专利名称：使用动脉脉压传播时间和波形连续估算心血管参数的方法和仪器的制作方法
技术领域：
0001本发明一般涉及一种用于血流动力学监测的系统和方法。更
具体地，本发明涉及一种使用动脉脉压传播时间和波形的测量估算个 体的至少一个心血管参数的系统和方法，该心血管参数包括诸如为血
管张力、动脉顺应性或动脉阻力、每搏输出量(sv)、心输出量(CO)
背景技术：
0002心输出量(CO)不仅是诊断疾病的重要指标，而且还是连续 监视包括病人的人类受试者和动物受试者的身体状况的重要指标。因 此，大多数医院都使用常规设备来监测心输出量。
0003
一种测量CO的方法是使用公知的公式
09 =朋*5^ (式l)
其中SV代表每搏输出量，HR代表心率。尽管可以使用其他体积单位 和时间单位，但是SV—般用公升测量，HR—般用每分钟搏动次数测 量。式1表示心脏在单位时间内(如每分钟)的泵血量等于每次搏动 (脉动)的泵血量乘以每时间单位的分钟搏动次数。0004因为HR易于使用各种器具测量，所以CO的计算通常取决于 一些估算SV的技术。相反地，可使用任何可以直接得出CO值的方法， 通过除以HR确定来SV。然后对CO或SV的估算可用于估算或有助 于估算可从这些参数中任何一个得出的任何参数。
0005
一种确定CO (或相当于SV)的侵入式方法，其是在导管上 安装流量测量装置，然后将导管插入受试者体内，并且操纵该导管以 便使装置位于受试者心脏中或靠近受试者心脏。 一些此类流量测量装 置在上游位置一诸如右心房，注入一剂物质或能量(通常是热量)，并 且基于注入物质或能量的特征在下游位置(诸如肺动脉)中的特性， 确定流量。公开此类该侵入式技术的实施(具体地是热稀释法或温度 稀释法)的专利包括
美国专禾IJ 4,236,527号(Newbower等人，1980年12月2日)；
美国专禾ij 4,507,974号(Yelde腿n， 1985年4月2日)；
美国专利5，146，414号(McKown等人，1992年9月8日)；及
美国专利5,687,733号(McKown等人，1997年11月18日)。
0006还有其他的侵入式装置是基于已知的菲克(Fick)技术，根据 该技术，CO作为动脉和混合静脉血氧的函数被计算。在大多数情形下， 使用右心导管插入技术来感测血氧。然而，也建议使用非侵入式测量 动脉和静脉血氧的系统，更具体地是，使用多波长光进行测量；但迄 今为止，这些系统的精度对于实际病人的CO测量还不足以令人满意。
0007侵入式方法具有明显的缺点。 一个此类缺点是心脏的导管插 入有潜在危险，尤其是考虑到对其被进行导管插入的病人(尤其是重 症监护病人)经常因为一些实际或潜在的严重状况而经常住院治疗(尤 其是重症监护病人)。侵入式方法也具有不明显的缺点。 一个此类缺点 是热稀释法是基于假设，比如注入的热量均匀分布，注入的热量的分 布影响测量的准确度，而测量的准确度取决于测量完成的程度。此外， 将仪器引入到血流中会影响仪器测量值(例如，流速)。因此，长期未 能满足的迫切需要是 一种非侵入(或至少尽可能微创)并且准确地 确定CO的方法。0008已经证明尤其有希望微创或非侵入式准确地确定CO的一种 血液特性是血压。大多数已知的基于血压的系统是基于脉搏等高线法
(PCM)，其根据每个脉动周期的动脉脉压波形的特征估算CO。在PCM 中，使用"Windkessd"("气室"的德语表示)参数(主动脉的特性阻 抗、顺应性、总外周阻力)来构建主动脉的线性或非线性血液动力学 模型。实质上，血流类似于电路中的电流，其在该电路中阻抗与并联 的电阻和电容(顺应性)是串联的。
0009通常凭借经验、通过复杂的校准过程、或根据编辑的人体测 量数据确定模型的三个所需参数，其中人体测量数据是关于其他病人 或试验受试者的年龄、性别、身高、体重等。序列号为5,400,793
(Wesseling, 1995年3月28日)和序列号为5,535,753 (Pet腦lli等 人，1996年7月16日)的美国专利是利用Windkessel电路模型确定 CO的典型系统。
0010为了更高的准确度，可以已经对简单的二元件Windkessel模 型进行许多扩展。一种此类扩展是由瑞士的生理学家Broemser和Ranke 在他们1930年的文章"Ueber die Messimg des Schlagvol腿ens des Herzens auf unblutigem Wegf，" Zeitung fur Biologie 90 (1930) 467-507 中提出的。实质上，Broemser模型也被称为是已知的三元件Windkessel 模型，其将第三个元件添加到基本二元件Windkessel模型，来模拟由 于主动脉或肺动脉瓣造成的血流阻力。
0011在不需要导管离开病人的情况下，PCM系统差不多可以连续 监测CO。实际上， 一些PCM系统使用用指套(finger cuff)测得的血 压测量值而进行工作。然而，PCM系统的一个缺点是PCM系统的精 度不比从中衍生出的相当简单的三参数模型更加准确； 一般来说，需 要更高阶的模型来准确解释其他现象，诸如复杂型态的压力波反射， 其是由例如动脉分支引起的多个阻抗失配造成的。因此已提出其他改 进，根据不同的复杂程度其是变化的。
0012Salvatore Romano在序列号为6,758,822的美国专利中公开的 "Method and Apparatus for Measuring Cardiac Output (用于测量心输出 量的方法和仪器)"描绘了通过估算SV改进PCM方法的不同尝试，或是侵入式或是非侵入式，SV其是整个压力曲线下面面积和各种阻抗
成份线性组合之间的比例的函数。为了试图解释压力反射，Romano系 统不仅依靠压力函数固有噪声导数的准确估算，而且还依靠一系列的 经验确定的对平均压力值的数字调整。
