专利名称：用于在活体内确定活体顺应函数及系统血流量的装置的制作方法
技术领域：
本发明涉及一种在单活体内根据血压P(t)和参考心脏输出量COref来确定出活体心室下游血管系统顺应函数C(P)=dv/dp的装置。
本发明还涉及一种用于连续地确定出系统血流量q(t)的装置，其中可以连续地确定出主动脉及其附近区域内的血压P(t)。
上面所述的方法及装置都是公知的。过去，已研制了多种根据主动脉血压计算心脏输出量(CO)的方法。一方面，所提出的方法是根据几个特征值如平均主动脉压(MAP)、心脏的收缩及舒张压(APSyS,APdia)、喷射时间(ET)以及患者数据(年龄，性别，体重，身高)[4,6,7]来确定CO，而另一方面，所用的算法是应用脉动血压曲线的全部轮廓线来计算心脏输出量[1,5,20]。在后面的也被称作脉冲轮廓分析的方法中，迄今为止采用了两种不同的计算法。首先，可以利用一些校正系数根据主动脉血压直接计算出CO[19,20]，而另外的做法[5,25]则是根据压力加上特定的假设来计算血流量，并假定此血流量与主动脉内的实际血流量相一致从而用于确定心脏输出量。
首先由Hales[26]提出并由Frank[27]用来确定心脏一次搏动量(SV)及心率、心脏输出量的传统Windkessle模型，只利用周围电阻R及顺应性C来模拟上述心血管系统。在此模型中，主动脉血流量用q(t)表示，当给定C和R时通过测得的血压p(t)来进行计算。但深入的研究表明这种简单的模型只是不完全地对生理环境进行模拟，结果又提出了许多针对原始模型的改进方案；参考概述可见[24,28]。
这些方法的精确性很大程度上取决于假设的好坏，即所用的模型反映了上述心血管系统的状况，因此在[5]中，利用了一个其参数由患者的年龄和性别来表示的非线性Windkessel模型。而更新的研究[21]表明，[5]中所用的模型也不能模拟出正确的基础生理状况；特别地，无法总是用[5]中所给出的顺应性/压力关系来表示血管的顺应性(可延伸性)。这种差异有几个原因。首先，在[5]中只考虑了在活体外所确定的主动脉横截面与血压的关系，而如[22,23]中所述忽略了长度变化；还有只考虑了血液浓度而未考虑与造血非常相关的粘滞性，且同样忽略了周围系统的顺应性。第二，除了年龄和性别之外，特殊单体的顺应函数C(P)无法用于[5]中所述的方法。而在对病例如动脉硬化进行精确的研究时，不能假定C(P)只随着年龄和性别变化，因此基本模型所描述的生理状况是不完全的[25]。最后，在[24]中已表明希望有一种能更精确地模拟出基础生理状态的改进的Windkessel模型。
而在上面所述的所有模型中，公共因素是模型参数，模型参数一旦确定以后，便不再依赖于上述心血管系统的状况。尽管如此，几乎所有的参数都随着时间而改变，如系统电阻R随着药物治疗的结果而改变。其他的参数包括主动脉的可延伸性及长度，随着压力发生巨大变化，使得即使在一次心搏内也被看作是变量。
主动脉阻抗及顺应性不能假定为恒值的事实已在动物实验[22]及用于人体[29]当中都已给出。主要原因是主动脉及主动脉附近血管的可延伸性、长度变化及容积变化。作为压力的函数的主动脉容积V的典型变化已在[30]中特别给出。由于系统的顺应性由C(P)=dV/dP (4)给出，且由于容积有限，当压力很高时顺应值必定趋近于零且不再是恒值。由于容积的变化是由血管长度及横截面的变化引起的，根据Navier-stokes等式，一方面由横截面积及液体浓度、另一方面由长度、血液粘滞性及浓度来确定的主动脉阻抗也会发生变化。
与压力相关的主动脉阻抗及顺应性已在[5,21]中进行了特别的论述且在其中用于研究非线性Windkessel模型。在[5]中，特别假定C(P)可由患者的年龄及性别来表示。在此计算法中，也忽略了阻抗Z(P)。而且，它是根据在[21]中得到的结果而得出的，因此[5]中所用的模型在一定程度上与真实的生理环境相矛盾。一个原因是顺应性及主动脉阻抗是预定的。这种方法不适于考虑上述患者特征。此外，[5]中所提方法不经改进无法用于其他种类。进而，在[5]中只考虑了提前在活体外研究所得的典型的主动脉直径及血液浓度。在模拟活体内环境时忽略了主动脉长度变化、和主动脉附近血管及周围血管的动态性能以及血液的粘滞性。
