用于确定生理参数的装置和方法

专利名称：用于确定生理参数的装置和方法
技术领域：
本发明涉及用于确定患者的至少一个生理参数的装置。具体而言，
本发明涉及用于确定患者的至少一个生理参数的装置，所述装置包括: 至少一个传感器设备，所述至少一个传感器设备适于提供患者血液变 量的读数；存储器机构，所述存储器机构用于将所述读数存储为表示 所述血液变量随着时间的至少一条曲线；和估算机构，所述估算机构 适于从所述曲线确定平均值，并使用所述平均值确定所述至少一个生 理参数。
此外，本发明涉及一种确定患者的至少一个生理参数的方法提供 患者血液变量的读数；将所述读数存储为表示所述血液变量随着时间 的至少一条曲线；从所述压力曲线确定平均值；和使用所述平均值确 定所述至少一个生理参数。
另外，本发明涉及一种物理存储介质，在物理存储介质上已存储计 算机程序，在计算机系统上执行时，所述计算机程序使得计算机系统 执行确定患者的至少 一个生理参数的方法。
背景技术：
用于确定心脏功能参数(如，心输出量、射血分数或每搏输出量) 的设备和方法是本领域熟知的。具体而言，心输出量可从连续血压波 形获得，连续血压波形经由测量动脉血压的动脉管路由常规机构获得。 通常，心输出量等于每搏输出量乘以心率。
例如，EP-A-0920278描述了一种测量患者心输出量的方法，其包 括连续测量动脉血压波形，然后进行波形数据自校正且最后对该患者
立心输出量。
EP-A-0947941描述了使用脉搏波波形分析来体内确定患者的顺应 性功能和心输出量。
然而，连续确定心输出量和/或每搏输出量的当前可靠方法需要标 定参考值，参考值通常由另外的不连续测量确定。此外，脉搏波波形分析需要重搏脉的可靠检测，以将收缩脉搏压力部分从舒张脉搏压力 部分分开。此外，在一些情况下，如在大外科手术期间，波形将可能 根本不能显示重搏脉。另外，上迷途径受到心律不齐或动脉分支的反 射引起的压力测量的扰动损害。
此外，通常期望降低血液动力学测量过程的侵入程度。

发明内容
因此，本发明的一个目的在于提供一种用于测量生理参数的上述装 置或方法，如心输出量、射血分数或每搏输出量，其不需要使用通过 对患者进行另外的不连续测量获得的参考值来标定测量数据。
本发明的又一目的在于提供一种不再需要检测重搏脉的上述装置 或方法。
此外，本发明的特定目的在于使得上迷装置或方法中的所述测量扰 动最小化，所述测量扰动由心律不齐或动脉分支的反射引起。
另一目的在于至少不增加确定生理参数中涉及的侵入程度。 根据本发明的一个方面，这些目的通过最初提及的装置实现， 其中，该装置的估算机构还适于
确定所述曲线的频谱密度SOy)和所述动脉血液变量的方差中的至
少^_个,
使用所述频谱密度^y)和所述方差中的至少一个和确定的平均值 来确定表示心搏有效值的至少 一 个模型参数，所述有效值选自所述心
搏的有效幅值Aeff 、所述心搏的有效历时deff和所述心搏的有效面积Feff,
和
使用至少一个所述模型参数来确定所述至少一个生理参数。 在优选实施例中，这些目的通过用于确定患者的至少 一 个生理参数
的装置实现，所述装置包括
压力传感器设备，所述压力传感器设备适于提供所述患者的动脉血 压的读数，
存储器机构，所述存储器机构用于将所述读数存储为随着时间t的 压力曲线P(t),
估算机构，所述估算才几构适于从所述压力曲线P(t)确定平均动脉血 压〈P〉和^f吏用所述平均动脉血压〈P〉来确定所述至少一个生理参数，其中，所述估算机构还适于
确定所述压力曲线的频谱密度^ )和所述动脉血压的方差<(3尸)2> 中的至少一个，
使用所述频谙密度^y)和所述方差"5尸)、中的至少一个以及所述 平均动脉血压< >来确定表示心搏有效值的至少 一个模型参数，所述有 效值选自所述心搏的有效幅值Aeff、所述心搏的有效历时deff和所述心搏 的有效面积Feff,和
使用至少一个所述模型参数来确定所述至少一个生理参数。 虽然本发明在下文将集中于该优选实施例描迷，但是本发明也能够 使用压力传感器设备之外的传感器装置以同样有利的方式实施，而遵 循相同或非常类似的估算原理。例如，本发明能够使用(光)体积描 记术和/或脉搏血氧饱和度传感器装置并以体积描记术和/或脉搏血氧 饱和度读数作为估算技术的基础而有利地实现，该读数通常包括多个 强度信号。
因而，在下文描述的基于血压读数的估算技术可以使用表示局部血 容、局部血液灌流变量或类似物的曲线代替压力曲线，和这种变量的
平均值代替平均动脉血压以类似方式有利地实现。即，在下文描迷的 估算技术中，依赖于血压的项可以由依赖于表示动脉灌流状况的另一
