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用于自動處理血壓信號的方法與裝置.pdf

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用于 自動 處理 血壓 信號 方法 裝置
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摘要
申請專利號:

CN201180042812.7

申請日:

20110902

公開號:

CN103108585B

公開日:

20150429

當前法律狀態:

有效性:

有效

法律詳情:
IPC分類號: A61B5/0215 主分類號: A61B5/0215
申請人: 薩爾瓦托雷·羅馬諾
發明人: 薩爾瓦托雷·羅馬諾
地址: 意大利佛羅倫薩
優先權: RM2010A000468
專利代理機構: 中國國際貿易促進委員會專利商標事務所 代理人: 袁玥
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法律狀態
申請(專利)號:

CN201180042812.7

授權公告號:

法律狀態公告日:

法律狀態類型:

摘要

本發明涉及用于從檢測到的壓力信號處理血壓的自動化方法、系統與模塊,該方法在時間域中工作,以確定聯系到所監測生物系統的能量效率的值(RES)。

權利要求書

1.一種用于自動處理血壓信號的方法,至少包括以下步驟:A.對于一次或多次心跳采樣檢測到的壓力信號P(t),每次心跳在與初始舒張壓的初始時刻重合的初始時刻開始并且在與后續舒張壓的最后時刻重合的最后時刻結束而且包括重搏點,每次心跳具有包括在初始舒張點與重搏點之間的收縮期;及B.對于每次心跳自動分析并區分所采樣的壓力信號P(t)的形態,從而確定選自包括以下項的組中的壓力信號P(t)的一個或多個特性點的時刻和壓力值:初始舒張壓的點;收縮壓的點;重搏點;及一個或多個諧振點,每個諧振點都在壓力信號P(t)的二階導數dP/dt具有相對最大值時出現,其中壓力信號P(t)的至少一個特性點屬于心跳的收縮期而且與初始舒張壓的點不同;該方法的特征在于還包括以下步驟:C.對于每次心跳,通過以下子步驟確定能量效率值C.1對于屬于所考慮的心跳的收縮期的所述一個或多個特性點中的每一個,除初始舒張壓的點之外,確定直達動態壓力波阻抗Z(t),所述直達動態壓力波阻抗Z(t)是由該特性點中壓力信號P(t)的值與該時刻距所考慮的心跳的初始時刻的距離之比給出的,而且通過將根據從所考慮的心跳的初始時刻開始直到重搏時刻的直接時間順序排序的直達動態壓力波阻抗Z(t)的值以交替的符號相加來確定直達壓力波的阻抗Z,對根據該直接時間順序的第一直達動態壓力波阻抗Z(t)賦予正號;C.2對于所述一個或多個特性點中的每一個,確定由該特性點的壓力與相應時刻距最后心跳的時刻的距離之比給出的動態反射阻抗Z(t),并且確定反射壓力波的阻抗Z的值是通過將這樣確定的、根據其從最后心跳的時刻開始到初始舒張壓的時刻的反向時間順序排序的第二組點的動態反射阻抗以交替的符號相加來獲得的,對根據該反向時間順序的第一動態反射阻抗Z(t)賦予正號;C.3作為直達壓力波的阻抗Z與反射壓力波的阻抗Z之比來確定所述能量效率值RES∶RES=Z/Z。2.如權利要求1所述的方法,其特征在于,所述一個或多個諧振點是在步驟B中通過以下子步驟確定的:B.2確定在單次心跳的范圍內采樣的壓力信號的一階導數dP/dt的相對最大值的點的總數N;B.3確定在單次心跳的范圍內壓力信號的二階導數dP/dt的相對最大值的點;及B.4確定具有最高值的二階導數dP/dt的相對最大值的N個點,并且確定它們在其中出現的N個時刻t(i),考慮所述N個時刻t(i)中的壓力信號的點作為諧振點。3.如權利要求1或者2所述的方法,其特征在于,在步驟B中,確定壓力信號P(t)的以下特性點:-初始舒張壓的點,-收縮壓的點,-重搏點,及-一個或多個諧振點。4.如權利要求1或者2所述的方法,其特征在于,在步驟C中,RES被示出在顯示器上。5.一種用于處理血壓信號的自動化裝置,其特征在于,它包括用于執行如權利要求1或者2所述的方法的步驟的處理模塊。

說明書

技術領域

本發明涉及用于自動處理血壓的方法、裝置與程序,使得估計整個心血管系統的能量效率(RES)可靠、通用、有效、簡單和廉價,從而提供對所監測的生物系統的熵的估計。

根據本發明估計出的RES值對于隨時間監測被看作復雜生物系統的病人和這種系統的部分或組分(即,被監測的病人的器官或者器官組)的狀態與演進都是有用的。

根據本發明估計出的RES值對于正確地測量血壓也能夠是有用的,而且關于血壓的變化是自適應的,從而消除了常規系統的測量變化。

本發明還涉及相應的檢測系統及允許執行該方法的模塊。

背景技術

已知血壓的測量可以是侵襲性的或者非侵襲性的。

侵襲性測量通常是通過鏈接到侵襲性導管的充盈(filling)線壓力來執行的,在該導管的一端配備了將所測量到的壓力轉換成電勢差的換能系統。

不像非侵襲性系統,例如Riva-Rocci腕式血壓計,侵襲性測量不僅揭示最大和最小實測壓力,而且還揭示所檢測信號的形態。

因此,侵襲性測量比非侵襲性測量更可靠,而且可以揭示直接影響測試結果的心臟-動脈電路耦合的特性。事實上,收縮和舒張血壓及心跳形態與心臟的收縮性和循環系統緊密相關,由鏈接到壓力-容積曲線(P-V)并且由壓力值與時間間隔之比給出的所謂動態阻抗Zd(t)識別。