因此在用于确定单活体内顺应性/压力关系的方法中，还没有任何方法采用在此所用的测量变量。
利用本发明的装置，根据上述生理系统即人或动物的测量值确定出所研究的所有模型参数，便可以消除这些缺陷。为此，特别地需连续测量出主动脉或其附近区域内的血压p(t)且至少测量一次参考心脏输出量(COref)，借助这些数值可以得到所有这些参数并将这些参数用于血液动态研究中。
本发明的目的在于提供一种用于在单活体内确定出活体顺应函数的装置，该装置能够尽可能真实地模拟出生理状况。
本发明的另一目的在于提供一种能够连续确定患者系统血流量的装置，该装置具有较低的侵害度且能够在任何给定时间上都尽可能准确地给出实际血流量。
独立权利要求中描述了实现这些目的的方法，在从属权利要求当中可以得到优越的进一步限制。
根据本发明，可利用一个其参数能够借助活体内的参考测量值来进行识别的Windkessel模型。因此，可确定出系统流量及其他血液动态参数。由此可见经修改及改进的Windkessel模型能够更加准确地描述上述单体的心血管系统，从而可利用自其得到的结果更准确地计算系统流量及血液动态参数。该方法不必提前确定出它的假设特征，便可直接用于其他种类。此新研制的方法的额外优点在于除了连续的血压测量值之外还可用于计算单体顺应函数，应用不同的方法如主动脉热稀释处理至少确定一次心脏输出量。
下面将参考附图中示意给出的图解实施例来对本发明进行更加详细地说明，其中
图1所示的是用于模拟所述心血管系统的电子模型电路；图2所示的是计算主动脉阻抗Z(P)、顺应函数C(P)及血流量q(t)的流程图；图3a的图形所示的是血压p(t)与时间的关系曲线，to代表主动脉瓣打开时间，ts代表主动脉瓣关闭时间，tD代表心脏舒张的结束时间；图3b所示的图形用于说明血压与时间的关系及最终的血流量q(t)；图4所示的是人体主动脉的典型顺应函数C(P)；图5所示的是根据本发明的装置的电路方框图。
图1所示的是根据本发明优选使用的非线性的改进Windkessel模型，其中涉及有主动脉阻抗函数Z(P)和ZO(P)、顺应函数C(P)以及系统电阻R。
图1中的电阻器R表示人体随时间变化的体表流量电阻。ZO(P)和Z(P)是与压力p(t)相关的非线性阻抗，它们和与压力相关的非线性电容C(P)一起，用于模拟主动脉及主动脉附近血管的状态。
通过付立叶变换p~(ω)=∫-∞∞p(t)esp(-iωt)dt]]>及函数
所得到的图1中所画模型的结果，相类似地可以进行计算，主动脉阻抗为limω→∞q~(ω)p~(ω)=1R+1Z---(1)]]>因此，当R＞＞Z时，可得到Z=limω→∞p~(ω)q~(ω)---(2)]]>下面的等式更进一步地适用于顺应性CC(p)=q(t)·p(t)/Rp·(t)-Z(p)·(q·(t)-p·(t)/R)---(3)]]>其中p·(t)=dp(t)/dt]]>和q·(t)=dq(t)/dt]]>分别是相对于时间的压力及流量微分。等式(1)到(3)表明，如果已知系统流量q(t)、血压p(t)及系统电阻R，对于图1中的模型便可以计算出C和Z。该模型所描述的上述心血管系统，只是在所建议的计算法范围之内才是可能的。
图2给出了此精确方法的概述。
ⅰ)首先根据压力p(t)确定出平均主动脉血压MAP及心率HR。
ⅱ)和通过主动脉热稀释处理优选确定出的、且满足下面等式COref=HR·∫q(t)dt (5)的参考心脏输出量COref一起，根据R=(MAP-CVP)/COref计算出系统电阻。在此表达式中，CVP指的是中心静脉压，如果是未知的话，可以用一个适当的恒定压力如0mmHg来近似。
