用于连续估计心血管参数的脉搏轮廓方法和装置的制造方法
【专利说明】用于连续估计心血管参数的脉搏轮廓方法和装置 本申请是申请日为2006年4月12日、申请号为201310223609.0、发明名称为"用于连续 估计心血管参数的脉搏轮廓方法和装置"的专利申请的分案申请。 相关申请的交叉引用
[00011 本申请要求于2005年4月13日提交的美国临时专利申请No. 60/670，767的优先权。
技术领域
[0002] 本发明涉及一种用来估测心血管或血流动力学参数诸如心脏输出量(C0)的方法， 以及涉及一种执行该方法的系统。
【背景技术】
[0003] 心脏输出量(C0)是用于诊断疾病以及用于连续监测包括患者的人类和动物对象 状况的一个重要指标。因此几乎所有的医院都有用于检测心脏输出量的某些形式的常用仪 器。
[0004] 适于多数普通心脏输出量(C0)测量系统的一个基本原理是众所周知的公式:C0 = HR · SV，其中SV是搏出量以及HR是心律。虽然可以使用任何其他形式的容量和时间单位，但 SV通常是以升为单位(L)以及HR通常是以心脏每分钟跳动的次数为单位(次/min)来进行测 量的。这个公式简单地表述了经过单位时间(诸如一分钟）心脏搏出的血液量等于心脏每次 跳动(搏动)搏出的血液量乘以每单位时间的跳动次数。
[0005] 因为HR容易利用多种仪器中的任何一种测得，所以C0的计算通常取决于用于估测 SV的一些测量技术。相反，接下来能够直接得到C0或SV估测值的任一种方法可用于或有助 于对可从这些数值中的任一个得到的任何参数进行估测。
[0006] 用于确定心脏输出量(或等价的SV)的一个侵入方法就是用于将一些流量测量装 置安装在导管上，然后将导管旋入对象内并对其进行操纵，使得该装置处于或接近对象的 心脏处。但这种设备的一些要么在上游位置处，诸如在右心房内注入材料制剂或能量(通常 为热量），然后根据在下游位置处诸如肺动脉内所注入的材料或能量特性来决定流量。公开 执行这种侵入性技术(尤其是热稀释法)的实施方式的专利包括： 美国专利No · 4，236，527(Newbower等人，1980年 12月2 日）； 美国专利如.4,507,974(丫61(16^1^11，1985年4月2日）； 美国专利吣.5，146,414(]^1(〇￥11等人，1992年9月8日）；和 美国专利吣.5,687,733(]^1(〇￥11等人，1997年11月8日） 。
[0007] 其他侵入性的设备仍然基于已知的Fick技术，根据Fick技术，根据动脉和混合静 脉血的氧合指数的函数计算心脏输出量C0。在大多数情况下，使用右侧心脏插管法检测氧 合指数。虽然对具体使用各种波长的可见光来测量无侵入的测量动脉和混合静脉的氧合指 数的系统还有很多提议，但到目前为止，在实际的患者身上，由于它们还不够精确，所以得 不到令人满意的C0测量值。
[0008]侵入性的技术具有明显的弊端，其中最主要的一个是心脏插管法具有潜在的危险 性，特别是考虑到已经接受了插管法的患者(尤其是重病特护的患者）由于一些实际或潜在 的严重情况已经住进了医院。侵入性的方法也有一些不太明显的弊端：一些技术诸如热稀 释法是基于假设而提出的，诸如假设注入的热量均匀分散，这些假设影响了测量数据的精 确性，而这些数据的精确性依赖于测量的具体实现方法。而且，可能恰恰是在血流体中引入 的仪器会影响该仪器自身的测量值，如流量。
[0009] 因此，人们强烈需要确定C0值的某一方法，这种方法不但没有侵入性或至少是尽 可能低的侵入性而且有足够的精确度。血压是血流的一种特性，经证实它在精确的无侵入 的测定C0值方面是很有前景的。
[0010] 最著名的以血压为基础的测量系统是基于所谓的脉搏轮廓法(PCM)设计的。该方 法是通过心脏连续跳动产生压力波形，然后根据压力波形所具有的特性来计算C0的估测 值。在脉搏轮廓法中，使用"Windkessel"（ "空气室"（德文为气室）参数(主动脉的特性阻 抗，顺应性，以及血管总外周阻力）来构建一个线性的或非线性的主动脉血流动力学模型。 本质上，血流流量被比喻成电路中的电流，在电路中，电阻和电容并联然后再和一个阻抗串 联(顺应性）。
[0011] 图1示出一个典型的二元素 Windkessel模型，其中Q(t)是血液从心脏到大动脉(或 肺动脉)的流量;P(t)是在时间t时刻大动脉(或肺动脉）中的血压;C是动脉顺应性，以及R是 全身(或肺部)动脉系统的外周阻力，所有单元都适宜地联结在一起。假设总流量Q(t)=Q为 常数，并且只有在收缩期才发生，在收缩期间，可以得到如下的P(t)表达式： P(t)=R · Q-(R · Q-Ped) · e-tA (等式 1) 其中Ped是末期舒张压(舒张压），以及t = R · C是衰变常数。在收缩期间，Q(t) =0(无流 入），以及P(t)的表达式简化成： P(t)=PeVtA (等式 2) 其中Pes是末期舒张压。
[0012] 在模型中，三个必要的参数通常通过复杂校正过程得到的经验值或者由已编好的 人体测量数据，即有关其它患者或测试对象的年龄，性别，身高，体重等来确定。美国专利 如.5,400,793(恥88611即，1995年3月28日）和美国专利如.5,535,753(卩6杜此6111等人， 1996年7月16日）分别描述了依赖于Windkessel循环模型来测量C0值的代表系统。
