系統(tǒng)(見下 述)中，該處理系統(tǒng)能夠執(zhí)行下文所述的信號調(diào)節(jié)和各種計(jì)算。如眾所周知的那樣，以及如圖4所示的那樣，可以利用 任何標(biāo)準(zhǔn)的模數(shù)轉(zhuǎn)換器(ADC )和取樣周期t,將模擬信號如P (t)數(shù)字 化成一序列的數(shù)字值。換句話講，使用已知的方法和電路可將P(t) (""~)轉(zhuǎn)換成數(shù)字形式P(k)， k-O， n-l，其中t。，"分別是計(jì) 算間隔的起始和終止時(shí)間，以及n是計(jì)算式中包括的P(t)的通常平 均分配在計(jì)算間隔內(nèi)的取樣數(shù)。
二元素Windlcessel實(shí)施例如上所述，本發(fā)明采用了關(guān)于流量/壓力系統(tǒng)的模型的 系統(tǒng)識別方法。因?yàn)槭褂貌煌琖indkessel模型的本發(fā)明的原型已經(jīng) 被成功地測試，所以對本發(fā)明的描述主要集中在使用基于不同形式 的Windkessel模型的系統(tǒng)識別技術(shù)的本發(fā)明的實(shí)施例上。但是根據(jù) 本發(fā)明的一般方法可應(yīng)用于執(zhí)行多種不同的系統(tǒng)，用來還利用其它 模型(包括較高級別的模型)估測C0。主要的要求是這個(gè)模型能夠 被簡化成帶有參數(shù)的離散傳遞函數(shù)，這些參數(shù)能通過與下述輸入信 號模型的遞歸比較而確定.本發(fā)明的第一實(shí)施例基于動(dòng)脈系統(tǒng)的簡單二元素電阻-電容電模擬模型，也就是，圖l所示的簡單二元素Windkessel模型。 應(yīng)該注意的是在這個(gè)模型中，電容器C代表動(dòng)脈順應(yīng)性，以及電阻 器R代表外周阻力。血液流量由電流Q(t)建立模型，以及血壓P(t) 由跨越電阻器R的電壓建立模型。為了進(jìn)行數(shù)值計(jì)算和由外周動(dòng)脈脈壓P(t)估測血流量 Q(t)(和隨后的CO)，模型參數(shù)C和R的值必須是已知的。本發(fā)明 基于參數(shù)自回歸遞推法同時(shí)估測模型參數(shù)和輸入流量Q(t).圖1所示模型具有如下的在s域中的傳遞函數(shù)T(s)(從 流量至壓力)<formula>formula see original document page 17</formula>(等式7)因?yàn)樵跀?shù)字處理系統(tǒng)中的計(jì)算是在數(shù)字化的血壓信號上
(也就是P(k)上，而不是直接在P(t)上)進(jìn)行的，因此該模型一定 要轉(zhuǎn)化成數(shù)字域(Z域).為了將模型從連續(xù)的時(shí)間轉(zhuǎn)換成離散的時(shí) 間，4吏用下面的逼近
(等式8)
其中ts為取樣間隔。將等式8代入到等式7中得到下面的離散時(shí)間傳遞函
數(shù)
卿-^
f盧
1
、G"
(等式9)
其中t=RC。等式9的傳遞函數(shù)可由具有下述形式的一階自回歸模型 (AR模型)逼近
1+" (等式io)
這樣系數(shù)b代表前饋或直流增益因子，并且系數(shù)a代表反饋增益 因子。注意這個(gè)傳遞函數(shù)模型是非常簡單的，它只有單一極 點(diǎn)，沒有零點(diǎn)并且與"真實(shí)"的Windkessel模型相對應(yīng)。盡管本發(fā) 明的方法并不限于這種單一極點(diǎn)、無零點(diǎn)傳遞函數(shù)模型，但這說明 使用發(fā)明如此簡化是可行的，而且精確度并不低于Cohen法得到的 精確度，還有可能更好。本發(fā)明者猜測這是因?yàn)樵诒景l(fā)明中使用的 輸入模型結(jié)合了有關(guān)恰好在其區(qū)域的壓力波形的每一周期的更多信 息。在等式10中的模型系數(shù)a和b可以使用已知的參數(shù)系統(tǒng) 識別法來估算。然而，為了使用系統(tǒng)識別法，系統(tǒng)的輸入信號和輸 出信號必須是已知的。給出如等式10的系統(tǒng)傳遞函數(shù)和函數(shù)參數(shù)的 第n個(gè)估算值(如系數(shù)a和b)，則系統(tǒng)識別程序通常由輸入信號產(chǎn) 生輸出信號(包括波形)，然后將該輸出信號與實(shí)際觀察到的輸出信號相比較，或直接計(jì)算(如果函數(shù)足夠簡單)或更通常地迭代調(diào) 整系數(shù)直到所生成的和觀察到的輸出信號之間的差在某些定量的意 義上為最小值為止。換句話講，這些程序計(jì)算出函數(shù)參數(shù)的值，這 些參數(shù)值在任何已知的意義上給出生成的和觀察到的輸出之間的
"最佳"匹配。提供該最佳匹配的系數(shù)值被采用作為第n+l個(gè)估測 值。因此在圖5中波形50表示離散的流量(輸入)信號Q(k)，波形 54表示所得到的離散壓力(輸出)信號POO，以及模塊52表示與 這兩個(gè)信號相關(guān)的傳遞函數(shù)。但是優(yōu)選避免使用壓力和流量轉(zhuǎn)換器。在沒有實(shí)際了解 流量的情況下，僅假定輸出(血壓信號)可用于該系統(tǒng)，且系統(tǒng)的 輸入(血流量)是未知的.由于上述原因，不是使用實(shí)際測量到的血液流量信號作 為系統(tǒng)的輸入，而是本發(fā)明產(chǎn)生被假定為緊密逼近它的一系列假定 的輸入波形分量Q(i)，并且每一個(gè)假定的輸入波形分量的時(shí)間限制 和感測到的血壓波形的已知點(diǎn)相關(guān)。如圖所示假定的輸入波形分量 的構(gòu)建過程中的兩個(gè)關(guān)鍵參數(shù)是其持續(xù)時(shí)間(寬度)和其振幅(高 度)。注意假定的輸入波形分量不必要為非脈沖式；換句話說，每 一個(gè)假定的輸入波形分量由至少兩個(gè)參數(shù)來限定，諸如振幅和時(shí) 寬。其他的參數(shù)可包括形狀特性(例如方波，諸如鋸齒波的三角波 等)；傅立葉分量集的每一個(gè)的振幅和頻率；m階多項(xiàng)式的m+l個(gè)系 數(shù)；n個(gè)貝塞爾曲線集合的sx"個(gè)參數(shù)；分段線性逼近函數(shù)的各段的 終點(diǎn)(或恰好是終點(diǎn)的x坐標(biāo)或y坐標(biāo))等，參見圖6。