血量測量方法和血量測量裝置制造方法
【專利摘要】本發(fā)明提供一種在測量中不消耗太多時間、簡單并且能夠減輕患者緊張的血量測量方法。測量至少兩種類型的呼吸變化數(shù)據(jù)：例如與每搏輸出量的呼吸變化（SVV）數(shù)據(jù)相關(guān)的數(shù)據(jù)、與脈搏波振幅的呼吸變化（PAV）相關(guān)的數(shù)據(jù)，呼吸周期內(nèi)的脈搏波傳播時間（PWTT）以及預(yù)定時間內(nèi)的心率（HR），并計算患者的固有系數(shù)α、β和K，由此通過方程CO=K（α*PWTT+β）*HR來確定心輸出量。
【專利說明】血量測量方法和血量測量裝置【技術(shù)領(lǐng)域】
[0001]本發(fā)明涉及測量心搏排血量的血量測量方法和血量測量裝置。
【背景技術(shù)】
[0002]在手術(shù)室、重癥監(jiān)護(hù)室、急診治療室或衛(wèi)生護(hù)理中心內(nèi)的透析治療室中監(jiān)測患者的循環(huán)動力學(xué)變化，必須最少中斷地連續(xù)進(jìn)行。對患者的循環(huán)動力學(xué)變化的這種監(jiān)測，到目前為止主要通過直接監(jiān)測血壓來實踐。
[0003]然而，活體通常控制心輸出量和血管阻力，使得神經(jīng)中樞的血壓維持在一定范圍內(nèi)。因此，為了在早期階段確定患者的循環(huán)動力學(xué)變化，直接監(jiān)測血壓是不夠的。此外，當(dāng)發(fā)現(xiàn)血壓變化時，必須確定變化的原因。由于這些原因，除了監(jiān)測血壓之外，還必需觀察心輸出量。用于測量心輸出量的已知方法包括熱稀釋法、染料稀釋法和超聲波法。
[0004]順帶地說，鑒于要求健康護(hù)理工作人員的復(fù)雜技巧和患者的高度侵襲，任何方法都不能容易地進(jìn)行而不發(fā)生中斷。在這些方法下，難以全時連續(xù)地監(jiān)測患者的循環(huán)動力學(xué)變化。
[0005]相反，專利文獻(xiàn)I公開了一種血量測量方法，其能夠無創(chuàng)地、連續(xù)地監(jiān)測患者的循環(huán)動力學(xué)變化而不發(fā)生中斷，這消除了對健康護(hù)理工作人員的復(fù)雜技巧例如導(dǎo)管的插入的要求，并且這減輕了患者的疼痛。根據(jù)所述血量測量方法，利用脈搏波傳播時間與每搏輸出量之間的相關(guān)性來計算心輸出量。
[0006][相關(guān)技術(shù)文獻(xiàn)]
[0007][專利文獻(xiàn)]
[0008][專利文獻(xiàn)I]日本專利號4742644
[0009]然而，在專利文獻(xiàn)I中所描述的血量測量方法下，在確定患者固有的系數(shù)α之時必須測量血壓至少兩次或以上，這導(dǎo)致測量時間增加，并可能強加給患者不需要的緊張。此外，當(dāng)在兩個或以上血壓測量值之間不存在差異時，不能實現(xiàn)α和β的校準(zhǔn)。因此，為了使血壓值彼此不同，必須在將患者置于負(fù)載下時測量血壓；因此，測量血壓值本身并不容易。

【發(fā)明內(nèi)容】

[0010]本發(fā)明提供了在測量進(jìn)行中不消耗太多時間、簡單并且能夠減輕患者緊張的血量測量方法和血量測量裝置。
[0011]因此，本發(fā)明的一個方面是提供一種用于從脈搏波傳播時間計算心輸出量(CO)的血量測量方法，該方法包括如下步驟:
[0012]測量至少兩種類型參數(shù)的呼吸變化；
[0013]測量呼吸周期內(nèi)的脈搏波傳播時間(PWTT)；
[0014]測量預(yù)定時間內(nèi)的心率(HR);以及
[0015]利用所述至少兩種類型參數(shù)的所述呼吸變化、所述脈搏波傳播時間和所述心率來計算心輸出量(CO)[0016]所述至少兩種類型參數(shù)的呼吸變化可以包括每搏輸出量的呼吸變化(SVV)和脈搏波振幅的呼吸變化(PAV)。
