测量心脏血流输出量的方法和装置 【发明领域】
本发明涉及采用侵入式和非侵入式间接技术以连续方式确定搏出量，即从左心室(LSV)排出的血量，从右心室(RSV)排出的血量，从而确定心脏输出Q，即搏出量乘以心率(HR)，以能在各种临床状况下以及在测功计测试过程中获得这一重要的血动力参数。现有技术
心脏血流量Q的测量，现今广为采用的侵入式方法是热稀释法(TDM)、菲克氏法(FM)以及采用在主动脉或肺动脉中测得的动脉压力信号p(t)的方法，称为脉搏外形法(PCM)。
这种采用信号压力的方法并不十分可靠，因而须作校准。这通常是TDM。现时用这种方法得不到可靠的结果。
PCM法是Herd的原始概念(Herd J.A.等，1864)和Frank的称为Windkassel(德文“气室”)理论(Franck O. 1930)的理论导出的，PCM法还是基于在左心室(LSV)排出的血量或右心室(RSV)排出的血量和压力曲线p(t)下的面积之间存在的关系。
用来计算心搏量的基本关系式是SV＝A/Z0，其中A是压力曲线p(t)下的面积(见图A1)，单位为[mmHg/t]，Z0是血流阻抗，单位为[mmHg/cm/t]，它取决于动力阻力以及动脉管壁地柔顺性。LSV是以[Cm3]为单位测量的(见图A1)，因此如心率以每分钟搏动数测量，则Q＝LSV×HR是以l/min表示的心脏血流量。这里我们回想动脉压对时间的曲线由LSV的大小和血管阻抗所决定。因而，脉搏外形法力图将这两种分离开来加以分析；但该方法不能确定这两种贡献作为独立的时变量。
许多研究试图用Windkassel理论，只从压力波形和从在主动脉或肺动脉波传输有关的特性来确定LSV(Romington J.W等，1948；Warner H.R等，1953；Herd J.A等1966；Kouchoukos N.T等，1970)。
继而在若干年中应用Franck的原始概念，并已经能以连续方式从主动脉或肺动脉中压力信号的测量来估算LSV(McDonald D.A等，1974；Wesseling K.H等，1976；Tajimi T.等1983；Wesseling K.H.等，1993)。
然而在具体应用到各种可能的临床状况中，脉搏外形法对计算血流阻抗普通地需要”校准“。校准一般采用上述另两种方法即热稀释法和菲克氏法中的一种，或者采用主动脉直径的主动脉参数和病人的年龄、性别、身高和体重的线性回归法。
不同的是，校准和回归因子都会有误差，使得从中得出的方法不精确，并且在任何情况下回归分析只能根据有限受验人数得到。因而只能作为被研究量的平均值而非真实实测量来接受。
事实上，用热稀释法和菲克氏法估算的心脏血量总是与用其他诊断技术得到的临床参数不一致，并且这主要发生在患者有某些心脏病如心脏扩大、心血管病和心脏纤颤的病人中。
举例说，考虑在心室的张开和闭合点之间所研究的主动脉中两个可能的信号。这些信号一般呈现相同的面积但不同的形式，并有到达心脏收缩点的不同时刻。
因此传统的脉搏外形法将产生基于校准阻抗所估算的相同正确的测量(相同的积分)。但显然从不同形式的信号必将得出不同的阻抗，这是不能估计的。
因而现今采用的侵入式技术的限制是：a)因临床疾病而使心脏血流量估计中获得的精度差；b)因病人的病理状况而一般无实用性；以及c)在例如测功计测试期间不能施用所述侵入式技术。发明范围
本发明的第一范围是以连续方式获得的测量比采用现有侵入式和非侵入式技术获得的测量更可信赖。
本发明的第二范围是通过引入专用公式中的变化给出大体上与传感器施加点无关的测量，而不需要任何事先的测量校准。发明内容
为达到上述目的，本发明采用的方法是从以侵入方式在升主动脉、肺动脉和股动脉、肱动脉和桡动脉中测得的，或以非侵入方式例如用环套计从手指的小动脉测得的压力信号直接得到心脏血流量。按照该方法，通过将信号比作弹性管道中液流的信号并设杨氏模量不变(特定取值为1)，根据信号的谐振点计算压力的阻抗。以此方法能计算心脏血流量而无须再用各种校准，但只需根据对压力波的分析及其特性。
较好的是通过所记录的压力信号对时间的一阶和二阶导数的分析来计算液力阻抗。
