用于確定表示患者的容量反應性的參數的方法、邏輯單元及系統的制作方法
【技術領域】
[0001] 本發明涉及確定表示了患者的容量反應性的指標的方法。本發明還涉及用于確定 表示了患者的容量反應性的指標的邏輯單元及相應的系統。
【背景技術】
[0002] 在過去，已經越來越多地使用容量反應性（有時也被稱為"液體反應性"）的概 念來優化患者（值得注意的是危重癥病人和/或麻醉病人）的液體管理。根據這個概念， 補液后每搏輸出量（即收縮期間由心臟的心室排出的血量）顯著增加的患者會具有"高" 容量反應性。相反地，補液后每搏輸出量幾乎不增加的患者顯示出"低"容量反應性或者 無容量反應性。在補液期間是否會發生心輸出量的增加，主要取決于個體患者位于所謂的 "FRANK-STARLING曲線（心室功能曲線）"中的位置。如圖2所示，FRANK-STARLING曲線描 繪了前負荷與每搏輸出量的關系，其中對于"前負荷"來說，體積壓力表示能在舒張末期將 心臟的右心室或左心室舒張至其最大的幾何尺寸。值得注意的是，FRANK-STARLING曲線不 是線性的，而顯示出特有的凹形，其初始部分相對陡，然后逐漸變平，從而到達平穩。
[0003] 實現心輸出量的增加通常會優化作為液體療法的主要目標的組織灌注。如 等人在英國麻醉學雜志（2009)，103:238-43發表的"脈壓變異率指標作為原 位肝移植期間液體反應性的預測量的評價"，以及M. CANNESS0N等人在臨床監測與計算雜志 (2011)，25:45-56發表的"脈壓變異率，我們今天在哪？ "中所描述的那樣，如果患者位于 FRANK-STARLING曲線的陡峭段，則可通過補液來有效地增加心輸出量。然而，如果患者位 于FRANK-STARLING曲線的平緩段，則不能通過補液來實現心輸出量的顯著增加。在此設置 中，液體負荷對于患者來說甚至可能是危險的，有可能導致外圍性水腫或肺水腫。因此，可 靠地確定患者位于FRANK-STARLING曲線中的位置是至關重要的，即在向患者的循環系統 中注入液體之前要確定患者的容量反應性。
[0004] 因為尚無可用的直接方法來直接測量患者心臟的前負荷和每搏輸出量，即尚無可 用的直接方法來測量患者的容量反應性，所以在過去的十年內開展了深入研究來基于可測 量參數確定另一種指標，以預測患者的容量反應性。
[0005] 如F. MICHARD等人在重癥監護雜志（2000)，4:282-289發表的"利用心肺交互來評 估機械通氣期間的液體反應性"中所描述的那樣，對于機械通氣患者來說，可使用左心室每 搏輸出量中的呼吸變化幅度來評估容量反應性。間歇的正壓通氣會導致右心室和左心室的 負荷條件的周期性變化。機械吹入法會減少右心室的前負荷，并增加右心室的后負荷。右 心室前負荷的降低是因為靜脈回流壓力梯度的減小所造成的，這與機械正壓通氣期間胸膜 腔壓力的吸氣量增加有關。右心室后負荷的伴隨性增加與反式肺動脈壓力的吸氣量增加有 關，反式肺動脈壓力的吸氣量增加由氣道壓力中的通氣所致增加而導致。右心室前負荷的 降低和右心室后負荷的增加都會導致右心室每搏輸出量的減少，在吸氣期間的末期右心室 每搏輸出量到達其最小值。將靜脈回流中的吸氣量損傷認為是右心室每搏輸出量的吸氣 量降低背后的主要機理。由于血液的反式肺動脈穿流時間，右心室每搏輸出量中的吸氣量 降低隨后會導致左心室在兩至三個心跳的相位延遲后的充盈順勢減少。因此，左心室前負 荷的降低可引起左心室每搏輸出量的減少，在機械呼氣期間左心室每搏輸出量達到其最小 值。
[0006] 有趣的是，當右心室位于曲線的陡峭段而不是平緩段時，由機械通氣引起的右心 室前負載的周期性變化應導致右心室每搏輸出量的更大的周期性變化。當左心室位于 FRANK - STARLING曲線的上升、陡峭段時，右心室每搏輸出量的周期性變化和相應的左心室 前負荷的周期性變化也應導致左心室每搏輸出量的更大的周期性變化。因此，左心室的每 搏輸出量的呼吸變化幅度（其是動脈收縮壓的主要決定因素）應當作為容量反應性的指 標。因此，已提議通過計算收縮壓在機械通氣患者的單個呼吸周期內的最大值和最小值之 間的差值來分析收縮壓的呼吸變化。已將此差值稱為"收縮壓變異率"（SPV)。