变量的项取代。
应当理解的是，该曲线可以从原始数据直接荻得，如取决于由光学 传感器装置检测的局部光透射和/或反射的电信号。
因为(光)体积描记术和/或脉搏血氧饱和度传感器装置能够使用 非侵入式传感器(例如，指夹式传感器、耳夹式传感器或附着于前额 的传感器)实现，因而本发明允许很大程度地降低或排除生理参数确 定尤其是血液动力学参数确定的侵入性。
(光)体积描记术和/或脉搏血氧饱和度传感器装置本身是本领域 熟知的。体积描记术是测量与对象脉搏有关的血容变化的技术。该技
术允许分别采用连续非侵入式血液或脉搏频率测量。脉搏血氧饱和度 测量允许确定血液的氧饱和度。在光体积描记术中，主要有两个可替
换测量原理透射测量和反射测量。根据Lambert-Beer定律，透射测量 基于强度测量。在光体积描记术中，通常使用在约600nm到约1000nm 的范围内的两个或更多波长，通常约660nm和940nm。适当的测量部位
9是例如指尖、耳垂、前额(用于反射测量)、鼻子和脚趾。在专利和
非专利文献中均已经公布了技术传感器实施方案，如Vincent Chan
— /Vovembe厂2005 (http:〃focus.ti.com川t/an/slaa274/slaa274.pdf) and 7"exas /nsfwmenfs MecZ/ca/ // / //'ca〃orts Gw/cfe p. 37-44
(http:〃focus.ti.com川t/an/slyb108d/slyb108d.pdf).
优选地，所述至少一个生理参数包括每搏输出量sv、心输出量co
和射血分数EF中的至少一个。
还优选的是，所述估算机构适于将所述每搏输出量SV确定为表示 所述有效幅值Aeff的第 一 模型参数和表示所述有效历时deff的第二模型 参数的乘积。
此外，优选的是，所述估算机构适于将所述射血分数EF确定为表 示所述有效历时deff的模型参数和所迷患者心率HR的乘积。
尤其优选的是，所述估算机构适于将所述心输出量CO确定为表示
所迷有效幅值Aeff的第 一模型参数、表示所述有效历时deff的第二模型参
数和所述患者心率的近似值的乘积。
优选地，所述心率的所述近似值选自实际测量的心率HR和近似函 数a ff.，所述近似函数a fl.包括被除数平均动脉血压< P〉的平方与除数
fi^0时的频谱密度^o;)的商。
更优选地，所述估算机构适于在确定所述模型参数时使用校正参数 a,所述校正参数a具有大于或等于l的值，所述值越大，患者的心率 偏离心律规则(rhythmic)状况越小。
此外，优选的是，所述估算机构适于使用单调校正函数c,所述校 正函数cr取决于所述校正参数"且具有从O到l的值，其中，如果所述校 正参数a等于l，那么所迷校正函数cr值为O,在所述校正参数"趋近于 无穷大时，所述校正函数cr值为l。
优选地，所述有效幅值Aeff设置为被除数所述方差〈(^)、与某乘积
的总和与除数平均动脉血压〈P〉的商，所述乘积是所述校正函数cr与所 述平均动脉血压
的平方的乘积。
更优选地，所述有效历时deft、设置为被除数《 = o时的频谱密度S0y)
和除数所述方差< (w)2 >与某乘积的总和的商，所述乘积是所述校正函
数O"与所述平均动脉血压
的平方的乘积。
10也优选地，所述装置提供傅立叶变换机构，以将所述频谱密度^Oy) 确定为所迷压力曲线的自校正的傅立叶变换。
优选地，"二o时的频语密度^Oy)设置为所述方差〈(S尸)、乘以常数 因子。
在优选实施例中，所述估算单元还适于使用脉搏波波形算法从所述 压力曲线确定所述生理参数中的至少 一个的比较值。 在另一优选实施例中，所述装置还包括
管理机构，所述管理机构用于管理在所述患者血液循环的第一位置 处所述患者的血流内在物理量(如，温度、光学/频谱属性或指示剂浓 度)的游动4扁差(traveling deviation ), 和
传感器机构，所述传感器机构用于测量在该时间期间所述患者血液 循环的第二位置处的所述物理量，
其中，所述存储器机构适于将在该时间期间在所迷第二位置处测量 的所述物理量记录为稀释曲线，所述估算单元适于使用稀释算法从所 述稀释曲线确定所述生理参数中的至少一个的比较值。
优选地，所述估算单元适于使用所述比较值用于标定。
优选地，所述标定包括使用所述比较值确定校正参数a,所述校正 参数"用于确定所述模型参数，所述校正参数"具有大于或等于l的值， 所述值越大，患者的心率偏离心律规则状况越小。
在优选实施例中，在确定的生理参数和相应比4交值之间的差超过阀 值时，所述估算单元适于拒绝并重新计算所述生理参数。