但是,基于侵襲性血壓測量的技術常常由于最大和最小壓力測量中及由此引起的其形態中的顯著不準確性而得出問題。事實上,許多作者都已經證明壓力信號的不充分欠阻尼的存在會導致顯著的測量誤差,甚至有幾十毫米汞柱(mm?Hg)。

為了解決這些問題,已經提出了一些基于對信號壓力應用低通濾波器(即,涉及使用截止頻率的固定值的壓力信號的頻率處理)和/或使用能夠阻尼(dampen)所檢測壓力波的頻率成分的機械系統的解決方案。

特別地,目前用于確定所檢測的信號具有或者沒有正確欠阻尼的機械系統使用由RM?Gardner在1981年3月Anesthesiology第54卷第3期第227-236頁上發表的“Direct?Blood?Pressure?Measurement–Dynamic?Response?Requirements”中所描述的機械方波測試,其需要由醫師檢測的壓力信號的可視觀察。例如,這是系統ROSETM(諧振過沖消除器,可以從美國公司Becton?Dickinson?Critical?Care?System?LTD.獲得)和系統(可以從HOSPIRA–ICU?Medical獲得)的情況。這些系統機械地起作用,強加機械阻尼:在系統?系統中,機械阻尼在小阻尼范圍內是可以經小旋鈕調節的,與該旋鈕的旋轉相關,該小旋鈕推進穿入壓力線的引腳;在ROSES系統中,機械阻尼設備是通過微泡和彈性膜設置的,其然后以固定方式作用于任何壓力信號(預先固定的良好定義的阻尼)。

但是,所有這些系統都是對動態問題以預先固定(靜態)的方式工作,因為它們只考慮由線壓力分析的信號的頻譜。這意味著某些條件下同一個病人的頻譜是充分的,而在其他病理生理條件下是顯然不充分的,這導致血壓的過度估計。

事實上,欠阻尼的正確性是與所考慮的具體心率關聯(及與所考慮的具體病人的心血管系統關聯)的動態問題,因此,它會從心跳到心跳改變,因此壓力線依賴它在其中使用的情形而不同地響應。

例如,圖1示出了一種典型的血壓信號,其中心跳的形態與收縮和舒張壓的值都有變化(見圖1a),而且該差異導致了用于測量血壓的常規系統對于具體的心跳(尤其是靠近收縮壓的心跳)不應用或者?應用三個不同的截止頻率(無濾波器、15Hz、10Hz、6Hz)(見圖1b)。圖2示出了通過不應用或者應用三個不同的截止頻率(無濾波器、15Hz、10Hz、6Hz)所獲得的、涉及同一個血壓信號的兩次連續心跳的收縮壓中的差異(見圖2a和2b)。圖3示出了常規測量系統在檢測心跳并且不應用或者應用兩個不同的截止頻率時(無濾波器、15Hz、6Hz)(見圖3a)及不應用或者應用一個截止頻率時(無濾波器、10Hz)(見圖3b)時如何工作,尤其是靠近收縮壓;特別地,很顯然,6Hz的截止頻率造成過度阻尼或者過阻尼(見圖3a),而截止頻率在10Hz的濾波器是最適當的(見圖3b)。圖4示出了其中相同的濾波器不同地工作的兩個血壓信號:在圖4a中,截止頻率在10Hz的濾波器看起來是無效的,而在圖4b中,同一個截止頻率在10Hz的濾波器顯著起作用;特別地,對于圖4中所示的心跳,截止頻率在6Hz的濾波器是最適當的。

此外,壓力換能器的響應不僅依賴于長度、直徑、材料類型和充盈線壓力的液體的特性,而且依賴于它與導管直徑、動脈音、脈搏頻率及所監測病人血管的硬度的耦合。就此而言,近年來,為了限制測量變化,已經對優化最佳長度、直徑、充盈液體、導管及材料類型的特性作出了很大的努力。特別地,已經做出了可以減少測量變化的光學壓力線。

但是,所有的常規系統都沒有解決血壓的不正確測量的全部以上問題,而且這是非常常見的,尤其是在最需要檢測的情況下,例如對于年老的、非常年輕的、敗血病、心動過速病人及動脈音和節律都極端不穩定(例如,由于心房纖維性顫動)的病人。

