用于心输出量、每搏输出量、心力以及血压的连续、无创测量的身体佩戴式系统的制作方法

用于心输出量、每搏输出量、心力以及血压的连续、无创测量的身体佩戴式系统的制作方法
【专利摘要】本发明提供一种用于测量患者的每搏输出量(SV)、心输出量(CO)以及心力(CP)的系统，所述系统具有：1)阻抗传感器，其连接到至少两个具有阻抗电路的电极上，所述阻抗电路处理来自所述电极的模拟信号以测量阻抗信号(TBEV波形)；2)ECG传感器，其连接到至少两个电极上且包括ECG电路，所述ECG电路处理来自所述电极的模拟信号以测量ECG信号；3)光学传感器，其连接到光学探针上且包括光学电路，所述光学电路处理来自所述探针的信号以测量所述患者的至少一个光学信号；4)处理系统，其分析所述ECG、TBEV及光学信号以便测定SV，所述处理系统通常佩戴在所述患者的手腕上并通过有线接口连接到所述光学传感器上，并且通过有线或无线接口连接到所述TBEV和ECG传感器上。
【专利说明】用于心输出量、每搏输出量、心力以及血压的连续、无创测
量的身体佩戴式系统
[0001]相关申请的交叉引用
[0002]本申请要求2010年12月28日提交的美国序号61/427，756、标题为“BODY-WORNSYSTEM FOR CONTINUOUS,N0NINVASIVE MEASUREMENT OF CARDIAC OUTPUT, STROKEVOLUME, AND BLOOD PRESSURE”的临时申请的优先权，所述临时申请的全文特此以引用方式并入。
[0003]有关联邦资助研究或开发的声明
[0004]本专利申请中所述的ー些组成部分的工作由美国国防部根据合同W8IXffH-11-2-0085 资助。
[0005]发明背景
发明领域
[0006]本发明涉及用于监测心血管性能(例如)心输出量(CO)、每搏输出量(SV)以及连续无创血压(cNIBP)的医学装置。
[0007]相关技术说明
[0008]CO通常是在医院环境中测量且非正式地指示患者的心脏如何将血液有效地泵入穿过他们的动脉树。更具体来说，CO(単位为升/分钟)描述了血液从左心室喷射到主动脉中的时间依赖性容积；它指示患者的心脏以何种程度将血源性氧、营养素及其它物质输送至身体里的细胞中。CO是心率(HR)和SV的乘积，其中SV被定义为左心室舒张末期容积(EDV)与收缩末期容积(ESV)之间的数学差，SP:
[0009]CO=SVXHR (I)
[0010]将CO与平均动脉血压(MAP)结合成单个值(称为“心カ”(CP))提供了特别有价值的预后性变量用于监测患有心脏病如充血性心カ衰竭(CHF)的患者，并且是可以使用心肺运动试验无创性地测量的死亡率的独立预测指标。具体来说，CP被定义为:
[0011]CP=COXmAP (2)
[0012]以高临床精确度通过连续、无创的方式測量CO和SV通常已被认为是医学装置监测的“必杀技”。本领域中的大多数现有技术需要留置导管(其反之可能会伤害患者)，在危急时刻是固有地不准确的，并且需要受过专门训练的操作员。例如，用于此测量的当前的“金标准”是热稀释心输出量(TDCO)和Fick氧原理(Fick)。然而，TDCO和Fick两者均为可能引起感染及其它并发症的高度有创技术，即使是在小心控制的医院环境中。在TDCO中，肺动脉导管(PAC)(也称为Swan-Ganz导管)通常被插入患者心脏的右部分中。在程序上，将ー团(通常是IOml)的葡萄糖或生理盐水(其冷却至已知温度)通过PAC注入。PAC内的温度測量装置(在距离注入流体的地方已知距离(通常是6cm至10cm)之处定位)測量稀释血液的逐渐增加的温度。CO则是由测量的时间-温度曲线(称为“热稀释曲线”)估计出。此曲线下面积越大，心输出量就越低。同样，曲线下面积越小意味着冷团(cold bolus)消散的传导时间越短，从而CO越高。[0013]Fick涉及在给定的时间周期内计算遍及患者的血液所消耗和散布的氧。与所述技术有关联的算法并入有耗氧量(如通过肺活量计所测量)，其中从PAC中测得的中央血液的氧含量和从留置插管中测得的外周动脉血液的氧含量具有差异。
[0014]TD和Fick两者在危重症时通常以约0.51/min至1.01/min之间或以约+/-20%的精确度测量CO。
[0015]抱着克服Fick和TD的缺陷的希望而已开发了用于测量SV/C0/CP的若干无创技木。例如，基于多普勒的超声回波(多普勒/超声)使用众所周知的多普勒频移来測量血流速度，且已示出与更多的有创方法相比合理的精确度。此技术的二维版本和三维版本两者都需要受过专门训练的操作员，并且因此对于连续测量来说是不切实际的，食管多普勒技术除外。C0/SV也可通过依赖于放置在患者躯干上的电极的技术来测量，所述电极注入且随后收集低安培、高频率的调制电流。这些技术(基于生物电阻抗且被称为“阻抗心动描记木”(ICG)、“电气心力測量法测速”(ECV)以及“生物电抗”(BR))測量时间依赖性电波形，所述时间依赖性电波形通过血液流动穿过患者的胸腔来调制。血液是ー种良好的电导体并且在由心脏泵送时，可进ー步调制通过这些技术以对患者的CO敏感的方式注入的电流。在测量期间，ICG、ECV以及BR各自从时间依赖性ICG和ECG波形中提取称为左心室射血时间(LVET)和预注入周期(PEP)的性能。然后，处理器用经验数学方程(下文以方程2示出)对波形进行分析，以便估计SV。CO则是由SV和HR的乘积来測定，如上文以方程I所描述。
