专利名称：诊断支持设备的制作方法
技术领域：
本发明总体涉及用于检测血量异常增多或減少的系统，并且更特别地涉及检测血浆量的減少。
背景技术：
人们已经做过许多从动脉脉搏的时间相关分析推导动脉血压的努力，与使用套囊(cuff)和血压计等的振幅相关分析截然不同。基于时间的血压监测系统相比基于振幅分析的血压监测系统的主要优势是，佩戴舒适并且内在校准。·振幅相关设备必需与动脉内的压カ波耦合，并且它们必需紧密追踪它们施加在动脉上的耦合压力。当桡动脉被监测时，动脉被要求的部分闭塞经常导致明显的皮肤印记以及手臂麻木，所述桡动脉是用于无创血压监测最常使用的位置。此外，如果由于突然的血压变化或由于信号中断运动，设备失去它所施加在动脉上的力的踪迹，它必需重新被校准。如果这要求套囊膨胀，比如具有Colin Pilot単元的情形，佩戴者将经历额外的不适。早前由动脉脉搏时域分析推导血压(BP)的努力使用的是众所周知的事实，即动脉脉搏的传播速度高度取决于动脉压力。这些方法利用在不同动脉位置(比如臂动脉脉搏位置和桡动脉脉搏位置)测得的动脉脉搏之间的延迟时间，或者，最常见地利用心电图(ECG)信号的QRS复合波与在动脉脉搏位置测量的脉搏之间的延吋。总的说来，这种两位方法使用脉搏传输时间(PTT)仅可以追踪BP的基本变化，而难以可靠地分辨BP的小变化。在生理学上重要的BP小变化的例子是逆脉(Pulsus Paradoxus)，所述逆脉被定义为与吸气有关的全身动脉压力和脉搏压力的不正常的大幅下降，通常由于比如在哮喘发作期间的呼吸道梗阻。在现有的PTT测量方法中更麻烦且异常复杂的是舒张和收缩BP组分的确定。实时的动脉位置通常通过建立接近动脉脉搏根部的阀值条件来确定，使用一种简单的总脉搏高度百分比的规则或其它更加复杂的方法，比如切线相交法，所述切线相交法为通过动脉脉波的后方和最前方绘出的直线的交点。不出意料，考虑到阀值点与舒张压力振幅范围接近这一事实，以该方法获得的延迟时间与舒张血压变化相互关联非常良好。然而，两位測量方法在收缩血压变化的測量中具有明显的缺陷。这并不奇怪，因为当心跳压カ脉搏传向动脉外周时，它在形态和振幅上变化显著。结果，除了一歩一歩測量，对不同动脉脉搏位置测量的脉搏上某些点的延迟时间演变进行比较的尝试非常困难。脉搏形态的变化取决于许多因素，包括动脉壁材料组成(影响该壁的弾性特性)的变化、主动脉分支的根稍、支线的分布和脉搏反射。结果是当脉搏传播时，脉搏剧增或收缩。本发明的背景可以在下列出版物中找到，下列出版物的披露内容在此通过引用合井
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发明内容
根据本发明的一个实施方案，本发明提供了一种诊断支持设备，所述诊断支持设备包括用于从生物体的检测位置检测脉搏波形的检测工具，以及用于测量第一脉搏抵达与第二脉搏抵达之间时差的測量工具。第一脉搏与第二脉搏是其时差对应于生物体中的血量的脉搏，并且第一脉搏对应于脉搏波形上的第一个峰而第二脉搏对应于脉搏波形上的不同峰，特别地，第二脉搏对应于第三个峰。根据本发明进ー步的实施方案，检测工具检测主左心室射血脉搏和髂反射脉搏，主左心室射血脉搏作为第一脉搏并且髂反射脉搏作为第二脉搏。根据本发明的另ー个实施方案，设有数据存储工具，用于存储在至少约十五秒的时间段内并且实时测量的第一脉搏与第二脉搏之间的时差。优选地，所述时间段至少为几个小时。根据本发明的另ー个实施方案，设有数据存储工具，用于存储在预定的连续时间段内测量的第一脉搏与第二脉搏之间的时差，所述预定的时间段足以产生用时差来表示的统计学上显著的动脉脉搏參数数据。根据本发明的另ー个实施方案，所述时间段可以是在一段较长的时间内(比如至少半小时)许多随机的或预定的非连续时间间隔。根据本发明还有的另ー个实施方案，提供了一种诊断支持设备，所述诊断支持设备包括诊断支持信息创建工具，以基于存储在数据存储工具中的诊断支持内容创建诊断支持信息，和诊断支持内容存储工具，用于存储许多用于提供诊断支持的诊断支持内容。诊断支持信息创建工具包括用于计算特征值(所述特征值来自包含在诊断信息中的第一脉搏抵达与第二脉搏抵达之间的时差)的特征值计算工具，并产生基于特征值(所述特征值通过特征值计算工具计算)的诊断支持信息。该设备的特征在于它包括检测工具，用于在ー 个时间段内检测第一脉搏与第二脉搏之间特征时差的变化，其中所述时间段足够指示血量变化。根据本发明的另ー个实施方案，诊断支持设备包括血量指示工具，用于通过在该时间段内连续监视存储数据并计算第一脉搏与第二脉搏之间时差的趋势而指示血量，其中时差的増大表明减小的血量，并且减小的时差表明増大的血量。根据本发明的另ー个实施方案，诊断支持设备在ー时间段内存储数据，所述时间段至少足够产生统计学上显著的数据以建立生物体血量的动脉脉搏參数基线值，并且足够显示与基线值有关的趋势变化。根据本发明的另ー个实施方案，提供一种诊断支持设备，所述诊断支持设备具有比较工具，用于将时差数据与指示血量的历史数据对比，该历史数据包括生物体和/或可比的生物体组群的时差数据。该可比的生物体组群是许多具有与所述生物体的身体特征接近的身体特征的生物体，比如预定年龄群、相同职业类型的人类，和/或具有预定的身体活动类别的人类。
根据本发明的另ー个实施方案，诊断支持设备进一歩包括由时差测量计算指示渐进的中心血容量不足的值。根据本发明的另ー个实施方案，提供了一种用计算机处理的诊断支持设备，用于生成实时数据以在血量和/或血量变化中使用，所述血量变化与生物脱水、血量減少和血量増加有夫。该设备包括检测工具，用于检测第一脉搏和第二脉搏，第一脉搏和第二脉搏是其时差对应于生物体中血量的脉搏。该设备进ー步包括生成工具，用于生成时差数据并在计算机内存数据存储工具中记录该数据，以及计算机内存数据存储工具，用于接收并存储明确第一脉搏抵达与第二脉搏抵达之间时差的数据。设有监视工具，用于监视第一脉搏抵达与第二脉搏抵达之间时差的变化。所述监视包括通过监视多个间歇的约10到20分钟的测试间隔而确定人的趋势和/或基线。根据本发明的另ー个实施方案，诊断支持设备包括比较工具，用于将时差数据与存储在计算机内存中的历史时差数据比较，该历史数据包括生物体、和/或可比的生物体组群以及选自包括人类和马的组群的生物体的时差数据。根据本发明的另ー个实施方案，诊断支持设备包括用于存储历史数据的计算机内存，并且进ー步包括用于计算机生成输出数据的生成工具，其中该输出数据包括在预定的连续时间段内第一脉搏与第二脉搏之间时差的时间数据。该时间段足以产生统计学上显著的动脉脉搏參数数据，该数据与渐进的中心血容量不足有夫，并且所述计算机比较工具用于比较历史数据和输出数据。根据本发明的另ー个实施方案，所述监视包括通过监视多个间歇的约10到20分钟的测试间隔而确定人的趋势和/或基线。根据本发明的另ー个实施方案，诊断支持设备包括诊断支持信息创建工具，用于创建诊断支持数据；信息采集工具，用于采集创建的涉及至少ー个患者的诊断信息；诊断支持内容存储工具，用于存储多个用于提供诊断支持的诊断支持内容；传输工具，用于传输存储的诊断支持内容；和诊断支持信息显示工具，用于显示由诊断支持信息创建工具创建的诊断支持信息。