在这些实施例之外，上述目的在本发明的其他方面通过一种确定患 者的至少一个生理参数的方法实现，所迷方法包括步骤
输入所述患者的血液变量的读数，
将所述读数存储为表示所述血液变量随着时间t的曲线， 其中，所述方法还包括
确定所述曲线的频镨密度A^;)和所述血液变量的方差中的至少一
个，
使用所述频谱密度S^)和所述方差中的至少一个以及所述平均值 来确定表示心搏有效值的至少一个模型参数，所述有效值选自所述心
搏的有效幅值Aeff 、所述心搏的有效历时deff和所述心搏的有效面积Feff ，
ii和
使用至少一个所述模型参数来确定所述至少一个生理参数。 在优选实施例中，上述目的通过一种确定患者的至少一个生理参数
的方法实现，所述方法包括步骤
输入所述患者的动脉血压的读数，
将所述读数存储为随着时间t的压力曲线P(t)，
/人所述压力曲线P(t)确定平均动脉血压
和4吏用所述平均动脉血 压〈P〉来确定至少一个生理参数， 其中，所述方法还包括
确定所述压力曲线的频语密度^必)和所述动脉血压的方差<(5。2〉 中的至少一个，
使用所述频谱密度so)和所述方差<(^)2 >中的至少一个以及所述 平均动脉血压< 〉来确定表示心搏有效值的至少 一个模型参数，所述有
效值选自所述心搏的有效幅值Aeff、所述心搏的有效历时deff和所述心搏 的有效面积Feff，和
使用至少一个所迷模型参数来确定所述至少一个生理参数。 优选地，在上述方法中，所述至少一个生理参数包括每搏输出量
SV、心^"出量CO和射血分数EF中的至少一个。
如结合上述装置所迷，在下文描述的基于血压读数的方法可以使用 表示局部血容变量、局部血液灌流变量或类似物的曲线代替压力曲线，
在下文描述的方法中，依赖于血压的项可以由依赖于表示动脉灌流状 况的另一变量的项取代。
因为(光)体积描记术和/或脉搏血氧饱和度测量能够以非侵入式 方式容易地实现，因而能够特别有利地使用体积描记术和/或脉搏血氧 饱和度读数(通常包括多个强度信号)实现本发明方法。
还优选的是，在上迷方法中，所述每搏输出量SV确定为表示所述
有效幅值Aeff的第 一模型参数和表示所述有效历时deff的第二模型参数
的乘积。
此外，优选的是，在上述方法中，所述射血分数EF确定为表示所 述有效历时deff的模型参数和所述患者心率HR的乘积。
更优选地，在上述方法中，所述心输出量CO确定为表示所述有效幅值Aeff的第 一模型参数、表示所迷有效历时deff的第二模型参数和所述 患者心率的近似值的乘积。
也优选地，在上述方法中，所述心率的所述近似值选自实际测量的
心率HR和近似函数i,所述近似函数^包括被除数平均动脉血压〈P〉 的平方与除数w-0时的频谱密度S(^的商。
此外，在上迷方法中，优选的是校正参数a用于确定所述模型参数， 所述校正参数a具有大于或等于l的值，所述值越大，患者的心率偏离 心律规则状况越小。
优选地，在上述方法中，使用单调校正函数cx，所述校正函数cr取 决于所述校正参数a且具有从O到l的值，其中，如果所述校正参数a等 于l，那么所述校正函数cr值为O,在所述校正参数a趋近于无穷大时， 所述4交正函数cr值为l。
在上述方法的优选实施例中，所述有效幅值A e f f设置为被除数所述 方差< (3。2 >与某乘积的总和与除数平均动脉血压<P〉的商，所述乘积 是所述校正函数￡7与所述平均动脉血压< 〉的平方的乘积。
优选地，在上述方法中，所述有效历时deff设置为被除数"zO时的
频谱密度和除数所述方差< )2 >与某乘积的总和的商，所述乘积 是所述校正函数CT与所述平均动脉血压〈p〉的平方的乘积。
更优选的是，在上述方法中，所述频谱密度6、(《)确定为所述压力曲
线的自校正的傅立叶变换。
优选地，在上述方法中，0-o时的频谱密度^Oy)设置为所述方差
<(3尸)2>乘以常数因子。
优选地，在上述方法中，使用脉搏波波形算法从所述压力曲线确定 所迷生理参数中的至少一个的比较值。
在优选实施例中，上述方法还包括
输入关于在所述患者血液循环的第一位置处所述患者的血流被管 理的内在物理量(如，温度、光学/频语属性或指示剂浓度)的游动偏 差的信息，和
读取在该时间期间在所述患者血液循环的第二位置处的所述物理 量的测量读数，
其中，在所述患者血液循环的所述第二位置处所述物理量的所述测 量读数记录为稀释曲线，且使用稀释算法从所述稀释曲线确定所述生理参数中的至少一个的所述比较值。
优选地，在上述方法中，所述比较值用于标定。