[0016]ICG、ECV和BR均表示用于测量C0/SV的连续、无创的替代方案，并且在理论上可以通过廉价的系统并在无受过专门训练的操作员的情况下进行。但医学界尚未接受所述方法，尽管事实是临床研究已表明它们对于某些患者群体是有效的。在1992年，例如，由Fuller等进行的分析分析了来自75个已发表研究的数据，所述数据描述了 ICG与TD/Fick之丨日」的相天性(Fuller 等，The validity of cardiac output measurement by thoracicimpedance:a meta-analysis;Clinical Investigative Medicine;15:103-112(1992))。所述研究使用荟萃分析得出结论，其中，在这些研究的28个中，ICG显示出染料稀释与FickCO之间的相关性(针对TDCO，r=0.80-0.83)。被分类为危重症的患者(例如，患有急性心肌梗塞、败血症和肺液过量的那些患者)产生更糟糕的結果。进ー步阻碍这些技术的商业认可的是:与常规的生命体征监测器相比，ICG监测器在规模和复杂性两个方面具有相对庞大及类似的趋势。这意味着可能需要将两件大型且昂贵的监测设备定位在床边，以便监测患者的生命体征和C0/SV。因为这个及其它原因，CO的基于阻抗的測量尚未取得广泛的商业成功。
[0017]用于测量C0/SV的基于ICG的方法自从Fuller分析开始已逐步形成。例如，最近的研究显示:经胸电阻抗脉搏变化的无因次峰值变化速率(其被定义为ICG波形的导数的最大值(dZ/dt) 除以基础阻抗(Z。))是加速度模拟(单位为1/s2)。当经历平方根变换时，将得出欧姆平均速度[(dZ/dt)最大值/Z。)]0.5。在美国专利7，740，590和7，261，697中详细描述这些參数，所述美国专利的全部内容以引用方式并入本文。当将这个值乘以LVET和容积电导率(V。)时，可获得SV的合理摹本，所述容积电导率通过体重与胸腔内血容量在体形变异上相关。与通过TDCO和经食管超声心动描记术测量的CO相比，报告了良好至较高相关性和在+/-30%内的一致性限度。
[0018]虽然大多数ICG测量是在胸腔上进行的，但在文献中有良好的证据暗示可以从上肢中(且尤其是肱中)获得左心室SV。例如，Chemla等表示:峰主动脉血流加速与峰肱动脉血流加速高度相关(r=0.79)(参见，例如，Chemla等，Blood flow accelerationin the carotid and brachial arteries of healthy volunteers!respectivecontributions of cardiac performance and local resistance;Fundam ClinPharmacol; 10:393-399(1996))。此研究还证明:虽然肱血流速度受下游血管活性的影响，但峰肱血流加速仅受心搏动形成的上游3 -肾上腺素能影响。这表明当乘以LVET和适当幅值的Vc时,肱(dZ/dt) *±1l/Z0的平方根变换可得出SV的精确估计值。Stanley等表示:经胸和肱阻抗变化(AZ)的最大收缩早期上升斜率是完全相同的，这表明它们是线性相关的k 參见，例如，Stanley 等，Mult1-channel electrical bioimpedance:a new noninvasivemethod to simultaneously measure cardiac and peripheral blood ilow;J Clin MonitComput; 21:345-51 (2007))。这意味着，尽管具有不同的幅值，但经胸和经肱阻抗变化的峰值变化速率均可用于计算SV。最后，Wang等证明:前臂中的阻抗变化(AZ(t))与多普勒导出的SV高度相关,这显示了 r=0.86的相关系数(參见，例如，Wang等，Evaluationof changes in cardiac output from the electrical impedance waveform in theforearm;Physiol Meas;28:989-999(2007))。
[0019] 也可从(例如)通过血压计或留置动脉导管所测量的时间依赖性动脉血压波形中估计出C0/SV。可使用算法来从这些波形中提取脉压(PP)及其它轮廓相关特征，然后对其进行处理以估计出C0/SV。不幸的是，心脏及其相关脉管均可独立地且有时自相矛盾地作用，所以像PP这样的參数的变化可既反映又掩饰C0/SV的变化。换句话说，使用时间依赖性动脉波形进行的CO的測量表示心脏和血管功能的结合。
[0020]脉搏到达时间(PAT)(被定义为由心跳发起的压カ脉搏在患者的动脉系统中的传导时间)已在多个研究中示出与收缩期(SYS)和舒张期(DIA)血压两者相互关联。在这些研究中，PAT通常通过常规的生命体征监测器来測量，所述生命体征监测器包括単独的模块以便測定心电图(ECG)和脉搏血氧饱和度(Sp02)的值。在PAT測量期间，多个电极通常附接到患者的胸部，以便測定ECG波形的时间依赖性分量，所述ECG波形通过被称为“QRS波群”的棘波来特征化。所述QRS波群指示心脏内的心室的初始去极化，并且非正式地标记心跳的开始以及随后的压カ脉搏。Sp02通常通过绷带或衣夹形传感器来測量，所述绷带或衣夹形传感器附接到患者的手指上且包括在红色和红外光谱区两者中操作的光学系统。光检测器测量从光学系统中发出的辐射，所述辐射传输穿过患者的手指。也可使用其它身体部位(例如，耳朵、前额和鼻子)来代替手指。在測量期间，微处理器对由光检测器测量的红色和红外辐射两者进行分析，以便測定与不同波长相对应的时间依赖性波形，各自称为光电血管容积图波形(PPG)。从这些波形中计算出Sp02值。PPG波形的时间依赖性特征指示通过传播压カ脉搏而引起的底层动脉中(例如，手指中)的脉搏率和容积吸收率变化两者。