在本發(fā)明的優(yōu)選的二元素形式中，每一個(gè)當(dāng) 前假定的輸入波形分量的持續(xù)時(shí)間設(shè)定為等于在當(dāng)前的搏動(dòng)中收縮 期開始(也就是在或接近舒張期P仏)和壓力波形的峰值位置(也就 是在或接近收縮期P8y,)之間的時(shí)間間隔。所以，在圖6中三個(gè)假定 的輸入波形分量Q(l)、 Q(2)和Q(3)在時(shí)間上分別從時(shí)間dl、 d2、 dl 延伸到時(shí)間pl、 p2、 p3。根據(jù)等式7，流量Q(t)的振幅借助R的增益因子與動(dòng)脈 脈壓相關(guān)聯(lián)；因此，假定的輸入波形的振幅Qmax(t)通過用動(dòng)脈脈壓 信號Pmax(t)的峰峰值乘以1/R來最佳地估測 及 (等式u)本發(fā)明使用了參數(shù)系統(tǒng)識別法來估測外周阻力R值，在 這個(gè)方法中，使用任何已知的技術(shù)諸如最小均方回歸法來估測等式 lO中的系數(shù)a和b.如眾所周知的那樣，這些程序工作中的方法就 是測量觀測到的輸出(壓力)波形和將具有給定的參數(shù)(系數(shù)a和b) 的傳遞函數(shù)應(yīng)用到假定的輸入波形(Q(i))而產(chǎn)生的輸出(壓力) 波形的區(qū)別。然后根據(jù)一些度量(例如最小二乘法)，該程序迭代 地(通常)調(diào)整這些系數(shù)直到達(dá)到"最佳"擬合為止，被識別的系統(tǒng)的輸入和輸出分別是該系列假定的輸入波 形分量Q(i)(其被認(rèn)為是流量信號Q(t)的逼近)和所測量的動(dòng)脈脈 壓P(t)(或更確切地說是其表示P(k))。 一旦估測了系數(shù)a和b， 那么本發(fā)明就能夠按照下述計(jì)算血管阻力
(等式12)
其中時(shí)間常數(shù)T用下面的等式估算
1 —o 5
(等式13)因?yàn)樾呐K每次跳動(dòng)的外周阻力值是緩慢變化的；所以在 整個(gè)測量間隔內(nèi)例如15或30秒內(nèi)通常選取單個(gè)R值就足夠了.本 發(fā)明使用回歸法連續(xù)估測R值用當(dāng)前計(jì)算的R值估測下一時(shí)間間 隔的一系列假定的輸入波形分量Q( i )的每一假定的輸入波形分量Q (i, k)，等等.然后將該系列假定的輸入波形分量Q(i)用作系統(tǒng) 識別程序的輸入，其估算傳遞函數(shù)的新系數(shù)a和b并且從而計(jì)算出 新的R值。對第一個(gè)也就是初始的時(shí)間間隔而言，可給R設(shè)定任何 合理的初始值，并且可基于R的已知特性進(jìn)行選擇，其用眾所周知 的實(shí)驗(yàn)法或以任何其他已知的方法來確定。經(jīng)過隨后的時(shí)間間隔， 這個(gè)方法集中于得到合適的R值。從現(xiàn)實(shí)的角度來考慮，為了減少R 值的任何變動(dòng)引起的不良后果和確保穩(wěn)定性，在最后的時(shí)間間隔內(nèi) 可用R的平均值，而不是使用前一R值.因此，對于第n個(gè)假定輸 入波形，每一波形分量Q(n, k)的振幅的估測如下
1 (等式14)
其中kr是反映不精確度和假定的一階AR模型與真正動(dòng)脈系統(tǒng)的 偏差的常數(shù).因此，在每次迭代時(shí)，本發(fā)明利用N個(gè)以前R值的平均 值來計(jì)算每個(gè)假定的輸入波形分量的Q,"(i， k)。于是，產(chǎn)生具有相 應(yīng)振幅的分量Q,(i, k)的該系列假定的輸入波形分量Q(i)。接著例 如通過使用應(yīng)用于等式IO所描述的模型的最小均方系統(tǒng)識別法將該 系列假定的輸入波形分量用于估測當(dāng)前的R值。于是CO值可以利用 眾所周知的公式計(jì)算得出
CO = M4iVi (等式15)
其中MAP是平均動(dòng)脈壓，以及R是當(dāng)前的外周阻力值。用任何已 知的方法都能計(jì)算出MAP值。例如在一個(gè)或多個(gè)心動(dòng)周期內(nèi)(也就 是在一個(gè)或多個(gè)波谷-波谷內(nèi)或在離散壓力波形P (k)的其他時(shí)間段 內(nèi))計(jì)算P(k)的平均值。應(yīng)該注意的是，利用這項(xiàng)發(fā)明來計(jì)算CO值不需要直接測 量模型輸入信號也就是流量和不需要確定順應(yīng)性值C.更確切地說， 使用假定的輸入信號，且C隱含于時(shí)間常數(shù)T中，而T本身又隱含 于遞歸的估測模型系數(shù)a和b中.如圖6所示，每個(gè)假定的輸入波形分量Q(i)是簡單的方 波。這具有簡化計(jì)算的優(yōu)勢，且方波在測試中被證明是恰當(dāng)?shù)?。?且，甚至該方波假定的輸入波形分量包含的信息不僅與心臟收縮開 始的任何時(shí)刻值和當(dāng)前波形的壓力峰值有關(guān)，而且還與以前的R值 有關(guān)；因此，與Cohen法相比，本發(fā)明的假定的輸入波形分量能解 碼更多的信息，并且這樣可依賴于不太復(fù)雜(如果需要的話，甚至 單一極點(diǎn))的傳遞函數(shù)模型.然而，對本發(fā)明而言，方波輸入信號并不是必需的。更 確切地說，可以使用接近于已知流量輪廓的其他假定的輸入波形分 量形狀，諸如圖5的框50粗略所示的。例如，鋸齒形假定的輸入波 形分量、完整的或半拋物線狀的、完整或半正弦波的、從已知流量形狀的傅立葉分析得到的復(fù)合正弦波形、多項(xiàng)式逼近等等可以與相
應(yīng)于從時(shí)間dl到時(shí)間pl的時(shí)間間隔的部分流量波形之下的面積更 好地匹配。如果使用了這樣的其他假定的輸入波形分量，那么尤其 在數(shù)字分析和時(shí)間序列參數(shù)識別法的設(shè)計(jì)方面有知識背景的那些有 技能的程序員將會(huì)知道怎樣相應(yīng)地調(diào)整各種優(yōu)化算法，例如通過包 括例如與流量的逼近函數(shù)分量的形狀或數(shù)量有關(guān)的附加參數(shù)。在一個(gè)以上的壓力周期內(nèi)，還可以使用輸入壓力波形數(shù) 據(jù)集的數(shù)據(jù)來執(zhí)行這里描述的計(jì)算，并且，例如還可以一次確定一 個(gè)以上的假定的輸入波形分量。而且，每個(gè)假定的輸入波形分量也 能被確定為使得該分量比圖6所示的"寬"，也就是說，其不必在 或接近收縮期P,y，的時(shí)刻結(jié)束，而可能甚至延長更長，甚至在每一個(gè) 完整周期內(nèi).