应该认识到，反射脉搏容易通过动脉系统传播，并且在特定动脉位置测量的脉搏实际上是数个不同且清晰的脉搏组分的叠加。因此，为了血压测定的目的，了解这些脉搏组分以及它们作为血压的函数如何通过动脉系统传送而进行有意义的脉搏延迟时间测量是有必要的。缺少对动脉外周中脉搏结构全面的身体理解,因此并不奇怪,商业上可行的动脉脉搏的时域分析方法迄今为止仍将自身局限在単独的动脉脉搏传播速度的測定。本发明避免了多位置血压测量的问题和缺点，提出的与现有技术相比简单且低成本的单位置血压测量，这些在此已成为可能。现已发现，已被证实适用压カ变化诱导的脉搏传播变化的众所周知的压力-速度关系同样适用单个动脉脉搏的成分。此外，已经确定动脉压カ脉搏所包括的成分脉搏可以被明确确定。了解这些成分脉搏源自何处、它们已穿过多长的动脉距离，以及它们测量的相关的延迟时间(和它们测量的与主收缩峰相关的振幅)使得測定影响它们相关的延迟时间的收缩和舒张血压成为可能。与前述的系统相比，基于时间的动脉脉搏分析方法较少的依赖对动脉脉搏的耦合压力。只要传感器是线性的而且足够灵敏以高保真度的记录整个动脉脉搏形状，便可能从动脉脉搏的时间演变推导影响脉搏的血压。由于这样的设备不必与动脉的压カ波过分地耦 合，提高了佩戴舒适性。此外，通过使用基于动脉脉搏生理模型的算法，该方法既不受移动发生后连续地重新校准的影响，另外也不受其诱导的信号中断的影响。这是由于基于时间的动脉脉搏分析方法形成对动脉脉搏中生理有关标志的时间演变的追踪的事实。只要该算法再次获取有关标志的时间位置，将舒张的和收缩的以及平均的血压成分关联到时间标志的原始校准会得以保持。由于测定生理有关动脉脉搏标志的不确定性，该目标已在某种程度上被回避直到现在。根据本发明的第一个广泛的方面，血压(BP)，尤其是非闭塞、被动血压使用心跳脉搏传感器在单个位置測量并且具有足以分辨血压中小变化的分辨率。本发明利用主要的时间相关的脉搏波分析，该分析基于动脉脉搏的成分的生理模型。根据本发明进ー步的方面，通过在单个位置对单个心跳脉搏的检测以及通过单个脉搏的分析，避免了由干与不同脉搏检测位置有关系的不同压カ诱导的脉搏形状调节的问题。现已发现，时间相关的脉搏波动分析可以被用来为检测脱水或出血提供诊断支持。本发明的系统包括用于监视主左心室射血脉搏抵达(脉搏Tl)与髂反射抵达(脉搏T3)之间的时差以测定动脉脉搏參数的工具，所述动脉脉搏參数为Tl与T3之间的时差。减小的时差与血量减小有夫，并且时差増大与血量检测的増大有夫。关于本发明的其他方面，现已发现，T3减Tl的变化表明血量有事发生。如果T1-T3值上升且患者处在输液系统中，能够指出具有过多正被注入的液体，并且对于个体如果T1-T3低于其应当的值，能够提供可被用于指出他们要么缺水(导致血量减小)，要么正在出血，要么以出过血的信息。T13的下降趋势能够告知某人是否正在出血。实时进行參数T1-T3的变化的測量。与可比的患者组群(比如特定的年龄组群)的值相比低的T13值，能够在非常短暂的解读过后指出患者要么失血，要么脱水。
图I为例示了组成手指脉搏的五个成分脉搏的曲线图；图2为用于组成手指脉搏的五个脉搏的第二个曲线图；图3为參与形成图I和图2的脉搏的动脉的图4为例示了对于15名受试者作为下半身负压(LBNP)函数的心率总体变化的图；图5为例示了对于两名受试者在其LNBP期间的整个过程中心率演变曲线图，显示受试者#5的心率响应强，而受试者#9的心率响应弱。图6为例示了由自动套囊得到的收缩和舒张血压总体研究结果的图；图7为例示了 P2-P1比例的总体结果的曲线图，PDA參数作为LBNP的函数等同于收缩压；图8A为例示了由自动套囊得到的脉搏压力的总体结果的曲线图；
图8B为例示了由与PDA脉搏压力等价的參数T1-T3得到的脉搏压力的总体结果的曲线图，也示出了ニ阶多项式拟合结果；图9为例示了受试者3-5对基于套囊的脉搏压力与基于PDA的T1-T3測定的个体结果比较的曲线图。图10为例示了在一分钟的套囊测量中得到的15秒的平均T1-T3值的曲线图；图11为例示了 T1-T3 PDA參数与脉搏压カ之间的相关性的图；图12为例示了根据本发明的设备的示意图。
具体实施例方式定义在术语的定义不同于其通常使用的含义时，除非特别说明，申请人倾向于使用以下给出的定义。为了本发明的目的，术语“体积描记器”指的是基于器官部分或身体部分中血液流过或存在的量而测量器官部分或身体部分的尺寸变化的设备。为了本发明的目的，术语“赛马”指的是在由骑师所骑或拉着马车和驾车者的马之间的速度竞赛。为了本发明的目的，术语“充分的”指的是足够的或可观的数量、总量或大小。相应地，如此处所使用的术语“充分可比的”指的是使得基于患者的实时数据与充分可比的数据的比较能够作出诊断的数据或信息。为了本发明的目的，术语“瓦氏事件”或“瓦氏动作”指的是在嘴巴闭合并且鼻孔紧闭时，強迫空气进入耳咽管并增大耳鼓内侧压カ的呼气努力，和对抗闭合的声门的呼气努力，所述对抗闭合的声门的呼气努力増大胸腔内的压カ进而阻止去往心脏的静脉血液回流。本质上，瓦氏动作是任何对抗闭合的声门或对抗闭合的嘴巴和鼻子的呼气企图。对抗闭合的声门而进行的瓦氏动作导致胸腔(身体容纳肺和心脏的密封部分)中的压カ迅速増加。在常规呼气中，横膈膜放松，上推并回到胸腔。该过程増大胸腔中的压カ并强迫空气从肺中流出。然而，当空气不能流出时，如在瓦氏动作中声门闭合时，压カ只是持续的在胸腔中积累直到横膈膜放松或空气被允许流出。这减小了流入胸腔中血液的量，特别是在去往右心房的静脉中。为了本发明的目的，术语“心跳间隔”指的是暂时相邻的心跳脉搏之间的时间间隔。为了本发明的目的，术语“单调地”指的是指定的序列，其连续的成员的相对值持续增大或减小，但不会振动。单调增加的序列的每个成员大于或等于在前的成员；单调减小的序列的每个成员小于或等于在前的成员。本发明的系统使用脉搏分解分析和运算法则以确定收缩压和舒张压之间的变化，从而使得用于预测身体状况发生的无创监测系统成为可能。电池供电的十四盎司单元追踪逐次心跳的收缩血压、平均血压和舒张血压，将原始数据无线发送到PC。血压的初始值通过手动测量或自动套囊系统输入。所有的数据通过用户的PC进行分析，实时提供、标绘并存储结果。尽管现有技术已使用过套囊，但根据可以获得的资料从未被用作血压变化的测定。在本发明的系统中使用的算法监测主左心室射血脉搏(脉搏#1)的抵达与髂反射脉搏(脉搏#3)的抵达之间的时差，以确定动脉脉搏參数T1-T3。在此处T1-T3也可以被称为T13或TI-T3。所述T13微分使系统可以测定病情，比如出血性休克、失血的发生，和监测输
血。·所述算法的基本组成是I.峰查找器，在导数数据流中识别心跳，2.微分器，产生检测到的心跳的ニ阶导数，进而用于发现与成分脉搏的位置相应的反演(inversion)，