[0021]典型的PAT測量測定QRS波群上的最大点(指示心室去极化的峰值)与PPG波形的一部分(指示压カ脉搏的到达)相隔的时间。PAT主要取决于动脉顺应性、压カ脉搏的传播距离(其密切近似患者的手臂长度)以及血压。为了说明患者特异性性能(如动脉顺应性)，血压的基于PAT的測量通常使用常规的血压袖套来“校准”。通常，在校准过程中，将血压袖套应用于患者，用于进行一次或多次血压测量，随后去除。接下来，使用校准測量，伴随着PAT的变化，以便测定患者的血压和血压变异性。PAT通常与血压反向相关，即，PAT的减少指示血压的增加。
[0022]很多已颁布的美国专利描述了 PAT与血压之间的关系。例如，美国专利5，316，008 ;5，857，975 ;5，865，755 ；以及5，649，543各自描述了包括常规传感器的器件，所述传感器測量ECG和PPG波形，随后对所述波形进行处理以測定PAT。
[0023]发明概述
[0024]本发明提供用于测量SV/C0/CP，连同cNIBP、HR、呼吸率(RR)、Sp02，以及体温(TEMP)、运动和姿势的小型身体佩戴式监测器。C0/SV的測量是基于被称为“经肱电测速”(TBEV)的測量技术，所述测量技术在下文中详细描述。TBEV測量得出两个时间依赖性波形:Zo，它表示肱区域中的基础阻抗且对缓慢变化的性能如血容量敏感；以及AZ(t)，其特征是:心跳诱发的脉搏，它随着血液在收缩和舒张两者期间流经肱而在轮廓上发生变化。这些波形是从患者的肱中测量的，肱是对肺通气的影响多少有些免疫的区域，肺通气的影响可使得从胸腔中获得的常规的ICG測量值复杂化。集中地，在身体佩戴式监测器内的微处理器上运行的算法对Zo和AZ(t)两者的特征分析进行分析，以测定每个TBEV测量的值。更具体来说，为了測定SV/C0/CP值，监测器依赖于“混合測量”，所述混合測量集中处理时间依赖性PPG、ECG和TBEV波形的组合，以及从这些波形中提取的生理參数(例如，血压值)，所述波形是由身体佩戴式监测器测量的。从这些波形中，參数如LVET和PEP可被估计出并用于数学关系式中，以便连续且精确地估计SV/C0/CP值，如下文所详细描述。一旦被測定，它们便与常规的生命体征相结合，并由身体佩戴式监测器无线传输至中心站，以便有效地监测患者。
[0025]TBEV波形是通过小型模块测量的，所述模块连接到佩戴在患者的锁骨/肱(CB)区域中的第一组贴附电极上。这个区域大致从肩尖部附近的区域(邻近腋窝)延伸至肘(邻近肘前窝)。ECG波形是通过小型模块测量的，所述模块连接到通常以常规的Einthoven三角形配置佩戴在患者的胸腔上的第二组贴附电极上。TBEV模块和ECG模块两者还包括3轴加速计，所述3轴加速计测量对运动敏感的加速度波形(ACC)。这两个加速计测量(例如)呼吸诱发的胸壁移动，可对所述胸壁移动进行处理以估计RR ;以及较大尺度的运动，可对所述运动进行处理以测定运动相关性能，如活动水平、姿势、运动程度/幅值以及运动频率。
[0026]在測量期间，TBEV和ECG模块将波形和数字信息通过有线或无线连接传输至手腕佩戴式收发机。所述收发机还连接到佩戴在患者拇指上的光学传感器上，所述光学传感器測量通过光学系统生成的PPG波形，所述光学系统以红色(约600nm)和红外(约900nm)发光二极管(LED)为特征。可对这些波形进行处理以測定Sp02的值。手腕佩戴式收发机还包括内部加速计，所述内部加速计测量与手部运动有关联的ACC波形。可对这两个PPG波形，以及ECG波形，进行处理以测定cNIBP值。
[0027]通过在CB区域中沿肱动脉的路线注入高频率、低安培的交流电(AC)场，随后同时感测并信号处理所述电场内产生的电压变化来测量混合测量的TBEV分量。TBEV的基础有理数由正比例导出且在峰升主动脉与峰肱动脉血流加速之间观察到高度相关。此技术与普遍接受的体积学说针锋相对，所述技术是提出正是轴向定向流动的血液的比电阻的速度诱发的峰值变化速率引起所测量的阻抗的时间依赖性变化的替代方法。在计算上，通过取电阻抗脉搏变化除以CB区域中所测量的基础阻抗的峰值变化速率的平方根(即，[(dZ/dt) ?±{t/Zo]0-5)来获得TBEV測定的SV。然后，将这个參数乘以LVET和常数V。以得到SV。
[0028]身体佩戴式监测器同时提供用于基于PAT、脉搏传导时间(PTT)或血管传导时间(VTT)測量cNIBP的技术，如在上文引用的专利申请中更详细地描述。这些文献描述了使用“复合方法”进行的cNIBP測量(下文详细描述)，所述复合方法以优于常规的PAT和PTT测量的多个改进为特征。
[0029] 在完成測量后，身体佩戴式监测器将波形、生命体征和SV/C0/CP值无线传输至远程监测器(如个人计算机(PC)、护理站处的工作台、平板计算机、个人数字助理(PDA)或蜂窝电话)。通常，无线传输器处于手腕佩戴式收发机内，所述手腕佩戴式收发机还显示并进一歩分析这个信息。另外，远程监测器和手腕佩戴式收发机两者均可包括条形码扫描器、触摸屏显示器、摄像机、语音和扬声器系统以及通过局域网(例如，802.11或“WiFi”网络)和广域网(例如，Sprint网络)两者操作的无线系统。