發明內容

本發明的一個目標是提供用于隨時間監測被看作復雜生物系統的病人和這種系統的部分或組分,即被監測的病人的器官或者器官組,的狀態與演進的RES的可靠評估。

本發明的另一個目標是提供用于正確測量血壓的方法,該方法關?于血壓的變化是自適應的,從而消除了常規系統的測量變化。

根據本發明的方法與系統是由所附權利要求限定的。

根據本發明的方法涉及基于通過心跳中壓力信號的形態獲得的直達波壓力和反射壓力波的阻抗確定表征所監測病人的器官與器官集合的功能的值(RES)。

例如,根據本發明的方法還可以用于基本上基于應用到所檢測動態壓力信號(例如,來自橈動脈、股動脈、主動脈或者肺動脈)的低通濾波器實現這樣的系統,其中,直接工作在時間域中的濾波器還考慮從壓力信號(或者曲線)的時刻之間的分析獲得的特性動態阻抗與壓力線之間的耦合,以對所使用的壓力線確定最適當的工作頻率。換句話說,例如,根據本發明的方法還可以用于產生這樣的系統,其基于鏈接到心血管系統的特性動態阻抗與壓力檢測系統的所得耦合的關于壓力信號的各個參數的值的特性條件集合,而不是特性頻譜。就此而言,可以根據本發明對其應用該方法的所檢測到的壓力信號還可以是記錄的信號。

例如,根據本發明的方法允許確定關聯心臟循環能量的正確阻抗,以便校正并確定真實的壓力,并且因此,通過關聯P-V(壓力-容積),來確定鏈接到校正后的壓力波形的正確血流和/或確定由于正確的所得波壓力造成的心肌收縮性。這些目的在于獲得適當壓力值的校正對于基于充盈線和光學線的檢測系統及對于非侵襲性示波壓電檢測器都是有效的(考慮所有這些系統總是致力于檢測系統的阻抗與心血管系統的阻抗之間的耦合)。此外,這些校正對于在動脈中心和外圍系統(例如肺動脈、主動脈、股動脈和橈動脈)中檢測到的壓力信號也是有效的。

根據本發明的方法提供了許多優點:關于根據本發明確定的RES值,有可能獲得關于所監測病人的器官與器官集合的狀態的可靠和有用信息;此外,通過測量測量線與病人心血管系統之間的耦合,有可能解決由于動脈壓力線與測量其血壓的病人的動態特性的耦合所造成的問題,其中動態特性常常在心跳之間變化;而且,通過應用適當的?動態阻尼,根據本發明的方法允許從檢測到的壓力信號中除去任何變化,從而獲得動態阻抗和血壓的正確測量,這使得有可能從外圍壓力獲得對左心室內部壓力的最大偏離([dP/dt]max)的估計,其中左心室內部的壓力產生在外圍檢測到的脈搏。事實上,即使基于外圍壓力的最大偏離,根據本發明的方法也可以用于確定應用到所述外圍壓力以便估計心室壓力的校正因子(即,低通濾波器),考慮測量線與病人心血管系統之間的耦合(例如,在剛性外圍血管的情況下,必須應用大的校正)。這意味著,通過利用根據本發明的方法所應用的動態濾波,除去了與動脈硬度相關的貢獻,只留下鏈接到已產生脈搏壓力的心室的特性的基本成分。

換句話說,根據本發明的方法允許血壓的適當測量,而且,除此之外,允許確定估計心室壓的最大偏離dP/dtmax的校正因子,從而確定整個心血管系統的能量效率,并因此提供對生物系統的熵的估計;事實上,通過效率的概念,有可能考慮關聯到例如心動周期的“不可恢復的”機械能量。這種效率描述了所考慮的有機體的生物系統的“儲備”中有多少被消耗,因為儲備的消耗意味著消耗生理系統的“組分”(例如,器官、腺(生化反應)、心臟的電系統,等)。

附圖說明

現在將參考優選實施例,特別是參考附圖,來描述本發明,這種描述是為了說明而不是限制,其關于血壓測量方法的應用,其中:

圖1示出了血壓信號(圖1a)和通過對具體的心跳不應用或者應用三個不同的截止頻率由常規血壓測量獲得的不同結果(見圖1b);

圖2示出了通過應用不具有或者具有三個不同的截止頻率的常規系統獲得的同一血壓信號中的兩次連續心跳;

圖3示出了通過應用不具有或者具有兩個不同的第一截止頻率的常規系統(圖3a)和應用不具有或者具有第二截止頻率的常規系統(圖3b)獲得的脈搏;

圖4示出了通過對常規系統不應用或者應用兩個相同濾波器獲得?的兩個血壓信號;

圖5示出了根據本發明的自動化方法的優選實施例的框圖;及

圖6示出了應用圖5的方法的單個脈搏的壓力信號。

具體實施方式

本發明人已經開發出了用于估計RES的方法,該方法還允許正確地從檢測到的壓力信號測量血壓,該方法工作在時間域中,以區分所檢測到的信號是否是適當的測量,而且如果不是適當的測量的話,時間域中的分析自動地選擇低通濾波器來應用,從而具有正確的血壓值和波形。就此而言,本發明人已經驗證了根據本發明的方法還可以應用成在根據本發明方法應用濾波器之前或之后通過方波測試提供具有適當欠阻尼的壓力信號。

優選地,所檢測的壓力信號是通過侵襲性檢測技術可以獲得的,該技術例如股動脈、橈動脈、肱動脈或肺動脈中或者主動脈中的所謂的充盈壓力線或光纖壓力線,或者是通過非侵襲性檢測技術可以獲得的,該技術例如壓電或示波體積描記法。但是,要對其應用根據本發明的方法的所檢測的壓力信號還可以是被記錄并且隨后通過使其經受本發明的方法來分析的信號,因此,本發明的保護范圍不包括對病人身體的任何侵襲性手術程序。