三元素Windfcessel實(shí)施例該方法的第二形式基于如圖2所示的動(dòng)脈系統(tǒng)的三元素 模擬模型。如上所述，這個(gè)模型的三個(gè)元素代表動(dòng)脈系統(tǒng)的三個(gè)基 本特性RO-主動(dòng)脈的特性阻力；C-血管的順應(yīng)性；以及R-外周阻力. 然而，如圖7所示，在本發(fā)明的該實(shí)施例中所使用的動(dòng)脈系統(tǒng)模型 也包括單一極點(diǎn)，雙置開關(guān)SW,該雙置開關(guān)串聯(lián)在電阻R0以及并聯(lián) 連接的電容器C和電阻R之間.當(dāng)開關(guān)在第一位置(標(biāo)記為1)時(shí)， 通過電阻R0的電流(動(dòng)脈收縮流入量)Qs(t) (-Q(t))給電容器充 電。當(dāng)開關(guān)置于第二位置時(shí)，電容器C通過電阻R放出電流(心臟 舒張輸出量)Qd(t).正如在上述的二元素Windkessel模型中的那樣，為了從 動(dòng)脈博壓計(jì)算輸入流量，首先需要直接或暗含地估測出模型參數(shù) R0， C和R的值.如Wesseling所做的那樣，在本發(fā)明的該實(shí)施例中 建立于如下的假設(shè)在收縮期(開關(guān)SW置于位置1)期間動(dòng)脈收縮 流入量(Qs)主要是由時(shí)間常數(shù)T,-RO'C決定的外周阻力R值并不 是收縮輸入流量的主要決定因素。在舒張期(開關(guān)SW置于位置2 ) 期間，輸入流分散在外周。舒張輸出值Qa和壓力衰減值基本由時(shí)間 常數(shù)T產(chǎn)R'C決定。順應(yīng)性C是在兩個(gè)時(shí)間常數(shù)中的共同參數(shù).這個(gè) 假設(shè)是合理的，因?yàn)樗从沉苏鎸?shí)的血管生理參數(shù)在收縮期，心 室將血液注入順應(yīng)的主動(dòng)脈中.在心臟收縮期儲(chǔ)藏血液。而在舒張
期，彈性反沖，外周血管溢出血液，為了估測模型參數(shù)RO， C和R,
利用了如下方法在本發(fā)明的該方面中，在使用如圖1所示的模型中，首 先要估測的參數(shù)值是外周阻力值R和系統(tǒng)時(shí)間常數(shù)T，并且執(zhí)行上 文描迷的回歸系統(tǒng)識別程序(等式12和13)。從系統(tǒng)識別的角度看， 程序的執(zhí)行是可能的，因?yàn)镽 . C的影響效果要比R0 . C的影響效果
大很多。這也就意味著，在舒張期的時(shí)間常數(shù)Td要比在收縮期的時(shí)
間常數(shù)Ts大很多.因此，系統(tǒng)識別估測的結(jié)果將主要反映R， C和使 用系統(tǒng)識別估測的時(shí)間常數(shù)T的作用，且等式13實(shí)際上就是舒張期 的時(shí)間常數(shù)Td:
1_"" (等式16)在這種情況下，外周阻力是:
(等式17)利用前文所述的相似方法就能產(chǎn)生系統(tǒng)識別所需要的一 系列假定的輸入波形分量將每一個(gè)假定的輸入波形分量QU， k) 定位于血壓波形收縮期的開始處，且其寬度被設(shè)定為等于在當(dāng)前搏 動(dòng)中收縮期開始和壓力波形的峰值位置之間(圖6中的點(diǎn)di和點(diǎn)pi 之間)的時(shí)間間隔，當(dāng)開關(guān)SW在位置1時(shí)(圖7)，分量的高度(振 幅)是由三元素的電路模型來限定的
(加C) (等式18)本發(fā)明利用下面的方法來估測R0: 首先，利用等式16和17來估測順應(yīng)性C:
* (等式19)
然后計(jì)算R0:
—5 (等式20)如圖8所示，通過在動(dòng)脈脈壓波形的上升沿選擇兩點(diǎn)(如 分別在舒張程度的30%和70%處)來估測收縮期的時(shí)間常數(shù)^，然后 利用任何已知的優(yōu)化程序來最小化下述函數(shù)
<formula>formula see original document page 24</formula>(等式21)然后如前述也就是如等式15那樣來計(jì)算心臟輸出量
<formula>formula see original document page 24</formula>校準(zhǔn)上述的本發(fā)明的兩個(gè)實(shí)施例最后都在等式14和22中假 定了 L常數(shù)的確定。該常數(shù)為校準(zhǔn)常數(shù)，它反映不準(zhǔn)確度和由于動(dòng) 脈系統(tǒng)的推測的一階AR模型造成的偏差.例如，用C0值可估測校準(zhǔn)常數(shù)kr， CO值是通過彈丸注 射法或任何其他的"金本位(gold standard)"法來測得。在這種 情形下，在紀(jì)錄的開始對當(dāng)前的對象/患者進(jìn)行一次校正，且這次校 正可在之后很長的一段時(shí)間內(nèi)有效。本發(fā)明的上述實(shí)施例被稱為"有 校準(zhǔn)(with-cal)"實(shí)施例，因?yàn)檫@些實(shí)施例具有通過外部校正得 到的kr值.利用本發(fā)明的實(shí)驗(yàn)結(jié)果和臨床研究顯示該算法的"有校 準(zhǔn)"形式提供了高精度，并且將會(huì)成為測量心臟輸出量值的非常好 的趨勢。由于等式14和22示出校準(zhǔn)常數(shù)kr在遞歸范圍內(nèi)，因此， 反饋影響著校準(zhǔn)常數(shù)kr值，在反饋回路中在遞規(guī)式和在取平均中進(jìn)
行校正的事實(shí)使校準(zhǔn)常數(shù)kr的估測對誤差不太敏感，事實(shí)上，發(fā)明
人已經(jīng)靠試驗(yàn)證明估測CO值產(chǎn)生的誤差和L的誤差的平方根成比
例。例如，如果估測的kr和實(shí)際的kr偏離30%，而這只能引起心臟
輸出量值5.5%的偏移，這就使本發(fā)明比單純的線性方法更適合用于 "有校準(zhǔn)"或"無校準(zhǔn)(no-cal)"模式。在此"無校準(zhǔn)"模式正如其名字所暗示的，僅僅是本發(fā) 明的操作模式，其中根本不提供kr的靠經(jīng)驗(yàn)確定的病人特征值。這 樣就不需要外部校正。在這些情形下，可從單一到整體來設(shè)定校準(zhǔn) 常數(shù)kr，或其可設(shè)定為靠試驗(yàn)預(yù)定的值，例如，對象的群體表示， 或者當(dāng)前對象/患者的以一些方式(諸如，關(guān)于年齡、重量、性別、 病狀等)表示的對象群體。本發(fā)明的另外一個(gè)優(yōu)勢就是依賴平方根誤差的好處是 能夠使用適于研究的整個(gè)群體的平均校準(zhǔn)常數(shù)，例如，在測試過程 中，發(fā)明人可使用值為1.4的校準(zhǔn)常數(shù)kr，并還能使8M的患者的番 流偏移(偏差)誤差在30%以下.而且發(fā)明人還提出了使用無侵入的 方法，諸如心電圖和生物阻抗來估測校準(zhǔn)常數(shù)k"即使在這樣的情 況下，本發(fā)明的遞歸特性使本發(fā)明比現(xiàn)有技術(shù)的體系更合適，因?yàn)?校準(zhǔn)常數(shù)的估測對任何誤差都不太敏感。