[0013] 为了得到更高的精确度，人们对简单的二元素 Windkessel模型作了很多改进。其 中之一就是由瑞士生理学家Broemser和Ranke在他们的1930年发表的文章 "Ueber die Messung des Schlagvolumens des Herzens auf unblutigem Weg，''Zeitung fiir Biologie 90(1930)467-507中提到的改进。图2示出了该模型。本质上，Broemser模型又被 称为三元素 Windkessel模型，它是在二元素 Windkessel模型的基础上添加了第三个元素 (以阻力R0表示)来模拟由主动脉瓣或肺动脉瓣引起的对血液流体的阻力。当（l)R〇 = 〇;以 及(2)在舒张期，当Q(t) =0以及dQ(t)/dt = 0时，在两者之一的情况下，Broemser模型就可 简化成基本的二元素 Windkessel模型。也已经提出和分析了有关三个以上元素的 Windkessel 模型。
[0014] 基于脉搏轮廓法(PCM)的系统能够或多或少连续性地监测C0值，并且不需要在患 者体内放置导管。实际上，在一些PCM系统操作当中，只需要使用手指套来测量血压值。但是 PCM的一个缺点是，它和非常简易的由其得到的三参数模型一样，都不太准确。总的来说，需 要一种更高级别的模型来解释其他的现象，诸如由于由例如动脉支流造成的多阻抗不匹配 而形成的复杂的压力波模式。因此，根据复杂程度的不同，已经提出其他的改进方法。
[0015] 例如美国专利Νο·6,758,822中由Salvatore公开的"Method and Apparatus for Measuring Cardiac Output"指出了一种不同的尝试方法来改进PCM技术。该尝试方法是把 侵入性的或非侵入性的SV估算成整个压力曲线下的面积和阻抗的多个分量的线性组合的 比例函数。在试图解释压力反射问题时，Romano系统不仅依靠压力函数的固有噪声微分的 准确估算，而且还依赖于一系列根据经验确定的对平均压力值的数值调整。
[0016] 美国公开的专利申请 No.2004 0158163(Richard J.Cohen 等人，2004年 8 月 12 日， "Methods and apparatus for determining cardiac output"）还描述了另一项技术以通 过脉压分布图P(t)来决定C0值。根据Cohen的方法，要通过一个以上的心动周期来测定动脉 血压波形(时间分布)P(t)。例如，假设压力的测量要在三个心动周期下操作。然后对每一个 心动周期计算压力曲线下的面积。此外对压力分布图P(t)取样(数字化）以形成代表P(t)的 一系列离散值y(j)。
[0017] 如众所周知的那样，当任何系统受到能量、力等的冲击时，任何系统的脉冲响应是 描述系统(在实际或理论模型中）工作机理的函数。Cohen法的步骤之一涉及到在每个心动 周期开始之前建立脉冲序列x(k)，且x(k)和"动脉脉压"具有相同的面积。Cohen法的第二个 实施例也涉及到在每个心动周期开始之前建立脉冲序列x(k)，且这些脉冲具有相同的面 积，但其独立于相应的动脉脉压波形的面积。然后将x(k)和y(j)的值用于卷积计算中，该计 算为心血管系统建立模型，由此得到：
其中e(t)是残差项，以及m和η限定模型中的项数。然后确定优化该等式的系数集合 {ai，bi}，例如在X(k)和y (j)的60-90秒的间隔内以及通过使用最小二乘法优化来最小化残 差项e(t)。
[0018] 给定ai和bi，接着Cohen得出单一的脉冲响应函数h(t)，这个函数覆盖了整个多循 环测量间隔。很久以前已经众所周知的是，心脏的脉冲响应函数通常采用一阶指数衰变函 数的近似形式。在大约1.5-2.0秒的初始"设定"时间之后，其后压力反射效应大部分消失， 接着Cohen由下式逼近h (t):
接下来参数A(假定的振幅)和tD(时间常数）由残余加权函数w(t)的最小值来估算。 [0019]然后Cohen例如利用一些变形公式来计算C0: C0=AC*ABP/td (等式5) 其中AC是比例常数，以及ABP是通常为平均动脉血压的"动脉血压"。使用独立校准能够 确定比例因子AC，且比例因子AC将是动脉顺应性值C或至少与动脉顺应性值C相关联。这是 因为如已知的那样： C0=MAP/R (等式 6) 其中MAP是平均动脉压，在大部分情况下MAP和Cohen的项ABP相同。如果AC = C，因为 = lfc，因此等式5转变成等式6。
[0020] 由Cohen公开的方法的一个缺点是其需要确定比例因子即校准因子AC，或等价地 确定C。因此，C0测量值的精确与否紧密取决于校准或顺应性计算的精确度。Cohen方法的另 外一个缺点是使用的递推公式(等式3)假设输入量为常数，因此就不能确定适当的直流偏 移量。这样反过来，导致更大程度地依赖于AC(或C)值确定的精确度。
[0021] Cohen方法还有另一个缺点就是它确实忽略了许多包含于压力波形图中的信息。 当建立脉冲函数时，Cohen方法的一个实施例仅仅用到了每个波形的单一特性，即面积。在 Cohen方法的第二个实施例中，它忽略了