按照本发明的又一个方面，考虑到在信号可能记录的各点所述压力值的衰减，还由用来计算LSV的平均压力值作校正。
按照本发明的再一方面，所述方法有可能使得根据手指上(或以非侵入方式的其他点)上所记录的信号直接重建主动脉和肺动脉中的信号，并从后者的信号中重建心脏血流量。
具体而言，为获得SV估算，我们根据本发明考虑升主动脉和/或肺动脉中的波压力，动脉的柔顺性(E)以及外财阻力(R)。我们考虑1)SV与心室瓣膜开放时得到的压力变化(这是收缩压和舒张之压差除以收缩和舒张之间经过的时间)的关系，2)由E和R调节SV。为获得这些贡献，我们需要考虑二重脉搏压力值和收缩二重脉搏压力之间其他特征点(该压力值必须除以时间，该时间是心搏的结束时间和所考虑的事件的时刻之间的差)。
因此，我们考虑SV由3个点来决定：1)心室射出的血团；2)主动脉壁的反作用；3)外周血管循环的阻力。由于在取样点上的压力值是这等部分在同一时刻作用的结果，故我们以扰动的方法研究我们的系统。因此我们已经考虑心室和系统E和R的主要贡献，第一由上述的1)所给出，第二，E和R系统主要对瓣膜闭合使用贡献(二重脉搏压力点)。这最后事件点根据管道被穿过的长度由一系列对心脏瓣膜后的压力信号的扰动所调节。这就是需要考虑不仅由上述收缩和舒张引起的贡献，还要考虑第二扰动引起的贡献在何时出现。
最后，已经考虑的所有事件点是其中在各点(从心室-E-R射血)之间存在平衡状态的时刻：“主要”平衡点(收缩和舒张点)可以有或没有其他平衡点“相伴”(下面将说明如何并是否分析它们)。所有这些信号可在已由心室(右和左)产生后的血流的波压力中找到。
幸好，按照本发明的方法可能建立血流阻抗和可用的时间之间的关系，还可结合已知的涉及被记录信号校准的方法(例如热稀释法)其中压力曲线下面面积的贡献考虑为时变量，而只考虑阻抗的贡献是恒定量。
特别是，通过本发明的方法(下面称脉搏分析法(PAM))，可能：a)从升主动脉和肺动脉中以侵入方式记录的信号压力中求出SV；b)从(肱、桡和股动脉)以侵入方式记录的和非方式记录(例如从手指血管用示波法获得的压力中)的动脉信号压力中求出SV。
在这种方法中我们估算了LSV和RSV，从而以完全不作任何校准的方法决定了真实Q值。因此仅通过分析波压力得到这些结果(仅取决于在何处采样波压力)。
按照本发明提供了能完成这种方法的装置。
装置包括微处理器单元，用于接收对时间的血压信号并对其进行分析，以确定上述认同的参数并据此计算心脏输出Q。
在较佳的实施例中，装置还包括环套计形状的传感器，将它用于手指上以获得血压信号。附图简述
图1A示出用作现有方法分析的心脏压力信号图；
图1～19示出心脏压力信号及其一阶和二阶导数的形式，信号在各记录点上采集；
图20示出根据本发明的方法从手指的小动脉上记录的压力信号开始的主动脉中信号的重建。本发明的详述说明
下面参照附图，说明本方法应用的各种例子。例1A)LSV和采自升主动脉的压力之间的关系(脉搏分析法，主动脉：PAMA)(图1～6)i)用下面的一般关系式，PAMA确定心脏血流量Q，单位为升/分(lit/min)(在升主动脉中以1000Hz获得压力信号)：
LSV＝[K[A/((Za1+Za2)×1000)+A/((Za1+Za2)×1000)×(Pm-K1)/K1]]/1000
式(1)其中：
K＝1并有量纲[λm×Sqrt(2p/(ρ)×Vm]，以单位l3/t2表示；
λm为平均波长，约为10m
Vm为平均速度，约为10m/s
ρ为血密度；
A为压力曲线p(t)下t1(舒张脉时间，单位[ms])和tdic(二重脉搏压力时间，单位[ms]之间的积分，单位为[mmHg×ms](图1)；
K1＝100，单位[mmHg]，代表平均压力的校正因子；
Za1＝(psys-p(1))/tsys，单位为[mmHg/ms]；
Za2＝(pdic/tfinal-tdic)，单位为[mmHg/ms]；以及
Pm＝(psys+2p(1))/3。参看下面注1
Tfinal＝所考虑的博动的时间(时间在t1开始并在tfinal结束)
因而心脏血流量是
Q＝LSV×HR其中Q的单位为[lit/min]；