更具體而言,根據本發明的方法是基于脈搏頻率的(即,它使用心跳的總時間間隔和心跳本身當中各個壓力點的相對距離),心跳的一些特性點使用實測血壓的一階導數(dP/dt)和實測血壓的二階導數(d2P/dt2),并且一些使用直達波壓力(其從心臟傳播到外圍)和反射壓力波(其從外圍傳播到心臟)的具體時刻處的動態阻抗值Zd(t)。

從這樣獲得的動態阻抗的值,本方法涉及評估壓力是否正確,而且,如果不正確的話,則該方法涉及選擇低通濾波器的截止頻率,優選地是在0.5Hz和100Hz之間,更優選地是2Hz和80Hz之間,進一步優選地是3Hz和60Hz之間,以應用到所檢測到的信號,使得該截止頻率是最適當的檢測條件,因此本方法動態地適應可能在心跳之?間和時刻之間出現的檢測的變化。

換句話說,根據本發明的方法允許使用所考慮的脈動心跳的獨特特性,并且通過它們來確定具有可變截止頻率的適當的低通濾波器,以便應用合適的欠阻尼。

參考圖5,根據本發明的方法的實現與應用的可能形式包括以下步驟:

A.通過壓力換能器(優選地是通過侵襲性動脈壓力線,或者通過非侵襲性技術,例如通過體積描記示波方法)檢測壓力信號,所述信號優選地是利用1000Hz的采樣頻率采樣的;

B.自動分析并區分針對每次心跳(從舒張血壓的起點到舒張壓的下一個點,考慮心跳的起點,即舒張壓的起點,作為心跳的舒張壓的點)的所采樣的波(即信號)壓力的形態;

C.對于每次心跳,確定包含(或者包括)直達壓力波阻抗和反射壓力波阻抗及作為結果的整個心血管系統的能量效率的評估值;

D.驗證是否有必要應用低通濾波器,而且,在肯定的情況下執行步驟E,否則就執行步驟F,假設實測壓力信號與采樣的壓力信號是相同的;

E.基于步驟B所進行的分析和步驟C所進行的評估來選擇低通濾波器的截止頻率,并且將低通濾波器應用到采樣的壓力信號,由此獲得新的采樣的壓力信號,并且返回到步驟B;

F.提供實測壓力信號,優選地是通過在顯示器上顯示它。

用于對心跳期間所檢測到的壓力波(即信號)的形態進行自動分析的步驟B區分并分析心跳的形狀或形態,從而檢測關于從心跳起點開始的具體點,尤其是單次心跳中舒張血壓(心跳的初始)、收縮壓、重搏和諧振的特性點,的壓力與時間(如以下將公開的,其被看作從心跳起點——即初始舒張壓時刻——開始的間隔,或者,反過來,從心跳結束時刻開始的間隔)的特性。

更具體地說,步驟B包括以下子步驟:

B.1確定舒張壓點(對應于單次心跳中“初始”絕對最小壓力信?號)、收縮壓點(對應于單次心跳中壓力信號的絕對最大值)和重搏點(對應于主動脈心臟瓣膜閉合而且從數學上對應于二階導數的相對最大值或者壓力曲線緊接著出現在收縮壓點之后的相對最小值的點)的壓力和時刻,

B.2確定在單次心跳的范圍內(所采樣)壓力信號的一階導數dP/dt的相對最大值(包括絕對最大值)的點的總數NdP-max,

B.3確定在單次心跳的范圍內(所采樣)壓力信號的二階導數d2P/dt2的相對最大值(包括絕對最大值)的點,及

B.4確定具有最高值的二階導數d2P/dt2的相對最大值的NdP-max個點(即,選擇等于先前確定的一階導數dP/dt的相對最大值的點的總數NdP-max的二階導數d2P/dt2的相對最大值的多個點)并且確定它們在其中出現的NdP-max個時刻td2P_max(i)(i從1變到NdP-max),考慮所述NdP-max個時刻td2P_max(i)中壓力信號的點作為諧振點。

特別地,單次心跳的范圍內二階導數d2P/dt2的相對最大值的個數NdP-max與一階導數dP/dt的相對最大值點的總數之間的聯系允許消除由于噪聲造成的二階導數d2P/dt2的相對最大值點。就此而言,舒張期峰值的點(即,重搏切跡——即重搏點——之后和跟隨該重搏點的凸起(bump)之后的最高相對最大值)總是在步驟B.4中在諧振點中選擇的。

作為非限制性例子,心跳和對應的壓力特性點可以通過如WO2004/084088中所公開的方法來區分和個性化。

作為例子,圖6示出了單次心跳的壓力信號,其中:

-p0是心跳開始的時刻t0(即,心跳中初始舒張壓的點的時刻)的舒張血壓(心跳的初始)的值;

-p2是在收縮壓點的時刻t2的收縮壓的值;

-p4是在時刻t4出現的重搏點的壓力;

-p1、p3、p5、p6和pf是在時刻t1、t3、t5、t6和tf出現的諧振點的壓力值(基于一階導數dP/dt的相對最大值的點的總數NdP-max(等于5)和對應的二階導數d2P/dt2的相對最大值中具有較高值的5?個點的選擇來確定的)。