[0030]一方面，例如，本发明提供ー种用于从患者处测量SV和CO两者的系统。所述系统以阻抗传感器为特征，所述阻抗传感器连接到至少两个患者佩戴的电极上且以阻抗电路为特征，所述阻抗电路处理来自所述至少两个电极的信号，以便测量来自患者的阻抗信号。所述系统内的光学传感器连接到光学探针上且以光学电路为特征，所述光学电路测量来自患者的至少ー个光学信号。身体佩戴式处理系统可操作地连接到阻抗传感器和光学传感器两者上并且接收并处理阻抗信号，以便測定SV和CO的第一值。然后，所述身体佩戴式处理系统接收光学信号并处理所述光学信号，以便測定这些參数的第二值。最后，所述处理系统集中处理SV和CO的第一值和第二值两者，以便測定这些參数的第三值，所述处理系统随后将所述第三值报告给显示装置。
[0031]另ー方面，本发明提供一种还以ECG传感器为特征的类似系统，所述ECG传感器连接到至少两个身体佩戴式电极上且以ECG电路为特征。ECG电路被配置成处理来自电极的信号，以便测量ECG波形和HR值。处理系统连接到阻抗、光学和ECG传感器上并从这些系统中的每ー个接收时间依赖性波形。然后，所述处理系统集中处理ECG和光学信号，以便测定血压值，随后处理所述血压值以估计SV和CO。
[0032]另ー方面，本发明提供ー种以ECG、阻抗和光学传感器为特征的类似系统。集中地，这些传感器生成被处理来測定SV “估计量”的集合的信号。然后，用多种算法对各种估计量进行处理以估计每博输出量。
[0033]另ー方面，本发明提供一种用于測定SV的方法，所述方法以以下步骤为特征:(a)通过阻抗传感器測量阻抗信号，所述阻抗传感器可操作地连接到身体佩戴式监测器上；(b)通过光学传感器測量光学信号；(C)处理所述阻抗信号以测定(dZ/dt) 的值；(d)处理所述光学信号以测定SFT的值；以及(e)集中处理Ztl.(dZ/dt) 和SFT以测定SV。
[0034]另ー方面，本发明提供一种测定心力的方法，所述心カ如下文所详细描述是CO和MAP的乘积。这里，CO是通过处理ECG波形来測定以测定心率值，并且阻抗和光学波形相结合以测定SV。MAP则是由从PPG和ECG波形中测定的PAT值计算出。或者，由从TBEV和PPG波形中测定的VTT值计算出MAP。在这两种情况下，复合方法处理PAT或PTT，以便测定MAP0
[0035]另ー方面，本发明提供ー种用于从患者处测量SV值的身体佩戴式系统。所述身体佩戴式系统以TBEV模块为特征，所述TBEV模块包括电路，所述电路被配置成邻近患者的肱来注入电流。所述电路的底部包括ー对电连接头，所述电连接头被配置成扣接到布置在第一电极上的一对配对连接头中，其中第一连接头被配置成将电流注入所述电极的第一部分中，而第二连接头被配置成測量来自所述电极的第二部分的、与电压相关的信号。然后，模拟电路处理来自第二连接头的信号，以便生成电压值。连接到模拟电路上的处理器将电压值(或由此计算出的值)转换成时间依赖性电阻值，然后将所述时间依赖性电阻值转换成SV值。
[0036]又一方面，本发明提供ー种用于从患者处测定SV的方法，所述方法包括以下步骤:(a)通过第一运动传感器测量运动波形；(b)用运动算法处理所述运动波形以测定运动相关參数；(C)将所述运动相关參数与预定阈值參数相比较，以确定患者的运动是否超出可接受的水平；(d)如果患者的运动不超出可接受的水平，则通过阻抗传感器从患者处测量阻抗波形；以及(e)如果患者的运动不超出可接受的水平，则由所述阻抗波形计算SV值。
[0037]在以下专利申请中详细描述用于cNIBP的复合方法，所述专利申请的全部内容以引用方式并入本文:2009 年 11 月 15 日提交的 U.S.S.N12/650, 354:B0DY-ff0RN SYSTEM FORMEASURING CONTINUOUS NON-1NVASIVE BLOOD PRESSURE (cNIBP)。所述复合方法包括压カ依赖性测量和无压カ測量两者并且基于以下发现:用于测定cNIBP的PAT和PPG波形通过所施加的压カ来强烈调制。在压カ依赖性测量(本文中也称为“索引測量”)期间，当压力逐渐增加到患者的收缩压时，发生两个事件:1) 一旦所施加的压カ超出舒张压，那么PAT通常以非线性方式増加；以及2)当所施加的压カ接近收缩压吋，PPG振幅的幅值通常以线性方式系统地減少。所施加的压カ逐渐减少血流且随之降低患者手臂中的血压，且因此诱发PAT的压カ依赖性增加。在施加压カ期间测量的所产生的PAT/血压读数对中的每ー个均可用作校准点。此外，当所施加的压カ等于SYS吋，PPG波形的振幅完全消除，且PAT不再可測量。使用从常规的示波测量术中借用的技术集中分析在合适范围内的PAT和PPG波形的振幅两者，以及压力波形，从而得出患者的SYS、DIA和MAP，以及涉及PAT和MAP的患者特异性斜率。从这些參数中，患者的cNIBP可在不使用常规袖套的情况下測定。