3.数字积分器，实施为贝塞尔(Bessel)滤波器，产生由微分的原始信号流形成的积分脉搏波形式和4.低通滤波器，允许识别初期收缩峰。此外，连续地分析数据流的频率组成，以便计算指标的信噪比(S/N)数据，以确定信号保真度是否足够高以允许峰检测和分析。—旦识别所述反射成分脉搏的时间定位(temporal location)和收缩峰，计算T13间隔，收缩峰(Pl)与髂峰(P3)之间的延时。使用P2峰和收缩峰在积分脉搏频谱中的振幅计算P2P I比值。在描述本发明的细节前，有必要提供作为本发明方法的基础的生理模型概述。所述模型的益处在于提供了桡动脉脉搏的结构的生理学理解，因此，能够基于动脉树的身体模型发展动脉脉搏分析算法，相对于例如，实施多变量的数学模型，找出新获得的脉搏形状与一大组先前存储的脉搏形状的对应关系，或使用广义传递函数以在传播的动脉脉搏上反演动脉树的滤波效应。虽然这里给出的描述限于应用桡动脉脉搏的模型，在模型的描述中将会清楚地了解到该模型可以轻易地延伸到其它脉搏位置。桡动脉脉搏的模型该模型的核心在于桡动脉脉搏是多个成分脉搏的叠加这个概念。在桡动脉脉搏包络的暂时(temporal)前端是由左心室的收缩和随后的血液射入动脉系统导致的主压カ脉搏。此外成分脉搏引起在该主脉搏之后的桡动脉脉搏的时态特性。这些单个的成分脉搏关于时间和振幅的分离和鉴定提供了分析结果，从该分析结果可以得到有关血压以及动脉树健康的信息。背景几十年前已经实现了从心脏到外周的动脉脉搏传播的身体环境的基本理解。图片是起源于左心室与主动脉根部交界处的动脉压力脉搏之一，穿过动脉树从心脏离开并在不同的位置被反射到不同的程度。所述反射位置是动脉树分叉或不同直径区段结合的区域。这两种类型的位置使传播的动脉脉搏出现阻抗不匹配，引起反射。动脉树中反射的存在和生理影响现已被广泛接受。ー个例子是明显为反射现象的“舒张波”。在年轻且有弹性的动脉树中该反射很好地回到心脏进入心动周期的舒张期，并且具有升高闭合的左心室外血压的有益效果，从而提高血液进入冠状动脉的灌注。随着动脉树老化和变硬，脉搏速度增大并且反射更早抵达。当反射抵达而左心室仍然张开时病状出现。心脏现在必须更努力地收缩以克服主动脉根部的额外压力，导致壁变厚以及其它并发症。同样，因为现在主动脉根部的压カ在舒张期较低，削弱了对冠状动脉的灌注。医学文献中很好地证实了以上对反射的存在以及它们的生理影响的描述。已经进行了大量的临床研究和理论建模工作以研究动脉脉搏反射的不同方面，比如“第二个收缩峰”，关于桡动脉脉搏就反射具体在何处出现而论仍未提出清晰的模型。例如，不对称的T-形模型，其中脉搏起源于T结合处，并且T的末端代表下半身的广义的反射位置，而上半身已被提出过。该模型对在许多临床研究中已被详细分析的主动脉脉搏的形状给出了合理的解释，但是关于这些发现应该对动脉外周(比如桡动脉)中脉搏的形状有什么影响，它并未给出结论。相对于假设，例如，“下半身”作为整体引起反射，在动脉树中有明显的反射这ー假设并不一定合理，这些反射是否对心脏的健康有生理意义呢，答案具有两面性。ー个是反射波的特征太明显并且太尖鋭，因为作为起源于不同位置具有不同时间延迟和不同反射率的不同反射的回旋，所述回旋将倾向于扩展特定的脉搏特性。第二个答案是，桡动脉的特定特性的抵达时间极大的縮小了引起反射的反射位置的位置可能性。几乎所有的桡动脉脉搏信号共享的ー个特征是它们显示出脉搏样突出，所述突出所具有的持续时间比得上主脉搏的持续时间。瓦氏法的一个结果是心脏射血期的缩短，因 此，在相对年轻且有弹性的动脉树中，可以见到主脉搏与反射脉搏的完全分离。根据观察，所述反射脉搏与主收缩峰相比没有显示出增宽，支持了其起源于不同的反射位置的假设。虽然不同的反射位置将引起与主脉搏非常相似的反射，分散并且众多的反射位置将引起过多的反射脉搏，在不同的延迟时间抵达并具有不同的振幅。这种反射位置系统的叠加将会是ー个无特征的、增宽的脉搏。因此，在显示的多数桡动脉信号中不同的脉搏样特征的存在表明，在主收缩峰过后，不同的反射位置是ー系列包括“舒张波”的反射脉搏形成的原因。而桡动脉信号中不同的脉搏样特征的出现表明存在明显的反射位置，其相对于主脉搏的抵达时间使得论据明显更加具体。由于全身的动脉脉搏传播速度都已经測定，因此有可能将延迟时间与潜在的反射位置匹配。如果使用近似的动脉距离和它们的反射速度，如图3所示，所述“第二收缩”峰很容易与标有“反射位置I”的位置匹配，同时第三个峰与“反射位置II”匹配。1985年，Latham进行了详细的实验研究，以使用特别设计的具有间隔的微压カ表(micronanometer)的导管在不同的主动脉区段标出压力脉搏的形状。他的工作清楚的表明对于向下传送的动脉脉搏存在两个主要的反射位置，ー个是存在于肾动脉区域中，另ー个超出了髂动脉的分叉处。在肾动脉的位置远离心脏持续逐渐减小的主动脉的直径经受了其最大的改变。这种不连续使传送的压カ脉搏存在显著的阻抗不匹配，因此，其振幅相当可观的一部分被反射。可以使用瓦氏动作减少这种反射，这涉及呼气进入闭合的气道。由于胸腔内压カ増大的结果，胸主动脉的直径减小(根据Latham超声验证，近似17%)。该动作因此减轻了在肾动脉处的主动脉直径变化，这减小了阻抗不匹配，从而降低了该位置的反射率。Latham也发现了超出髂动脉的分叉处的第二反射位置，所述第二反射位置对主动脉中动脉脉搏反射的贡献使用手动的股动脉闭塞动作而查明。对主动脉脉搏尾部的贡献归因于扩散来自外周的动脉脉搏反射。因此，基于Latham的工作，很有可能在收缩峰过后可见的两个峰起源于该指出的反射位置。作为该工作一部分的瓦氏实验进一歩支持了该模型。桡动脉的下ー个峰，S卩，“舒张峰”，和接着的峰很可能由髂动脉反射位置产生并且，如Latham已经提出的，不是由于扩散来自动脉外周的反射。考虑到明显的峰结构所具有比得上“第二收缩”和“舒张”峰的间隔，Latham关于结构的解释显得不太可能。此外，如果这种反射中的一些真的穿过了腿的长度，这种反射的延迟时间在“舒张”峰过后将延伸至250ms。的确，最近的研究支持了该假设，即在“舒张”峰过后可见的峰实际上是由于这两个反射位置之间的重复反射，考虑到该位置的反射率的強度(在肾动脉反射位置的情形中为10-15%，在髂动脉反射位置的情形中多达30% )，这应该是ー个合理的主张。 J. Kriz等人指出通过显示心肌运动和随后的脉搏波沿主动脉和其分支的传播，可以使用测カ板測量作为无创方法以进行心冲击描记术(与心脏活动相关的身体运动)。随着受试者水平躺在放置在测カ板上的床上，他们能够測定地面反作用力以及由此产生的血液脉搏流，所述地面反作用力由心肌收缩时的这种质心变化事件引起的。该设备的分辨率足够清晰地分辨与传播的动脉脉搏的动量再定向有关的事件，比如主动脉弓的脉搏穿透、其在肾动脉位置和髂反射位置的部分反射、以及随后的反射脉搏的再反射。此外，在患有主动脉瘤的受试者中，由于其对临近的“正常”反射位置的影响，因此可以清楚地识别动脉膨胀的位置。因此，桡动脉压カ脉搏的基本模型是主收缩峰的回旋、其从肾动脉和髂动脉反射位置的单通反射、以及它们的双通再反射之一。为了理解该延时收缩的详情，必需能够分别独立地确定在腕部单个成分脉搏的抵达时间，即，相对于在给定桡动脉脉搏开始时启动的时钟，需要“外部”时钟来记录单独的抵达时间。建立外部时钟的ー个方法是使用ECG信号，測量每个成分脉搏在桡动脉处关于所述ECG信号的抵达时间。除了腕部传感信号之外，使用Colin Pilot血压计实时收集受试者在静息期间和瓦氏动作过程中的ECG和血压。