在圖6中,點p5是跟在重搏點之后的隆起,而點p6是舒張期峰值(重搏切跡之后的相對最大值和緊接在此之后的可能凸起)。

步驟C確定整個心血管系統的能量效率的估計值,從而提供生物系統的熵的估計。特別地,確定——并且優選地顯示——根據直達壓力波阻抗和反射壓力波所獲得的心血管系統的值,該值在這里定義為系統的所得能量比(Resulting?of?the?Energy?ratio)或者RES,其中直達壓力波阻抗和反射壓力波是通過心跳中壓力信號的形態獲得的。所述阻抗是考慮心跳的特性點的壓力與時間值來確定的,不僅包括舒張壓點(心跳的起始點)、收縮壓和重搏(位于包括子范圍舒張-收縮和收縮-舒張的時間范圍內——即位于單次心跳的收縮期中),而且還包括以上公開的步驟B中(更精確地說是子步驟B.4中)單次心跳期間個性化的諧振點,所述諧振點之間總是存在舒張期峰值(即,單次心跳的舒張期中重搏切跡之后的峰值)。

更具體地說,步驟C包括以下子步驟:

C.1基于心跳中第一組點(set_1)的動態阻抗之和確定直達壓力波的阻抗ZD,其中這第一組點包括以上公開的屬于單次心跳的收縮期(即,從初始舒張壓的點到重搏點的范圍內)的特性點中的那些點,初始舒張點除外;

C.2反射壓力波的阻抗ZR是基于心跳中第二組點(set_2)的動態阻抗之和確定的,這第二組點包括以上提到的全部特性點(屬于整個心跳);

C.3作為直達波壓力的阻抗ZD與反射波的阻抗ZR之比確定RES值。

特別地,關于直達波壓力的阻抗ZD,對于第一組中的每個點,確定對應的動態直達阻抗Zd-D(t),這是由關于那個點的壓力值與相應時刻離心跳初始時刻,即離初始舒張點的時刻,的距離之比給出的(這也是為什么在第一組點中排除了初始舒張點的原因,其動態阻抗的分母將具有值0)。直達波壓力的阻抗ZD的值是通過對第一組的動態阻?抗以交替的符號相加獲得的,這些動態阻抗根據它們從初始舒張壓時刻開始到重搏時刻的時間順序來排序,對第一組的第一個點的動態阻抗賦予正號。

類似地,關于反射壓力波的阻抗ZR,對于第二組中的每個點,也確定由那個點處的壓力與從最后心跳時刻到相應時刻的距離之比給出的對應的動態反射阻抗Zd-R(t)。反射壓力波的阻抗ZR的值是通過對這樣確定的第二組點的動態阻抗以交替的符號相加獲得的,這些動態阻抗根據它們從最后心跳時刻開始到初始舒張壓時刻的反向時間順序來排序,對第二組的第一個點的動態阻抗賦予正號。

換句話說,直達壓力波和反射壓力波的阻抗ZD和ZR均是由振蕩的(因為考慮它們具有交替的符號)相應的一系列項(即,它們的直達動態阻抗Zd-D(t)和反射阻抗Zd-R(t))給出的,這些項的值逐步變小(因為動態阻抗分母中的值逐步增大)。

如上所述,RES值是通過(基于第一組點確定的)直達壓力波的阻抗ZD與(基于第二組點確定的)反射壓力波的阻抗ZR之比確定的:

RES=ZD/ZR。

RES的這個值代表用于獲得整個心血管-呼吸系統的給定穩態的能量效率。

在圖6的作為非限制性例子給出的圖中,屬于第一組(set_1)的點是由連續的垂直線指示的(從時間軸到對應于各個點的壓力值),而屬于第二組(set_2)的點是由虛的垂直線指示的,因此,既屬于第一組又屬于第二組的點是由一對垂直線(一個連續的,另一個虛的)指示的。如圖所示,第一組包括由p1、p2、p3和p4指示的點(以從初始舒張壓時刻開始到重搏的順序),而第二組包括由pf、p6、p5、p4、p3、p2、p1、p0指示的點(以從心跳結束開始到初始舒張壓時刻的反向時間順序)。

對于圖6中所示的心跳,直達壓力波的阻抗ZD的值是

Z D = p 1 t 1 - p 2 t 2 + p 3 t 3 - p 4 t 4 ]]>

假定圖中所示單次心跳的周期為T,那么反射壓力波的阻抗ZR?的值是

Z R = pf ( T - tf ) - p 6 ( T - t 6 ) + p 5 ( T - t 5 ) - p 4 ( T - t 4 ) + p 3 ( T - t 3 ) - p 2 ( T - t 2 ) + p 1 ( T - t 1 ) - p 0 ( T - t 0 ) ]]>

如前面所提到的,驗證步驟D使用關于在步驟B和C中獲得的值的特性條件集合來確定單次心跳是否受欠阻尼的影響,即,收縮壓是否被過度估計或者舒張壓是否被估計不足,或者,相反,心跳的形態是否正確。如果通過這種估計發現心跳在由所述特性條件集合給出的限制內,就不應用頻率濾波而且該方法暗示(步驟F中)對應于所采樣信號壓力的實測壓力信號的復原關于其頻率和幅值沒有改變。相反,如果所監測的心跳的特性在由所述特性條件集合定義的區間內,步驟E就借助通過應用具有確定的截止頻率的低通濾波器修改所采樣壓力信號的頻譜來提供校正,而且分析這樣濾波后的采樣壓力信號的步驟B和確定評估值的步驟C再次運行,并且在另一個階段D中檢查這樣獲得的值是否在從所述特性條件集合強加的限制內。換句話說,所采樣和濾波后的心跳壓力信號再一次被分析:如果所獲得的值與由所述特性條件集合定義的區間一致,則該方法(在步驟F中)返回對應于通過上一次濾波(而不應用附加濾波)獲得的采樣壓力信號的實測壓力信號;但是,如果所獲得的值不在由所述特性條件集合強加的限制內,則以合適選擇的截止頻率重復進行濾波,而且該方法迭代地執行步驟B,直到獲得其值與由所述特性條件集合定義的區間一致的信號。