此外，在上述方法中，优选的是，所述标定包括使用所述比较值确 定校正参数a，所述校正参数a用于确定所述模型参数，所述校正参数 a具有大于或等于l的值，所述值越大，患者的心率偏离心律规则状况 越小。
优选地，在上述方法中，如果确定的生理参数和相应比较值之间的 差超过阀值，所述生理参数被拒绝并重新计算。
本发明的其它实施例包括在其上存储有计算机程序的物理存储介 质，所述计算机程序在计算机系统上执行时使得计算机系统执行上述方法。
总体而言，取决于实际应用条件，任何所述实施例或在此阐述的可 选方案是特别有益的。此外，除非另有声明，只要技术上可行， 一个 实施例的特征可以与其他实施例的特征以及现有技术本身公知的特征 组合。
附图说Ji
在下文中，更详细地描述本发明。作为示意性流程图和曲线图的附 图起到更好地理解本发明的特征的作用。 在附图中


图1是图示了用于确定心输出量C O的本发明方法的优选实施例的 流程图。可选特征以虚线表示。量a取决于CVP (中心静脉压)和/或 心率变异'f生(heart rate variability)。
图2是根据本发明一个实施例的函数关系w")(即，对于a的典型 值的j特性)的示范性曲线。
图3示出了根据本发明实施例由方程(24 )确定的CO值和由经肺心
输出量测量获得的参考值COref之间的校正曲线。
图4示出了使用动脉压力传感器的根据本发明实施例的装置的通常设置。
图5示出了使用光体积描记术传感器的根椐本发明不同实施例的装 置的通常设置。
图6示出了类似于图5的变型设置。
具体实施例方式
图l示出了 (用实线(regular line)表示)本发明一个优选实施例 的最重要步骤。虛线表示可选步骤，用于修改实施例得到其他优选实 施例。为了改进优选实施例的图示和便于理解，以下说明也试图更详 细地描述下述计算原理。
虽然所述实施例主要集中于心输出量确定，但是用根据本发明的装 置和方法也可以建立其他生理参数，尤其是表征心脏功能的参数，如 射血分数或每搏输出量。
如图l所示，本发明使用表示动脉或主动脉血压P的测量读数，该 读数设置为来自于合适传感器的原始数据(如电压或电流)或已经处 于预处理状态。进行实际测量可以许多方式实现，如采用带有压力变 换器的合适的动脉插管组件或应用非侵入式血压测量，且是现有技术 公知的且不是本方法本身的一部分。测量的压力取决于时间t且由始于 时刻^的几个心搏6^-^的叠加得到。由于动脉树的反射，几个心搏对 得到的压力有贡献，该压力由以下函数描述
<formula>formula see original document page 15</formula>
通常，所有心搏彼此不同，然而，对于有限时间周期，存在平均心
搏6"人从而方程(1)的函数可以充分描述为 P(t)=》k(t-tk) (2)
<formula>formula see original document page 15</formula>在健康的人体中，心率HR通常在有限时间范围(例如10s到200s) 内变化不强烈，连续心搏几乎相等且心搏的次数由f& = /c/H尺确定。
然而，在强烈心律不齐期间，心搏非常不规则。最差的情况是独立 心搏随机发生，这可以由泊松过程描述，即连续心搏之间的间隔根据 指数分布？随机分布，使得
临-W = 〃尺* exp， *仏一
在此情况下，方程(3)的叠加是Campbell过程，如[N. R.Campbell, "The study of discontinuous phenomena." Proc. Camp. Philos. Soc. Math. Phys. Sci. 15:117-136， 1909.]中所述。根据本实施例，心脏功能可借助于测量压力函数P(t)的平均值、方 差和频语密度以两种状况评估，即，规则和不^见则的心脏活动。
平均动脉血压< 〉从测量的压力P(t)在合适的时间跨度T内积分获 得，即
MAP = <P〉=丄j"P(t)dt (4)
压力方差从^PW = - < P〉计算，从而
<(SP(t))2> =丄j"(P(t)-< P >)2dt
(5)
频谱密度是PW的自校正的傅立叶变换，因而由下式确定
S(co) = 4J"cos(on)<SP(t)*SP(t-T)>ch (6)
0
在心律不齐的情况下，心律不齐状况可以由把Campbell过程应用于 方程(4)到(6)描述，得到以下函数
<P〉 = HR卞(t)dt
0
00
<(5P)2〉 = HR*JV(t)dt
0
S(co) = 2*HR*6(co)
(7)
(8)
(9)
平均心搏bW的傅立叶变换6(^为
6(co) = Jb(t)*e-iatdt (
0