正如预期的，#I脉搏的延迟时间中的振荡反映了压カ振荡。这在意料之中，因为脉搏传送时间和压カ为反比关系。相比于#1脉搏，#2脉搏的延迟时间更为稳定，没有表现出任何明显匹配调节。这同样在意料之中，因为#2脉搏，在以收缩压カ传送到肾反射点之后，以低得多的压力作为反射返回。它同样仅穿过主动脉最柔软的部分，肾反射点之上的区段。结果，其速率受动脉压カ变化的影响将最小。与此一致，可以预期#3脉搏显示出对变化的血压环境更高的敏感度。从Kriz实验看来，髂反射是比肾位置更为显著的反射位置，因此，在桡动脉脉搏频谱中#3峰也通常显著大干#2峰的振幅。結果，#3脉搏在其通往髂反射位置的主路径上，穿过更硬且因此更快的腹主动脉以及快速髂动脉，并相比于#2脉搏，以更高的压カ和更高的速度作为反射返回。以更高的压カ传送使#3脉搏(与#1脉搏相似，但不完全像#1脉搏那样强)服从于压力与速度之间的动脉非线性关系的陡峭部分。瓦氏动作期间在成分脉搏的抵达时间的演变中可以看见另ー个微妙但非常重要的细节。在瓦氏动作开始时，#3脉搏第一个响应升高的压力。目视检查容易证实，#1脉搏的抵达时间以及用Colins监测器測定的BP线形状在标志之后很好地离开了它们的基线，然而#3脉搏的抵达时间在此前已很好的响应(在Colins信号和#1成分脉搏之前大约4秒钟)。Colins信号和#1成分脉搏关于#3脉搏的响应的延迟反应是所涉及的动脉的杨氏模量不同的結果。在中央动脉没有显著硬化的情形中(该情形中受试者为具有健康身形的46岁跑步员)，由于壁中不同的弾性蛋白与胶原蛋白含量，臂部和动脉外周中的动脉壁通常显著硬于中央动脉的动脉壁，这是ー个众所周知的事实。因为给定的血压升高将倾向于首先使动脉书中最柔软的区段膨胀，预计中央动脉的脉搏传播速度也首先增大是完全合理的。结果，可以预期沿其传播路径两次体验了整个主动脉树的#3脉搏会相对于#1脉搏加速，所述#1脉搏基本上仅穿过臂部复合(arm complex)动脉,所述臂部复合动脉的特征在于明显不够柔性的壁材料。相同的原因解释了 #3脉搏的响应与Colins监测器的开始之间的时间延迟，所述Colins监测器在桡动脉中測量其信号。当压カ持续升高，#1和#3脉搏之间的延迟时间是如何演变的也取决于臂部与中央动脉不同的杨氏模量。在具有“有弹性的”中央动脉的人中，观察到随着压力升高，#1和#3脉搏之间的延迟时间持续变窄，表明中央动脉的传播速度，由于它们显著较高的膨胀性，持续的比所述臂部复合动脉的传播速度变化更快，并且#3脉搏的抵达时间由于长得多的 路径长度，变化更快，速度变化在该路径上能够自我展示。在具有“硬”中央动脉的人中，#I和#3脉搏之间的延迟时间明显不同。在“硬”中央动脉的情形中，#I和#3脉搏之间的延迟时间随着血压升高而増大。因为在这种情形中所述中央动脉相对于臂部或外周动脉具有很小的过度膨胀性，所述臂部动脉对压カ升高同等响应。然而，由于臂部中相对于中央脉搏较高的脉搏传播速度以及较高的作为压カ函数的脉搏传播速度的增加，#I脉搏持续加速远离#3脉搏。引人注目的是，可以在同一患者中观察到#I与#3脉搏之间延迟时间的演变的间歇状态，即持续升高压カ的情况下，所述延迟延时起初减小、倒退，进而持续増大。显然这种患者仅患有ー些中央动脉硬化，因此，他们显示出具有“有弹性的”动脉的患者的压カ开始特性。然而，“容易的”膨胀性的极限很快达到，并且压力载荷越来越多地被外周动脉，并且特别是被臂部动脉分享，因此，由于上面给出的相同身体原因，在较高的压カ下，他们显示出“硬”动脉患者的延迟时间特性。再一次回到具有“有弹性的”中央动脉的人的情形中，随着血压增大#1脉搏与#3脉搏之间延迟时间的逆转也可能发生在该情形中，但需要在高得多的压カ下。然而T13(#l与#3脉搏之间延迟时间)的时间演变以及P3与Pl的有关振幅相对简单，有关Pl脉搏的延迟时间和振幅的演变某种程度上更复杂。这是由于相对于Pl和P3脉搏，P2脉搏具有额外的自由度，在所述自由度中，其振幅相对于其它两个脉搏随血压，特别是脉搏压カ变化。在首先检测了作为血压(特别是收缩的)函数的P3和Pl峰的振幅演变之后能够更清楚地得出该点。P3脉搏由髂动脉附近的反射位置引起。该反射因动脉分叉和动脉直径变化的联合作用而产生。老化作用，比如通过斑块沉积，也将改变反射位置，但这些是长期且变化缓慢的作用。相反，该反射位置的身体參数不太可能随血压明显改变。换句话说，该位置的反射率不是非常依赖于压力。因此，如果因为收缩血压相对于舒张基底増大，Pl的振幅増大，那么P3应该按比例増大，或P3/P1的比随血压变化应该在很大程度上保持不变。迄今为止，观察结果显示情况确实如此。不同于P3的振幅响应，所述P3保持其与Pl的比例，振幅P2/P1的比例随血压按比例増大。这并不奇怪，因为“第二个收缩峰”在高血压的情形中变得非常突出的事实是众所周知的并且很容易观察到。P2脉搏由反射位置引起，所述反射位置处于具有胸主动脉与腹主动脉之间直径不匹配这种特征的肾动脉的高度。由于壁材料強度不同，随着血压増大，所述胸主动脉的直径増大并且比腹主动脉以更快速度増大。结果，随着血压増大，P2脉搏的振幅将与Pl相比以不同的速率増大，即比例P2/P1将増大。P2脉搏増大的振幅也将改变其传播速度，所述传播速度高度取决于脉搏的振幅。由于脉搏因为振幅升高而逐步加速，产生的非线性延迟时间特性可以在大幅度的血压变化中观察到，比如在透析患者中观察到。为完成对P2的时序演变和振幅演变的描述，最后需要考虑的是，其振幅实际上与脉搏压力成比例，即收缩压カ与舒张压力之间的不同。当然对于P3也是这种情况，因为它仅是能够产生反射的血压脉动部分。然而，在P2的情形中，其振幅关于Pl的振幅变化的事实引出这样的机遇，即P2/P1的比例是衡量脉搏压カー种手段，在每一次心跳脉搏内自我參照并且很大程度上独立于耦合效率。使用T13測定脉搏压力，通过监视#2脉搏与#1脉搏振幅的比例(即P2/P1)追踪舒张压力，所述P2/P1随脉搏压カ单调升高。然而，用于使P2/P1与脉搏压力关联的起始值 对于不同的患者非常不同，因为在可比的正常血压下对于具有“硬”中央动脉的患者该比例较小(近似0. 04)，并且对于具有“有弹性的”中央动脉的患者该比例较大(近似0. 2)。具有硬中央动脉的患者在正常的血压下倾向于具有减弱的P2振幅，所述P2振幅随血压升高而急剧増大。具有“有弹性的”中央动脉的患者在静息血压下倾向于具有非常显著的P2振幅，表明在可比的血压下他们的胸主动脉比具有“硬”中央动脉的患者明显更加膨胀。这ー观察结果得到了发表结论的支持，所述发表结论证明受试者(将自己的生活方式从久坐转变到耐力运动训练为特点的生活方式)的主动脉脉搏传播速度下降了 10%。研究显示，这个被证明随着运动的停止完全可逆的效应起因于主动脉膨胀的变化。随着血压极值确定，然后通过得到在完整桡动脉脉搏的线形状上的积分与进行积分的时间间隔的比值，測定平均动脉压力，这是ー个标准过程。从上面的例子和先前有关反射位置对成分脉搏振幅的影响的讨论清楚的是，通过比较三个(或更多)成分脉搏的相关振幅的比例，能够确定肾和髂反射位置系数，或RFL2和RFL3，的相对大小。