平均值来估测：
[0078] 然后如前述也就是如等式15那样来计算心脏输出量C0。 校准
[0079] 上述的本发明的两个实施例最后都在等式14和22中假定了 kr常数的确定。该常数 为校准常数，它反映不准确度和由于动脉系统的推测的一阶AR模型造成的偏差。
[0080] 例如，用⑶值可估测校准常数kr，C0值是通过弹丸注射法或任何其他的"金本位 (gold standard)"法来测得。在这种情形下，在纪录的开始对当前的对象/患者进行一次校 正，且这次校正可在之后很长的一段时间内有效。本发明的上述实施例被称为"有校准 (with-cal)"实施例，因为这些实施例具有通过外部校正得到的k r值。利用本发明的实验结 果和临床研究显示该算法的"有校准"形式提供了高精度，并且将会成为测量心脏输出量值 的非常好的趋势。
[0081] 由于等式14和22示出校准常数kr在递归范围内，因此，反馈影响着校准常数ki值。 在反馈回路中在递规式和在取平均中进行校正的事实使校准常数k r的估测对误差不太敏 感。事实上，发明人已经靠试验证明：估测C0值产生的误差和kr的误差的平方根成比例。例 如，如果估测的kr和实际的kr偏离30 %，而这只能引起心脏输出量值5.5 %的偏移。这就使本 发明比单纯的线性方法更适合用于"有校准"或"无校准(no-cal)"模式。
[0082] 在此"无校准"模式正如其名字所暗示的，仅仅是本发明的操作模式，其中根本不 提供kr的靠经验确定的病人特征值。这样就不需要外部校正。在这些情形下，可从单一到整 体来设定校准常数kr，或其可设定为靠试验预定的值，例如，对象的群体表示，或者当前对 象/患者的以一些方式(诸如，关于年龄、重量、性别、病状等)表示的对象群体。
[0083] 本发明的另外一个优势就是：依赖平方根误差的好处是能够使用适于研究的整个 群体的平均校准常数。例如，在测试过程中，发明人可使用值为1.4的校准常数kr，并还能使 85%的患者的直流偏移(偏差）误差在30%以下。而且发明人还提出了使用无侵入的方法， 诸如心电图和生物阻抗来估测校准常数kr;即使在这样的情况下，本发明的递归特性使本 发明比现有技术的体系更合适，因为校准常数的估测对任何误差都不太敏感。 优点
[0084]本发明展示了与现有技术相比的许多优点。一些优点上文已经提过，其他的优点 包括：
[0085] a)高精度:动物试验结果，临床放射试验结果和股动脉数据表明：与具有竞争力的 设施相比本发明具有非常高的精确度。
[0086] b)改进趋势:动物的桡值与股值的结果显示：例如在血管舒张或血管收缩之后在 外周阻力值中的变化在所估测的C0趋势中有良好的反映。
[0087] c)本发明可以"无校准"模式使用，也就是说，不用得到校准常数kr的先验值。
[0088] d)在"无校准"模式下，即使使用平均校准常数(在85%的案例中误差在30%以内） 本发明也能正常工作。然而，如果利用第三个参数来估测校准常数kr，那么本发明的"无校 准"模式的精度就能够得到改进:在一项以动物为受试体的研究中，发明人能够显示可利用 血压波形上升沿的坡度通过它们的校准常数来对动物进行分类。发明人提出这项技术也可 应用到人类身上。因此，可以根据人群的如年龄，体重，性别等人体测量特性将每个患者群 体的校准常数应用到相应的患者群体上。而且，也可应用第三种测量方法来估测校准常数。 该测量方法可基于不同的技术，诸如EKG(QRS-收缩开始间隔)和生物阻抗(容积-顺应性关 系)。
[0089] e)根据本发明的方法在计算上要比其它现有的脉搏轮廓法简单。例如，没有必要 在血压波形中探测重搏脉。重搏脉使本发明更稳定，并对误差，噪音和运动伪影(artifact) 不太敏感。
[0090] f)本发明能够直接估测外部阻力R值，而不需要间接的从衰变常数τ来推算。在应 用领域，这是一种有用的性质，利用这个性质而不是基于R值来估测心血管参数(除了C0值 之外）。实际上，因为R具有它本身的临床意义，所以在一些情况下上文所述的有关R的估测 是都需要的。 系统部件
[0091] 图9显示了系统的主要部件。这个系统用来实施上文所述的方法，以便根据本发明 感测压力和计算C0。本发明可放置在现有的患者监视设备中，或其可被实施为专用监视器。 如上文所述，可以用侵入和无侵入的方法或其中的任一种感测压力信号或感测与压力成比 例的其他的输入信号。只因为测量动脉血压被认为是这项发明最主要的应用，所以这个系 统被认为是测量动脉血压的系统，与某些其他能转换成压力的输入信号成对比。
[0092] 为了简洁起见，图9显示了两种压力感测。在本发明的多种实际应用中，通常将实 施一个或多个变型。在本发明的侵入性应用中，首先，将普通的压力传感器1〇〇安装在导管 110上，然后将110插入动脉管120内，动脉管120是人类或动物身体的一部分130内的动脉 管。这样的动脉应该是上升主动脉或肺动脉。或者为了降低侵入程度，动脉120应该选取外 周动脉。例如:股动脉，桡动脉或肱动脉。在本发明的无侵入应用中，首先，在身体外部以任 何常规形式例如利用将手指套安装在手指230上，或将传感器安装在病人的腕部而安装普 通的压力传感器200例如光电容积血压探针。图9示意显示了这两种类型。