[0017]患者的固有系數(shù)α、β和K可以通過使用所述至少兩種類型參數(shù)的呼吸變化和所述脈搏波傳播時間來計算，并且所述心輸出量由下列方程確定:
[0018]CO=K ( a *PWTT+ β ) *HR。
[0019]所述患者的固有系數(shù)α可以由下述方程來確定:
[0020]a = - (PAV*PP1)/ (PAV* (PWTTavg - PWTTl)+PWTTmax - PWTTmin)，其中
[0021]PPl是實測脈壓；PWTTavg是呼吸周期內(nèi)的平均脈搏波傳播時間；PWTT1是實測脈搏波傳播時間；PWTTmax是所述呼吸周期內(nèi)的脈搏波傳播時間的最大值；以及PWTTmin是所述呼吸周期內(nèi)的脈搏波傳播時間的最小值。
[0022]所述至少兩種類型參數(shù)的呼吸變化可以包括每搏輸出量的呼吸變化(SVV)和脈壓的呼吸變化(PPV)。
[0023]在本發(fā)明的另一方面中，提供了一種從脈搏波傳播時間計算心輸出量(CO)的血量測量裝置，該裝置包括:
[0024]呼吸變化測量單元，該呼吸變化測量單元用于測量至少兩種類型參數(shù)的呼吸變化；
[0025]脈搏波傳播時間測量單元，該脈搏波傳播時間測量單元用于測量呼吸周期內(nèi)的脈搏波傳播時間(PWTT)；
[0026]心率計算單元，該 心率計算單元用于測量和計算預(yù)定時間內(nèi)的心率(HR);以及
[0027]心輸出量計算單元，心輸出量計算單元使用所述至少兩種類型參數(shù)的呼吸變化、所述脈搏波傳播時間和所述心率來計算心輸出量(CO)。
【專利附圖】

【附圖說明】
[0028]圖1是示出了帶有本發(fā)明的血量測量裝置的生物醫(yī)學(xué)信號監(jiān)測器的一種模式的構(gòu)造的框圖；
[0029]圖2是示出了測量模式的實例的圖解，其中患者裝備有心電圖測量單元和外周脈沖波檢測單元；
[0030]圖3是示出了通過α、β和K的校準(zhǔn)來計算esCO的程序的流程圖；以及
[0031]圖4A至4D是示出了 PEP、PWTTa, PffTTb和PWTT之間的關(guān)系的圖。
【具體實施方式】
[0032]下面參考附圖對本發(fā)明的血量測量方法和測量裝置的示例性實施方式進(jìn)行描述。
[0033]首先，下面對測量心搏排血量(心輸出量:C0)的原理進(jìn)行解釋。
[0034]按照作為診斷血管的指數(shù)的Windkessel模型，通過從心臟收縮期間流入主動脈的血量、即每搏輸出量(S V )中減去心臟收縮期間流出到外周的血量(Q S )所確定的流量(SV-Qs)，能夠用主動脈順應(yīng)性(C)和脈壓[PP:收縮壓(最高血壓)與舒張壓(最低血壓)之間的差值]表示如下:
[0035]SV-Qs=C*PP(Eq.l)
[0036]心臟舒張期間流出到外周的血量(Qd)變得相當(dāng)于SV - Qs。流量Qs通過用動脈收縮壓(V)除以血管阻力(R)，并然后將得到的商乘以收縮時間Ts來確定。此外，流量Qd通過用動脈舒張壓(V)除以血管阻力(R)，并然后將得到的商乘以舒張時間Td來確定。簡單來說，考慮到Qs與Ts成比例，并且Qd也與Td成比例，其可以如下表示:
[0037](Qd=) SV - Qs=SV*Td/ (Ts+Td) (Eq.2).[0038]從方程I和2，我們得到
[0039]SV*Td/ (Ts+Td) =OPP
[0040]SV=C*PP* (1+Ts/Td)…(Eq.3)
[0041]假設(shè)在測量時間期間C和Ts/Td恒定的條件下C* (1+Ts/Td) =K,我們得到
[0042]SV=K*PP (Eq.4)
[0043]PP=SV*1/K (Eq.5)
[0044]如上所述，根據(jù)Windkessel模型，脈壓PP與每搏輸出量SV成比例。