对于周期性心搏的心律规则状况，应用方程(4)到(6)得到
oo
= HR卞(t)dt
0
CO
<(SP)2> = HR*JV(t)dt -
2 (12)
S(co) = 2oc*HR*6(co)
其中a〉l
(13)参数a取决于比T大很多的时间量程上的心率变异性。对于实践实
施方式，a可以通过经验研究确定或考虑在此所迷的原理简单地估算。
可以基于以下考虑合并不同的状况。方程(7)到(9)和(11 )到 (13)具有相同的结构。具体而言，方程U3)中的a随着心搏6^的 周期性的准确性降低而减小。最后，对于随机发生的心搏，a趋近于下 限"=1，且方程(13)和(11)相同。方程(12)和(8)也可以合并。
因而，引入函数ct(cO,函数ct(a)在a趋近于l时趋近于0，在a》l时ct(a)
趋近于l。该关系在图2中示意性地描述。
因而，心脏的心摔4见则、心律不齐和中间行为描述为
其中
<P〉 = H"b(t)dt
0
00
<(5P)2〉 二 HR卞(t)dt - a(a)〈P〉;
o
S(co) 二 2a*HR*|6(co)
和ct限制如下
(14)
(15)
(16)
a
心律不齐10
中间21〉0且< 1
心律规则>11
此外,
搏的特性,
获得的数据被编译，从而提供关于幅值A和历时d的平均心
JV(t)dt
A :=
d :=
Jb(t)dt _ [Jb(t)dt]2
Jb2(t)dt
(17)
(18)
因而，如果呈现方波， ￡ W = /\, 对于O^fSd
if W =0, 其他 因而，引入方程(14)到(16)得到
(19)
17<(SP)2〉+ CT
2
Aeff = -^- (20)
< P >
deff = - 1^- (21)
2a*(<(5P)2〉 + C7<P〉2)
其中，引入下标"e#，以指出Aeff和deff.是从测量压力信号尸W重构 的有效值。应该强调的是，该重构在所有情况下都是可行的，即使在 压力曲线尸W中没有检测到心搏时也是如此。此外，面积Aeff和历时deff 的乘积得到有效心搏Feff下的面积，它是
—eff=Ae付* deff
s(o)
2a
(22)
即使心搏不呈现方波也是如此。 此外，比率
U = 2a
2 (23) S(O) \ ,
给出了所有情况下心率的近似值。
根据本实施例，获得的参数用于表征患者心脏功能。具体而言，量 /U, deff,/U及其组合对于表征每搏输出量SV、心输出量CO、射血分数 EF和其他是有用的。
具体而言，心输出量CO可以根据下式获得
CO = HR * Aeff * deff
=HR * ， (24) 2a < P >
为了验证根据本方法获得的值，与公知标准参考方法进行比较。为 此，心输出量根据本发明测量，也用根据EP-A-0637932建立的热稀释
技术测量。
该比较的结果在图3中显示。其中，橫坐标表示由参考方法确定的 心输出量(单位为升每分钟)，纵坐标表示表示由本发明方法确定的输出量(单位为升每分钟)。因此，两种测量方法中，心输'出量获得 的结果良好地吻合。
此外，其他心脏功能每搏输出量和射血分数也可从根据本发明方法 确定的参数容易得到。
每搏输出量SV通过将心输出量除以心率HR提供；因而= 4eff *
C/eff。
此外，量dw WR对应于射血分数EF。取决于所使用的读数的压力 测量的位置(肺动脉或体循环动脉)，这可能是左或右心室射血分数。 下文将描述本发明的其他实施例。
如果频谙密度在频率f接近或处于w = 2nf = O时获得，可以对本发明 方法进行可选简化。于是，根据方程(6)，压力P的方差可以用于近 似
S(O) - 2 * (<P2>-
2) (25) =2 * <(SP)2> (26)
该简化也可以用于其他关系，尤其是方程(24)。 此外，也可以进行心律不齐调节，因为系数1/a取决于心率变异性。 此外，中心静脉压CVP可能影响系数1/a。因而，为了建立a, CVP 可以通过读取由CVP测量源直接提供的测量数据或通过用户输入而被 考虑。通常，测量CVP本身是现有技术公知的且不是本发明方法的一 部分。
不同心率对本发明的影响可以通过确定在压力样本内的心搏数量 和由方程(23)确定的有效心率、ff^r测。具体而言，HR和^ff的比率得 到
HR * S(O)
因而，实施本发明的患者监测系统对当前心率变异性的调节是可行的。
对于《 = 2T7f = O的频谱密度S(O)也可以不同地确定，例如
a)借助于频率趋近于O的频谱密度，即S(O) = lim。—。S(co)=limf一。S(277"0, 或