優(yōu)點(diǎn)本發(fā)明展示了與現(xiàn)有技術(shù)相比的許多優(yōu)點(diǎn)。 一些優(yōu)點(diǎn)上 文已經(jīng)提過，其他的優(yōu)點(diǎn)包括 a)高精度動(dòng)物試驗(yàn)結(jié)果，臨床放射試驗(yàn)結(jié)果和股 動(dòng)脈數(shù)據(jù)表明與具有竟?fàn)幜Φ脑O(shè)施相比本發(fā)明具有非常高的精確 度。 b)改進(jìn)趨勢動(dòng)物的橈值與股值的結(jié)果顯示例如 在血管舒張或血管收縮之后在外周阻力值中的變化在所估測的CO趨
勢中有良好的反映。 c)本發(fā)明可以"無校準(zhǔn)"模式使用，也就是說，不 用得到校準(zhǔn)常數(shù)kr的先驗(yàn)值。 d)在"無校準(zhǔn)"模式下，即使使用平均校準(zhǔn)常數(shù)(在 85%的案例中誤差在30%以內(nèi))本發(fā)明也能正常工作。然而，如果利 用第三個(gè)參數(shù)來估測校準(zhǔn)常數(shù)kr，那么本發(fā)明的"無校準(zhǔn)"模式的 精度就能夠得到改進(jìn)在一項(xiàng)以動(dòng)物為受試體的研究中，發(fā)明人能 夠顯示可利用血壓波形上升沿的坡度通過它們的校準(zhǔn)常數(shù)來對動(dòng)物
進(jìn)行分類。發(fā)明人提出這項(xiàng)技術(shù)也可應(yīng)用到人類身上.因此，可以 根據(jù)人群的如年齡，體重，性別等人體測量特性將每個(gè)患者群體的 校準(zhǔn)常數(shù)應(yīng)用到相應(yīng)的患者群體上。而且，也可應(yīng)用笫三種測量方
法來估測校準(zhǔn)常數(shù).該測量方法可基于不同的技術(shù)，諸如EKG (QRS -收縮開始間隔)和生物阻抗(容積-順應(yīng)性關(guān)系)。 e)根據(jù)本發(fā)明的方法在計(jì)算上要比其它現(xiàn)有的脈搏 輪廓法簡單。例如，沒有必要在血壓波形中探測重搏脈。重搏脈使 本發(fā)明更穩(wěn)定，并對誤差，噪音和運(yùn)動(dòng)偽影(artifact)不太敏感。 f)本發(fā)明能夠直接估測外部阻力R值，而不需要間 接的從衰變常數(shù)T來推算.在應(yīng)用領(lǐng)域，這是一種有用的性質(zhì)，利 用這個(gè)性質(zhì)而不是基于R值來估測心血管參數(shù)(除了 C0值之外). 實(shí)際上，因?yàn)镽具有它本身的臨床意義，所以在一些情況下上文所 述的有關(guān)R的估測是都需要的，
系統(tǒng)部件圖9顯示了系統(tǒng)的主要部件。這個(gè)系統(tǒng)用來實(shí)施上文所 述的方法，以便根據(jù)本發(fā)明感測壓力和計(jì)算CO。本發(fā)明可放置在現(xiàn) 有的患者監(jiān)視設(shè)備中，或其可被實(shí)施為專用監(jiān)視器.如上文所述， 可以用侵入和無侵入的方法或其中的任一種感測壓力信號或感測與 壓力成比例的其他的輸入信號。只因?yàn)闇y量動(dòng)脈血壓被認(rèn)為是這項(xiàng) 發(fā)明最主要的應(yīng)用，所以這個(gè)系統(tǒng)被認(rèn)為是測量動(dòng)脈血壓的系統(tǒng)， 與某些其他能轉(zhuǎn)換成壓力的輸入信號成對比.為了簡潔起見，圖9顯示了兩種壓力感測。在本發(fā)明的 多種實(shí)際應(yīng)用中，通常將實(shí)施一個(gè)或多個(gè)變型。在本發(fā)明的侵入性 應(yīng)用中，首先，將普通的壓力傳感器100安裝在導(dǎo)管110上，然后 將110插入動(dòng)脈管120內(nèi)，動(dòng)脈管120是人類或動(dòng)物身體的一部分 130內(nèi)的動(dòng)脈管.這樣的動(dòng)脈應(yīng)該是上升主動(dòng)脈或肺動(dòng)脈?；蛘邽榱?降低侵入程度，動(dòng)脈120應(yīng)該選取外周動(dòng)脈。例如股動(dòng)脈，橈動(dòng) 脈或肱動(dòng)脈。在本發(fā)明的無侵入應(yīng)用中，首先，在身體外部以任何 常規(guī)形式例如利用將手指套安裝在手指230上，或?qū)鞲衅靼惭b在 病人的腕部而安裝普通的壓力傳感器200例如光電容積血壓探針。 圖9示意顯示了這兩種類型。通過任何已知的連接器，將傳感器IOO， 200感測到的信 號作為輸入傳送到處理系統(tǒng)300。處理系統(tǒng)300包括一個(gè)或多個(gè)處理 器350以及其他支持硬件，諸如存儲(chǔ)器301和包含處理信號和執(zhí)行 碼的系統(tǒng)軟件(圖中沒有顯示)，使用改裝的，標(biāo)準(zhǔn)的，個(gè)人電腦 都能實(shí)現(xiàn)本發(fā)明或本發(fā)明能和較大的，專門的監(jiān)測系統(tǒng)相兼容。在 本發(fā)明中，處理系統(tǒng)300也可以包括或連接調(diào)節(jié)電路302。如果需要 的話，調(diào)節(jié)電路302的主要任務(wù)是對上述正常信號進(jìn)行處理如放大， 過濾，歸類等。接著通過常規(guī)的模數(shù)轉(zhuǎn)換器ADC 304,將已調(diào)節(jié)的感測 到的輸入壓力信號P(t)轉(zhuǎn)換成數(shù)字形式。模數(shù)轉(zhuǎn)換器ADC 304具有 或從時(shí)鐘電路305獲取時(shí)間參照。如良好理解的那樣，為了避免壓 力信號的混疊，要求ADC 304采樣率的選取要符合Nyquist (奈奎斯 特)標(biāo)準(zhǔn)。這個(gè)過程在數(shù)字信號處理技術(shù)中是非常著名的。自ADC304 的輸出是離散的壓力信號P(t)，其采樣值可存儲(chǔ)于常規(guī)的存儲(chǔ)電路 中(圖中沒有顯示)。系統(tǒng)優(yōu)選包括信號預(yù)處理模塊306，其具有程序以提供 上述已知的預(yù)處理，如數(shù)字濾波以提供通常(與間隔-間隔相對)的 噪音消除，抑制運(yùn)動(dòng)偽影，探測脈搏跳動(dòng)(如果需要)，抑制不良 跳動(dòng)等。這一模塊也可搮作全部或部分硬件。例如，已知電路系統(tǒng) 可用來指示信號強(qiáng)度太低，以及傳送測量值是不可靠的。因此，模 塊306也可以功能性地全部或部分放置于模塊304之前。