ⅲ)下一步是确定流量q(t)，流量q(t)应选择适当，它在随后的迭代法当中用作起始函数并应满足基础生理状况。血流量q(t)给出了从左心室直接流入主动脉的血流量。因此要求q(t)对于在测定参考心脏输出量COref期间所记录的所有心搏都能满足子条件q(to)=q(ts)=0和∫q(t)dt=COrefHR=SV---(6)]]>在此表达式中，时间to是心脏收缩的起始时间，ts是心脏收缩的结束时间。心脏舒张的结束时间在下面用tD表示。当ts＜t≤tD且当to＜t≤ts时，适当的血流量q(t)应为q(t)=0，例如q(t)=π·COref2·HR·(ts-to)sin(πts·to(t-to))---(7)]]>或优选地q(t)=k[p(t)·(p(to)+(t-to)p(ts)-p(to)ts-to)]---(8)]]>在后一种情形下，K根据条件∫q(t)dt=COref/HR来进行确定。除了等式(7)和(8)中给出的流量之外，其他的初始条件例如恒定的或抛物线形的流量也都是可以的。
ⅳ)设定Z(P)=0并引入辅助变量qold(t)和Eold，经初始化后成为qold(t)=q(t)且Eold=∞。
ⅴ)根据在主动脉或其附近区域内测得的血压p(t)、流量q(t)及其时间微分，按照c(p)=q(t)-p(t)/Rp·(t)-z(p)·(q·(t)-p·(t)/R)---(9)]]>计算出顺应函数。
ⅵ)顺应函数的倒数用一关于P的适当阶数的多项式来进行近似，即1C(p)=Σkαkpk---(10)]]>以这种方式来确定膨胀系数，能够最佳地满足恒等式q(t)=p(t)R+1[Σkαkpk]·[p·(t)-z(p)·(q·(t)-p·(t)/R)]---(11)]]>作为它的适当判别式，均方根差E=<(q(t)·p(t)/R·[p·(t)·Z(p)·(q·(t)·p·(t)/R)]/[Σkαkpk])2>]]>应为最小，它可以始终利用p(t)和q(t)或者可选地只是在优选的时间间隔上利用p(t)和q(t)。在此及以下情形下，符号<>表示计算平均值。
ⅶ)如果E＜Eold，则设定qold(t)=q(t)且Eold=E并继续步骤ⅷ)，否则跳至步骤ⅹ)。
ⅷ)计算Z(P)。一方面，所采用的方法是根据等式(1)或(2)来确定Z(P)。在这种情况下，假定这些初始时只适用于参数与压力无关的图1b中的模型的等式，在足够短的时间间隔Δt内也能够用于根据图1所得到的非线性近似法。对于后者，可根据等式(2)利用Z(p=∫-Δt+Δtp(t)dt/2Δt)]]>来推断出阻抗函数，或者等价地，通过Z(p)=(∫t-Δtt+Δtp2(t)dt-(∫t-Δtt+Δtp(t)dt)2)/(∫t-Δtt+Δtq2(t)dt-(∫t-Δtt+Δtq(t)dt)2)---(12)]]>不事先经过付立叶变换而直接由与时间相关的血压p(t)及血流量q(t)来得到。另一方面，由下面的论述可以看出，Z(P)可利用Z(p)=AC(p)---(13)]]>更加简单地计算出来。主动脉直径d和长度L随着压力的升高而增大，因此可以假设一阶近似d1。根据Hagen-poiseuille定则，将得到Z(P)αη/V，其中η表示血液的粘滞性，V表示主动脉容积。由于C(P)=dV/dP时，可以得到C(P)αd(1/Z)/dP，通过它可以直接得到等式(13)。它所包含的比例常数A，例如可以根据等式(17)通过确定出至少一个压力P时的函数Z(P)来得到。
ⅸ)如果差值E足够小，则模型参数的识别到此为止。否则，继续步骤ⅹ)。
ⅹ)假定的血流量最后应变得使心脏一次搏动量进一步与根据参考心脏输出量所得到的心脏一次搏动量SV=COref/HR相一致。此时，qold(t)总是给出最佳流量，当∫δq(t)dt=0时，设定q(t)=qold(t)+δq(t)。
ⅹⅰ)继续步骤ⅴ)。