与位于主动脉弓与锁骨下动脉之一(RFLl)之间的动脉接合处间的界面有关系的反射系数必需独立确定，而在目前的分析中被简单地设为10%。然而，其对分析的影响最小，因为其效果对所有的脉搏路径都是很常见的。此外，RFLl系数，类似于与髂反射位置有关的RFL3的反射系数，不太可能变化，除非是在允许相对缓慢的生理过程发生(比如，例如，动脉粥样硬化斑块沉积)的显著的时间范围内。同样清楚的是，实施上面提到的模型的有效性完全取决于算法的效率，所述算法被用于检测a.単独的桡动脉心跳脉搏和b.包括桡动脉压カ脉搏形状的复合脉搏。现在将详细描述ー个检测心跳脉搏和复合脉搏的方法。应该理解的是，可用大量不同的方法来完成同样的任务。图I和图2为例示了在脉搏波形使用即时系统取自手指的实施例中组成手指脉搏的五个成分脉搏的曲线图。在该实施例中，例示了主收缩峰Tl 100、肾反射峰T2 102、髂反射峰T3 104、再反射峰106和再再反射峰108。P2/P1表示P2追踪收缩血压的相对振幅，并且Tl，3为两个脉搏Tl 100与T3 104之间的时间。应该注意的是，从左心室射血产生Tl100的脉搏以处于收缩压カ区的速度传送，同时来自髂反射的T3的脉搏以接近于舒张压カ区的速度传送。图3绘出的是涉及图I和图2的脉搏的动脉。用在本发明中的算法被公开在美国专利7，087，025，题目，“基于心跳脉搏上点之间的延迟时间的血压确定”，该专利在此通过引用并入，如同通过完全引用一祥。T1-T3也可从其它可能包括硬布线电路并且无软件的算法或方法得到。关键点是找到主峰的中心(及吋)和髂反射中心(第三个峰，第二反射)。一旦发现，两者都是简单的以毫秒为单位的时间。T3-T1的变化意味着血量有事发生。自动输液泵系统将要求血压测量尽可能地接近连续。最快的传统自动臂部套囊系统每ー或两分钟测量收缩血压，毎次測量最少花费15秒钟。胳膊上这个负载在短时间之后便会令人不愉快。在最快的传统系统中，电カ需求很高，因为泵很大并且通电以进行高效能循环。本公开的系统依靠手机电池在每一次心跳測量血压超过12个小时，没有造成不适。如果T1-T3的值上升并且患者在使用输液系统，它将是有太多液体泵入的指示(尤其是对 老年人很危险，因为它使器官爆裂)。如果对个体来说T1-T3低于它应该的值，那要么他们是脱水了，要么他们正在出血，要们他们流过血。在T1-T3中该趋势的还可以指示某人是否在持续出血。虽然不总是必要的，T1-T3的监测在实时进行时经常提供最大的价值。“实吋”，如此处使用的，指的是ー个过程发生所花费的实际的时间。在本系统中，信息/数据是实时更新的。在计算机科学领域中，术语“实时”指的是计算机控制下的过程发生所花费的时间。在计算机系统中，信息更新与它们接受信息的速度相同，即，立即。在本发明的一个实施方案中，本发明的系统实时运行以在一时间段内测量T1-T3,所述时间段足以建立在一段较长时间内的T1-T3的变化或趋势。该测试时间段和测试之间的间隔可以变化，取决于被监测的情况和各方的监测协议。医院中，ー些协议将要求逐个心跳測量，例如在大手术期间，而其它则会在预定的时间段測量。在几个周期，或间隔之后能够得到人的趋势和基线，但是通常的测试期的长度至少是约十五(15)秒。例如，可以采用间隔大约在15分钟的间歇性测试。测试的时间段可以从几分钟到半个小时，对于某些应用10到20分钟是首选范围。在ー个电池供电的系统中测试的间隔也可以基于患者病情和电池寿命确定。一个关键因素是基线的建立，从而能够辨别偏差，比如由出血或脱水造成。当非常准确的了解个体的基线时，与建立的基线的偏差将具有更多意义。脱水产生与内部或外部失血相同的結果，因为它也导致血量減少。可以通过15秒的连续测量或通过在不连续的时间(例如超过ー个小时的随机的时间间隔)得到的同等数量的心跳建立基线。很可能T13不会明显改变，除非在极端条件下，对于个人除非超过许多年。在本发明的另ー个实施方案中，本发明的系统为ー特定患者測量了 T13并且将T13与可比的患者组群的已知值(也称为历史数据)比较。可比的患者组群，如此出使用的，指的是具有与进行监测的患者共同特点的组群。这个特点可以是等同的，或至少足够相似以值得比较，并且可以包括年龄、体质、相似的就业、生活方式、体质，等等。能够依靠可比的患者组群的数据来查验与该患者的数据足够相似或相等的数据，使能够在缺乏患者的个人历史数据时，或者除了患者的个人历史数据以外，做出诊断。本发明的系统的应用
关于本发明的系统的使用，在海军陆战队或陆军的情形中，必要时该系统可以在没有获得基线的情况下使用。一般陆军或海军陆战队都是健康的，落入相似的年龄和体重范围，因此T13很可能都相似，大约略高于300毫秒。对于已经建立了约为300的T13基线的个体，随后的一次测量显示250的T13，可以确定，要么他们脱水，要么他们已经失了很多血。在没有个人基线的实例中，可以依靠人口统计资料。对于特定年龄组，低的T13值经过短暂的解读后可能表明，这个人要么已经失血液，要么脱水。众所周知，纯种马在赛后肺部有出血。本发明的系统已被用于测量马的脉博模式并且取得了与人类使用T13偏差作为出血的指示相同的結果。对于许多国家(比如伊拉克和阿富汗)的军队，脱水可能是最重要的參数，但是没有好的方法来測量它。脱水也是马的一个问题，特别是劳役马和赛马，虽然你可以捏它们的脖子并且看看捏出的标志要花多长时间消失；该过程提供了ー个非常近似的测试。使用本发明的系统，可以通过监测与基线的偏差来确定脱水，该基线要么是个体的(如果已知)，要么可比的组群的基线。 使用本发明的系统，在不存在脱水时，可以进行快速测试，看是否某人已经出血。长期的測量方法可以用于监测出血速度。如果并且当开始出血时(登革出血热)，登革热可能变得非常严重。大多数保健提供者触摸患者的胃部，以查看胃部是否像木头ー样硬；然而，到该程度，对于使用抗凝剂治疗非常迟了。全球都已发生登革热暴发，并且在佛罗里达和德克萨斯州已经有报道的病例，引起了对美国登革出血热的关心。本发明的系统可以用来监测患者的出血，并且对于登革出血热特别有用，因为它是ー种非侵入性的测试，可以用于在较长的时间段(例如，几个小时，几天，等等)监测患者。实验/测试在英属哥伦比亚大学的心血管生理学和康复实验室，对15名健康志愿者(平均年龄24. 4岁，SD :3. 0年，平均身高168. 6厘米，SD :8. 0厘米；平均质量64. 0公斤，SD :9. I公斤)，进行了本发明的系统的测试，所述志愿者的下半身(从肚脐的高度以下)承受逐步増大的负压。下半身负压(LBNP)是ー项已确立的技术，用于在生理学上压迫人体，特别是心血管系统。LBNP用来模拟重力压迫，以模拟出血，改变预加载，并且操纵压カ感受器。许多研究已经证明，使用LBNP能够模拟明显的内出血。10-20毫米汞柱的负压对应于400到550晕升的中央失血，20-40晕米萊柱对应于500到1000晕升，负压超过-40晕米萊柱对应于血液损失超过1000毫升。见背景技术部分的出版物I。受:试者承受:四个阶段的负压，-15晕米萊柱，-30晕米萊柱，-45晕米萊柱，和-60毫米汞柱，每个阶段通常持续大约12分钟。用自动套囊(BpTRU自动化非侵入式血压计(模型BPM-100)，VSM MedTech设备公司。)监测血压，所述自动套囊设置为每三分钟记录血压，结果通常是姆个LBNP设定得到四个读数,和脉搏血氧计(Ohmeda Biox 3740脉搏血氧计，BOC卫生保健)监测血氧饱和度。本发明的系统通过手指套囊收集动脉脉搏的形状，所述手指套囊附着中指的核心部分。四个受试者变得头晕并且无法完成-60毫米汞柱的LBNP阶段。实时以及统计结果以回归的形式给出。统计数据依照平均值土标准误差给出。产生心跳速率变化