P(k)示出 為自模塊306的輸出，因?yàn)槿绻到y(tǒng)包括預(yù)處理模塊306，那么其所 有值將形成與壓力相對應(yīng)的數(shù)據(jù)集，該數(shù)據(jù)集可用在如上所述的計(jì) 算中。 P(k)值(通常從存儲(chǔ)器存取)被傳送到軟件模塊310中. 軟件模塊310包含用來確定用于所選模式的計(jì)算中的壓力和時(shí)間參 數(shù)的計(jì)算機(jī)可執(zhí)行碼，對于上文所述的二元素模型來說，這些將是 最大壓力值P "， pi， di;對于三元素模型來說，確定Pl， P2， tl 和t2。而另一個(gè)模塊311用來計(jì)算在所選計(jì)算間隔內(nèi)(如心動(dòng) 周期)的平均動(dòng)脈壓MAP,模塊311可用任何已知的硬件設(shè)備和/或 軟件程序340觸發(fā)，其用來探測心率或至少心動(dòng)周期開始時(shí)的信號。 應(yīng)該注意的是，上述的本發(fā)明的實(shí)施例在計(jì)算間隔內(nèi)并不嚴(yán)格需要
的。因此心率監(jiān)測程序或裝置是可選擇的，雖然它可能有助于檢查 壓力波形被正確界定的方式。 —旦從當(dāng)前壓力波形圖(也就是當(dāng)前的心動(dòng)周期)獲得 Pn"， pi和di的值，那么相應(yīng)的當(dāng)前假定的輸入波形分量Q(i， k) 就可如上所述那樣產(chǎn)生并且可以添加到一系列假定的輸入波形中。 如圖9所示的模塊312能產(chǎn)生假定的輸入波形分量.可以使用已知技術(shù)進(jìn)行軟件模塊310， 311， 312， 313， 315， 316和330的編程。當(dāng)然，任何或所有這些模塊可結(jié)合起來甚 至成為單個(gè)碼體；為明確起見將它們單獨(dú)示出。事實(shí)上，任何或所 有的已述模塊可以簡單地實(shí)施為單一的估測軟件部件370內(nèi)的程 序，當(dāng)然，根據(jù)所需部件370可以和處理系統(tǒng)300中的其他軟件結(jié) 合。此外，本發(fā)明的任何或所有的軟件部件也可作為計(jì)算機(jī)可執(zhí)行 指令存儲(chǔ)于任何形式的計(jì)算機(jī)可讀介質(zhì)(可用于下栽的CD ROM,存 儲(chǔ)器或磁盤空間等)中，以便由不同的處理系統(tǒng)加栽和執(zhí)行， —旦CO估算已被計(jì)算出，將它輸入到諸如用戶可視監(jiān)控 器的輸出裝置500中，并以任何選擇的格式顯示，儲(chǔ)存或傳送.還 優(yōu)選包括輸入設(shè)備400，以允許用戶輸入(例如校準(zhǔn)常數(shù)kr，管理和 患者的具體信息)以便調(diào)節(jié)顯示和選擇計(jì)算間隔等。
動(dòng)態(tài)力學(xué)構(gòu)建的假定的流量輸入波形如上所述，假定的輸入流量波形Q(i)不必要是方波，而 可以是某些其他形狀，其幅度和持續(xù)時(shí)間可以根據(jù)當(dāng)前的壓力波形 進(jìn)行調(diào)整。對每個(gè)壓力周期來說，也可以假定的輸入流量波形，其 形狀更通?？捎尚螤顓?shù)進(jìn)行調(diào)節(jié)，在系統(tǒng)識別程序中，形狀參數(shù) 作為優(yōu)化的一部分而被確定.換句話說，可包括限定每個(gè)假定的輸 入波形分量的形狀的參數(shù)，以及限定假定的輸入流量波形和當(dāng)前壓 力波形數(shù)據(jù)集之間的關(guān)系的模型(例如傳遞函數(shù))的參數(shù)，作為單 個(gè)識別程序的優(yōu)化參數(shù)。接著可同時(shí)確定兩個(gè)參數(shù)來產(chǎn)生根據(jù)任何 選擇的度量，諸如最小二乘法所限定的最優(yōu)假定的輸入流量波形和 最優(yōu)模型。典型的連續(xù)跳動(dòng)流量輪廓的逼近形狀是已知的.例如， 見圖5中的框50，其示出特性流量波形。僅僅作為一個(gè)例子，最初 的"通用"流量波形Q(i， O)可定義為拋物線的離散(采樣)表示
g0) = c2 * + cl * ;c + c0
其中X=[t_ ( tsy,-偏差)]，即相對最高壓力時(shí)間測量的時(shí)間.
接著在系統(tǒng)識別程序中，參數(shù)c2(其通常為負(fù)值)，cl， c0和甚至
"偏差"可被包括作為系統(tǒng)識別程序中的六個(gè)優(yōu)化參數(shù)中的四個(gè)，
其也被用來估測在傳遞函數(shù)模型中的最優(yōu)a和b值。那么數(shù)值優(yōu)化的結(jié)果不僅是限定最優(yōu)a和b值的參數(shù)，
而且是限定輸入流量波形的最佳拋物線逼近的參數(shù)。換句話說，通 過釋放固定的流量波形的假定(例如在系統(tǒng)識別之前限定的具有持 續(xù)時(shí)間和振幅的方波)，甚至進(jìn)一步，本發(fā)明由此不僅決定哪個(gè)傳 遞函數(shù)而且還決定哪個(gè)輸入波形(不一定為拋物線形)最可能(在 任何選擇的度量的意義下，例如最小二乘法)導(dǎo)致觀測到的壓力波 形。那么對逼近的輸入流量波形進(jìn)行積分可以提供在壓力周期周期 內(nèi)的總流量的估測。當(dāng)然以這種方式也可以確定其他的輸入流量的逼近函 數(shù)。例如，可以使用較高階的多項(xiàng)式。作為另一例子，可將初始輸 入流量波形假定為一組貝塞爾曲線，使得每個(gè)曲線的兩個(gè)終點(diǎn)和兩 個(gè)控制點(diǎn)的位置(對于每個(gè)曲線的總共8個(gè)優(yōu)化參數(shù))成為在系統(tǒng) 識別程序的優(yōu)化步驟中計(jì)算的參數(shù)。另一個(gè)例子是起初通過代表性的真正測量的輸入流量波形的傅立葉分析預(yù)先確定的正弦波形分量 的振幅。當(dāng)然對于系統(tǒng)識別與重建技術(shù)領(lǐng)域的技術(shù)人員來說還會(huì)出 現(xiàn)其他的逼近函數(shù)，當(dāng)然以這種方式也可以確定其他的輸入流量的逼近函 數(shù)。例如，可以使用較高階的多項(xiàng)式.作為另一例子，可將初始輸 入流量波形假定為一組貝塞爾曲線，使得每個(gè)曲線的兩個(gè)終點(diǎn)和兩 個(gè)控制點(diǎn)的位置(對于每個(gè)曲線的總共8個(gè)優(yōu)化參數(shù))成為在系統(tǒng) 識別程序的優(yōu)化步驟中計(jì)算的參數(shù)。另 一 個(gè)例子是起初通過代表性 的真正測量的輸入流量波形的傅立葉分析預(yù)先確定的正弦波形分量 的振幅。當(dāng)然對于系統(tǒng)識別與重建技術(shù)領(lǐng)域的技術(shù)人員來說還會(huì)出 現(xiàn)其他的逼近函數(shù)。