步骤ⅰ)-ⅹⅰ)所示的算法给出了该最佳方法，其中是利用参考心脏输出量COref和连续测得的主动脉脉冲曲线p(t)来确定出所有其他参数。这样做保证了能够以实际发生在上述心血管系统中的相互作用所需要的方式来确定出顺应函数和主动脉阻抗函数。特别地，C(P)不仅涉及了主动脉横截面积的变化，还涉及了主动脉及周围血管容积的变化；同样，主动脉长度变化及血液的密度及粘滞性可由Z(P)给出。通过在步骤ⅵ)中引入的、且能够模拟任何在生理上可行的顺应/压力关系的说明书的帮助，也可以推断出C(P)和Z(P)，因此，此函数可适用于校验期间即参考心脏输出量测量期间所测得的压力以外的范围。
所示算法给出了最佳方法。其他方法可由其轻易获得并由附加的权利要求书所覆盖。特别地，在步骤ⅵ)中，不求顺应函数的倒数，而可以用一个有限的泰勒数列即一个多项式来描述C(P)。步骤ⅷ)和ⅸ)也可以互相交换，或者可以改变步骤ⅵ)中的最佳判别式。例如不是求最小均方根差值，而是使期望值最大。
为了加快该方法，可以在步骤ⅲ)中具体选择出初始血流量q(t)使得C(P)最初只根据心脏舒张即当ts＜t≤tD时来进行确定。根据等式(9),C(P)=-P(t)/R，则
满足Z=0，因此对于所有的P(t)＜P(ts)，在收缩期间都可按照正交函数系统q(t)=∑kqksin(k·π·(t-to)/(ts-to))(14)利用顺应函数来扩展流量，此时系数qk可通过使表达式<((q(t)-p(t)/R-p·(t)/C(p))2>---(15)]]>
最小化来进行确定。上述差值是根据所有的P(t)＜P(ts)来进行计算的，包括心脏开始收缩时出现的P(t)＜P(ts)。如果心血管系统状况很好的话，通过如此选择流量，则利用所述算法只需一次或几次迭代就可计算出模型参数。
在步骤ⅵ)中，如果只利用心脏舒张范围的压力值且只用一二阶多项式来近似1/C(P)，则可以更进一步地加快该方法。在第一次迭代期间，这样做可获得下面的结果C(p)=MAP2-COref<p·(t)>·13·MAP·p-3·MAP2-p2---(16)]]>根据主动脉或其邻近区域内的血压p(t)及参考心脏输出量COref确定出图1中模型的参数之后，接下来便可根据心脏搏动血压连续地计算出心脏输出。为此，需计算出在以下标为to的心脏搏动开始时间，且需计算出当初始条件q(to)=q(to)=0时的等式(11)。这种计算例如可以利用Runge-Kutta、Euler或其他公知的算法实现数字化。进而，如果所需的血压测量结果只能在离散时间间隔上得到，那么需要的话，可在他们之间进行线性化处理。对于只利用血压确定出的一次心脏搏动量，下式应满足于γ=1SV=γ∫q(t)dt (17)因此，对于连续确定的心脏输出量CO来说，可以得到下式CO=HR·SV=HR·γ·∫q(t)dt (18)在上面的表达式中，HR代表心率，它同样是根据脉冲曲线p(t)计算出来的，且表示每分钟的心搏数目。此时等式(16)和(17)中出现的积分可在整个心搏范围上进行，或可选地由于心脏舒张期间满足q(t)=0而只在心脏收缩长度上进行。如果在整个心搏期间计算出心脏一次搏动量SV及CO，则不必确定心脏收缩的结束时间。要做到这一点(见例[31])，或者需要精确的压力曲线分析，以便根据p(t)确定出所谓的二向色标记位置及心脏收缩的结束时间，或者需要进一步的测量仪器如ECG。因此在整个周期上的积分更加鲁棒性且比那些只计算特定心搏时间的方法涉及更少的步骤。此外，如果连续确定的心脏输出CO也利用上述方法、根据用于模型识别的血压测量值和参考心脏容量值COref来进行计算的话，则用于连续CO计算的方法的精确度可以得到进一步地提高，其中必须满足CO=COref且校正系数可根据γ=COrefHR·∫q(t)dt---(19)]]>来确定。
为了应用上述方法，应具有一个其基本结构如图5中所示的装置。在此图中，用虚线所代表的部件是可选的，且在该装置的最小化结构当中，至少这些部件当中的一些是可以省略的。此类装置包括至少一个计算单元，通常是中央处理单元，其中用于确定单体顺应函数C(P)的方法可只通过其自身或与其他方法一起实现；特别地，此方法可在同一装置上用于连续地计算心脏输出量。也应具有一个用于测量主动脉或其邻近区域内血压p(t)的传感器以及一个用于信号处理和信号转换的装置，一程序存储器及一数据存储器，以及用于提供参考心脏输出量的装置。如果是通过主动脉热稀释处理来确定COref，则此单元包括至少一个血液温度传感器以及一个用于测量此方法所用注射药物温度的传感器，见[8]。由于COref也可以通过其他方法来得到，此模件也可具有不同的结构或者可以通过用户输入指令的装置中的键盘来完成输入。至少可以选择对计算结果进行显示、打印输出或者保存在大容量存储装置(未示出)上。