0013几种估算CO方法的核心表示公式是
CO =,(《*U (式2)
其中HR是心率，SVest是估算的每搏输出量，K是与动脉顺应性相关 的比例因子。例如，Romano和Petrucelli依靠这个公式，如序列号为 6,071,244 (Band等人2000年6月6曰)禾口 6,348,038 (Band等人2002
年2月19日)的美国专利所公开的仪器所使用的也依靠这个公式。
0014经常用来确定CO的另一公式是
CC^M4i^C7tow (式3)
其中MAP是平均动脉脉压，tau是压力指数衰减常数，C类似K，是 与动脉顺应性相关的比例因子K。序列号为6,485,431 (Campbell, 2002 年11月26日)的美国专利公开了使用此公式的仪器。
0015这些方法的准确度取决于如何确定比例因子K和C。换句话 说，需要准确评估顺应性(或与顺应性以函数关系相关的一些其他值)。 例如，Langwouters ("The Static Elastic Properties of 45 Human Thoracic and 20 Abdominal Aortas in vitro and the Parameter of a New Model (离体
的45例人类胸主动脉和20例腹主动脉的静态弹性特性和新模型的参 数)"，J. Biomechanics, Vol. 17, No.6， pp.425-435， 1984)论述了人体主 动脉中单位长度的血管顺应性的测量和并且将其与病人的年龄和性别 相关。动脉长度被确定为与病人的体重和身高成比例。然后基于这个 病人的信息得出列线图，并且结合根据动脉脉压波形得出的信息一起 用于改进顺应性因子的估算。
0016上面指出的不同现有技术仪器，可能每种都有一个或多个缺 点。例如，Band仪器需要一个使用独立测量的CO的外部校准，来确 定血管阻抗相关因子，然后在CO计算中使用该因子。序列号为 6,315,735 (Joeken等人，2001年11月13日)的美国专利描述了另一
10种具有相同缺点的装置。
0017Wesseling (美国专利5，400,793， 1995年4月28)试图根据 人体测量数据确定血管顺应性相关因子，人体测量数据包括诸如为病 人的身高、体重、性别、年龄等。该方法依靠于由人体标称测量确定 的关系，并且不能稳定应用于许多各种不同的病人。
0018Romano试图仅仅根据动脉脉压波形特征确定血管阻抗相关因
子，因此不能利用病人特性和顺应性之间的已知关系。换句话说，使 其系统不需要人体测量数据，Romano也失去了该数据中包含的信息。 此外，Romano的几种中间计算是基于压力波形的导数值。然而，众所 周知，导数的这些估算是有固有噪声的。因此Romano方法不可靠。
0019需要一种系统和方法，其可以更准确有力地估算心血管参数， 诸如动脉顺应性(K或C)或阻力、血管张力、t、或根据这些参数计 算所得的值，诸如SV和CO。
0020本申请的发明人之一较早公布SV大约与动脉脉压波形P(t) 的标准差成比例，或与其自身与P(t)成比例的一些其他信号的标准差成 比例，公布的序列号为2005/0124903 Al美国专利申请(Luchy Roteliuk 等人，2005年6月09日，"Pressure based System and Method for Determined Cardiac Stroke Volume (用于确定心脏每搏输出量的基于压 力的系统和方法)")。因此， 一种估算SV的方法是应用下面的关系式
=尺ct(尸)=Xwt/(尸) (式4 )
0021其中K是比例因子，见下面方程
C<9 =《cr(尸)朋=^W(尸)训 (式5)
0022SV和动脉脉压波形标准差之间的比值取决于这样的观测压 力波形脉动由心脏SV产生，并且生成为动脉树，作为血管张力(即血 管顺应性和外周阻力)的函数。式4和式5的比例因子K是估算的血 管张力。
0023最近，本申请的发明人之一还公布使用动脉脉压波形的形 状特性结合和压力有关的血管顺应性的测量值和病人人体测量数据，可以可靠地估算血管张力，其中人体测量数据比如为年龄、性别、身
高、体重和体表面积(BSA)，公布的序列号为2005/0124904 Al的美 国专利申请(Luchy Roteliuk， 2005年6月09日，"Arterial pressure-based automatic determination of a cardiovascular parameter (基于动脉脉压力 的心血管参数的自动确定)")。为了量化动脉脉压波形的形状信息， 除了新得出的加权压力统计动差或统计矩(statistical moment)夕卜，还 使用动脉脉压波形的高阶时域统计动差(诸如峰度(kurtosis)和偏度 (skewness))。因此，使用多元回归模型以组合参数函数计算血管张力， 其中多元回归模型具有下面通式
0024A: = ^(//n,//r2,,,/iP2,..,C(尸),5&4，爿ge，G…) (式6 )
其中K是血管张力(式4和式5中的校准因子)； Z是多元回归统计模型；
//,,.../^是动脉脉压波形的第1阶到第k阶时域统计动差；
//『..^P是动脉脉压波形的第1阶到第k阶加权压力统计动差；
C(P)是使用Langwouters等人1984提出的方法计算的与压力有关的血 管川页应性("The Static Elastic Properties of 45 Human Thoracic and 20 Abdominal Aortas in vitro and the Parameters of a New Model (离体的45 例人类胸主动脉和20例腹主动脉的静态弹性特性和新模型的参数)，" J. Biomechanics, Vol. 17， No.6， pp.425-435，1984);
