算 间隔[t开始，tsys]内的BP信号的一阶有限差分，并且（iv)将dPdtMax确定为间隔[t开 始，tsys]内的所计算有限差分的最大值。
[0068] 在一个实施方案中，噪声对导数的估计的影响通过使用低通预调滤波器预处理BP 信号来减少。例如，可使用具有30Hz的截止频率的二阶Buterworth低通滤波器。
[0069] 心缩面积（SysA)根据以下方程来计算：
[0070]
[0071] 其中对左心室射血时间（LVET)的估计计算如下：
[0073] -旦推导出前述值，也可将所述值放入相应输入矢量内（步骤204)。因此针对活 体受试者的（大）样本中的每一成员产生输入矢量。
[0074] 根据步骤206,通过两种或更多种方法收集样本中每一受试者的心输出测量结果。 换句话说，对于单个受试者来说，获得多个心输出值，每个心输出值来自测量心输出量的不 同方法。以下方法中的一种或多种可用于获得C0值。
[0075] 可通过使用例如费克原理来确定C0值。费克原理基于以下理念：消耗氧的速率随 血流量的速率和由红血细胞拾取氧的速率而变化。为使用费克原理计算C0,利用来自静脉 血和动脉血的氧浓度测量的一段给定时间内对消耗的氧的测量。为计算C0,（i)使用例如 肺活量计和二氧化碳吸收器测量每分钟消耗的氧的体积（V〇2)，（ii)测量从肺动脉取出的 血液的氧含量（即，静脉血；〇)，并且（iii)测量从周边动脉的套管取出的血液的氧含量 (即，动脉血；CA)。随后如下将测量结果用于确定C0 :
[0076]
[0077] C0也可使用稀释方法来确定。为使用稀释测量C0,将注射到患者的血流中的指示 剂的量除以在通过心脏的单一循环之后所述指示剂在动脉血中的平均浓度。指示剂可包含 染料，并且在循环中的不同点处测量染料的浓度，如通过静脉内注射并且随后在下游采样 位点处，通常在体循环动脉中进行测量。C0可如下测量：
[0078]
[0079] 计算C0的另一方法利用肺动脉热稀释（或经右心热稀释（transrightheart thermodilution))，所述方法类似于以上讨论的稀释方法，但是用冷却流体或加热流体替 换指示剂染料。以这种方式，可在循环中的不同位点处测量温度改变（与以上讨论的染料 浓度相对）。
[0080] "多普勒超声"也可用于测量C0,多普勒超声利用超声和多普勒效应。由心脏内的 血液速度引起的超声波频率的多普勒频移被用于计算流动速度和体积，并且因此如下计算 C0 ：
[0081] CO=vtiXCSAX心率
[0082] 其中CSA指的是瓣膜口横截面积（使用来计算，其中r指的是瓣膜半径），并 且vti指的是多普勒流量剖面图的迹线的速度时间积分。
[0083] 用于计算C0的另一机制利用回波心动描记术。根据这种方法，二维（2D)成像被 用于测量主动脉环的直径（d)，并且因此允许计算所述主动脉环的横截面积。随后，使用 以上所列的方程，通过将横截面积乘以跨越主动脉瓣的多普勒流量剖面图的速度时间积分 (vti)再乘以心率来计算CO。
[0084] 用于C0计算的其他方法包括例如经皮多普勒机制。用于进行经皮多普勒测量 的一种示例性设备是由澳大利亚悉尼市的UscomLtd生产的所谓的超声心输出监视器 (USC0M)。经皮多普勒机制使用连续波（CW)多普勒来测量多普勒流量剖面（vti)，并且使用 人体测量术来计算主动脉瓣膜和肺动脉瓣膜直径，以及瓣膜口横截面积。人体测量术的使 用允许右侧和左侧C0测量。
[0085] 另外，经食管多普勒（T0D)可用于计算CO。T0D机制利用探针末端上的CW传感器， 所述探针被引入患者中（如通过口部或鼻部引入）并且定位在食管中。多普勒射束以已知 角度与下降胸主动脉（DTA)对准，并且因为换能器接近于血流，所以信号很清晰。然而，应 指出，T0D仅测量DTA流量而不是真实的C0,并且需要患者镇静作用。此外，DTA流量和因 此T0D测量结果可受上身与下身之间血流量的不成比例改变的影响或作用。
[0086] 脉搏压方法也可被用于推导动脉中的压力随时间推移的波形，波形可随后被用于 计算心脏性能。然而，这类测量包括与动脉功能（顺从性、阻抗等）改变相关联的压力改变， 并且可能是不可靠的。换句话说，脉搏压方法测量心脏和血管的组合性能，但特别对测量C0 来说是不精确的。通过波形与另一C0测量的心跳至心跳校准来进行适当补偿。脉搏压可 以侵入性方式（如通过将压力传感器或"A线"插入动脉中）和以非侵入性方式（如通过血 压测定法和张力测定法）来测量。