权利要求
1．一种在单活体内根据血压p(t)及参考心脏输出量COref来确定活体心室下游血管系统的顺应函数C(P)=dV/dP的装置，其中该装置具有以下部分a)一连续测定主动脉或其附近区域内压力p(t)的压力传感器；b)一台计算机，它b1)根据血压p(t)计算出平均血压MAP，b2)根据下式计算出人体的系统电阻R=MAP-CVPCOref,]]>CVP为确定或估算出的随机中心静脉压，COref为心脏输出量的参考值，b3)至少计算出血压相对于时间的第一微分p·(t)=dp/dt]]>，以及b4)利用非线性模型、至少根据p(t)、
和R计算出顺应函数C(P)。
2．根据权利要求1所述的装置，其特征在于计算机只利用满足下面条件的p(t)值来计算顺应函数C(P)p(t)≤P(ts)ts为主动脉瓣关闭的时间。
3．根据权利要求1所述的装置，其特征在于计算机只利用舒张血压值来计算顺应函数C(P)。
4．根据权利要求1所述的装置，其特征在于计算机只利用收缩血压值来计算顺应函数C(P)。
5．根据上述任一权利要求所述的装置，其特征在于计算机根据压力p(t)及第一时间微分dp/dt来确定血流量q(t)，并根据c(p)=q(t)-p(t)/Rp·(t)-z(p)·(q·(t)-p·(t)/R)]]>来计算顺应函数，对于任意阻抗函数Z(P)和任意时间t最好满足q(t)=p(t)R+c(p)[p·(t)-z(p)·(q·(t)-p·(t)/R)]]]>
6．根据上述任一权利要求所述的装置，其特征在于计算机利用一有限阶多项式来近似求出顺应函数的倒数，即1/C(P)，并利用此多项式推断出在确定参考心脏输出量时所记录的压力范围之外的C(P)。
7．根据权利要求1所述的装置，其中计算机确定出函数Σ∫t=tot=ts(q(t)-p(t)R-p·(t)-z(p)·(q·(t)-p·(t)/R)Σkαkpk)2dt]]>的最小值并根据c(p)=1Σkαkpk]]>计算出单体的顺应函数C(P)。
8．根据权利要求3或6所述的装置，其特征在于计算机利用一个二阶多项式描述顺应函数C(P)的倒数并用下面的函数来近似C(P)c(p)=MAP2COref<p·(t)>·13·MAP·p-3·MAP2-p2]]>
9．根据上述任一权利要求所述的装置，其特征在于计算机利用一有限阶多项式来近似顺应函数C(P)，并利用此多项式推断出在确定参考心脏输出量时所记录的压力范围之外的C(P)。
10．根据权利要求1所述的装置，其特征在于计算机确定出函数Σ∫t=tot=ts(q(t)-p(t)R-[Σkβkpk]·[p·(t)-z(p)·(p·(t)-p·(t)/R)])2dt]]>的最小值并根据C(p)=∑kβkpk计算出单体的顺应函数C(P)。
11．根据权利要求3或5所述的装置，其特征在于计算机利用在p(t)≤P(ts)时计算出的顺应函数C(P)按照完整的函数系统来扩展血流量q(t)，且特别地，通过下面的等式以付立叶数列的形式来描述q(t)q(t)=Σkqksin(k·π·t-tots-to),]]>系数qk通过求取最小均方根差来确定，数值ot和ts代表主动脉瓣的开启和关闭时间。
12．根据上述任一权利要求所述的装置，其特征在于计算机改变假定的血流量q(t)以使均方根差最小。
13．根据上述任一权利要求所述的装置，其特征在于计算机通过z(p)=AC(p)]]>来确定主动脉阻抗/压力关系，A是比例常数。
14．根据上述任一权利要求所述的装置，其中计算机根据1/Z=q~(ω->∞)/p~(ω->∞)-1/R]]>或z(p)=p~(ω->∞)/q~(ω->∞)]]>利用血压