BSA是病人身体表面积(身高和体重的函数)；
Age是病人的年龄；及
G是病人的性别。
0025用于使用多变量模型z计算血管张力因子K的预测变量集与 "真值"血管张力测量值相关，并且对于测试或参考受试者的总体其 被确定为通过热稀释法测量得到的CO和动脉脉压的函数。这产生一 系列血管张力测量值，每个测量值都是z的组成参数的函数。然后使用 已知的数学方法计算多变量近似函数，该近似函数以预定义的方式将Z 的参数最好地与给出的一系列CO测量值关联。使用多元多项式拟合
12函数产生多项式的系数，其为每组预测变量提供一个;d直。因此，多元 模型具有下面通式
0026
足
(式7)
其中A,…A。是多元回归模型多项式的系数，X是模型的预测变量。0027
^TT.'A尸l…々l…^C(尸)脚 G "
/ij ... c
(式8)
0028上面列出的方法仅仅依靠单一动脉脉压测量值。非常简单并 且不需要校准是本方法的优点。然而，由于血管张力评估公式是经验 性的，所以这种方法的准确度在模型的基本经验公式不适用的一些极 端临床状况中可能非常低。因为这个原因，所以如果在基本多元回归 模型中添加第二独立测量值，则会比较有益。
0029如上所示，发明了许多技术，包括非侵入式和侵入式技术， 用以测量SV和CO，具体地，用以检测血管顺应性、外周阻力和血管 张力。应当明白，需要一种用于估算CO或估算根据CO或使用CO所 得到的任何参数的系统和方法，这种系统和方法稳定和准确，并且对 校准及计算误差不是很敏感。
0030图1根据本发明实施例图示说明表示从受试者接收的两个不 同动脉脉压测量值的两条血压曲线的示例。
0031图2根据本发明实施例，图示说明从受试者接收的心电图测量值(ECG)和血压测量值的示例。
0032图3是根据本发明实施例，图示说明动脉脉压传播时间和动脉顺应性之间关系的图表。
0033图4是根据本发明实施例，图示说明从心脏停搏恢复的病人的脉压传播时间和血管张力之间关系的图表。
0034图5-6是根据本发明几个实施例，图示说明受试者在不同的血液动力条件下，脉压传播时间和血管张力之间相关性的图表。
0035图7-9是根据本发明的几个实施例，图示说明受试者在不同的血液动力状态下，使用脉压传播时间和连续心输出量(CCO)计算的CO和使用热稀释单次灌注测量值(thermodilution bolus measurements)所测得的CO值(TD-CO)之间的相关性的图表。
0036图IO是显示根据本发明几个实施例使用动脉脉压传播时间估算的CO和使用动脉脉压信号估算的CO之间关系的图表。
0037图11是根据本发明几个实施例，显示示例性系统的框图，该示例性系统用来执行本文描述的各种方法。
0038图12是显示根据本发明实施例的一种方法的流程图。
发明内容
0039本发明的一个实施例提供一种确定心血管参数的方法，其包括在一段时间间隔内接收与动脉血压测量值相对应的输入信号，该段时间间隔覆盖至少一个心搏周期；确定输入信号的传播时间；确定输入信号的至少一个统计动差；并且使用传播时间和该至少一个统计动差估算心血管参数。
0040本发明的一个实施例提供一种确定心血管参数的仪器，其包括一个处理单元，用于在一段时间间隔内接收与动脉血压测量值相对应的输入信号，该段时间覆盖至少一个心搏周期；确定输入信号的传播时间；确定输入信号的至少一个统计动差；并且使用传播时间和该至少一个统计动差估算心血管参数。
1具体实施例方式
0041现在将参考附图对实施本发明各种特征的实施例的方法和系统进行描述。附图和相关说明被提供用以图示说明本发明实施例，而不是限制本发明的范围。说明书中提到的"一个实施例"或"实施例"是为了表明本发明至少一个实施例包括结合该实施例描述的具体特征、结构、或特性。出现在说明书各个地方的术语"一个实施例"或
"实施例"不需要全部指相同的实施例。在所有附图中，重复使用附图标记以表示所指元件间的对应性。
0042宽泛的说，本发明包括使用动脉脉压传播时间确定心脏数值，诸如每搏输出量(SV)，和/或由SV得到的数值，诸如心输出量(CO)。可以使用动脉压波形或与动脉脉压成比例的或由动脉脉压得到的波形、心电图测量值、生物阻抗测量值、其他心血管参数等测量动脉脉压传播时间。这些测量值可以使用侵入式、非侵入式、微创式器具、或器具的组合测得。
0043本发明可以适用于任何类型的受试者，无论是人还是动物。因为可以预料本发明在诊断设置中最普遍适用于人类，所以下面主要描述本发明与"病人" 一起使用的情况。仅仅通过举例的方式，但是应当明白不管设置如何，术语"病人"应该包括所有受试者，即包括人和动物。
0044图1图示说明表示从受试者接收的两个不同动脉压测量值的两条血压曲线的示例。上曲线表示从受试者主动脉检测的中心动脉压测量值，下曲线表示从受试者挠动脉检测的测量值。脉压传播时间
(tp，)可以作为两个动脉压测量值之间的过渡时间测量。
0045基于心血管生物力学的基本原理合理使用血液动力学测量值的脉压传播时间。即如果受试者的心脏在心脏收縮时将血泵送到整个硬化血管，则压力波形会立即出现在受试者体内的任何末端动脉位置。然而，如果受试者的心脏在心脏收縮时将血泵送到顺应血管，则压力波形会在心脏收縮后的一段时间出现在受试者体内任何末端动脉位置。0046在压力波形(或任何与压力波形相关的其他波形)的几个不同位置可以侵入式或非侵入式地测量脉压传播时间。图1所示的示例中，可以通过使用两个不同的动脉压测量值测量脉压传播时间，例如，一个从主动脉得到的参考测量值和一个从挠动脉得到的外周测量值。
0047图2图示说明使用心电图信号作为传播时间测量值参考信号的示例。上曲线表示使用位于受试者心脏附近的电极检测到的心电图