大部分的受试者以显著的心率増加来响应増大的负压。图4给出了用本发明的系统获得的所有15名受试者心率的总体平均值。平均效应显然得以分辨，其他研究人员已经证实了该結果。见例如，出版物2。但是众所周知，心率作为出血发生的决定因素价值有限。图5给出了两名受试者在逐步增加的LBNP和随后的腔体排气的整个过程中的心率历史。而在受试者#5的情形中，如图5所示，心率显著增加。在受试者#9的情形中，在渐进的LBNP増大中几乎没有明显的变化，如图2B所示。基于套囊的收缩及舒张血压变化測定了用自动套囊记录的几乎与LBNP无关的收缩血压。如图6例示的，舒张压显示随增加的LBNP适度增加。它们与出版物2中报告的不同，所述出版物2报告了在一群平均年龄比这里研究的受试者大15岁的受试者中随LBNP増加(与这里使用的范围相同)收缩压下降了 18毫米汞柱，并且舒张压几乎没有变化。不同于套囊所测结果，脉搏分解分析(PDA)參数等同于收缩压，如图7所示 P2 Pl的比值确实显示了随LBNP的统计学上显著的减小。该PDA參数通过采用肾脏反射脉搏(#2脉搏)的振幅与主左心室射血脉搏(#1脉搏)的振幅比率确定。但是，虽然平均效应具有统计意义，在所有的受试者中并未记录到一致的趋势，这ー结果在其它研究中证实，所述其它研究已发现，收缩压不是对中枢失血的可靠预測。关于出版物2中得到的自动套囊结果与本研究中的得到的结果之间的差异，需要重视的是，这里报告的血压范围非常小；在收缩压和舒张压的情形中分别近似为5毫米汞柱和8毫米汞柱。由于设备的不确定性和所用算法的差异，很难用自动臂状套囊在如此小的范围内分辨血压趋势。例如，一项比较臂状套囊与导管性能的研究显示，在收缩血压的情形中具有基本上零偏置的约12毫米汞柱的标准差(SD)，和在舒张压测量的情形中约12毫米汞柱的变化以及约10毫米汞柱的正偏差。脉搏压カ变化图8A给出了作为LBNP函数的自动压カ套囊的总体脉搏压カ结果，而图8B给出了与脉搏压力等价的POA动脉脉搏參数T1-T3的总体结果，所述T1-T3是主左心室射血脉搏(脉搏#1)的抵达与髂反射脉搏(脉搏#3)的抵达之间的时差。可以看出，虽然两种测量方法都以统计学上显著的水平解析了该效应，在个体情况中使用这两种方法对出血发生做出实时測定的能力，差别很大。图9给出了用自动套囊获得的脉搏压力(左柱状图)与在LBNP阶段的过程中T1-T3參数的历史(右柱状图)的并排比较。右面板给出了同时得到的在受试者中指的中间部位记录的主左心室射血脉搏(脉搏#1)与髂反射脉搏(脉搏#3)之间的T1-3延迟时间。顶部行给出了对于受试者#5，由自动套囊测定的最清楚分辨的脉搏压カ变化的图(左边)和T1-T3參数变化的图(右边)。中间行给出了受试者#9的同样的数据。这是与图5中给出的心率不响应LBNP变化的同一受试者。相似地，基于套囊的脉搏压力没有显示出可识别的趋势。对于T1-T3參数情况非常不同，所述T1-T3參数的时序演变显示了单个LBNP阶段的平稳时期。底部行给出了对于受试者#3相同的结果比较。被研究的十五名受试者中的每ー个都显示作为LBNP函数的T1-T3统计学上显著的减小。图10显示了其它五名至今未给出的受试者在一分钟内采用血压套囊测量的15秒的n-T3平均值。考虑到迄今为止所给出的结果，显然，套囊得出的脉搏压力的可比的表现将是无意义的。该研究也给出了 T1-T3參数当作为与脉搏压カ有关的动脉脉搏參数时的验证。图11给出了 T1-T3參数与套囊得出的脉搏压力的线性相关性，基于图8给出的结果，这两者似乎具有与中枢失血非线性依赖的关系。如果这些的确相等，那么它们的相互关系应是线性的，这具有非常高水平的显著性。此外，这种相关性提供一种统计相关的換算因数，用于关联个体的T1-T3值与脉搏压力，其中所述个体的静息血压的T1-T3值具有大约300毫秒。图10与图11示出了使用本发明的系统测试的結果。图10例示了用中央导管获得的脉搏线形状与同时使用本发明的系统获得的衍生脉搏线形状的比较。特别有趣的是肾反射的大小。在中央得到的收缩峰和肾反射的相对振幅与在外周得到的匹配。该图也例示了ー个图形，该图形示出了本研究中一半以上的患者中在使用本发明的系统测量时收缩血 压存在周期性的显著变化。该公开的数据延续了四分钟并且示出了一系列的下降，ー些持续超过半分钟并延续超过20个左右的心跳。导管观测时间窗ロ错过了这些减少的大部分，因为协议条目允许在肾动脉区域18秒的安静观察。根据本发明使用的设备图12示出了设备配置，其中检测器，或传感单元，1200将模拟信号发送到计算机1210。该模拟信号在模拟/数字转换器1212中转换为数字信号。如同典型的计算机，计算机1210包括处理器(cpu) 1214和计算机存储器1216。该计算机系统也包括血量检测器1218、数据比较单元1220、时差检测器1222、诊断支持单元1224和时间变化监测器1226，用于监测检测到的第一脉搏与检测到的第二脉搏之间的时间变化。如前所述，所述第二脉搏对应于第三个峰。数据输出生成器1230将数据发送到所需的设备。通过在显示器1230上显示结果、数据等，用户可以看见数据。应该注意的是，传感器1200、计算机1210和显示器1230，或其他输出设备之间的通信可以是有线或无线的。这类电子设备之间的通信方法在本领域中众所周知。结论给出的结果支持了脉搏压カ是ー个可靠的中心血容量不足的指标，所述脉搏压カ减少较早并且以一种非线性的方式在中央失血增加时具有逐渐减小的大小。同样重要的是结果，利用本发明的技术与使用PDA算法一起提供了ー种方法以实时的方式可靠地监测脉搏压力，以及因此出血的发展。这项研究的结果也支持了假设脉搏压力和PDA算法的T1-T3參数是等价的。主要动脉脉搏(左心室射血脉搏)和髂反射脉搏抵达时间的不同取决于两个脉搏沿它们的动脉路径传播的速度差。在髂反射的情形中，其路径长度比主脉搏的长度长几乎两倍的躯干长度。更重要的是，脉搏的动脉传播速度依赖于压力，通过如出版物5中提到的Moens-Korteweg方程,该关系众所周知。ー个核心见解在于，因为它们的压カ振幅不同，这两个脉搏以不同速率传送，髂反射脉搏振幅，取决于髂反射位置的反射系数，约为脉搏压カ的40%。因此两个脉搏在动脉传送期间使动脉壁加载不同，因此，他们的传播速度不同。第ニ个见解是，由于压カ/速度响应曲线是非线性的-自1960年基于Anliker的工作已知的结果(出版物6)-两个脉搏随着压カ升高和下降以不同的速率加速和減速。作为血压变化的函数，主脉搏经历了最高的速度变化，因为它服从压力/速度响应曲线的最陡部分，而髂脉搏，在低得多的压カ下“奔跑”，速度变化渐进得多。