甚至可以主要利用根據(jù)本發(fā)明的方法來確定流量的最 佳函數(shù)逼近假設(shè)有其他的一些方法(或在早期循環(huán)中使用本發(fā)明) 決定一些參數(shù)，這些參數(shù)能夠限定壓力響應(yīng)P(t)到輸入流量Q(t)的 傳遞函數(shù)模型。例如，能夠確定假定精度足夠高的n元素大動(dòng)脈 Windkessel模型的參數(shù).那么確定假定的輸入流量的一般形狀(如 多項(xiàng)式，正弦，分段線性等)的參數(shù)可以使用上述的系統(tǒng)識別程序 來優(yōu)化。對每個(gè)循環(huán)或循環(huán)組而言，即使根本不進(jìn)行同步優(yōu)化或任 何傳遞函數(shù)模型系數(shù)的調(diào)整，也可以確定最佳輸入流體模型的具體 形狀。然后由假定的輸入流量波形可以直接或通過可能的定標(biāo)之后 來估測心臟流量；用已知的方法可以確定喉何所需的定標(biāo)，當(dāng)然以這種方式也可以確定其他的輸入流量的逼近函 數(shù)。例如，可以使用較高階的多項(xiàng)式。作為另一例子，可將初始輸 入流量波形假定為一組貝塞爾曲線，使得每個(gè)曲線的兩個(gè)終點(diǎn)和兩 個(gè)控制點(diǎn)的位置(對于每個(gè)曲線的總共8個(gè)優(yōu)化參數(shù))成為在系統(tǒng) 識別程序的優(yōu)化步驟中計(jì)算的參數(shù).另一個(gè)例子是起初通過代表性 的真正測量的輸入流量波形的傅立葉分析預(yù)先確定的正弦波形分量 的振幅。當(dāng)然對于系統(tǒng)識別與重建技術(shù)領(lǐng)域的技術(shù)人員來說還會(huì)出 現(xiàn)其他的逼近函數(shù)。甚至可以主要利用根據(jù)本發(fā)明的方法來確定流量的最 佳函數(shù)逼近假設(shè)有其他的一些方法(或在早期循環(huán)中使用本發(fā)明) 決定一些參數(shù)，這些參數(shù)能夠限定壓力響應(yīng)P(t)到輸入流量Q(t)的
傳遞函數(shù)模型.例如，能夠確定假定精度足夠高的n元素大動(dòng)脈 Windkessel模型的參數(shù)。那么確定假定的輸入流量的一般形狀(如 多項(xiàng)式，正弦，分段線性等)的參數(shù)可以使用上述的系統(tǒng)識別程序 來優(yōu)化。對每個(gè)循環(huán)或循環(huán)組而言，即使根本不進(jìn)行同步優(yōu)化或任 何傳遞函數(shù)模型系數(shù)的調(diào)整，也可以確定最佳輸入流體模型的具體 形狀。然后由假定的輸入流量波形可以直接或通過可能的定標(biāo)之后 來估測心臟流量；用已知的方法可以確定任何所需的定標(biāo)。流量模型的知識在其自身權(quán)利中可能是有用的，并且 也可以結(jié)合其他信息以提供其他的診斷指示。例如，在心動(dòng)周期內(nèi)， 對假定的輸入流量波形進(jìn)行積分以產(chǎn)生心臟搏出量(SV)的估測。 應(yīng)該注意，如同多種其他SV估測系統(tǒng)，SV的這一估測并不需要獲知 有關(guān)動(dòng)脈的直徑或截面積.
權(quán)利要求
1.一種用于確定等于心臟輸出(CO)或能由心臟輸出(CO)推出的心血管參數(shù)的方法，包括在當(dāng)前壓力周期內(nèi)輸入與動(dòng)脈血壓相對應(yīng)的當(dāng)前壓力波形數(shù)據(jù)集；根據(jù)為至少一個(gè)在前壓力周期確定的外周阻力值的函數(shù)來確定假定的輸入流量波形的限定參數(shù)；確定假定的輸入流量波形與當(dāng)前壓力波形數(shù)據(jù)集之間的關(guān)系模型的模型參數(shù)；根據(jù)模型參數(shù)的函數(shù)來計(jì)算當(dāng)前外周阻力值；以及根據(jù)當(dāng)前外周阻力值和當(dāng)前壓力波形數(shù)據(jù)集的函數(shù)來計(jì)算心血管參數(shù)的估測值。
2. 如權(quán)利要求l中所述的方法，進(jìn)一步包括還根據(jù)當(dāng)前壓力波 形數(shù)據(jù)集的形狀特性的函數(shù)來確定假定的輸入流量波形的限定參 數(shù)。
3. 如權(quán)利要求2中所述的方法，其中假定的輸入流量波形是一 系列分量波形，且每一壓力周期有一個(gè)分量波形。
4. 如權(quán)利要求3中所述的方法，其中 限定參數(shù)包括持續(xù)時(shí)間和振幅；以及設(shè)定當(dāng)前壓力周期的分量波形的持續(xù)時(shí)間為至少約等于在當(dāng) 前壓力波形數(shù)據(jù)集中收縮期開始和收縮期之間的時(shí)間間隔。
5. 如權(quán)利要求4中所述的方法，進(jìn)一步包括 根據(jù)采樣率和模型反饋參數(shù)函數(shù)的乘積來估測舒張期的時(shí)間常數(shù)，在該采樣率下推出壓力波形數(shù)據(jù)集；根據(jù)舒張期的時(shí)間常數(shù)和外周阻力值的比值來估測動(dòng)脈順應(yīng)性值；由當(dāng)前壓力波形數(shù)據(jù)集中的所選點(diǎn)來估測收縮期的時(shí)間常數(shù)； 根據(jù)收縮期的時(shí)間常數(shù)和動(dòng)脈順應(yīng)性值的比值來計(jì)算主動(dòng)脈特 性阻力值；設(shè)定當(dāng)前壓力周期的分量波形的振幅為與至少一個(gè)主動(dòng)脈特性 阻力值的函數(shù)的平方成反比。
6. 如權(quán)利要求5中所述的方法，進(jìn)一步包括 計(jì)算多個(gè)主動(dòng)脈特性阻力值的平均值，其將包括對在前周期估測的至少一個(gè)主動(dòng)脈特性阻力值；設(shè)定當(dāng)前壓力周期的分量波形的振幅為與平均值和校準(zhǔn)常數(shù)的 乘積的平方成反比。
7. 如權(quán)利要求6中所述的方法，進(jìn)一步包括設(shè)定當(dāng)前壓力周期 的分量波形的振幅為與平均值、校準(zhǔn)常數(shù)和動(dòng)脈順應(yīng)性值的乘積的 平方成反比。
8. 如權(quán)利要求3中所述的方法，其中假定的輸入流量波形包括 一系列方波信號，每個(gè)方波信號形成相應(yīng)的其中一個(gè)分量波形。
9. 如權(quán)利要求3中所述的方法，進(jìn)一步包括設(shè)定當(dāng)前壓力周期的分量波形的振幅為與當(dāng)前壓力波形數(shù)據(jù)集 的峰-峰值成比例，且和當(dāng)前外周阻力值的函數(shù)成反比。
10. 如權(quán)利要求9中所述的方法，進(jìn)一步包括確定多個(gè)以前估測的外周阻力值的平均值；以及 設(shè)定當(dāng)前壓力周期的分量波形的振幅為與所述峰-峰值成比例， 且和平均值成反比，