(ECG)信号，下曲线表示从受试者外周动脉检测到的动脉压测量值。在这个示例中，可以使用ECG信号和外周动脉压之间的过渡时间测量动脉脉压传播时间(tprap)。类似的，经胸廓的生物阻抗测量值可以用作参考点(reference site)，并且传播时间可以作为与外周测量值相对的过渡时间测量，其中外周测量值是由动脉血压得到的或与动脉血压成比例。
0048动脉脉压传播时间提供对两个记录部位之间的血管部分的物理(即力学)属性的间接测量。这些属性主要包括动脉壁的弹性和几何属性。动脉壁的属性，例如其厚度和腔径，是动脉脉压传播时间的主要决定因素。因此，动脉脉压传播时间主要取决于动脉顺应性。
0049图3图示说明动脉脉压传播时间随着动脉顺应性(C)的增加而增加的示例。因此，动脉脉压传播时间(tprop)可以表示为动脉顺应性(C)的函数，艮口
0050
VC,(C) (式9)
0051因此动脉脉压传播时间可以被用作简单的测量值来估算动脉顺应性。传播时间可以用作单独的测量值来评估病人的血管状态，或可以用于脉搏等高线心输出量算法，其与其他参数一起解释血管顺应性、血管阻力和血管张力的效应。在一个实施例中，使用动脉脉压信号测量动脉脉压传播时间，该动脉脉压信号来自相对大的动脉(如桡动脉、股动脉等)，因而外周阻力的影响最小。此外，这个测量值可以包括测量点之间的平均动脉顺应性，并且不反映动脉顺应性与压力的相关性。
0052可以从众所周知的Bramwdl-Hill方程得出基本公式，Bramwell-Hill方程用于计算脉搏波传播速度(PWV)
，丄
0053
/>『)/2=，,丄7 (式IO)
其中W是压力变化； JK是体积变化； P是血液密度；及 r是基准体积。
0054动脉顺应性(C)可以定义为压力增量变化(W)所引起的 体积增量变化(D的比值，艮口
0055
C = ! (式ll)
d尸
0056将式(11)带入式(10)中，得到下面的方程式
0057
/w2丄丄.jz (式12)
C p
0058另一方面PWV被定义如下
0059
尸肝=丄 (式13)
p，
0060其中L是两个记录部位之间的血管长度， ，是动脉脉压传播 时间。
0061如果将式(13)带入式(12)中，动脉顺应性可以由下式给 出
0062
c4丄U二 (14)
0063如果我们将y定义为
0064
丄.r (15)
丄P
0065则动脉顺应性可以表示为
0066
C =《 (16)
10067其中比例因子y是一个函数，其取决于血液密度、两个记录部 位之间的有效血管距离和基本体积，即Z取决于两个记录部位之间的实 际血管体积和血液粘度(即血球密度...等)。
0068基于上述方程式，可以以多种不同方式使用动脉脉压传播时间。
0069使用动脉脉压传播时间估算动脉顺应性。脉压传播时间可以 被用作血液动力学模型的输入，其中血液动力学模型是基于动脉脉压 的标准差来评估由收缩喷射造成的动脉压的动态变化。CO可以表示为
如下动脉脉压标准差函数
0070
09 =《*赠/0*朋 (式17)
0071其中K是上面所示的比例因子，其与动脉顺应性成比例，std(P) 是动脉脉压的标准差，HR是心率。
0072当然其还可理解为
0073
co = C.^ (式18)
0074其中MAP是平均动脉脉压，r是压力指数衰减常数，C类似 K，是与动脉顺应性相关的比例因子。
0075由式17和式18知，比例因子K是相当于血管顺应性的测量 值。如果将式17中的比例因子K替换为式16中给出的顺应性，则可 以使用动脉脉压波形的标准差和动脉脉压传播时间计算CO:
0076
co = r《。,^/(P).//i (式19)
0077其中动脉脉压的标准差可以使用下面方程计算
0078
,)=+力[尸W -尸。化丫 (式20)
0079其中n是取样总数，P(k)是即时脉压，Pavg是平均动脉脉压。
平均动脉脉压可以定义为
0080
4=丄￡尸(" (式21)
180081图4是图示说明病人在心脏搭桥手术恢复期间的动脉脉压传
播时间的平方与比例因子K之间关系的图表。图4绘制了根据10个不 同病人的IO个平均数据点。在图4示例中，动脉脉压传播时间可以被 计算为ECG信号和桡动脉压之间的过渡时间。图4所示的数据说明按 照式16所给出，可以使用动脉脉压传播时间有效估算式17的比例因 子K。
0082图5和图6是图示说明两个受试者的不同血液动力学状态的 动脉脉压传播时间和式17中比例因子K之间相关性的图表。这两幅图 的趋势对应于使用猪作为动物模型从实验中得到的动物数据。这些图 显示比例因子K和脉压传播时间的平方的相同趋势。图5和图6中的 数据图示说明可以使用动脉脉压传播时间有效估算式17和式18的比 例因子K或C。
0083可以使用任何预先确定的传播时间和压力P(t)的函数确定式 19的比例因子n因此
0084
y = r(V。P,。 (式22)
其中r是预定的传播时间和压力的函数，其用来建立计算方法以估算 / 。
0085可以使用任何已知的独立CO技术来确定这个关系，无论是 侵入式技术，如热稀释法，还是非侵入式技术，如经食道超声心动图
(TEE)技术或生物阻抗测量技术。本发明提供诸如TD或TEE的不 连续测量之间的CO的连续趋势。
0086即使使用诸如导管插入术的侵入式技术来确定z，在后续CO 监测期间，通常不需要将导管留在病人体内。此外，即使当使用基于 导管的校准技术确定y时，测量值不需要从心脏或心脏附近测得；相反 地，校准测量值可以从股动脉中测得。因此，即使是使用侵入式技术 来确定r，总体来说本发明仍然是微创的，原因是任何导管插入可以是 外周的和临时的。
0087如上所述，可以使用任何与血压成比例的其他输入信号，而 不是直接测量动脉血压。这意味着可以在计算中的任何点或全部的几个点进行校准。例如，如果某个不同于动脉血压本身的信号被用作输 入信号，那么在将该信号值用于计算标准差之前或之后，该信号可以 被校准为血压，在这种情况下，可以按比例调整生成的标准差值，或 可以校准生成的SV值(例如通过适当设置;O，或可以按比例调整一