因此，抵达时间的变化的于是反映了这两个脉搏经历的动脉压差的变化。虽然压差并不完全是脉搏压力-脉搏压カ是全脉搏动脉脉搏高度与舒张压基底之间的差别-它代表了大约60%，采用前面所述的髂反射系数。更重要的是，这项研究的结果表明，它以非常高的时间分辨率追踪脉搏压カ的变化。该时间分辨率测量T1-T3比脉搏压力有明显益处，因为它提供了更高的分辨率。结果表明，对于这群健康且相对年轻的受试者在模拟的超过I升的中央失血的整个范围内，T1-T3大约200毫秒的变化等价于脉搏压カ约8毫米汞柱的变化。考虑到用自动套囊确定脉搏压カ的不确定，在中央失血开始时分辨约单个毫米汞柱的变化的可能性很小。相 比而言，在中央失血进行时分辨约10-20毫秒的T1-T3变化的可能性基于给出的结果是很可行的。考虑到Convertino研究的结果(2)，该研究结果记录了 18毫米汞柱的脉搏压力的平均变化，有人可能会说，可以预期的脉搏压カ变化可能更大。尽管脉搏压力变化难以用标准BP设备可靠地分辨该，但研究结果不同可能指出另ー个问题。如上所述，脉搏压カ的变化不同的原因之一可能是各个參与者的年龄和健康不同。与本项研究中的24. 3岁相比，在Convertino研究中受试者的平均年龄是42岁。同样,与本项研究中的105毫米萊柱相比，在Convertino研究中平均静息收缩血压是129mmHg,而与本项研究中的37毫米萊柱相比，在Convertino研究中平均脉搏压カ是51mmHg。众所周知,脉搏压力随动脉壁硬化而升高，比如由于正常的老化或病理的影响。在以年龄或血管健康，区分的受试者组群中，如糖尿病患者，相似的差异在T1-T3參数中已被观察到。在可比的血压和心率下，年轻的运动员通常具有T1-3在300毫秒范围内的延迟时间，而患血管病的受试者具有在低于200毫秒范围内的T1-T3延迟时间。显而易见的解释是，两个脉搏之间的延迟时间在脉搏传播速度随动脉壁硬化而增加时变短。因为这里研究的受试者组群可以说更多的代表了今天的武装部队成员，早期出血性休克检测的主要目标人群之一，这项研究的结果进一歩支持了在战斗环境中利用T1-T3作为早期指示的相关性，因为就是这个组群将很有可能具有最低的静息脉搏压カ和，相应地，最大的T1-T3值。本发明的广泛范围在本申请中提到的所有文件、专利、期刊文章，和其它材料在此通过引用合井。尽管本发明已经结合数个实施方案与參考附图充分描述，需要理解的是，对本领域技术人员而言显然还存在多种变化和修改。应该理解的是这种变化和修改也包括在本发明如附加权利书所限定的范围内，除非它们有实质变动。这里已经描述了本发明的说明性实施方案，本发明并不局限于这里所描述的各种优选的实施方案，而是包括任何以及所有拥有等同的元素、修改、遗漏、组合(例如，跨不同实施方案的方面)、适应和/或变更(如基于本发明本领域技术人员容易理解的)的实施方案。权利要求书中的限制应该基于权利要求书中所使用的语言进行广义解释，并且不限于本说明书中或在本申请的审查期间所描述的实施例，这些实施例应该理解为非排他性的。例如，本发明中，术语“优选地”是非排他性的，意思是“优选地，但不限干。”在本发明中以及在本申请的审查期间，手段加功能或步骤加功能限制将仅用于这里，即对于ー项具体的权利要求限制，该限制中存在所有的下列情形a)明确引用“手段”或“步骤”;b)明确引用相应的功能；C)没有明确引用支持该结构的结构、材料或动作。在本发明中以及本申请的审查期间，术语“本发明”或“发明”可以被用作对本公开中ー个或多个方面的引用。语言本发明或发明不应被错误地解读为临界识别，不应该被错误地解释为应用在所有方面或实施方案(即，它应该理解为本发明有多个方面和实施方案)，并且不应被错误地解释为对本申请或权利要求的保护范围的限制。在本发明中以及本申请的审查期间，术语“实施方案”可以用来描述任何方面、特性、过程或步骤、其任意组合，和/或其任意部分，等等。在ー些实施例中，不同实施方案可能包括重叠的特性。 在本发明中，可采用以下縮写术语“e. g. ”意思是“例如”。
权利要求
1.一种诊断支持设备，包括 检测工具(1200)，用于检测来自生物体的检测位置的脉搏波形； 处理器(1210)所述处理器(1210)具有 时差检测器1222，用于测量第一脉搏(100)的抵达和第二脉搏的抵达之间的时差，所述第一脉搏(100)和所述第二脉搏(104)是时差对应于所述生物体内血量的脉搏，并且其中所述第一脉搏(100)对应于脉搏波形上的第一个峰，并且所述第一脉搏(104)对应于脉搏波形上不同的峰。
2.根据权利要求I所述的诊断支持设备，其特征在于，所述检测工具(1200)检测主左心室射血脉搏和髂反射脉搏，所述主左心室射血脉搏为第一脉搏(100)，并且所述髂反射脉 搏为第二脉搏(104)。
3.根据权利要求I所述的诊断支持设备，其特征在于，所述检测工具(1200)检测脉搏波形上的所述第一个峰和脉搏波形上的第三个峰，并且其中所述第一脉搏(100)对应于所述第一个峰，所述第二脉搏(104)对应于所述第三个峰。
4.根据权利要求I所述的诊断支持设备，其特征在干，进ー步包括数据存储工具(1228)，用于存储在至少约15秒的时间段内测量的所述第一脉搏(100)和所述第二脉搏(104)之间的时差，并且其中所述检测工具(1200)适于实时测量所述脉搏波形。
5.根据权利要求I所述的诊断支持设备，其特征在于，处理器工具(1210)进ー步包括时间微分检测器(1222)，以测量并存储在一段预定连续的时间段测量的时差，所述连续的时间段足够产生统计学上显著的以所述时差表示的动脉脉搏參数数据。
6.根据权利要求5所述的诊断支持设备，其特征在于，所述连续的时间段至少为几个小吋。
7.根据权利要求I所述的诊断支持设备，其特征在于，所述处理器工具(1210)进ー步包括时间微分检测器(1222)，以测量并存储在一时间段内的时差，所述时间段是在至少半小时的时间内许多随机或预定的不连续时间间隔。
8.根据权利要求2所述的诊断支持设备，其特征在干，进ー步包括 数据存储工具(1228) 诊断支持単元(1224)，以从存储在所述数据存储单元1228中的数据产生诊断支持信息； 所述诊断支持単元(1224)从包含在诊断信息中的所述第一脉搏(100)的抵达和所述第二脉搏(104)的抵达之间的时差计算特征值，并基于由特征值计算方法计算的特征值产生诊断支持信息，所述设备的特征在干，它包括检测工具，用于在足够指示血量变化的时间段内检测第一脉搏(100)与第一脉搏(104)之间特征时间微分的变化。
9.根据权利要求5所述的诊断支持设备，其特征在干，进ー步包括血量指示器(1218)，以在所述时间段内连续地监测存储的数据，并计算所述第一脉搏(100)与所述第二脉搏(104)之间时差的趋势，其中时差増大表示血量减小，并且时差减小表示血量増大。
10.根据权利要求9所述的诊断支持设备，其特征在于，所述时间段至少足够产生统计学上显著的数据，为所述生物体建立血量的动脉脉搏參数基线值，并且足够显示关于所述基线值的趋势变化。