HR＝60000/T，以及
T为心搏周期，单位[ms]。
这一关系式被施用于其中压力曲线和对应的21点上下切的平均(即一阶导数d’)和平均正切的21点上正切的平均(即二阶导数d″)为如图1和3且与记录点有联系的情况中。ii)有-Za3
在升主动脉中压力曲线为图4的形式，对应的一阶和二阶导数d’和d″为图5和图6且在时间t3处(见图6)表示谐振点的情况下，关系式成为：
LSV＝[K[A/((Za1+Za2-Za3)×1000)+A/((Za1+Za2-Za3)×1000)
×(Pm-K1)/K1]]/1000 式(2)
式中的符号意义同式(1)，t3是时间tsys和时间tdic之间在d″的最小值处的时间，单位为[ms]，p3是时间t3处(见图6)对应的压力，单位[mmHg]，Zf3＝(p3/(tfinal-t3)mmHg/ms。
能以类似的方法计算Q＝LSV*HR。注1
对升主动脉中测得的压力，平均压力认为对区间90-110mmHG的；对于110～120和90～80mmHg之间的平均压力必须看为在50％处(例如对Pm＝118mmHg，我们的方法是＝114mmHg)；对于120～130和80～70mmHg之间的平均压力值，必须看作在25％处，对于平均压力值≥130和≤70mmHg，必须看作13％。例2B)RSV和采自肺动脉的压力之间的关系(脉搏分析法，肺动脉：PAMA)
从右心室RSV排出的血量与肺动脉中测得的压力之间的关系。除了刻度改变外，对应的信号压力类似主动脉压力的表示形状(见图7)。
用下面一般关系式，PAMP确定心脏血流量Q。单位为lit/min(在肺动脉以1000Hz获得压力)：
RSV＝[K[A/((Za1+Za2)×1000)+A/((Za1+Za2)×1000)×(Pm-K1)/K1]]/1000
式(3)其中；
K＝1并有量纲[λm×Sqrt(2p/(ρ)Vm)]，以单位(l3/t3)表示，ρ我血密度；
A为压力曲线p(t)下t1(舒张脉处时间，单位[ms])和tdic(二重脉搏中动脉第二次扩张处的时间，单位[ms])之间的积分，单位为[mmHg×ms]；
K1＝12，单位为[mmHg]；
Za1＝(psys)/tsys，单位为[mmHg/ms]；
Za2＝(pdic/tfinal-tdic)，单位为[mmHg/ms]；以及
Pm＝(psys+2p(1))/3，参看下面注2。
Q＝RSV*HR，其中Q的单位为[lit/min]；
HR＝60000/t；以及
T为心搏周期，单位为[ms]。
图7示出肺动脉中压力的信号获得。对肺动脉中的压力，我们有于主动脉的d’和d″的变量。因而二重脉搏压力(Pdic)、收缩压力(Psys)、舒张压力(P(1))等各点以及有关时间的确定与上述相同。ii)肺动脉平均压力≤19mmHg的情况
在Pm≤19mmHg的情况下关系式成为：
RSV＝[K[A/((Za1+Za2)×1000)+A/((Za1+Za2)×1000)]]/1000式(4)
符号的意义与前面情况相同。能以类似的方法计算Q＝RSV×HR。注2
在肺动脉中取得压力时，平均压力必须为在19～28mmHg之间的压力区间；对平均压力值在28～33mmHg间的必须考虑作50％，对平均压力值在＞33mmHg的必须考虑作25％(例如对pm＝43mmHg我们的方法是等于33mmHg)；对于其值＜19mmHg的是我们ii)的情况，故不用平均压力。例3C)LSV和从手指小动脉非侵入式记录的压力之间的关系(脉搏分析法，手指：PAMF)直接关系i)下面一般关系式，PAMF确定心脏血流量Q，单位为lit/min(在左上以1000Hz获得压力)：
LSV＝[K[A/((Zf1+Zf2)×1000)+A/((Zf1+Zf2)×1000)×(Pm-K1)/K1]]/1000
式(5)其中(图8)
K＝1并有量纲[λm×Sqrt(2p/(ρ)×Vm]，以单位[l3/t2]；
A为压力曲线p(t)下t1(舒张脉处时间，单位[ms])与tdic(二次脉搏压力处时间，单位[ms])之间的积分，单位为[mmHg×ms]；
K1＝90，单位为[mmHg]；