些sv的最终函数(诸如co)。简而言之，本发明在一些情况下使用
与直接测量的动脉血压不同的输入信号的事实并未限制其产生准确
sv估算值的能力。
0088除了血液粘度，y主要取决于两个记录部位之间实际的血管体 积。当然，两个记录部位之间的有效长度(L)和有效体积(V)是未 知的。血管分支和病人与病人之间的差异是两个记录部位之间有效的 实际血管体积未知的两个主要原因。然而，显然这个实际体积与病人
的人体测量参数成比例，因此可以使用病人的人体测量参数间接估算 该实际体积。人体测量参数可以由各种参数得出，诸如两个记录部位 之间的测量距离(1)、病人的体重、身高、性别、年龄、体表面积等、 或任何这些因子的组合。在一个实施例中，所有人体测量参数，例如 两个记录部位之间的距离(1)、病人的体重、身高、性别、年龄、病人 的体表面积(BSA)等，可以用来计算y。计算中还优选包含另外的值， 以考虑其他特征。在一个实施例中，可以使用心率HR(或R波周期)。 因此
0089
y = rM(/,// &Mge,G，i/i ) (式23)
0090其中
1是两个记录部位之间测得的距离；
H是病人的身高；
W是病人的体重；
BSA是病人的体表面积；
Age是病人的年龄；
G是病人的性别；
HR是病人的心率；及r^是多变量模型,
0091用于使用多变量模型r计算y的预测变量集与"真值"血管顺
应性测量值有关，对于测试或参考的受试者总体，其被确定为通过热
稀释法测量出的CO和动脉脉压的函数。这产生一组顺应性测量值，
每个测量值都是G的组成参数的函数。然后使用数值方法计算多变量
近似函数，该近似函数以预定义方式将rM的参数最好地与一组给定的 co测量值关联。使用多元多项式拟合函数产生多项式的系数，其为每 组预测变量提供一个r^值。因此，多元模型具有下面通式
0092
…a」
(式24)
0093其中a,...an是多元回归模型多项式的系数，Y是模型的预测0094
...L
(式25)
0095使用动脉脉压传播时间估算血管张力。血管张力是血液动力 学参数，其用来描述血管顺应性和外周阻力的组合效应。在现有技术 中，动脉压波形的形状特征结合病人的人体测量数据和其他心血管参 数一起用来估算血管张力(参见Roteliuk, 2005, "Arterial pressure-based automatic determination of a cardiovascular parameter(基于动脉压自动确 定心血管参数)")。动脉脉压传播时间也可用于估算血管张力。在一 个实施例中，动脉脉压传播时间可作为独立项用于多元回归模型来连 续估算血管张力。在一个实施例中，可以结合动脉脉压传播时间与动 脉脉压波形的形状信息来估算血管张力。高阶形状敏感动脉压统计动 差和压力加权时间动差以及动脉脉压传播时间可以用作多变量模型中
21的预测变量。优选计算中还包含另外的值，以考虑其他特征。例如，
心率HR(或R波周期)、体表面积BSA、以及与压力有关的非线性顺 应性值C(P)可以使用已知的方法计算，诸如Langwouters所描述的方 法，其将顺应性计算为压力波形、病人的年龄、性别的多项式函数。 因此
0096〖=z(;,n, Ar2，…/^,,//P2,…/』，C(尸),腦, ， G…) (式26)0097其中
K是血管张力；
;r是多元回归统计模型； V。p是动脉脉压传播时间；
ZV../^是动脉脉压波形的第1阶到第k阶时域统计动差；
;^…/^是动脉脉压波形的第1阶到第k阶加权压力统计动差；
C(P)是使用Langwouters等人定义的与压力有关的血管顺应性("The Static Elastic Properties of 45 Human Thoracic and 20 Abdominal Aortas in vitro and the Parameters of a New Model (离体的45例人类胸主动脉 和20例腹主动脉的静态弹性特性和新模型的参数)，"J. Biomechanics, Vol. 17，No.6, pp.425-435,1984);
BSA是病人身体表面积(身高和体重的函数)；
Age是病人的年龄；及
G是病人的性别。
0098根据本发明给出的实施方式的需要，可以选择不包括偏度 (ekewness)或峰度(kurtosis)，或者可以选择包括更高阶动差。已经 证明使用前四个统计动差可以成功地有助于准确和稳定估算顺应性。 此外，可以使用除了 HR和体表面积外的其他人体测量参数或作为替 代，并且可以使用其他方法来确定C(P)，甚至可以完全省略C(P)。
0099下面描述的用于计算当前血管张力值的示例性方法可以用己 知的方式调整，以反映参数集的增加、减少、或改变。 一旦用于计算K
22的参数集被组合完毕，其可与己知的变量相关。可以使用现有设备和方法为测试或参考的受试者总体确定CO、 HR和SV^，现有方法包括侵入式技术，诸如热稀释法。还可以为每个受试者记录人体测量数据，诸如年龄、体重、体表面积、身高等。这产生一系列CO测量值，每
个测量值都是K的组成参数的函数(最初未知)。然后使用已知的数值方法计算近似函数，该近似函数以预定义的方式将K的参数最好地与给定的一系列CO测量值关联。 一种易于理解和便于计算的近似函数是多项式。在一个实施例中，使用标准多变量拟合程序产生多项式的系数，这些系数为每组参数 "、 HR、 C(P)、 BSA、 &、 、~ 、
、/v提供一个K值。
Ajp /Ar 、 、 /V广
00100在一个实施例中，K可以计算如下:00101
义i
足
(式27)
00102其中
足
n
，.. ，~1 ，~2 "',C(尸)，脂，脉G...