更具體地說,步驟D驗證:對于步驟C中確定的RES的值,整個心跳中壓力信號的一階導數dP/dt的值與壓力信號的二階導數d2P/dt2的值是否低于各自的最大閾值Td和Td2(RES值的函數),而且,在肯定的情況下,沒有必要對壓力信號應用任何濾波器而且該方法涉及直接執行步驟F,否則的話該方法就涉及步驟E的執行,對壓力信號應用具有確定的截止頻率的低通濾波器,而且所有步驟的執行從步驟B開始。

特別地,RES的可能的值被再分成三個或者更多個,優選地是四個以下(pre-four),相鄰變化區間,而且值Td和Td2是步驟C中確定的RES所屬于的區間的函數。優選地:

-如果RES的值不小于(或者甚至大于)不小于0.3,優選地不小于0.4,更優選地不小于0.5,的最小閾值TRES_min,

-壓力信號的一階導數dP/dt的最大閾值Td不大于1.2mmH/ms,優選地不大于1.1mmH/ms,更優選地不大于1.0mmH/ms,而且

-壓力信號的二階導數d2P/dt2的最大閾值Td2不大于0.2mmH/ms2,優選地不大于0.17mmH/ms2,更優選地不大于0.15mmH/ms2,

-如果RES的值在其下限大于0而且其上限不大于最小閾值TRES_min的第一區間內可變,該第一區間優選地是從0.3到0.5,

-壓力信號的一階導數dP/dt的最大閾值Td不大于1.6mmH/ms,優選地不大于1.4mmH/ms,更優選地不大于1.2mmH/ms,而且

-壓力信號的二階導數d2P/dt2的最大閾值Td2不大于0.25mmH/ms2,優選地不大于0.22mmH/ms2,更優選地不大于0.20mmH/ms2,

-如果RES的值在與第一區間相鄰而且在其之前(第一區間的下限與第二區間的上限重合)的第二范圍(數學上開放或閉合)內可變,第二范圍的下限不小于0,優選地是0,

-壓力信號的一階導數dP/dt的最大閾值Td不大于1.6mmH/ms,優選地不大于1.4mmH/ms,更優選地不大于1.2mmH/ms,而且

-壓力信號的二階導數d2P/dt2的最大閾值Td2不大于0.35mmH/ms2,優選地不大于0.30mmH/ms2,更優選地不大于0.27mmH/ms2,而且更優選地不大于0.25mmH/ms2,

-如果RES的值小于(或者甚至不大于)與第二區間的下限重?合的最大閾值TRES_max,

-壓力信號的一階導數dP/dt的最大閾值Td不大于2.0mmH/ms,優選地不大于1.8mmH/ms,更優選地不大于1.6mmH/ms,而且

-壓力信號的二階導數d2P/dt2的最大閾值Td2不大于0.45mmH/ms2,優選地不大于0.40mmH/ms2,更優選地不大于0.37mmH/ms2,而且更優選地不大于0.35mmH/ms2。

驗證步驟D測試了當滿足以下四組條件中的任何一組時不需要對壓力信號應用任何濾波器:

-RES≥0.5,一階導數dP/dt在整個心跳期間都小于1.0mmH/ms,而且二階導數d2P/dt2在整個心跳期間都小于0.15mmH/ms2;

-0.3≤RES<0.5,一階導數dP/dt在整個心跳期間都小于1.2mmH/ms,而且二階導數d2P/dt2在整個心跳期間都小于0.2mmH/ms2;

-0.0≤RES<0.3,一階導數dP/dt在整個心跳期間都小于1.2mmH/ms,而且二階導數d2P/dt2在整個心跳期間都小于0.25mmH/ms2;

-RES<0.0,一階導數dP/dt在整個心跳期間都小于1.6mmH/ms,而且二階導數d2P/dt2在整個心跳期間都小于0.35mmH/ms2。

如以上所提到的,步驟E基于步驟B的分析和步驟C的確定選擇低通濾波器的截止頻率,并且對所采樣的壓力信號應用該低通濾波器。特別地,步驟E如下地基于整個心率中RES的值和壓力信號的一階導數與二階導數的值選擇低通濾波器的截止頻率:RES值被區分成三個或更多個,優選地是四個,相鄰變化區間(優選地對應于驗證步驟D中所使用的那些),對于這些區間中的每一個,壓力信號的一階導數dP/dt的值被區分成三個或更多個,優選地是六個,相鄰變化區間,而且,對于一階導數dP/dt的值的范圍中的至少一個,壓力信號的二階導數d2P/dt2的值被區分成三個或更多個,優選地是四個,不?重疊的變化區間(彼此相鄰而且,在適用的地方,與根據該方法不應用低通濾波器的二階導數d2P/dt2的值的范圍相鄰),從而選擇要應用的低通濾波器的對應的截止頻率。