[0038]若干算法特征的 组合提高了复合方法的功效而优于cNIBP的常规PAT測量。例如，精细的、实时数字滤波从PPG波形中除去了高频噪声，这允许其起始点被精确地检测到。当连同ECG波形一起处理时，这确保了精确的PAT以及最终cNIBP值的测量。压カ依赖性索弓丨方法(其在手臂佩戴式袖套充气期间进行)在短(约60秒)的測量期间得出涉及PAT和血压的多个数据点。这些数据点的处理得出使PAT与cNIBP相关的精确的患者特异性斜率。多个加速计的纳入得出多种信号，所述信号可以测定特征像手臂高度、运动、活动水平以及姿势，这些特征可被进ー步处理来提高cNIBP计算的精确度，且另外允许在存在运动伪影时执行所述cNIBP计算。并且基于股动脉血压(其对于患者核心中的压カ更具代表性)的模型可減少影响，如可使在患者四肢处测量的血压升高的“脉压放太”。
[0039]复合方法还可包括“中间”压力依赖性测量，其中袖套被部分充气。这以时间依赖性方式部分減少了 PPG波形的振幅。然后，振幅的压カ依赖性減少可与数值函数相“拟合”，以估计振幅完全消失时的压力，表示收缩压。
[0040]对于压力依赖性测量来说，附接到袖套上的小型气动系统将气囊充气，以便根据压カ波形向底层动脉施加压力。袖套通常位于患者的上臂上，邻近肱动脉处，并且时间依赖性压カ是通过气动系统内的内部压カ传感器(如直列式Wheatstone电桥或应变仪)测量的。压カ波形在充气期间以主要是线性的方式逐渐斜升，随后在放气期间通过“排气阀”快速放气。在充气期间，随着所施加的压カ接近DIA，与患者心跳相对应的机械脉动耦合至气囊中。所述机械脉动调制压カ波形，使得所述压カ波形包括一系列时间依赖性振动。所述振动与通过自动血压袖套使用示波測量术测量的那些振动类似，只是它们是在充气而不是放气期间测量的。如下所述对所述振动进行处理以測定“处理过的压カ波形”(由此直接测定MAP)，并且间接地测定SYS和DIA。
[0041]充气时执行的压カ依赖性测量与常规的、放气时执行的类似测量相比具有若干优点。例如，基于充气的測量与放气时进行的那些测量相比是相对快速和舒适的。使用基于放气的示波测量术的大多数常规的基于袖套的系统与复合方法的压カ依赖性测量相比花费的时间要长大约四倍。基于充气的測量由于复合方法的相对缓慢的充气速度(通常为5至IOmmHg/秒)和身体佩戴式监测器内所使用的压カ传感器的高敏感性而是可能的。此外，一旦计算出收缩压，那么在充气期间进行的測量可被立即终止。相比之下，在放气期间进行的常规的基于袖套的測量通常施加远远超出患者的收缩压的压カ；然后，袖套内的压カ缓慢排出到低于DIA，以便完成測量。
[0042]无压カ測量之后紧跟压力依赖性测量且通常通过用所述压カ依赖性测量中所使用的相同光学传感器和电传感器測定PAT来进行。具体来说，身体佩戴式监测器处理PAT和PPG波形的其它性能，以及在压カ依赖性测量期间得到的患者特异性斜率和SYS、DIA及MAP的测量值，以便测定cNIBP。
[0043]本发明一般来说(且尤其是对用于SV/C0/CP的混合測量来说)以优于用以测量这些性能的常规技术的很多优点为特征。与TDCO和Fick相比，例如，身体佩戴式监测器促进了这些值的连续、无创測量，所述测量是高度精确的并且具有有害并发症(如感染和肺动脉导管穿孔)的低风险。并且与基于TDCO、Fick和多普勒的测量不同，混合测量不需要受过专门训练的观察员。TBEV測量在肱处执行，这与从胸腔中进行的常规的ICG測量相比本身具有若干优点。例如，肺系统中的并发症(即，胸腔内液体和肺水肿)不影响从这个区域中测量的SV/C0/CP值。类似地，基线经肱准静态阻抗Zo不受胸腔中有时存在的医学设备(如胸管、外部起搏器导线和中`心静脉导管)的影响。通常，胸腔ICG測量需要8个单独的电极，而本文所述的TBEV测量仅需要2个单独的电极。最后，在无肺通气和肺动脉脉动的影响下，从肱中测量的波形的信噪比是相对高的。
[0044]本发明的这些及其它优点将因以下详细描述且从权利要求书中而显而易见。
[0045]附图简述
[0046]图1示出根据本发明的用于测定SV/C0/CP值的执行混合测量的算法的示意图；
[0047]图2示出用于执行图1中所述的TBEV测量的定制电极贴片的示意图；
[0048]图3示出人体的循环系统的示意图，所述循环系统指出其中进行了常规ICG和TBEV测量两者的区域；
[0049]图4示出展示了相对于主动脉和肱动脉两者定位的本发明的身体佩戴式监测器以及这些脉管的直径在收缩期和舒张期是如何变化的示意图；
[0050]图5示出执行图1中所示的混合测量的身体佩戴式监测器的示意图；
[0051]图6A示出执行图1中所示的混合测量的身体佩戴式监测器的替代实施方案的示意图；[0052]图6B示出用于图6A中所示的替代实施方案中的TBEV模块和定制电极的三维图；
[0053]图7示出根据本发明的用于进行TBEV测量的模拟和数字电路的示意图；
[0054]图8示出其中使用Weissler回归测定收缩期流动时间(SFT)的用于计算SV的算法的流程图；
[0055]图9示出用于使用图1中所示的SV估计量计算SV的算法的流程图；
[0056]图10示出手腕佩戴式收发机的三维图像，所述手腕佩戴式收发机是图5和图6A中所示的身体佩戴式监测器的一部分；
[0057]图1lA至图1lE分别示出用图5的身体佩戴式监测器测量的ECG、ICG、TBEV,d(ICG)/dt及d(TBEV)/dt波形的时间依赖性曲线图；
[0058]图12A至图12B示出分别从胸腔和肱中测量的dZ/dt波形的时间依赖性曲线图；
[0059]图13A至图13D分别示出以下各项的时间依赖性曲线图:TBEV波形；在用于测定脉搏开始的脉搏最大值附近示出基准点的TBEV波形的导数；示出了指示其中Weissler回归是用于估计LVET的阴影区域的TBEV波形的导数；以及其中SFT被測定的TBEV波形的导数；