Zf1＝(psys-p(1))/tsys，单位为[mmHg/ms]；
Zf2＝pdic/(tfinal-tdic)，单位为[mmHg/ms]；以及
Pm＝(psys+2p(1))/3。参见下面注3
经校正的左心室排血量(LSVC)为
LSVC＝[LSV+LSV×abs(delta(Pd1-pdic))/(psys-pdis)] 式(6)式中：
(pd1-pdic)＝二重脉搏点(Pdic)的压力在其最大(Pd1)处的变化＝[mmHg]。仅当二重脉搏之后有压力增加((Pd1-Pdic)＞0)时才有此校正。在不出现压力增加((Pd1-Pdic)≤0)时，LSV＝LSVC。
psys是收缩压，单位为[mmHg]；
pdias是舒张压，单位为[mmHg]；以及
在二重脉搏点之后立即计算项pd1，且是(pdic)后曲线的最大值。
Q＝LSVC*HR，其中Q的单位为[lit/min]；
HR＝60000/t；以及
T为心搏周期，单位为[ms]。
上述关系式被施用于其中压力曲线和对应的一阶和二阶导数d’和d″为图9和图10的情况中。ii)有-Zf3
在压力曲线为图11的形式且对应的一阶和地阶导数d’和d″为图12和13的情况下，关系式成为：
LSV＝[K[A/((Zf1+Zf2-Zf3)×1000)+A/((Zf1+Zf2-Zf3)×1000)
×(Pm-K1)/K1]]/1000 式(7)式中：
Zf3＝P3/(tfinal-t3)；以及
各符号的意义与以前规定的相同，t3是d″在时间tsys和时间tdic之间d″的最小值的时间，单位[ms]，P3是t3处对应的压力，单位[mmHg](图11)。
LSVC＝LSV+LSV×abs((Pd1-Pdic))/(psys-P(1)) 式(8)能以类似的方法计算Q＝LSVC×HR。iii)有-2Zf3
在压力曲线为图14的形式且对应的一阶和二阶导数d’和d″为图15和16的情况下，关系式成为：
LSV＝[K[A/((Zf1+Zf2-2Zf3)×1000)+A/((Zf1+Zf2-2Zf3)×1000)
×(Pm-K1)/K1]]/1000 式(9)式中：
Zf3＝P3/(tfinal-t3)；以及
各符号的意义与以前规定的相同，t3是d″在时间tsys和时间tdic之间d″的最小值的时间，单位[ms]，P3是时间t3处对应的压力，单位[mmHg](见图14)。
LSVC＝LSV+LSV×abs((Pd1-Pdic))/(Psys-P1) 式(10)能以类似的方法计算Q＝LSVC×HR，单位[lit/min]。iii)有-2Zf3-Zf5
在压力曲线为图17的形式且对应的一阶和二阶导数d’和d″为图18和19的情况下，关系式成为：
LSV＝[K[A/((Zf1+Zf2-2Zf3-Zf5)×1000)+A/((Zf1+Zf2-2Zf3-Zf5)×1000)
×(Pm-K1)/K1]]/1000式中：Zf3＝P3/(tfinal-t3)；
Zf5＝P5/(tfinal-t5)；
各符号的意义与以前规定的相同，t5是d″在时间tsys和时间tdic之间d″的最小值的时间，单位[ms]，P5是时间t5处对应的压力，单位[mmHg](见图17)。
LSVC＝LSV+LSV×abs((Pd1-Pdic))/(psys-P1)[11]ex10能以类似的方法计算Q＝LSVC×HR，单位[lit/min]。注3
以非侵入方式在手指小动脉取得压力时，平均压力必须被认为在70～110mmHg之间的压力区间；对平均压力值在110～150和70-40mmHg间的必须考虑作50％(例如对pm＝128mmHg我们的方法是等于119mmHg)；对平均压力＞150和＜40mmHg的必须考虑作25％。v)通过用Zf1-Zf5在时域中的线性多重回归重建升主动脉的压力信号
对于信号重建基本上采用线性多重回归法。为了从和在左手中指上的小缚带连续记录的动脉信号中重建用心脏导管在升主动脉(或肺动脉)中记录的信号，采用线性多重回归法，其中以两个相继的步骤获得重建的压力信号：