11. 如權(quán)利要求10中所述的方法，進(jìn)一步包括 確定校準(zhǔn)常數(shù)；以及設(shè)定當(dāng)前壓力周期的分量波形的振幅為與所述峰-峰值成比例， 且和被校準(zhǔn)常數(shù)定標(biāo)的平均值成反比。
12. 如權(quán)利要求1中所述的方法，其中所述模型是主動(dòng)脈的多元素Windkessel模型的離散自回歸表 示；以及所述模型參數(shù)是離散自回歸表示的系數(shù)，
13， 一種用于確定等于心臟輸出(C0)或能由心臟輸出(CO)推 出的心血管值的系統(tǒng)，包括在當(dāng)前壓力周期內(nèi)產(chǎn)生相應(yīng)于動(dòng)脈血壓的當(dāng)前壓力波形數(shù)據(jù)集的裝置；處理系統(tǒng)，包括輸入流量波形生成模塊，其包括計(jì)算機(jī)可執(zhí)行碼，用于根據(jù)為至 少一個(gè)在前壓力周期確定的外周阻力值的函數(shù)來確定假定的輸入流量 波形的限定參數(shù)； 系統(tǒng)參數(shù)識別模型，其包括計(jì)算機(jī)可執(zhí)行碼，用于確定假定的輸入流量波形與當(dāng)前壓力波形數(shù)據(jù)集之間的關(guān)系模型的模型參數(shù)； 模型參數(shù)計(jì)算模塊，其包括計(jì)算機(jī)可執(zhí)行碼，用于根據(jù)模型參數(shù)的函數(shù)來計(jì)算當(dāng)前外周阻力值；以及心血管值計(jì)算模塊，其包括計(jì)算機(jī)可執(zhí)行碼，用于根據(jù)當(dāng)前外周阻力值和當(dāng)前壓力波形數(shù)據(jù)集的函數(shù)來計(jì)算心血管參數(shù)的估測值.
14. 如權(quán)利要求13中所述的系統(tǒng)，其中系統(tǒng)參數(shù)識別模塊進(jìn)一 步被提供有計(jì)算機(jī)可執(zhí)行碼，用于還根據(jù)當(dāng)前壓力波形數(shù)據(jù)集的形 狀特性的函數(shù)來確定假定的輸入流量波形的限定參數(shù)。
15. 如權(quán)利要求14中所述的方法，其中假定的輸入流量波形是一系列分量波形，且每一壓力周期有一個(gè)分量波形。
16. 如權(quán)利要求15中所述的系統(tǒng)，其中限定參數(shù)包括持續(xù)時(shí)間和振幅；以及設(shè)定當(dāng)前壓力周期的分量波 形的持續(xù)時(shí)間為至少約等于在當(dāng)前壓力波形數(shù)據(jù)集中收縮期開始和 收縮期之間的時(shí)間間隔。
17. 如權(quán)利要求15中所述的系統(tǒng)，其中輸入流量波形生成模塊 被進(jìn)一步提供用于設(shè)定當(dāng)前壓力周期的分量波形的振幅為與當(dāng)前壓 力波形數(shù)據(jù)集的峰-峰值成比例，且與當(dāng)前外周阻力值的函數(shù)成反 比。
18. 如權(quán)利要求17中所述的系統(tǒng)，進(jìn)一步包括 平均化模塊，其包括計(jì)算機(jī)可執(zhí)行碼，用于確定多個(gè)以前估測的外周阻力值的平均值；其中輸入流量波形生成模塊被進(jìn)一步提供用于設(shè)定當(dāng)前壓力周 期的分量波形的振幅為與所述峰-峰值成比例，且和平均值成反比.
19. 如權(quán)利要求18中所述的系統(tǒng)，進(jìn)一步包括確定校準(zhǔn)常數(shù)的校準(zhǔn)模塊；其中輸入流量波形生成模塊被進(jìn)一步提供用于設(shè)定當(dāng)前壓力周 期的分量波形的振幅為與所述峰-峰值成比例，且和被校準(zhǔn)常數(shù)定標(biāo) 的平均值成反比。
20. 如權(quán)利要求16中所述的系統(tǒng)，其中假定的輸入流量波形是 一系列方波信號，每個(gè)方波信號形成相應(yīng)的其中一個(gè)分量波形。
21. 如權(quán)利要求13中所述的系統(tǒng)，其中所述模型是主動(dòng)脈的多元素Windkessel模型的離散自回歸表 示；以及所述模型參數(shù)是離散自回歸表示的系數(shù).
22. —種用于確定心血管參數(shù)的方法，包括 在至少一個(gè)當(dāng)前壓力周期內(nèi)輸入與動(dòng)脈血壓相對應(yīng)的當(dāng)前壓力波形數(shù)據(jù)集；根據(jù)在當(dāng)前壓力波形數(shù)據(jù)中的至少一個(gè)形狀表征值的函數(shù)來確 定假定的非脈沖式輸入流量波形的限定參數(shù)；確定流量至壓力心血管模型的模型參數(shù)；以及 根據(jù)所確定的模型參數(shù)的函數(shù)來計(jì)算心血管參數(shù)的估測值。
23. 如權(quán)利要求22中所述的方法，其中假定的輸入流量波形是一系列假定的輸入波形分量。
24. 如權(quán)利要求23中所述的方法，其中從包括下述的函數(shù)組中 選擇假定的輸入波形分量方波，鋸齒波，多項(xiàng)式，分段線性函數(shù)， 至少一個(gè)貝塞爾曲線和至少一個(gè)正弦分量曲線。
25. 如權(quán)利要求22中所述的方法，其中心血管參數(shù)是血液流量。
26. 如權(quán)利要求22中所述的方法，其中心血管參數(shù)是心臟輸出。
27. 如權(quán)利要求22中所述的方法，其中能由心臟輸出推出心血 管參數(shù)，所述方法進(jìn)一步包括根據(jù)所確定的模型參數(shù)的函數(shù)來計(jì)算 心臟輸出估測值作為計(jì)算心血管參數(shù)的初步計(jì)算。
28. —種用于確定等于心臟輸出(C0)或能由心臟輸出(CO)推 出的心血管值的處理系統(tǒng)，包括在當(dāng)前壓力周期內(nèi)產(chǎn)生相應(yīng)于動(dòng)脈血壓的當(dāng)前壓力波形數(shù)據(jù)集 的裝置；輸入流量波形生成模塊，其包括計(jì)算機(jī)可執(zhí)行碼，用于根據(jù)在當(dāng) 前壓力波形數(shù)據(jù)中的至少一個(gè)形狀表征值的函數(shù)來確定假定的輸入 流量波形的限定參數(shù)；系統(tǒng)參數(shù)識別模型，其包括計(jì)算機(jī)可執(zhí)行碼，用于確定假定的輸 入流量波形與當(dāng)前壓力波形數(shù)據(jù)集之間的關(guān)系模型的模型參數(shù)；模型參數(shù)計(jì)算模塊，其包括計(jì)算機(jī)可執(zhí)行碼，用于根據(jù)模型參數(shù) 的函數(shù)來計(jì)算當(dāng)前外周阻力值；以及心血管值計(jì)算模塊，其包括計(jì)算機(jī)可執(zhí)行碼，用于根據(jù)所確定的模型參數(shù)的函數(shù)來計(jì)算心血管參數(shù)的估測值.