b) 通过对测量的频谱拟合合适的函数(例如，S(co)-S(0)/1 + (orc)2]n+1)。其中，应当优选地忽略对应于心率的局部最 大值。
图4示出了根据本发明实施例的装置的通常设置。心脏插管1配备有 用于测量动脉血压的压力传感器。插管l的压力传感器经由压力变换器 2连接到患者监测装置4的输入通道3。除了用于获取压力信号的近端口 7之外，插管1还包括一个或更多其他近端口8，以执行其他功能，如血 液温度测量等等。患者监测装置4包括合适的存储器机构，用于存储随 着时间的血压的读数且用作处理存储值。
患者监测装置也包括计算设施9，计算设施9可包括数字信号程序 实例9,该数字信号程序实例9被程序化以根据上述方程进行计算；显 示器5，以显现确定的参数(如，数字值，图形或两者)；和操作所述 装置的控制元件IO。此外，确定的参数可存储在记录介质上和/或打印。 为此，患者监测装置4包括各种接口端口 ，以连接外围设备。
特别优选的实施例仅需要单个动脉压力传感器。虽然使用所述插管 l的传感器显示为侵入式的，但是可以采用非侵入式压力传感器取代。 取代所示动脉插管l (或除了所示动脉插管l以外)，也可使用肺动脉 插管，尤其是在要确定右心室射血分数时。
侵入式压力传感器组件的各种实施例是特别有益的。压力可以液压 地传递给近端插管端口7并由外部传感器测量，或可以使用安装在插管 末端处或附近的传感器在现场直接测量。可以使用电容传感器、力敏 传感器或光压力传感器(例如，基于法布里-珀罗(Fabry-Perot)干涉 计)。
参考图1所迷的程序，第 一压力信号P由图4所示的所述装置测量， 例如，分别从股动脉、桡动脉、肱动脉或肺动脉或左或右心房下游的 任何其他合适的动脉血管测量。
借助于方程(6),计算设施9计算在合适时间期间(例如，10s到 200s)内测量的压力的平均动脉压力、方差和频谱密度。为了计算频谱 密度，可采用称为快速傅立叶变换的方法。
此外，对于co-0和a-1,计算设施9采用方程(22 )来计算有效面
积Feff。有效面积Feft.和每搏输出量SV之间的关系由Va给出，其中，后量值(例如，经肺热稀释)确定。为了进行这种参考SV测量，患者监
测装置4可以相应地配置，例如，通过设置用于热稀释测量读数的附加 输入通道和通过在计算设施9中采用合适的热稀释算法，如现有技术本 身公知的那样。
知道SV允许根据CO = A7f *5/确定(:0，其中，心率HR也可选地从 压力或频谱密度或通过其他方法确定。
虽然在上文详细描述的实施例基于动脉压测量，但是本发明可以基 于体积描记术测量以类似方式实现，如该说明书发明内容部分提到的 那样。图5示出了具有体积描记术指夹式传感器ll的设置，采用光度机 构来测量透射的光强度并传输相应信号给患者监测装置4的输入通道 3。患者监测装置4包含合适的存储器机构，用以存储随着时间的光度 计读数且用作工作存储器。
患者监测装置也包括计算设施9，计算设施9包括数字信号程序实例 9,数字信号程序实例9程序设计为根据上述方程进行计算，然而，压 力曲线和从压力曲线获得的项用根据体积描记术测量的相应项替代。
如上述其他实施例中的那样，也提供使确定的参数(作为数值，图 形或两者)视觉化的显示器5和操作所述装置的控制元件10。此外，确 定的参数可以存储在记录介质中和/或打印。为此，患者监测装置4可包 括用于连接外围设备的各种接口端口 。
图6描绘的实施例总体上如图5的实施例那样设置，但是还包括注射 通道13和温度传感器15,注射通道13用于对具有比通过中心静脉插管 14到患者的上腔静脉(vena cava sperior)血流的血液温度低的温度的 团块(bolus)进行管理，温度传感器15用于测量在该时间期间的动脉 血液温度。动脉血液温度和表示注射的团块的温度和注射时间的信号 都分别经由附加的输入通道16和17提供给患者监测装置4。患者监测装 置4的存储器机构记录在该时间期间测量的动脉血液温度，以据此确定 热稀释曲线。患者监测装置4使用本身公知的热系数算法从该稀释曲线 确定生理参数的至少 一 个比较值，以允许系统的标定。
2权利要求
1. 一种用于确定患者的至少一个生理参数的装置，所述装置包括传感器设备，所述传感器设备适于提供所述患者的血液变量的读数，存储器机构，所述存储器机构用于将所述读数存储为表示所述变量随着时间t的曲线，估算机构，所述估算机构适于从所述曲线确定平均值和使用所述平均值来确定所述至少一个生理参数，其特征在于，所述估算机构还适于确定所述曲线的频谱密度S(ω)和所述血液变量的方差中的至少一个，使用所述频谱密度S(ω)和所述方差中的至少一个以及所述平均值来确定表示心搏有效值的至少一个模型参数，所述有效值选自所述心搏的有效幅值Aeff、所述心搏的有效历时deff和所述心搏的有效面积Feff，和使用至少一个所述模型参数来确定所述至少一个生理参数。