1)根据手指上所采的信号作出升主动脉(或肺动脉)中在心搏周期中平均压力为估算，由前面各中动脉信号的各种分析情况中所用的公式导出Pmf值(据手指上所采的记录估算主动脉中平均压力)：
Pmf＝LSV×Ztot/(k×A) 式(11)
2)从使用下列参数的拟合重建升主动脉(或肺动脉)中的波形：
y＝a0×Pmf+a1×fin+a2×abs(devfin)+a3×abs(der2fin)+
a4×abs(der3fin)+a5×(intfin)+a6×slope×abs(derfin)+
a7×slope×zZf1+a8×slope+a9×maxfin+a10×minfin+
a11×HR×(intfin(直至所考虑的点))+a12×areaf+a13×zZf1+
a14×zZf2+a15×zz3f+a16×zz4f+a17×Zf5
areaf＝cof×(Zf1+Zf2)/(Zf1+Zf2-n×z3f-zf5) 式(12)式中，zf5和n＝0，1和2，依前述的准则而定；
zzf4＝Pd1/(tfinale-td1) (图14)；
fin为手指上的压力；
abs(derfin)为所考虑压力点的一阶导数的绝对值；
abs(der2fin)为所考虑压力点的二阶导数的绝对值；
abs(der3fin)为所考虑压力点的三阶导数的绝对值；
infin为手指上信号的直到所考虑点的积分；
slope为水平轴与通过心脏循环的左和右上最小点的直线之间的角度；
maxfin和minfin与收缩压和舒张压相符合；
areaf为压力信号的总面积；以及其余符号与以前规定的意义相同。
图20示出若干获得的重建。
以非侵入方式记录的信号的重建曲线与在升主动脉附近直接采到的信号曲线之间的误差为
SD(mmHg) Max(mmHg) Min(mmHg)
1.16÷5.67 2.38÷16.40 -2.82÷-16.41
平均：3.41 9.37 -9.32
SD＝标准偏差：对舒张压附近的各重建点得到最小的差异，收缩压附近各点得到最大的差异。
Max＝重建的所考虑的点的压力与在心搏期间用导管实际测得的压力的过估算的差异：在舒张压附近的重建点得到这一差异的最小值，在收缩压附近的点得到差异的最大值。
Max＝重建的所考虑的点的压力与在心搏期间用导管实际测得的压力的过估算的差异：在舒张压附近的重建点得到这一差异的最小值，在收缩压附近的点得到差异的最大值。
Min＝重建的所考虑的点的压力与在心搏期间用导管实际得的压力的欠估算的差异：在舒张压的重建得到这一差异的最小值，在收缩压附近的点得到差异的最大值。
在这一计算中重要的是我们在C)中考虑的Zf1、Zf2、Zf3、Zf5：为获得满意的结果，这些是必须的。
D)LSV与从股动脉或从其他外财点如肱动脉或桡动脉侵入式记录的压力之间的关系(脉搏分析法、肱、桡和股，PAM(BRF))：
对于这些情况，我们已经明白运用公式其有非侵入式和下列精度的情况C)中所有的形式：i)对这些侵入的信号K1必须考虑的为＝100；ii)注3仍然不变。
根据本发明，本方法可结合已知的包括记录信号的校准的方法(如热稀释法)加以应用，其中压力曲线下的面积的贡献考虑作时变量，而只考虑阻抗的贡献为恒定量。
在这种情况中所提出的方法使得有可能用于阻抗计算的心率、压力值和压力波形中甚至有较大的变化。
因此可得出结论，所提出的方法对于正常人群和受各种病理状况影响的病人在心脏血流量的侵入式和非侵入式估算中都是一种有效和良好的诊断工具。
此外，所述方法既可应用于健康人群也可用于已经受测功计测试的其心脏循环出现改变的人群，测功试验的目的在于建立血动力学响应于该试验的等级。
要强调本方法仅基于压力信号(在肺动脉、主动脉弓，或任何别的较大的动脉血管中侵入式的，或在手指上非侵入式记录的)的研究，而与受测人员的人类学的数据和年龄无关。
本发明还包括用于测量心脏血流量的装置，它至少包括一个传感器，用于检测血压信号，和连接到所述传感器上的计算机单元，用于按照上述方法进行测量，并配备至少一个用于测量值的装置。
较佳地，该装置包含计算机程序的存储媒体，执行权利要求项1～12中至少一项所述的方法。
本发明还涉及可装载到计算机单元中的计算机程序以执行所述方法。