[0060]图14示出将使用“融合”方法测量的SFT与通过多普勒/超声测量的LVET相比较的相关图，所述“融合”方法部分地依赖于HR、脉搏率(PR)以及Weissler回归；
[0061]图15A至图15E示出在收缩期(图15A至图15C)和舒张期(图15D、图15E)测量的肱动脉的二维多普勒/超声图像；`
[0062]图15F示出与图15A至图15E中所示的二维图像相对应的ECG波形和TBEV波形的时间依赖性曲线图；
[0063]图16A、图16B分别示出从多普勒/超声图像中提取的波形和同时测量的TBEV波形的时间依赖性曲线图，所述多普勒/超声图像是从肱中采集、与图15A至图15E中所示的那些类似；
[0064]图16C、图16D分别示出图16A、图16B中所示的波形的时间依赖性导数的曲线图；
[0065]图17示出从7名独特的受试者中测量的所推导出的TBEV波形；
[0066]图18A、图18B分别示出将从23名受试者中、使用多普勒/超声以及TBEV测量的CO相比较的相关图和Bland-Altman图；
[0067]图19A、图19B分别示出与受试者穿着军事抗休克裤(MAST)时所测量的CO的高值和低值相对应的ICG和TBEV波形的时间依赖性曲线图；
[0068]图20A至图20C分别示出以下各项的时间依赖性曲线图:未过滤的TBEV波形，其示出心脏和呼吸事件两者；用0.5Hz至15Hz的带通滤波器过滤的TBEV波形，其仅示出心脏事件；以及用0.0OlHz至IHz的带通滤波器过滤的TBEV波形，其仅示出呼吸事件；
[0069]图21A、图21B分别示出通过呼吸事件调制的TBEV和ACC波形的时间依赖性曲线图；
[0070]图21C、图21D示出图21A、图21B中分别示出的时间依赖性曲线图的频域功率谱；
[0071]图22A示出在无运动期间测量的TBEV和ECG波形的时间依赖性曲线图；
[0072]图22B示出在无运动期间与图22A的TBEV和ECG波形同时测量的ACC波形的时间依赖性曲线图；
[0073]图23A示出在运动期间测量的TBEV和ECG波形的时间依赖性曲线图；[0074]图23B示出在运动期间与图22A的TBEV和ECG波形同时测量的ACC波形的时间依赖性曲线图；
[0075]图24示出患者和与算法一起使用的上覆坐标轴以及用以确定患者姿势的ACC波形的不意图；
[0076]图25A示出在不同的姿势期间从患者的胸部测量的时间依赖性ACC波形的曲线图；
[0077]图25B示出通过用图24中所示的算法和坐标轴处理图25A的ACC波形而测定的时间依赖性姿势的图；
[0078]图26示出ECG和PPG波形的示意图，以及可以如何对由这些波形所測定的PAT和PPG波形的轮廓进行集中分析来測定SV的估计量；
[0079]图27示出根据本发明的替代实施方案进行TBEV测量的线束的三维图；
[0080]图28示出本发明的替代实施方案的示意图，其中在直接附接至肱上并从ECG电路中脱离的模块内含有TBEV电路，ECG电路被佩戴在胸部上；
[0081]图29示出图28中所示的TBEV模块的示意图；
[0082]图30示出其中身体佩戴式监测器在胸部佩戴式模块与手腕佩戴式收发机之间无线传输信息并从那里传输至远程监测器的本发明的替代实施方案的示意图；以及，
[0083]图31示出身体佩戴式监测器(与图30中所示类似)的示意图，所述身体佩戴式监测器既在胸部佩戴式模块与手腕佩戴式收发机之间无线传输信息又将所述信息传输至远程监测器。
[0084]发明详述
[0085]测量概沭
[0086]參看图1，本发明的特征是:身体佩戴式监测器，所述监测器连续地且无创地由从患者的CB区域收集的TBEV测量值7连同从cNIBP测量值计算的一系列SV “估计量” 1_6来測定SV。所述身体佩戴式监测器(例如)在以下专利申请中进行描述(所述专利申请的内容以引用方式并入本文):于2009年9月15日提交的U.S.S.N.12/560，077:B0DY-ff0RNVITAL SIGN MONITOR ;以及于 2009 年 4 月 19 日提交的 U.S.S.N.12/762，726:B0DY-ff0RNVITAL SIGN MONITOR。可以将使用TBEV7得出的SV测量值以及估计量1_6并入“混合测量” 10中，所述混合测量是在身体佩戴式监测器内的微处理器上操作，所述监测器測定SV并最终测定CO和CP。
[0087]TBEV是常规生物阻抗技术如ICG的变体并測量来自CB区域的波形，以便测定时间依赖性參数如收缩期流动时间(SFT)、(dZ/dt) 以及Zo。这些參数送入如下方程3中，其中使它们与静态參数V。偶联来測定SV。
[0088]
SV = ￥cFT
、| Z0
[0089]这里，SV是通过取每个TBEV脉搏除以经肱基础阻抗Zo的峰值变化速率的平方根来获得。然后，将这个參数乘以SFT和恒定幅值的V。以得出SV。在美国专利6，511，438中并且在以下參考文献中详细描述方程3的推导(所述美国专利和參考文献的全部内容以引用方式并入本文):Bernstein 等，Stroke Volume Obtained By Electrical Interrogationof the Brachial Artery: Transbrachial Electrical Bioimpedance Velocimetry.未发表过的手稿，于2012年递交。方程3假设(dZ/dt) M/Z0表示血液的无因次加速度(单位为1/s2)，这是峰值主动脉血流加速度(cm/s2)的欧姆模拟。来自心脏左心室的有力的收缩期射血使得红细胞在收缩期流动期间并行对齐，以便产生导电率的脉动性増加。对于这个模型来说，Vc完全是由重量估计得出，并且不依赖于取决于电极间距的任何因素。