(式28)
00103下面讨论使用动脉脉压传播时间直接估算CO。
00104脉压传播时间可以用作一种估算CO的独立方法。B卩，动脉脉压传播时间独立地与SV成比例，如下式所示
00105
W《
(式29)
00106如果将式29乘上HR，可以估算CO:
00107
-服
(式30)00108使用直接校准可以估算比例因子Kp，例如，使用从单次灌注
热稀释测量值或其他黄金标准CO测量值得到的己知CO值。图7-9是图示说明使用式30中所示的脉压传播时间计算的CO (COprop)、连续的心输出量(CCO)和通过不连续热稀释单次灌注测量值(ICO)测量的CO值(ICO)之间关系的图表。可以使用加利福尼亚Irvine的EdwardsLifesciences (爱德华兹生命科学公司)制造的警戒监视器测量CCO和ICO。可以对处于动物的不同血液动力学状态的猪模型进行测量。这些图表实验性地显示CO的变化与脉压传播时间变化有关，而且脉压传播时间可以作为一种估算CO的独立方法。
00109可以使用任何预先确定的传播时间和CO或SV的函数确定式30的比例因子Kp。可以使用任何独立的CO技术确定这个关系，无论是侵入式技术(例如热稀释法)还是非侵入式技术(例如经食道超声心动图(TEE)技术或生物阻抗测量技术)。本发明提供诸如TD或TEE的不连续测量之间的CO的连续趋向的CO。
00110即使使用诸如导管插入术的侵入式技术来确定Kp，在后面的CO监测期间，也不需要将导管留在病人体内。此外，即使当使用基于导管的校准技术确定Kp时，测量值也不需要从心脏或心脏附近测得；相反地，校准测量值可以从股动脉中测得。因此，即使是使用侵入式技术来确定Kp，本方法仍然是微创式的，原因是任何导管插入术可以是外周的和临时的。
00111如果使用非侵入技术测量传播时间和使用预定义的函数或公式测量Kp，则式30所示的方法允许完全非侵入式测量CO。测量传播时间的非侵入技术可以包括，但不限于ECG、非侵入动脉血压测量、生物阻抗测量、光脉冲血氧测量、多普勒超声波测量、或由这些测量衍生的或与这些测量成比例的任何其他测量或这些测量的组合(例如使用多普勒超声波脉搏速度测量技术测量心脏附近的参考信号和使用生物阻抗测量技术测量外周信号等)。
00112比例因子Kp主要取决于血液粘度和两个记录部位之间的实际血管距离和体积。当然，两个记录部位之间的有效长度(L)和有效体积(V)是未知的。血管分支和病人与病人之间的差异是两个记录部位之间实际有效的血管体积是未知的两个主要原因。然而，实际体积与病人的人体测量参数可以成比例，因此可以通过使用病人的人体测量参数间接估算实际体积。人体测量参数可以由各种参数得出，诸如两个记录部位之间的测量距离(L)、病人的体重、身高、性别、年龄、体表面积等、或任何这些参数的任何组合。在一个实施例中，可以用所有人体测量参数来计算Kp，这些人体测量参数例如是两个记录部位之间的距离(L)、病人的体重、身高、性别、年龄、病人的体表面积等。因此
00113
Kp =M(Z,//,,5&4,々e，G) (31)
00114其中
L是两个记录部位之间测得的距离；
H是病人的身高；
W是病人的体重；
BSA是病人的体表面积；
Age是病人的年龄；
G是病人的性别；并且
M是多变量线性回归模型。
00115用于使用多变量模型M计算Kp的预测变量集与"真值"CO测量值有关，其被确定为传播时间的函数，其中对于测试或参考的受试者全体CO，通过热稀释法测量CO。这产生一系列测量值，每个测量值都是M的组成参数的函数。然后使用数值方法计算多变量近似函数，该近似函数以预定义的方式将M的参数最好地关联到给出的一系列CO测量值。使用多元多项式拟合函数产生多项式的系数，其为每组预测变量提供一个M值。因此，多变量模型具有下面方程
00116
25《
(式32)
00117其中a卜.^是多元回归模型;
;项式的系数，Y是模型l
00118
HI
￡『 5&4 爿ge G ]
...尸u
(式33)
00119图10是显示根据一系列动物实验使用式17估算的CO (x轴上的COstd)和使用式30估算的CO (y轴上的COprop)之间关系的图表。数据显示CO测量值是测量10头猪获得的。每头猪选择3个数据点用于该图表。为了覆盖宽的CO范围，每个所选的数据点对应于猪的一种不同血液动力学状态分别为血管舒张状态、血管收缩状态、和低血容量状态。图IO中所示的比例是实验证据，证明可以有效可靠地使用传播时间估算CO。
00120图11是显示用来执行本文所述各种方法的示例性系统的框图。该系统可以包括病人IOO、压力传感器201、导管202、 ECG电极301和302、信号调节单元401和402、多路复用器403、模数转换器405和计算单元500。计算单元500可以包括病人专用数据模块501、比例因子模块502、动差模块503、标准差模块504、传播时间模块505、每搏输出量模块506、心输出量模块507、心率模块508、输入设备600、输出设备700和心率监视器800。每个单元和模块可以实现为硬件、软件或硬件和软件的组合。