2. 根据权利要求l所述的装置，其中，所述至少一个生理参数包括 每搏输出量SV、心输出量CO和射血分数EF中的至少 一个。
3. 根据权利要求2所述的装置，其中，所述估算机构适于将所迷每 搏输出量SV确定为表示所述有效幅值Aeff的第 一模型参数和表示所述 有效历时deff的第二模型参数的乘积。
4. 根据权利要求2或3所述的装置，其中，所述估算机构适于将所 述射血分数EF确定为表示所述有效历时deff的模型参数和所述患者心 率HR的乘积。
5. 根据权利要求2到4中任何一项所述的装置，其中，所述估算机 构适于将所述心输出量CO确定为表示所述有效幅值Aw的第 一模型参 数、表示所述有效历时deff的第二模型参数和所述患者心率的近似值的乘积。
6. 根据权利要求5所述的装置，其中，所述心率的所述近似值选自 实际测量的心率HR和近似函数;iff ，所述近似函数;iff包括被除数平均值的平方与除数0=0时的频谱密度^0)的商。
7. 根据前述权利要求中任何一项所述的装置，其中，所述估算机构适于在确定所述模型参数时使用校正参数a，所述校正参数a具有大 于或等于l的值，所述值越大，患者的心率偏离心律规则状况越小。
8. 根据权利要求7所述的装置，其中，所述估算机构适于使用单调 校正函数a，所述校正函数c7取决于所述校正参数a且具有从0到l的值， 其中，如果所述校正参数a等于l，那么所述校正函数cr值为O,在所述 校正参数a趋近于无穷大时，所述校正函数cr值为l。
9. 根据权利要求8所述的装置，其中，所述有效幅值Aeff设置为被除数所述方差与某乘积的总和与除数所述平均值的商，所述乘积是所 述校正函数CT与所述平均值的平方的乘积。
10. 根椐权利要求8或9所述的装置，其中，所述有效历时deff设置 为被除数"=0 时的频语密度6Xw)和除数所述方差与某乘积的总和的商，所述乘积是所述校正函数C7与所述平均值的平方的乘积。
11. 根据前述权利要求中任何一项所述的装置，包括傅立叶变换机构，以将所述频谱密度确定为所述曲线的自校正的傅立叶变换。
12. 根据前述权利要求中任何一项所述的装置，其中，fi^O时的频谙密度^y)设置为所述方差乘以常数因子。
13. 根据前述权利要求中任何一项所述的装置，其中，所述估算单元还适于使用脉搏波波形算法确定所述生理参数中的至少一个的比较值。
14. 根据前述权利要求中任何一项所述的装置，还包括管理机构，所述管理机构用于管理在所述患者血液循环的第 一位置 处所述患者的血流内在物理量的游动偏差，和传感器机构，所述传感器机构用于测量在该时间期间所述患者血液 循环的第二位置处的所述物理量，其中，所述存储器机构适于将在该时间期间在所述第二位置处测量 的所述物理量记录为稀释曲线，所述估算单元适于使用稀释算法从所 述稀释曲线确定所迷生理参数中的至少 一 个的比较值。
15. 根据权利要求3或14所述的装置，其中，所述估算单元适于使 用所述比较值用于标定。
16. 根据权利要求15所述的装置，其中，所述标定包括使用所迷比较值确定校正参数a,所述校正参数a用于确定所述模型参数，所述校 正参数a具有大于或等于l的值，所述值越大，患者的心率偏离心律规 则状况越小。
17. 根据权利要求13到16中任何一项所述的装置，其中，在确定的 生理参数和相应比较值之间的差超过阀值时，所述估算单元适于拒绝 并重新计算所述生理参数。
18. 根据前述权利要求中任何一项所述的装置，其中，所述传感器 设备包括压力传感器设备，所述血液变量是动脉血压，表示所述变量 随着时间的所述曲线是随着时间t的压力曲线P(t)，且所述平均值是平均 动月永血压〈P〉。
19. 根据权利要求1-17中任何一项所述的装置，其中，所述传感器 设备包括体积描记术和/或脉搏血氧饱和度传感器装置。
20. —种确定患者的至少一个生理参数的方法，所述方法包括步骤 输入所述患者的血液变量的读数，将所述读数存储为表示所述血液变量随着时间t的曲线， 从所述曲线确定平均值和使用所述平均值来确定至少一个生理参数，其特征在于 所述方法还包4舌确定所述曲线的频谱密度^Oy;)和所述血液变量的方差中的至少一小使用所述频谱密度^必)和所述方差中的至少一个以及所述平均值 来确定表示心搏有效值的至少一个模型参数，所述有效值选自所述心 搏的有效幅值Aeff、所述心搏的有效历时deff和所述心搏的有效面积Feff, 和使用至少一个所述模型参数来确定所述至少一个生理参数。