和假设血流量
的付立叶变换来确定出一非线性主动脉阻抗函数。
15．根据权利要求1所述的装置，其特征在于计算机根据压力p(t)和第一时间微分dp/dt确定出血流量q(t)并根据z(p=∫-Δt+Δtp(t)dt/2Δt)]]>计算出阻抗函数z(p)=(∫t-Δtt+Δtp2(t)dt-(∫t-Δtt+Δtp(t)dt)2)/(∫t-Δtt+Δtq2(t)dt-(∫t-Δtt+Δtq(t)dt)2)]]>
16．根据上述任一权利要求所述的装置，其特征在于计算机用一个有限阶多项式来近似主动脉阻抗Z(P)并利用此多项式来推断出校正期间所记录的压力范围之外的Z(P)。
17．一种用于连续地确定活体系统血流量q(t)的装置，其中该装置具有以下部分a)一连续测定主动脉或其附近区域内压力p(t)的压力传感器；b)一台计算机，它b1)根据血压p(t)计算出平均血压MAP，b2)根据下式计算出人体的系统电阻R=MAP-CVPCOret,]]>CVP为确定或估算出的随机中心静脉压，COref为心脏输出量的参考值，b3)至少计算出血压相对于时间的第一微分p·(t)=dp/dt]]>，以及b4)利用非线性模型、至少根据p(t)、
和R计算出顺应函数C(P)。
18．根据权利要求17所述的装置，其中计算机通过q(t)=p(t)R+C(p)[p·(t)-z(p)·(q·(t)-p·(t)/R)]]]>来确定系统血流量q(t)。
19．根据权利要求17所述的装置，其特征在于计算机利用的是根据权利要求1至16中任一权利要求所确定出的顺应函数C(P)。
20．根据权利要求17所述的装置，其特征在于计算机根据SV=∫q(t)dt通过在适当的时间范围上、尤其是在与心搏或心搏期间的喷射时间相对应的时间范围上对流量进行积分来计算出心脏一次搏动量SV。
21．根据权利要求1或17所述的装置，其特征在于计算机利用SV=γ∫q(t)dt withγ=COrefHR·∫q(t)dt]]>通过将连续血流量q(t)和参考心脏输出COref进行比较来来计算出心脏一次搏动量SV。
22．根据权利要求16或17所述的装置，其特征在于计算机根据SVV=<SV2>·<SV>2]]>计算出心脏一次搏动量的变化值，并利用它自身或者与其他参数如平均血压MAP、收缩压APSYS、舒张压APDIA以及心率HR一起来校正心脏的一次搏动量。
23．根据上述任一权利要求所述的装置，其特征在于计算机根据CO=HR·SV、利用心率HR和心脏的一次搏动量SV来连续地计算出心脏输出量。
24．根据权利要求23所述的装置，其特征在于计算机根据血压曲线连续地确定出平均压力MAP，并由此对于已测得的或估算出的任意中心静脉压CVP根据R=MAP-CVPCO]]>计算出系统电阻。
25．根据权利要求23所述的装置，其特征在于计算机根据血压曲线连续地确定出平均压力MAP，并由此根据C(p)=MAP2CO<p·(t)>·13·MAP·p-3·MAP2-p2]]>计算出顺应函数。
全文摘要
在单活体内根据血压p(t)及参考心脏输出量COref确定活体心室下游血管系统的顺应函数C(P)=dV/dP和/或系统血流量的装置,包括:a)连续测定主动脉或其附近区域内压力p(t)的压力传感器;b)计算机,b1)根据血压p(t)计算出平均血压MAP,b2)根据下式计算出人体的系统电阻R=(MAP－CVP)/coref,CVP为确定或估算的随机中心静脉压,COref为参考心脏输出量,b3)至少算出血压相对时间的第一微分p(t)=dp/dt,以及b4)利用非线性模型、至少根据p(t)、p(t)和R算出顺应函数C(P)。
文档编号A61B5/029GK1231162SQ9910589
公开日1999年10月13日 申请日期1999年3月30日 优先权日1998年3月31日
发明者S·尤肯, M·费勒, U·J·普菲菲尔 申请人:普尔松医疗系统管理股份有限两合公司