00121病人专用数据模块501是用来存储病人数据的存储模块，病人数据诸如为病人的年龄、身高、体重、性别、体表面积等。可以使用输入设备600输入该数据。比例因子模块502接收病人数据并且执行运算以计算顺应性比例因子。例如，比例因子模块502将参数带入上述给出的表达式或带入通过创建最佳拟合测试数据组的近似函数而得出的某个其他的表达式。比例因子模块502还可以确定时间窗[tO，tf]，在该时间窗中生成血管顺应性、血管张力、SV和/或CO的每个估算值。执行该过程就如同简单选择在每个计算中使用存储值、连续值、离散值中的哪个值以及在每个计算中使用多少这些值。
00122动差模块503确定或估算动脉脉压的高阶统计时域加权动差。
标准差模块504确定或估算动脉脉压波形的标准差。传播时间模块505确定或估算动脉脉压波形的传播时间。
00123将比例因子、高阶统计动差、标准差和传播时间输入每搏输出量模块506以产生SV值或估算值。可以使用心率监视器800或软件程序508 (例如使用傅立叶或导数分析)测量病人的心率。将SV值或估算值和病人的心率输入到心输出量模块507，以通过使用例如式CO-S"朋来估算CO。
00124如上所述，如果这些值不是所感兴趣的值，则系统无需计算SV或CO。对于血管顺应性、血管张力和外周阻力也一样。在此类情况下，相应的模块可以不需要或可以被省略。例如，本发明可以用来确定动脉顺应性。尽管如此，如图ll图示说明，任何或全部的结果，如SV、 CO、血管顺应性、血管张力和外周阻力可以在输出设备700
(如监视器)上显示，以展示给使用者并且由使用者解释分析。与输入设备600 —样，输入出设备700 —般可以同样由系统用于其他目的。
00125本发明进一步涉及可以装载在计算机单元或计算单元500中的计算机程序，以便执行本发明的方法。此外，各种模块501-507可以用来执行本发明的各种计算和相关的方法步骤，而且其还可以作为计算机可执行指令存储在计算机可读介质中，以便允许不同的处理系统载入和执行本发明。
00126尽管已经对特定的示例性实施例进行描述并且将其显示在附图中，但是应该明白这些实施例仅仅是说明性的，并未限制本发明的范围，本发明并未限制在所示和所述的具体结构和布置中，因为除了在以上段落中所述之外，也可能存在各种其他变化、组合、省略、修改和替换。本领域的技术人员将明白，可以配置上述优选实施例的各种调整和修改而不偏离本发明范围和思想。因此，应该明白，在所附
27的权利要求范围内，可以以除了本文具体描述之外的其他方式实践本发明。
权利要求
1. 一种确定心血管参数的方法，包括在一段时间间隔内接收与动脉血压测量值相对应的输入信号，所述时间间隔覆盖至少一个心搏周期；确定所述输入信号的传播时间；和使用所述传播时间确定所述心血管参数的估算值。
2. 根据权利要求1所述的方法，进一步包括确定所述输入信号的 至少一个统计动差。
3. 根据权利要求2所述的方法，其中使用所述传播时间确定所述 心血管参数的估算值的步骤包括使用所述至少--个统计动差确定所 述心血管参数的估算值。
4. 根据权利要求2所述的方法，其中所述输入信号的所述至少一个统计动差选自所述输入信号的标准差、阶数大于2的统计动差、所述输入信号的峰度和所述输入信号的偏度。
5. 根据权利要求1所述的方法，其中所述心血管参数选自动脉顺应性、血管阻力、心输出量和每搏输出量。
6. 根据权利要求1所述的方法，其中确定所述输入信号的传播时间的步骤包括确定在受试者心脏附近检测的参考信号和在所述受试者动脉附近检测的外周动脉信号之间的过渡时间。
7. 根据权利要求6所述的方法，其中所述参考信号选自心电图测量值、中心动脉压测量值、经胸廓生物阻抗测量值和多普勒超声血 流速度测量值。
8. 根据权利要求6所述的方法，其中所述外周动脉信号选自动脉血压测量值、测量所述受试者血液的血氧饱和度的光学血氧测量值、外周生物阻抗测量值和多普勒超声血流速度测量值。
9. 根据权利要求1所述的方法，其中使用所述传播时间确定所述 心血管参数的估算值还包括使用所述输入信号的标准差来确定所述 心血管参数的估算值。
10. 根据权利要求1所述的方法，进一步包括接收所述受试者的人 体测量参数。
11. 根据权利要求10所述的方法，其中使用所述传播时间确定所 述心血管参数的估算值还包括使用所述人体测量参数来确定所述心 血管参数的估算值。
12. 根据权利要求10所述的方法，进一步包括使用所述传播时间 和所述人体测量参数来估算动脉顺应性值。
13. 根据权利要求12所述的方法，进一步包括使用所述动脉顺应 性值和所述输入信号的标准差估算每搏输出量。
14. 根据权利要求13所述的方法，进一步包括接收受试者的心率测量值；和使用所述心率测量值和所述每搏输出量估算心输出量。