步驟E在四個相鄰變化區間(對應于驗證步驟D的那些)中區分RES值,對于這些區間中的每一個,在六個相鄰變化區間中區分壓力信號的一階導數dP/dt的值,而且,對于一階導數dP/dt的值的第一區間,在四個相鄰變化區間(這些區間與對應于不對其應用低通濾波器的條件集合的區間是連續的)中區分二階導數d2P/dt2的值。更具體地說,根據優選實施例,濾波器的截止頻率是如下確定的:

1.如果RES的值滿足條件RES≥0.5

1.1如果一階導數的值在整個心跳期間都滿足條件

dP/dt<1.0mmH/ms

1.1.1如果二階導數的值在整個心跳期間都滿足條件

0.15mmH/ms2≤d2P/dt2<0.25mmH/ms2

就應用截止頻率為15Hz的低通濾波器;

1.1.2如果二階導數的值在整個心跳期間都滿足條件

0.25mmH/ms2≤d2P/dt2<0.30mmH/ms2

就應用截止頻率為12Hz的低通濾波器;

1.1.3如果二階導數的值在整個心跳期間都滿足條件

0.30mmH/ms2≤d2P/dt2<0.35mmH/ms2

就應用截止頻率為8Hz的低通濾波器;

1.1.4如果二階導數的值在整個心跳期間都滿足條件

d2P/dt2≥0.35mmH/ms2

就應用截止頻率為7Hz的低通濾波器;

1.2如果一階導數的值在整個心跳期間都滿足條件

mmH/ms≤dP/dt<1.3mmH/ms

就應用截止頻率為12Hz的低通濾波器;

1.3如果一階導數的值在整個心跳期間都滿足條件

1.3mmH/ms≤dP/dt<1.5mmH/ms

就應用截止頻率為8Hz的低通濾波器;

1.4如果一階導數的值在整個心跳期間都滿足條件

mmH/ms≤dP/dt<2.5mmH/ms

就應用截止頻率為7Hz的低通濾波器;

1.5如果一階導數的值在整個心跳期間都滿足條件

mmH/ms≤dP/dt<3.0mmH/ms

就應用截止頻率為6Hz的低通濾波器;

1.6如果一階導數的值在整個心跳期間都滿足條件

dP/dt≥3.0mmH/ms

就應用截止頻率為3Hz的低通濾波器;

2.如果RES的值滿足條件0.3≤RES<0.5

2.1如果一階導數的值在整個心跳期間都滿足條件

dP/dt<1.2mmH/ms

2.1.1如果二階導數的值在整個心跳期間都滿足條件

0.2mmH/ms2≤d2P/dt2<0.25mmH/ms2

就應用截止頻率為15Hz的低通濾波器;

2.1.2如果二階導數的值在整個心跳期間都滿足條件

0.25mmH/ms2≤d2P/dt2<0.35mmH/ms2

就應用截止頻率為12Hz的低通濾波器;

2.1.3如果二階導數的值在整個心跳期間都滿足條件

0.35mmH/ms2≤d2P/dt2<0.45mmH/ms2

就應用截止頻率為8Hz的低通濾波器;

2.1.4如果二階導數的值在整個心跳期間都滿足條件

d2P/dt2≥0.45mmH/ms2

就應用截止頻率為7Hz的低通濾波器;

2.2如果一階導數的值在整個心跳期間都滿足條件

1.2mmH/ms≤dP/dt<1.5mmH/ms

就應用截止頻率為13Hz的低通濾波器;

2.3如果一階導數的值在整個心跳期間都滿足條件

1.5mmH/ms≤dP/dt<1.8mmH/ms

就應用截止頻率為10Hz的低通濾波器;

2.4如果一階導數的值在整個心跳期間都滿足條件

1.8mmH/ms≤dP/dt<2.5mmH/ms

就應用截止頻率為8Hz的低通濾波器;

2.5如果一階導數的值在整個心跳期間都滿足條件

2.5mmH/ms≤dP/dt<3.5mmH/ms

就應用截止頻率為6Hz的低通濾波器;

2.6如果一階導數的值在整個心跳期間都滿足條件

dP/dt≥3.5mmH/ms

就應用截止頻率為3Hz的低通濾波器;

3.如果RES的值滿足條件0.0≤RES<0.3

3.1如果一階導數的值在整個心跳期間都滿足條件

dP/dt<1.2mmH/ms

3.1.1如果二階導數的值在整個心跳期間都滿足條件

0.25mmH/ms2≤d2P/dt2<0.30mmH/ms2

就應用截止頻率為15Hz的低通濾波器;

3.1.2如果二階導數的值在整個心跳期間都滿足條件

0.30mmH/ms2≤d2P/dt2<0.40mmH/ms2

就應用截止頻率為12Hz的低通濾波器;

3.1.3如果二階導數的值在整個心跳期間都滿足條件

0.40mmH/ms2≤d2P/dt2<0.50mmH/ms2

就應用截止頻率為8Hz的低通濾波器;

3.1.4如果二階導數的值在整個心跳期間都滿足條件

d2P/dt2≥0.50mmH/ms2

就應用截止頻率為5Hz的低通濾波器;