21. 根据权利要求20所述的方法，其中，所述至少一个生理参数包 括每搏输出量SV、心输出量CO和射血分数EF中的至少一个。
22. 根据权利要求21所述的方法，其中，所述每搏输出量SV确定为表示所述有效幅值Aeff的第一模型参数和表示所述有效历时deff的第二模型参数的乘积。
23. 根据权利要求21或22所述的方法，其中，所述射血分数EF确定为表示所述有效历时deff的模型参数和所述患者心率HR的乘积。
24. 根据权利要求21到23中任何一项所述的方法，其中，所述心输 出量CO确定为表示所述有效幅值Aeff的第 一模型参数、表示所述有效历 时cWt.的第二模型参数和所述患者心率的近似值的乘积。
25. 根据权利要求24所述的方法，其中，所述心率的所述近似值选 自实际测量的心率HR和近似函数^ ,所述近似函数;U包括被除数平均值的平方与除数w二o时的频语密度^y)的商。
26. 根据权利要求20到25中任何一项所述的方法，其中，校正参数 a用于确定所述模型参数，所述校正参数a具有大于或等于l的值，所 述值越大，患者的心率偏离心律规则状况越小。
27. 根据权利要求26所述的方法，其中，使用单调校正函数a，所 述校正函数^取决于所述校正参数a且具有从0到l的值，其中，如果所 述校正参数a等于l，那么所述校正函数c值为O,在所述校正参数a趋 近于无穷大时，所述校正函数cr值为l。
28. 根据权利要求27所述的方法，其中，所述有效幅值Aeff设置为所述校正函数CT与所述平均值的平方的乘积。
29. 根据权利要求27或28所述的方法，其中，所述有效幅值deff设 置为被除数《 = o时的频谱密度^w)和除数所述方差与某乘积的总和的 商，所述乘积是所述校正函数CT与所述平均值的平方的乘积。
30. 根据权利要求20到29中任何一项所述的方法，其中，所述频谱密度A、(w)确定为所述曲线的自校正的傅立叶变换。
31. 根据权利要求20到30中任何一项所述的方法，其中，^-o时的频谱密度W^设置为所述方差乘以常数因子。
32. 根据权利要求20到31中任何一项所述的方法，其中，使用脉搏 波波形算法确定所述生理参数中的至少 一个的比较值。
33. 根据权利要求20到32中任何一项所述的方法，还包括 输入关于在所述患者血液循环的第一位置处所述患者的血流被管理的内在物理量的游动偏差的信息，和读取在该时间期间在所述患者血液循环的第二位置处的所述物理 量的测量读数，其中，在该时间期间在所述患者血液循环的所述第二位置处的所述物理量的所述测量读数记录为稀释曲线，且使用稀释算法从所述稀释 曲线确定所述生理参数中的至少 一 个的所述比较值。
34. 根据权利要求32或32所述的方法，其中，所述比较值用于标定。
35. 根据权利要求34所述的方法，其中，所述标定包括使用所述比 较值确定校正参数a,所述校正参数a用于确定所述模型参数，所述校 正参数a具有大于或等于l的值，所述值越大，患者的心率偏离心律规 则状况越小。
36. 根据权利要求32到35中任何一项所述的方法，其中，如果确定 的生理参数和相应比较值之间的差超过阀值，所述生理参数被拒绝并 重新计算。
37. 根据权利要求20-36中任何一项所述的方法，其中，所述血液 变量是动脉血压，表示所述变量随着时间的所述曲线是随着时间t的压 力曲线P(t),且所述平均值是平均动脉血压< 〉。
38. 根据权利要求20-36中任何一项所述的方法，其中，所述输入 读数是通过体积描记术和/或脉搏血氧饱和度测量技术获得的读数。
39. —种在其上存储有计算机程序的物理存储介质，所述计算机程 序在计算机系统上执行时使得计算机系统进行根据权利要求20到38中 任何一项所述的方法。
全文摘要
一种用于确定患者的生理参数如心输出量的装置，其包括传感器设备，其提供血液变量的读数；存储器机构，其将所述读数存储为随着时间的曲线；和估算机构，其从所述曲线确定平均值和使用所述平均值来确定所述生理参数。估算机构确定所述曲线的频谱密度和/或方差。估算机构也使用所述平均值和所述频谱密度和/或方差来确定表示心搏有效值的至少一个模型参数。所述有效值选自心搏的有效幅值、心搏的有效历时和心搏的有效面积。使用至少一个所述模型参数来确定所述生理参数。
文档编号A61B5/00GK101502414SQ20091000382
公开日2009年8月12日 申请日期2009年2月6日 优先权日2008年2月7日
发明者S·约肯 申请人:普尔松医疗系统公司