[0007] 另外，最近提出了通過計算動脈的"脈壓變異率"（PPV)的更尖端的方式來對心臟 的容量反應性進行評估。已將"脈壓"(PP)定義為單個呼吸周期內收縮壓與舒張壓的差值。 值得注意的是，脈壓幾乎與左心室的每搏輸出量成正比。常規地，利用下式計算脈壓變異 率：
[0008]
[0009] 其中PP_和PP_分別為單個呼吸周期內的最大脈壓和最小脈壓。值得注意的是， 在單個呼吸周期內心臟通常跳動多次。例如，如果一個呼吸周期內心臟跳動六次，則可計算 針對六次心跳的PP_和PP_。為了計算脈壓變異率，需要確定整個六次連續心跳序列的一 個最大脈壓值和一個最小脈壓值。
[0010] 不利的是，前述的用于確定表示了容量反應性的指標的方法（即SPV法和PPV法） 都嚴格需要可靠地測量與檢測期間內（例如，在一個大概包括六次心跳的呼吸周期內）各 單次心跳相關的血壓值。然而，由于頻繁出現心臟的偽像或者心律不齊，所以不是所有測得 的值都能真實反映患者關于容量反應性方面的心肺交互。這種現象使得上述兩種方法均易 出錯。實際上，幾乎不可能對心律不齊的患者進行動脈壓力的呼吸變化的分析。
[0011] 用于確定患者的動脈血壓的熟知且簡便的方法是采用所謂的"示波式無創血壓測 量方法"。通過此種方法，通常佩戴在患者臂部上的壓力袖帶中的壓力是持續增加或持續減 少的。例如，初始時可將壓力袖帶中的壓力設定為遠高于患者的收縮壓的值，然后將其逐漸 減少至低于患者的舒張壓的值。因此，壓力袖帶中的壓力可在對應多個心跳的時段內連續 減少。連接至壓力袖帶的血壓計不僅可指示施加至壓力袖帶的連續減少的壓力，而且還附 加地（由于原理作用=反應性）指示出基于變化脈搏信號的壓力振蕩，即脈搏幅度和波形。 另外，將由任意方法感測的任意動脈中的單次心跳的相應結果稱為"脈搏"。通過專門繪制 這樣的由血壓計指示的隨時間變化的循環壓力變化（即振蕩）可知，振蕩幅度不是恒定的， 而是呈鐘型的。當施加至袖帶的壓力介于患者的收縮壓和舒張壓的中間附近時通常會出現 最大振蕩。換言之，每當袖帶壓力大體上對應于收縮壓和舒張壓之間的中間值（或略微低 于該中間值）時，對于由心跳導致的壓力振蕩來說，血壓計的靈敏度達到其最大值。
[0012] 圖3示出了連接至血壓計的壓力袖帶的示意圖。壓力袖帶佩戴在患者臂部上，并 且間接地通過皮膚、脂肪、肌肉和內部結締組織向動脈施加壓力。圖4a示出了隨時間變化 的心電圖（ECG)信號的示意圖。圖4b示意性地示出了由血壓計檢測到的作為時間的函數 的壓力袖帶中的壓力。圖4b中所繪制的壓力信號表示一方是施加于壓力袖帶的連續減少 的壓力與另一方是由患者脈搏所導致的周期性壓力振蕩的疊加。在此示例中，壓力袖帶中 的壓力（例如通過未示出的閥）從高于患者的收縮壓P sys的值減少至低于患者的舒張壓Pdla 的值。值得注意的是，壓力袖帶中的壓力不是僅持續減少，還有可能持續增加。通過另一繪 圖，在圖4c中專門示意性地示出了由血壓計檢測的壓力振蕩。所示的這些壓力振蕩都圍繞 著平均值振蕩。從圖4c可以看出，壓力振蕩的幅度不是恒定的，而是在壓力袖帶中的壓力 大體上對應于患者的收縮血壓和舒張血壓之間的50%中間值時達到最大。
[0013] 如前所述，通過上述的示波式無創血壓測量方法，袖帶壓力持續增加或持續減少。 相應地，無法采用恒定的測量條件，因此，此方法僅允許確定單次的收縮壓值和單次的舒張 壓值。通過血壓測量方法不能可靠地確定與單次心跳相關聯的個別收縮壓值和舒張壓值。 因此，通過SPV方法或者PPV方法不能可靠地用于確定患者的容量反應性。
[0014] EP0078090A1教導了一種允許確定脈壓變異率的無創血壓測量方法。根據該方法， 將填充有液體的壓力袖帶一直附接在患者的手指上。壓力袖帶中整合有光源和光檢測器， 其中光源和光檢測器形成了光電體積描記器的一部分。利用體積描記信號、經由電動壓力 閥以閉環操作方法來控制袖帶壓力，從而使手指的動脈容量保持在預調設值。因此通過測 量壓力袖帶中的壓力可以確定患者的動脈血壓。
[0015] 然而，在患者手指上持續壓放傳感器會對血液循環帶來不利影響，并且能導致嚴 重的組織損傷，甚至手指壞死。另外，手指距離患者心臟相對較遠，并且手指的動脈血管直 徑相對小于接近心臟的動脈血管直徑。由于由動脈血管直徑突然變化（例如，當動脈血管 出現分支）時發生的壓力反射所導致的干擾效應，使得在手指處可測得的壓力波形僅會不 精確地對應于感興趣的動脈血壓，即與患者心臟最接近的中心動脈血壓和波形。
【發明內容】