15. 根据权利要求14所述的方法，进一步包括使用所述动脉顺应 性和所述标准差估算心输出量。
16. 根据权利要求15所述的方法，进一步包括接收校准心输出量值；及将校准常数计算为所述校准心输出量估算值与所述心率、所述动 脉顺应性和所述标准差的乘积之间的商。
17. 根据权利要求12所述的方法，其中估算动脉顺应性值进一步包括确定近似函数，该近似函数与动脉顺应性的多个参考测量值相关， 其中所述近似函数是所述输入信号的所述传播时间和所述人体测量参 数的函数；和通过用所述输入信号的所述传播时间和所述人体测量参数计算所 述近似函数，来估算所述受试者的所述动脉顺应性值。
18. 根据权利要求l所述的方法，进一步包括为所述多个心搏周期的每一个计算分量传播时间值； 计算复合传播时间值作为分量传播时间值的平均值；及 将所述复合传播时间值用于计算所述心血管参数的估算值。
19. 一种确定心血管参数的仪器，包括 处理单元，其用于在一段时间间隔内接收与动脉血压测量值相对应的输入信号，该段时间间隔覆盖至少一个心搏周期； 确定所述输入信号的传播时间；和 使用所述传播时间确定所述心血管参数的估算值。
20. 根据权利要求19所述的仪器，其中所述处理单元确定所述输 入信号的至少一个统计动差。
21. 根据权利要求20所述的仪器，其中所述处理单元通过使用所 述至少一个统计动差确定所述心血管参数的估算值。
22. 根据权利要求20所述的仪器，其中所述输入信号的所述至少 一个统计动差选自阶数大于2的统计动差、所述输入信号的峰度、 所述输入信号的偏度和所述输入信号的标准差。
23. 根据权利要求19所述的仪器，其中所述心血管参数选自动脉 顺应性、血管阻力、心输出量和每搏输出量。
24. 根据权利要求19所述的仪器，其中所述处理单元通过确定在受试者心脏附近检测到的参考信号和在所述受试者动脉附近检测到的 外周动脉信号之间的过渡时间，来确定所述输入信号的传播时间。
25. 根据权利要求24所述的仪器，其中所述参考信号选自心电图测量值、中心动脉压测量值、经胸廓生物阻抗测量值和多普勒超声 血流速度测量值。
26. 根据权利要求24所述的仪器，其中所述外周动脉信号选自动 脉血压测量值、测量所述受试者血液的血氧饱和度的光学血氧测量值、 外周生物阻抗测量值和多普勒超声血流速度测量值。
27. 根据权利要求19所述的仪器，其中所述处理单元通过使用所 述输入信号的标准差确定所述心血管参数的估算值。
28. 根据权利要求19所述的仪器，其中所述处理单元接收所述受 试者的人体测量参数。
29. 根据权利要求28所述的仪器，其中所述处理单元使用所述传 播时间和所述人体测量参数确定所述心血管参数的估算值。
30. 根据权利要求28所述的仪器，其中所述处理单元使用所述传 播时间和所述人体测量参数估算动脉顺应性值。
31. 根据权利要求30所述的仪器，进一步包括使用所述动脉顺应 性值和所述输入信号的标准差估算每搏输出量。
32. 根据权利要求31所述的仪器，进一步包括 接收受试者的心率测量值；和使用所述心率测量值和所述每搏输出量估算心输出量。
33. 根据权利要求32所述的仪器，进一步包括使用所述动脉顺应性和所述标准差估算心输出量。
34.根据权利要求33所述的仪器，进一步包括接收校准心输出量值；和计算校准常数，作为所述校准心输出量估算值与所述心率、所述 动脉顺应性和所述标准差的乘积之间的商。
35.根据权利要求29所述的仪器，其中估算动脉顺应性值进一步包括确定近似函数，所述近似函数与动脉顺应性的多个参考测量值相 关联，其中所述近似函数是所述输入信号的所述传播时间和所述人体测量参数的函数；和通过用所述输入信号的所述传播时间和所述人体测量参数计算所 述近似函数，来估算所述受试者的所述动脉顺应性值。
36.根据权利要求19所述的方法，进一步包括 为所述多个心搏周期的每一个计算分量传播时间值； 计算复合传播时间值作为分量传播时间值的平均值；和 将所述复合传播时间值用于计算所述心血管参数的估算值。
37. —种提供指令的机器可读介质，当处理器执行所述指令时，使 所述处理器确定心血管参数，包括在一段时间间隔内接收与动脉血压测量值相对应的输入信号，该 段时间间隔覆盖至少一个心搏周期；确定所述输入信号的传播时间；和使用所述传播时间确定所述心血管参数的估算值。
全文摘要
一种用于确定心血管参数的方法和仪器，其包括在一段时间间隔内接收与动脉血压测量值相对应的输入信号，该段时间间隔覆盖至少一个心搏周期；确定输入信号的传播时间；确定输入信号的至少一个统计动差；以及使用传播时间和该至少一个统计动差确定心血管参数的估算值。
文档编号A61B5/029GK101489472SQ200780026045
公开日2009年7月22日 申请日期2007年7月11日 优先权日2006年7月13日
发明者C·R·穆尼, F·S·哈帝布, L·D·罗特里克斯 申请人:爱德华兹生命科学公司