3.2如果一階導數的值在整個心跳期間都滿足條件

1.2mmH/ms≤dP/dt<1.5mmH/ms

就應用截止頻率為13Hz的低通濾波器;

3.3如果一階導數的值在整個心跳期間都滿足條件

1.5mmH/ms≤dP/dt<1.8mmH/ms

就應用截止頻率為10Hz的低通濾波器;

3.4如果一階導數的值在整個心跳期間都滿足條件

1.8mmH/ms≤dP/dt<2.5mmH/ms

就應用截止頻率為8Hz的低通濾波器;

3.5如果一階導數的值在整個心跳期間都滿足條件

2.5mmH/ms≤dP/dt<3.5mmH/ms

就應用截止頻率為6Hz的低通濾波器;

3.6如果一階導數的值在整個心跳期間都滿足條件

dP/dt≥3.5mmH/ms

就應用截止頻率為3Hz的低通濾波器;

4.如果RES的值滿足條件RES<0.0

4.1如果一階導數的值在整個心跳期間都滿足條件

dP/dt<1.6mmH/ms

4.1.1如果二階導數的值在整個心跳期間都滿足條件

0.35mmH/ms2≤d2P/dt2<0.40mmH/ms2

就應用截止頻率為15Hz的低通濾波器;

4.1.2如果二階導數的值在整個心跳期間都滿足條件

0.40mmH/ms2≤d2P/dt2<0.45mmH/ms2

就應用截止頻率為12Hz的低通濾波器;

4.1.3如果二階導數的值在整個心跳期間都滿足條件

0.45mmH/ms2≤d2P/dt2<0.50mmH/ms2

就應用截止頻率為8Hz的低通濾波器;

4.1.4如果二階導數的值在整個心跳期間都滿足條件

d2P/dt2≥0.50mmH/ms2

就應用截止頻率為10Hz的低通濾波器;

4.2如果一階導數的值在整個心跳期間都滿足條件

1.6mmH/ms≤dP/dt<1.8mmH/ms

就應用截止頻率為13Hz的低通濾波器;

4.3如果一階導數的值在整個心跳期間都滿足條件

1.8mmH/ms≤dP/dt<2.0mmH/ms

就應用截止頻率為10Hz的低通濾波器;

4.4如果一階導數的值在整個心跳期間都滿足條件

2.0mmH/ms≤dP/dt<2.4mmH/ms

就應用截止頻率為8Hz的低通濾波器;

4.5如果一階導數的值在整個心跳期間都滿足條件

2.4mmH/ms≤dP/dt<3.2mmH/ms

就應用截止頻率為6Hz的低通濾波器;

4.6如果一階導數的值在整個心跳期間都滿足條件

dP/dt≥3.2mmH/ms

就應用截止頻率為3Hz的低通濾波器。

以上為用于RES的各個相鄰區間、一階導數dP/dt的各個區間和二階導數d2P/dt2的各個區間的下和/或上限指定的值及為截止頻率所選擇的值都僅僅是指示性的而不是詳盡的,而且可以增大或減小優選地不多于25%,更優選地不多于20%,再優選地不多于15%,甚至更優選地不多于10%。

本發明人已經根據本發明的方法通過在頻域中對心跳中所采樣的壓力信號的頻譜及其在頻率域中的一階和二階導數的分析檢查了低通濾波器的效率。

最后,步驟F允許在顯示器上顯示最終通過最后一次濾波所獲得的所采樣的壓力信號,從而示出這樣獲得的壓力信號的測量值與形態。

如前面所提到的,以上提供的具體描述涉及用于確定RES的方法的應用,以便提供血壓的正確測量值。

但是,如前面所提到的,RES的確定對于其他目的也是有用的。例如,在具有正常血壓和心率的年輕病人中,RES≈0.3。如果RES>0.3(例如,RES=0.5至0.6),則指示病人存在由于可能敗血性休克及隨之而來的差腎灌注所導致的極端血管擴張。關于心血管系統的血?管的硬度,負的RES值(例如,-0.5或-0.6)將可以歸因于差的心肌收縮性。或者,在從自然呼吸到呼吸暫停的過渡中,RES的快速增大指示次大面積的肺栓塞。還有,在重癥護理中的心臟監測中,通過RES的確定,有可能控制計數-脈沖器(counter-pulser)(IABP)的效率:事實上,適當計數脈沖的心跳比未計數脈沖或者未適當計數脈沖的心跳使RES值上升更高。此外,在體外循環期間,RES假定非常負的值隨這種狀態的延長逐步變得更負。因此,RES可以突出應用這些機制的病人的心肺功能的機械支持機制的有效性。

RES的所述值可以依賴取得壓力信號的點(橈動脈、股動脈、主動脈弓、肺動脈)而變化。在橈動脈取得的信號產生比基于在更大動脈中取得的信號所確定的那些更高的RES值。隨時間,即在監測病人期間,RES的演進提供了關于生物系統對各種刺激和應力的響應的指示,其中所述刺激和應力包括藥理應力和刺激。

從以上描述,很顯然,根據本發明的RES確定可以具有幾種實踐應用。以上給出的適用例子不應當從任何限制的意義來解釋。

以上描述說明了本發明的一些實施例和變體,但是,在不背離由所附權利要求限定的所準予的保護的情況下,本領域任何技術人員都可以進行修改和變化。

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