11.根据权利要求I所述的诊断支持设备，其特征在干，进ー步包括数据比较単元(1220)，以将所述时差与来自所述数据存储単元(1228)指示血量的历史数据进行比较，所述历史数据包括所述生物体和/或可比的生物体组群的时差数据。
12.根据权利要求11所述的诊断支持设备，其特征在于，所述可比的生物体组群是许多具有与所述生物体的身体特征接近的身体特征。
13.根据权利要求12所述的诊断支持设备，其特征在于，所述生物体是人类，并且所述可比的生物体组群是包括预定年龄组、相同工作类型，和/或具有预定身体活动类别的人类。
14.根据权利要求I所述的诊断支持设备，其特征在于，基于所述时差计算的数值能够指示渐进的中心血容量不足。
15.一种用计算机处理的诊断支持设备，用于为測定与生物体中脱水、血量减少以及血量増加有关的血量和/或血量变化生成实时数据，所述设备包括 数据存储単元(1228)， 检测工具(1200)，以检测第一脉搏(100)与第二脉搏(104)，所述第一脉搏(100)和所述第二脉搏(104)是时差对应于所述生物体内血量的脉搏， 时间微分检测器(1222)，以生成时差数据并将所述数据记录在所述数据存储单元(1228)中， 时间变化监测器，以监测所述第一脉搏(100)的抵达和所述第二脉搏(104)的抵达之间时差的变化。
16.根据权利要求15所述的用计算机处理的诊断支持设备，其特征在干，进ー步包括数据比较単元(1220)，用于将来自所述时间变化监测器(1226)的数据与存储在所述数据存储单元(1228)中的历史时差数据进行比较， 所述历史数据包括所述生物体和/或可比的生物体组群的时差数据，并且其中所述生物体选自包括人类和马的组群。
17.根据权利要求16所述的用计算机处理的诊断支持设备，其特征在干，进ー步包括数据输出生成器(1230)生成工具和计算机比较工具，所述数据输出生成器(1230)生成工具用于计算机生成输出数据，其中，所述输出数据包括预定连续时间段的所述第一脉搏(100)和所述第二脉搏(104)之间的时差的时间数据，所述时间段足够产生统计学上显著的动脉脉搏參数数据，所述数据与渐进的中心血容量不足相关，所述计算机比较工具用于比较所述历史数据和所述输出数据。
18.根据权利要求15所述的诊断支持设备，其特征在于，所述监测包括通过监测许多大约10-20分钟的间歇的测试间隔，确定人的趋势和/或基线。
19.ー种提供诊断支持的诊断支持方法，包括 将静态压カ场应用到生物体的动脉， 生成模拟信号， 将所述模拟信号转化成数字信号，所述信号包括含有第一脉搏(100)的抵达与第二脉搏(104)的抵达之间时差的数据，所述第一脉搏(100)和所述第二脉搏(104)是时差对应于所述生物体内血量的脉搏， 将所述数据存储在数据存储単元(1228)中， 使用所述数据存储单元(1228)中存储的数据产生诊断支持信息(1224)。
20.根据权利要求19所述的诊断支持方法，其特征在干，进ー步包括所述第一脉搏(100)为主左心室射血脉搏，并且所述第二脉搏(104)为髂反射脉搏。
21.根据权利要求20所述的诊断支持方法，其特征在干，进ー步包括在预定的连续时间段测量所述时差的步骤，所述时间段足够产生统计学上显著的动脉脉搏參数数据。
22.根据权利要求20所述的诊断支持方法，其特征在干，进ー步包括实时测量的步骤，所述时间段至少约15秒。
23.根据权利要求20所述的诊断支持方法，其特征在干，进ー步包括在至少半小时的时间段内的许多随机或预定的不连续时间间隔中测量所述时差的步骤。
24.根据权利要求20所述的诊断支持方法，其特征在干，进ー步包括通过一段时间的持续监测确定血量趋势的步骤，其中所述时间段足以建立指示持续出血的减小的时差或指示増大的血量的増大的时差的存在。
25.根据权利要求21所述的诊断支持方法，其特征在干，进ー步包括通过一段至少几个小时的时间的持续监测确定人的血量趋势的步骤。
26.根据权利要求21所述的诊断支持方法，其特征在干，进ー步包括一段时间的监测的步骤，所述一段时间至少足以产生在统计学上显著的建立所述生物体的动脉脉搏參数基线值的数据。
27.根据权利要求20所述的诊断支持方法，其特征在干，进ー步包括一段时间的监测的步骤，所述一段时间至少足以产生统计学上显著的动脉脉搏參数数据，是足以显示所述数据中的变化趋势的时间段。
28.根据权利要求20所述的诊断支持方法，其特征在干，进ー步包括将所述时差与所述历史数据进行比较的步骤，所述历史数据包括所述生物体和/或可比的生物体组群的时差数据。
29.根据权利要求20所述的诊断支持方法，其特征在干，进ー步包括产生具有与所述生物体的身体特征接近的身体特征的多个生物体的可比生物的步骤。
30.根据权利要求29所述的诊断支持方法，其特征在干，进ー步包括所述生物体是人类生物体，并且所述可比的生物体组群是包括预定年龄组、相同工作类型，和/或具有预定身体活动类别的人类。
31.根据权利要求20所述的诊断支持方法，其特征在干，进ー步包括从所述时差数据确定渐进的中心血容量不足的步骤。
32.—种用计算机处理的用于生物体中血量和/或脱水的实时测定的诊断支持方法，包括步骤 监测第一脉搏(100)的抵达与第二脉搏(104)的抵达之间的时差，并且所述第一脉搏(100)和所述第二脉搏(104)是其时差对应于所述生物体内血量的脉搏， 使用处理器(1210)生成时差数据，和 在数据存储単元1228中存储所述时差数据。
33.根据权利要求32所述的诊断支持方法，其特征在干，进ー步包括将所述时差数据与存储在所述数据存储单元(1228)中的历史时差数据进行比较的步骤，所述历史数据包括所述生物体和/或可比的生物体组群的时差数据，并且其中所述生物体选自包括人类和马的组群。
34.根据权利要求33所述的诊断支持方法，其特征在干，进ー步包括所述处理器生成输出数据的步骤，所述输出数据包括在预定的连续时间段内所述第一脉搏(100)与所述第ニ脉搏(104)之间时差的时间数据，所述时间段足以产生在统计学上显著的动脉脉搏參数数据，和通过生成所述历史数据与所述输出数据比较的处理器(1210)确定渐进的中心血容量不足的步骤。
35.根据权利要求33所述的诊断支持方法，其特征在干，进ー步包括所述时差数据是许多实时值的步骤，所述实时值足以指示或确定包括脱水、发生出血、出血和/或已出过血这些症状中的至少ー个。
36.根据权利要求33所述的诊断支持方法，其特征在干，进ー步包括通过监测许多大约10-20分钟的间歇的测试间隔，确定人的趋势和/或基线的步骤。
全文摘要
诊断支持设备检测来自生物体的脉搏波形，并测量第一脉搏抵达与第二脉搏抵达之间的时差。第一脉搏是主左心室射血脉搏，并对应于第一个峰，并且第二脉搏是髂反射脉搏并对应于第三个峰。可以设有数据存储，用于存储在一段至少约15实时秒的时期内测量的第一脉搏与第二脉搏之间的时差，以产生在统计学上显著的以所述时差表示的动脉脉搏参数数据。监测与血量和/或血量变化有关的数据，以显示与基线值相关的趋势变化。
文档编号A61B5/02GK102843961SQ201080063797
公开日2012年12月26日 申请日期2010年7月30日 优先权日2010年7月30日
发明者M·巴鲁克, D·格雷特, C·阿德金斯 申请人:实验技术公司