[0090]连同SV—起，身体佩戴式监测器使用无袖套技术(称为“复合方法”)同时测量cNIBP值(SYS、DIA、MAP以及PP)，所述无袖套技术在上文有详细描述。根据混合方法，SV是由TBEV波形明确地测定并可由cNIBP值估计得出。由这些參数測定多个估计量1-7，算法10集中处理这些估计量以测定SV。另外，身体佩戴式监测器的特征是多个加速计，这些加速计生成时间依赖性ACC波形，然后所述时间依赖性ACC波形由运动算法11进ー步处理以估计患者的运动水平。用于过滤并拒绝不良数据的函数8处理来自估计量1-7和运动算法11两者的信息，以便測定有效数据点的集合，然后将所述有效数据点与另ー个函数9线性地组合，以测定SV的最終值。有效数据点(例如)相对未受运动伪影的污染；它们是在运动算法11将从ACC波形中提取的參数与预定的“运动阈”值相比较时进行測定的。如果所述參数超过预定的阈值，那么函数8拒绝对应的SV值。另ー方面，如果所述參数低于预定的阈值，那么函数8批准对应的SV值，并且所述SV值被传递到线性组合算法9中，其中将对所述SV值进行处理以测定SV的最终值。
[0091]不同的阈值可应用于由TBEV7( —种对运动特别敏感的測量)计算出的SV以及由血压相关估计量1-6 (其对运动不那么敏感)估计出的SV。例如，运动算法11可以确定存在少量的运动，且因此线性组合算法9完全依赖于由血压相关估计量1-6測定的SV值。或是它可以确定存在大量的运动，且作为响应，线性组合算法9将不会报告SV值。如果运动算法11确定不存在运动，那么线性组合算法9通常报告完全由TBEV7測定的SV值。
[0092]在实施方案中，线性组合算法9使用简单的平均数或加权平均数将不同的估计量组合起来以测定单个SV值。还可以使用更复杂的方法来处理所述估计量。例如，可基于患者的生理状态或生物參数(例如，`他们的年龄、性别、体重或身高)来选择具体估计量。
[0093]一旦SV被測定，它便可如方程1、方程2中所定义被进一歩处理，以便測定CO和CP两者。
[0094]測量完成后，身体佩戴式监测器将SV/C0/CP值，连同常规生命体征一起，无线传输至远程处理系统。例如，这些数据可流经基于医院的无线网络到达连接到电子医疗记录系统上的中央计算机。医学专业人员如医生、护士以及第一急救员可以从那里评估对应于患者的一系列生理值，以做出诊断。通常，患者在他们被从救护车转移到医院并最终到达家中时戴着身体佩戴式监测器。
[0095]TBEV測量(在下文中详细描述)将低安培、高频率的电流注入患者的CB区域中并通过欧姆定律(V=IXR)监测电压，所述电压与电流所遇到的时间依赖性电阻相关。这是基于以下假设:肱动脉(它是CB区域中仅有的主要动脉)在收缩期几乎没有经历体积膨胀，且因此电阻的变化完全是由于在这个动脉内红细胞的加速诱发的对齐所致。换句话说，当血液随着每次心跳流经动脉吋，肱动脉的直径保持相对恒定，但血液的加速致使红细胞对齐。这个生理过程因此提高了动脉中的导电性并减小了电阻。动脉中的时间依赖性电阻表现为第一波形(称为AZ(t))，它的特征是一系列脉搏，各自对应于独特的心跳。第二 TBEV波形(Zo)被过滤来仅仅反映动脉的基线阻抗且对相对低频的过程(如血容量、间质液以及(偶尔)呼吸率)敏感。
[0096]用于由血压值测定SV的估计量包括Lilijestrandl、Wesseling2、MAP3以及Herd4估计量。这些估计量线性地取决于血压值，且在下文示出在表1中。在这个表中，SYSBWi指收缩期的PPG波形下面积，APn是逐拍血压变化，Tn是心动周期的持续时间，且、是控制弾性腔模型(Windkessel model)的内部循环动力学的时间常数。
[0097]在以下參考文献中(以及其它地方)详细总结了这些估计量，所述參考文献的内容以引用方式并入本文:Chen, Cardiac Output Estimation from Arterial BloodPressure Waveforms using the MIMIC II Database ;为硕士学位的论文，递交给麻省理工学院；(2009);以及 Parlikar 等，Model-Based Estimation of Cardiac Output and TotalPeripheral Resistance:未发表过的手稿，可在 http: //lcp.mit.edu/pdf /Par I ikar07.上获得。基于血压的估计量可使用复合方法或者通过常规的基于袖套的方法如示波测量术或听诊来測定。
【权利要求】