[0093] 通过任何已知的连接器，将传感器100,200感测到的信号作为输入传送到处理系 统300。处理系统300包括一个或多个处理器350以及其他支持硬件，诸如存储器301和包含 处理信号和执行码的系统软件（图中没有显示）。使用改装的，标准的，个人电脑都能实现本 发明或本发明能和较大的，专门的监测系统相兼容。在本发明中，处理系统300也可以包括 或连接调节电路302。如果需要的话，调节电路302的主要任务是对上述正常信号进行处理 如放大，过滤，归类等。
[0094]接着通过常规的模数转换器ADC 304，将已调节的感测到的输入压力信号P (t)转 换成数字形式。模数转换器ADC 304具有或从时钟电路305获取时间参照。如良好理解的那 样，为了避免压力信号的混叠，要求ADC 304采样率的选取要符合Nyquist(奈奎斯特)标准。 这个过程在数字信号处理技术中是非常著名的。自ADC 304的输出是离散的压力信号P(t)， 其采样值可存储于常规的存储电路中（图中没有显示）。
[0095]系统优选包括信号预处理模块306,其具有程序以提供上述已知的预处理，如数字 滤波以提供通常（与间隔-间隔相对）的噪音消除，抑制运动伪影，探测脉搏跳动（如果需 要），抑制不良跳动等。这一模块也可操作全部或部分硬件。例如，已知电路系统可用来指示 信号强度太低，以及传送测量值是不可靠的。因此，模块306也可以功能性地全部或部分放 置于模块304之前。P(k)示出为自模块306的输出。因为如果系统包括预处理模块306,那么 其所有值将形成与压力相对应的数据集，该数据集可用在如上所述的计算中。
[0096] P(k)值(通常从存储器存取)被传送到软件模块310中。软件模块310包含用来确定 用于所选模式的计算中的压力和时间参数的计算机可执行码。对于上文所述的二元素模型 来说，这些将是最大压力值1\^，？丨，虹 ;对于三元素模型来说，确定？1，？2，丨1和七2。
[0097] 而另一个模块311用来计算在所选计算间隔内（如心动周期）的平均动脉压MAP，模 块311可用任何已知的硬件设备和/或软件程序340触发，其用来探测心率或至少心动周期 开始时的信号。应该注意的是，上述的本发明的实施例在计算间隔内并不严格需要有关压 力波形的开始和结束的任何信息除了可由压力波形本身得到的。因此心率监测程序或装置 是可选择的，虽然它可能有助于检查压力波形被正确界定的方式。
[0098] 一旦从当前压力波形图（也就是当前的心动周期)获得Pmax，pi和di的值，那么相应 的当前假定的输入波形分量Q(i，k)就可如上所述那样产生并且可以添加到一系列假定的 输入波形中。如图9所示的模块312能产生假定的输入波形分量。
[0099]系统参数识别模块313将离散压力波形P(k)和一系列假定的输入波形Q(i)作为输 入。如上所述，这个模块计算每个心动周期的系数a和b，产生传递函数，这些函数能够以任 何的所选方法如最小二乘法最佳地计算出观测压力信号P(t)。一旦系数a和b计算出来，它 们将作为输入参数传送到另一个模块315中，模块315根据实施的实施例也就是来计算R 值。将R值(如果需要的话，以及ts的值)输入到产生假定输入分量(或，更通常为输入流量波 形）的模块312中和另一个模块330中。模块330进行上述的计算以计算有用的心血管值，诸 如C0值，由C0值推出的值等。而另一模块316 -在多数情况下其只是存储器位置一为模块 312提供校准常数kr，kr可以如上所述那样确定。
[0100] 可以使用已知技术进行软件模块310,311，312,313,315,316和330的编程。当然， 任何或所有这些模块可结合起来甚至成为单个码体;为明确起见将它们单独示出。事实上， 任何或所有的已述模块可以简单地实施为单一的估测软件部件370内的程序，当然，根据所 需部件370可以和处理系统300中的其他软件结合。此外，本发明的任何或所有的软件部件 也可作为计算机可执行指令存储于任何形式的计算机可读介质（可用于下载的CD ROM，存 储器或磁盘空间等）中，以便由不同的处理系统加载和执行。
[0101] 一旦⑶估算已被计算出，将它输入到诸如用户可视监控器的输出装置500中，并以 任何选择的格式显示，储存或传送。还优选包括输入设备400,以允许用户输入(例如校准常 数kr，管理和患者的具体信息）以便调节显示和选择计算间隔等。 动态力学构建的假定的流量输入波形
[0102] 如上所述，假定的输入流量波形Q(i)不必要是方波，而可以是某些其他形状，其幅 度和持续时间可以根据当前的压力波形进行调整。对每个压力周期来说，也可以假定的输 入流量波形，其形状更通常可由形状参数进行调节，在系统识别程序中，形状参数作为优化 的一部分而被确定。换句话说，可包括限定每个假定的输入波形分量的形状的参数，以及限 定假定的输入流量波形和当前压力波形数据集之间的关系的模型(例如传递函数)的参数， 作为单个识别程序的优化参数。接着可同时确定两个参数来产生根据任何选择的度量，诸 如最小二乘法所限定的最优假定的输入流量波形和最优模型。
[0103] 典型的连续跳动流量轮廓的逼近形状是已知的。例如，见图5中的框50,其示出特 性流量波形。仅仅作为一个例子，最初的"通用"流量波形Q(i，〇)可定义为抛物线的离散(采 样)表不： Q(t) = c2*x2+cl*x+c0