29.如權(quán)利要求28中所述的處理系統(tǒng)，其中假定的輸入流量波形是一系列假定的輸入波形分量。
30，如權(quán)利要求29中所述的處理系統(tǒng)，其中從包括下述的函數(shù)組中選擇假定的輸入波形分量方波，鋸齒波，多項(xiàng)式，分段線性 函數(shù)，至少一個(gè)貝塞爾曲線和至少一個(gè)正弦分量曲線。
31. 如權(quán)利要求28中所述的處理系統(tǒng)，其中心血管參數(shù)是血液流量。
32. 如權(quán)利要求28中所述的處理系統(tǒng)，其中心血管參數(shù)是心臟 輸出。
33. 如權(quán)利要求28中所述的處理系統(tǒng)，其中能由心臟輸出推出 心血管參數(shù)，其中心血管值計(jì)算模塊被進(jìn)一步提供用于根據(jù)所確定 的模型參數(shù)的函數(shù)來計(jì)算心臟輸出估測值作為計(jì)算心血管參數(shù)的初 步計(jì)算。
34. —種用于確定心臟流量的方法，包括 在至少一個(gè)當(dāng)前壓力周期內(nèi)輸入與動(dòng)脈血壓相對應(yīng)的當(dāng)前壓力波形數(shù)據(jù)集；確定流量至壓力心血管模型的模型參數(shù)；通過計(jì)算一組限定參數(shù) 來確定假定的輸入流量波形的限定參數(shù)，當(dāng)該組限定參數(shù)根據(jù)心血 管模型被轉(zhuǎn)變時(shí)，該組限定參數(shù)在預(yù)定意義上最緊密地產(chǎn)生當(dāng)前壓 力波形數(shù)據(jù)集；以及根據(jù)假定的輸入流量波形的函數(shù)來估測心臟流量。
35.如權(quán)利要求34中所述的方法，進(jìn)一步包括通過在至少一個(gè) 壓力周期內(nèi)對假定的輸入流量波形進(jìn)行積分來估測心臟搏出量。
36. 如權(quán)利要求34中所述的方法，進(jìn)一步包括由假定的輸入流 量波形的限定參數(shù)來單獨(dú)確定模型參數(shù)。
37. 如權(quán)利要求36中所述的方法，進(jìn)一步包括獨(dú)立于當(dāng)前壓力波形數(shù)據(jù)集預(yù)先確定模型參數(shù)。
38. 如權(quán)利要求36中所述的方法，進(jìn)一步包括在單一優(yōu)化過程中同時(shí)確定假定的輸入流量波形的限定參數(shù)和流量至壓力心血管模 型的模型參數(shù)。
39. —種用于確定心臟流量的處理系統(tǒng)，包括輸入流量波形生成模塊，其包括計(jì)算機(jī)可執(zhí)行碼，用于在至少一個(gè)當(dāng)前壓力周期內(nèi)輸入與動(dòng)脈血壓相對應(yīng)的當(dāng)前壓力波形數(shù)據(jù)集； 模型參數(shù)計(jì)算模塊，其包括計(jì)算機(jī)可執(zhí)行碼，用于確定流量至壓力心血管模型的模型參數(shù)；通過計(jì)算一組限定參數(shù)來確定假定的輸入流量波形的限定參數(shù)，當(dāng)該組限定參數(shù)根據(jù)心血管模型被轉(zhuǎn)變 時(shí)，該組限定參數(shù)在預(yù)定意義上最緊密地產(chǎn)生當(dāng)前壓力波形數(shù)據(jù)集；以及心血管值計(jì)算模塊，其包括計(jì)算機(jī)可執(zhí)行碼，用于根據(jù)假定的輸 入流量波形的函數(shù)來估測心臟流量.
40. 如權(quán)利要求39中所述的系統(tǒng)，其中模型參數(shù)計(jì)算模塊被進(jìn) 一步提供用于通過在至少一個(gè)壓力周期內(nèi)對假定的輸入流量波形進(jìn) 行積分來估測心臟搏出量.
41. 如權(quán)利要求39中所述的系統(tǒng)，其中模型參數(shù)計(jì)算模塊被進(jìn) 一步提供用于由假定的輸入流量波形的限定參數(shù)來單獨(dú)確定模型參 數(shù)。
42. 如權(quán)利要求41中所述的系統(tǒng)，其中模型參數(shù)計(jì)算模塊預(yù)存 儲(chǔ)獨(dú)立于當(dāng)前壓力波形數(shù)據(jù)集的模型參數(shù)。
43. 如權(quán)利要求41中所述的系統(tǒng)，其中輸入流量波形生成模塊和模型參數(shù)計(jì)算模塊是計(jì)算機(jī)可執(zhí)行碼的單體的部分，其被提供用 于在單一優(yōu)化過程中同時(shí)確定假定的輸入流量波形的限定參數(shù)和流 量至壓力心血管模型的模型參數(shù).
全文摘要
由當(dāng)前壓力波形數(shù)據(jù)集來估測心血管參數(shù)例如心臟輸出量而不用直接測定血液流量或動(dòng)脈順應(yīng)性值。假定(或計(jì)算)心搏周期的輸入流量波形的通常形狀，接著利用系統(tǒng)識別技術(shù)來確定流量至壓力模型的參數(shù)，如果上述參數(shù)沒有預(yù)先確定的話。這樣在一個(gè)實(shí)施例中，利用所確定的參數(shù)來計(jì)算當(dāng)前的外周阻力值，這個(gè)外周阻力值不僅被用來計(jì)算心血管參數(shù)的估測值而且還用來調(diào)整至少一個(gè)隨后心搏周期的假定的輸入流量波形的形狀。另一個(gè)實(shí)施例不需要計(jì)算外周阻力值，并且另一個(gè)實(shí)施例由限定假定的輸入流量波形的參數(shù)的優(yōu)化識別來計(jì)算流量估測值。
文檔編號A61B5/029GK101193590SQ200680020864
公開日2008年6月4日 申請日期2006年4月12日 優(yōu)先權(quán)日2005年4月13日
發(fā)明者F·哈蒂布, J·皮爾斯, L·羅特柳克 申請人:愛德華茲生命科學(xué)公司