[0087] 关于用于测量C0的非侵入性PP方法，袖带血压设备（血压测定计）被用于非侵 入性地测量血压，并且提供心缩压和舒张压的共同PP波形值。波形值随后被用于计算PP。 PP是心脏功能和/或C0的指标，然而，为全面地了解C0值，必须另外考虑动脉床的弹性。 换句话说，主动脉伸展越多，脉搏压越大。大体上，每额外2ml的血液产生压力的ImmHg升 高。因此，C0可如下计算：
[0088] C0 = 2mLXPPXHR
[0089] 本发明受让人的先前确认的张力测定装置中的一种或多种可用于根据这个实施 方案的连续、非侵入性压力传感。
[0090] 心输出量也可使用阻抗心动描记术来测量。阻抗心动描记术（ICG)以侵入性或非 侵入性方式测量心动周期内跨越胸区的阻抗改变。较低阻抗指示较大胸内液量和血流量。 当液量与心跳同步改变时，阻抗改变可被用于计算例如心搏量、心输出量和体循环血管阻 力。用于使用非侵入性ICG方法测量C0的示例性装置包括由美国华盛顿州巴索的Sonosite Inc生产的所谓的Bi〇-ZDx设备，和由德国伊尔梅瑙的medisGmbH生产的所谓的niccomo 设备。
[0091] 另外，超声稀释（UD)可用于测量心输出量。UD使用生理盐水作为被引入体外环的 指示剂来产生AV循环。血液超声速度（1560-1585m/s)随总血液蛋白浓度（血浆和红色血 红细胞中蛋白总量）、温度和其他因素而变化。因此，盐水（具有1533m/sec的超声速度） 向AV环中的注射降低总血液超声速度，并产生稀释曲线。盐水指示剂在被注射时通过AV 环上的静脉钳式传感器来检测，指示剂之后输入患者的右心房中。当指示剂横越心脏和肺 时，记录动脉管线的浓度曲线并将其用于众所周知的斯图尔特-汉密尔顿方程来计算C0。
[0092] 测量C0的方法可进一步包括电心动描记术，所述电心动描记术在测量胸电生物 阻抗（TEB)方面类似于ICG以上讨论）。然而，电心力测量法将心跳至心跳的TEB的陡增归 结于红血细胞的定向改变。
[0093] 另外，磁共振成像（MRI)可用于计算心输出量。具体来说，速度编码的相差MRI测 量血管内的流量，并且可用于检测质子旋进的相位改变。所述改变与那些质子通过具有已 知梯度的磁场的移动速度成比例。对心动周期中的每一时间点来说，MRI扫描产生解剖学图 像和每一个像素的信号强度与穿平面速度成正比的图像。可通过测量血管的横截面中像素 的平均信号强度来确定血管中的平均速度，并且然后将所述平均速度乘以已知常数。随后 通过将平均速度乘以血管的横截面积来计算流量，并且相对时间进行绘图。一个心动周期 的流量相对时间曲线下方面积是心搏量，并且心动周期的长度确定为心率。因此，将C0计 算为心搏量和心率的乘积。
[0094] 再次参考图2,前述方法中的一种或多种用于在方法的步骤206处测量心输出值， 如先前所指出的。接着，根据步骤208,基于针对每一受试者取得的多个C0测量结果来产生 目标值，在一个实施方案中，使用例如对平均值的回归来检查针对每一受试者取得的众多 C0测量样本以确认平均值。如先前所指出的，多个测量模态（以上所列）的应用引起与单 独方法相关联的系统偏移分量的最小化，并且上述过采样引起统计噪声的最小化。因此，确 定出心输出量的准确值，并且将其设定为目标心输出值。
[0095] 根据步骤210,随后确定非线性数学模型来将输入矢量与所计算的目标值相联 系。在一个实施方案中，多维非线性优化用于确定出数学模型，所述数学模型以最小二乘优 化方式将生理输入数据变换成目标心输出数据。在一个实施方案中，可利用如由HighDim GmbH制造的那些工具的优化工具来执行优化。
[0096] 数学模型的确定通过最小化以下成本函数来进行
[0098] 其中F:RM-R是表示所选模型的Μ维非线性函数，xkeRM是一组K输入矢量， tkeR是一组K目标C0值。
[0099] 在所选最小化准则解决方案意义上的优化被定义为
[0101] 所述解决方案可使用例如高斯-牛顿方法的非线性优化方法来确定。
[0102] 通过图2的方法产生的数学模型可存储为由可一种或多种设备执行的计算机程 序，所述计算机程序分配或存储于所述设备上。模型的示例性实现方式例示在随附的附录 I和Π(以下更详细地讨论）中。
[0103] 使用数学模型计算心输出量
[0104] 现参考图3,例示在给定以上讨论（并且通过图2的方法产生）的数学模型的情况 下计算单独受试者的心输出量的示例性方法300。如先前所讨论，在一个实施方案中，用于 计算心输出量的数学模型作为软件应用程序分配至设备，所述设备用于向单独患者应用所 述方法。设备的操作者随后执行以下讨论的步骤。
[0105] 如图所示，根据步骤302,以非侵入性方式使用压平张力测定法来测量单独受试者 的多个血液动力学参数。所测量的血液动力学参数是在产生输入矢量的时间被选定的相同 血液动力学参数。换句话说，以