1.一种用于測量患者的每博输出量和心输出量中的至少ー项的系统，其包括: 阻抗传感器，其连接到附接到所述患者上的至少两个电极上且包括阻抗电路，所述阻抗电路被配置成处理来自所述至少两个电极的信号以便测量来自所述患者的阻抗信号；光学传感器，其连接到附接到所述患者上的光学探针上且包括光学电路，所述光学电路被配置成处理来自所述光学探针的信号以便测量来自所述患者的至少ー个光学信号；以及、 处理系统，将其配置成:i)佩戴在身体上；ii)可操作地连接到所述阻抗传感器和所述光学传感器两者上；iii)从所述阻抗传感器接收所述阻抗信号并对其进行处理以便測定每博输出量和心输出量中的至少ー项的第一值；iv)从所述光学传感器接收所述光学信号并对其进行处理以便測定每博输出量和心输出量中的至少ー项的第二值；以及V)集中处理每博输出量和心输出量中的至少ー项的所述第一值和第二值两者以便測定每博输出量和心输出量中的至少ー项的第三值。
2.一种用于測量患者的每博输出量的系统，其包括: 阻抗传感器，其连接到附接到所述患者上的至少两个电极上且包括阻抗电路，所述阻抗电路被配置成处理来自所述至少两个电极的信号以测量阻抗信号，所述阻抗信号表示所述患者的第一区域中的时间依赖性血流； 光学传感器，其连接到附接到所述患者上的光学探针上且包括光学电路，所述光学电路被配置成处理来自所述光学探针的信号以测量至少ー个光学信号，所述光学信号表示所述患者的第二区域中的时间依赖性血流；以及 处理系统，将其配置成:i)佩戴在身体上；ii)可操作地连接到所述阻抗传感器和所述光学传感器两者上；iii)从所述阻抗传感器接收所述阻抗信号并对其进行处理以便測定每博输出量的校准值；iv)从所述光学传感器接收所述光学信号并对其进行处理以便測定每博输出量的相对值；以及V)用每博输出量的所述校准值来校准每博输出量的所述相对值以便測定每博输出量的第一值。
3.一种用于測定患者的每博输出量的系统，其包括: 第一传感器，将其配置成邻近所述患者的肱佩戴，其包括阻抗传感器； 第二传感器，将其配置成邻近所述患者的手佩戴，其包括光学传感器；以及处理系统，将其配置成佩戴在所述患者的身体上并可操作地连接到所述第一和第二传感器两者上，所述处理系统被配置成通过集中处理来自所述第一和第二传感器两者的信号的时域特性来測定所述每博输出量。
4.一种用于測量患者的每博输出量的系统，其包括: 阻抗传感器，其连接到邻近所述患者的肱附接的至少两个电极上且包括阻抗电路，所述阻抗电路被配置成处理由所述至少两个电极所测量的信号以生成阻抗信号，所述阻抗信号包括第一脉动分量，所述第一脉动分量表示邻近所述肱的血流； 光学传感器，其连接到附接到所述患者的手上的光学探针上且包括光学电路，所述光学电路被配置成处理来自所述光学探针的信号以生成光学信号，所述光学信号包括第二脉动分量，所述第二脉动分量表示邻近所述手的血流；以及 处理系统，将其配置成:i)可操作地连接到所述阻抗传感器和所述光学传感器两者上；ii)从所述阻抗传感器接收所述阻抗信号并对其进行处理以测定导数，所述导数表示血流；iii)从所述光学传感器接收所述光学信号并对其进行处理以測定射血时间；以及iv)通过集中处理所述导数和射血时间来測定所述每博输出量。
5.如权利要求1所述的系统，其中所述阻抗传感器包括外壳，所述外壳被配置成佩戴在所述患者的身体上。
6.如权利要求5所述的系统，其中所述阻抗传感器包括外壳，所述外壳被配置成佩戴在所述患者的锁骨/肱区域上。
7.如权利要求5所述的系统，其中所述至少两个电极被配置成邻近所述患者的肱佩戴。
8.如权利要求5所述的系统，其中所述至少两个电极被配置成邻近所述患者的肩佩戴。
9.如权利要求1所述的系统，其中所述阻抗传感器包括模拟-数字转换器，所述模拟-数字转换器被配置成将所述阻抗信号转换成数字阻抗信号。
10.如权利要求9所述的系统，其中所述阻抗传感器包括收发机，所述收发机被配置成将所述数字阻抗信号通过电缆传输至所述处理系统。
11.如权利要求9所述的系统，其中所述阻抗传感器包括收发机，所述收发机被配置成将所述数字阻抗信号通过无线接ロ传输至所述处理系统。
12.如权利要求11所述的系统，其中所述收发机包括短程无线电。
13.如权利要求1所述的系统，其中所述光学探针被配置成邻近所述患者的手佩戴。
14.如权利要求13所述的系统，其中所述光学探针被配置成佩戴在所述患者的拇指上。
15.如权利要求14所述的系统，其中所述处理系统包括腕带，所述腕带被配置成裹绕在所述患者的手腕上，这样使得所述处理系统可被佩戴在所述手腕上。
16.如权利要求15所述的系统，其中所述光学电路和所述处理系统由单个外壳组成。
17.如权利要求16所述的系统，进一歩包括电缆，所述电缆被配置成一端连接到所述光学探针上而另一端连接到所述光学电路上。
18.如权利要求1所述的系统，其进ー步包括运动传感器，所述运动传感器被配置成接收并处理与所述患者的运动相关的运动信号。
19.如权利要求18所述的系统，其中所述处理系统被进一歩配置成可操作地连接到所述运动传感器上以便:i)接收所述运动信号或由所述运动信号測定的信号；以及ii)处理所述运动信号或由所述运动信号測定的信号以便测定所述患者的运动程度、姿势以及活动水平中的至少ー者。
20.如权利要求19所述的系统，其中所述处理系统被进一歩配置成通过集中处理所述患者的姿势和每博输出量来产生报警。
21.如权利要求19所述的系统，其中所述处理系统被进一歩配置成通过集中处理所述患者的运动程度和每博输出量来抑制报警。
22.如权利要求18所述的系统，其中所述运动传感器是加速计。
【文档编号】A61B5/053GK103491868SQ201180066468
【公开日】2014年1月1日 申请日期:2011年12月27日 优先权日:2010年12月28日
【发明者】M·巴尼特, I·亨利, D·伯恩斯坦 申请人:索泰拉无线公司