测量心脏血流输出量的方法和装置制造方法及图纸

一种测量心脏血流量的方法，其中将从左心室（ＬＳＶ）射出的血量或从右心室（ＲＳＶ）射出的血量表达和计算成为用适当传感器记录的压力曲线下面面积的独立贡献因子中至少一个的函数，以及根据关系式Ｑ＝ＬＳＶ（或ＲＳＶ）×ＨＲ计算心脏血流量Ｑ，其中ＨＲ为心率。（*该技术在2020年保护过期，可自由使用*）

【技术实现步骤摘要】

本专利技术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。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，Z0是血流阻抗，单位为，它取决于动力阻力以及动脉管壁的柔顺性。LSV是以为单位测量的(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。本专利技术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。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。按照本专利技术的又一个方面，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。按照本专利技术的再一方面，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，我们根据本专利技术考虑升主动脉和/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，按照本专利技术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，通过本专利技术的方法(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)。按照本专利技术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。本专利技术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)(附图说明图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＝]/1000式(1)其中K＝1并有量纲，以单位l3/t2表示；λm为平均波长，约为10mVm为平均速度，约为10m/sρ为血密度；A为压力曲线p(t)下t1(舒张脉时间，单位)和tdic(二重脉搏压力时间，单位之间的积分，单位为(图1)；K1＝100，单位，代表平均压力的校正因子；Za1＝(psys-p(1))/tsys，单位为；Za2＝(pdic/tfinal-tdic)，单位为；以及Pm＝(psys+2p(1))/3。参看下面注1Tfinal＝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；HR＝60000/T，以及T为心搏周期，单位。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t本文档来自技高网...

【技术保护点】
一种测量心脏血流输出量的方法，其特征在于包括步骤：用合适的传感器记录血压信号；对时间计算从左心室（ＬＳＶ）射出的血量或从右心室（ＲＳＶ）射出的血量作为动脉柔顺性的和／或外周阻力的和／或血流阻抗的函数；根据关系式Ｑ＝ＬＳＶ（或ＲＳ Ｖ）×ＨＲ计算心脏输出量（Ｑ），其中ＨＲ是心率。

【技术特征摘要】
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【专利技术属性】
技术研发人员：S罗马诺，
申请(专利权)人：萨尔瓦多罗马诺，
类型：发明
国别省市：IT[意大利]