[0045]實測脈壓PPl包括基于Eq.5的脈壓PP2 (盡管在Eq.5中使用參考符號PP，但在下面的描述中使用PP2)和在使用例如血管收縮藥物時觀察到的脈壓增量，并表示為
[0046]PP1=PP2+PP3 (Eq.6)。
[0047]假設(shè)不包含PP3，Eq.4和Eq.6將得到
[0048]SV=K* PP1 (Eq.7)。
[0049]因此，可以從實測血壓(脈壓PPl)中實際測量SV。然而，當(dāng)使用血管收縮藥物時，PPl包含PP3，使得最終高估SV的值。這是到目前為止從血壓中計算SV的缺點。
[0050]此外，對于通過如上所述的計算來確定每搏輸出量SV以及從有創(chuàng)地測量的動脈血壓波形來確定心輸出量的裝置的測量準(zhǔn)確性來說，已有報道指出，當(dāng)手術(shù)后進(jìn)入ICU (重癥監(jiān)護(hù)室)的患者的血管阻力作為給藥血管收縮藥物苯腎上腺素的結(jié)果而改變約60%時，通過上述裝置來測量的值與通過作為標(biāo)準(zhǔn)使用的熱稀釋法心輸出量測量儀來測量的值相比，偏差更明顯，并且在這樣的情形中，必須利用熱稀釋法心輸出量測量儀進(jìn)行重新校準(zhǔn)。就此而言，已知在使用血管收縮藥物時，脈壓在源自于外周的反射波的影響下增高，并且PP3對應(yīng)于所述增高。
[0051 ] 脈搏波傳播時間(PffTT)，或者從心電圖中R波的出現(xiàn)直到外周的SpO2脈沖波上升所消耗的到達(dá)時間，包括下列分量:
[0052]PWTT=PEP+PWTTa+PWTTb (Eq.8)。
[0053]圖4A至4D是示出了從患者測量到的各自脈沖波的波形。如圖所示，參考符號PEP表不從心臟開始電興奮時直至主動脈瓣打開時的心臟排血前期。參考符號PWTTa表不從作為主動脈瓣打開的結(jié)果而在主動脈中出現(xiàn)脈沖波時直至脈沖波傳播到一般有創(chuàng)測量血壓的外周動脈時流逝的時間。此外，參考符號PWTTb表示在脈沖波從外周動脈傳播到測量光電脈沖波的更外周血管之前流逝的時間。
[0054]使用10只成年狗來測量從心電圖(ECG)中的R波出現(xiàn)到從股動脈測量的脈沖波上升所流逝的時間(PEP+PWTTa)。在幾種條件下測量時間PEP+PWTTa與血壓之間的關(guān)系，即:給藥血管收縮藥物，給藥血管舒張藥物，增加心臟收縮力，降低心臟收縮力，以及除血，由此發(fā)現(xiàn)脈壓PPl與時間PEP+PWTTa之間的相關(guān)性。
[0055]脈壓PPl與PEP+PWTTa之間的關(guān)系可以表示成Eq.9。
[0056]PEP+PWTTa=a*PPl+b (Eq.9)[0057]此外，將PWTTb與PPl之間的關(guān)系表示成Eq.10。
[0058]PWTTb=c*PPI+d+e (Eq.10)
[0059]發(fā)現(xiàn)當(dāng)PP3作為使用血管收縮藥物的結(jié)果而出現(xiàn)時，與其他條件相比PWTTb傾向于變得更長。相當(dāng)于所述延長的時間取為“e”(參考符號“e”不總是常數(shù))。
[0060]然后按照Eq.9和Eq.10將Eq.8重寫如下。
[0061]PffTT= (a*PPl+b)+ (c*PPl+d+e)
[0062]PPl=I/ (a+c)* (PWTT-b-d-e) (Eq.11)
[0063]將Eq.5的右側(cè)代入Eq.6的PP2中，由此我們得到
[0064]PP1=SV*1/K+PP3 (Eq.12)。
[0065]Eq.11 和 Eq.12 給出
[0066]I/ (a+c)*PWTT_ (b+d) / (a+c) =SV*l/K+PP3+e/ (a+c)
[0067]SV=K* (I/ (a+c)*PWTT_ (b+d) / (a+c)) - K* (PP3+e/ (a+c)) (Eq.13)。
[0068]正如上面提到的，在實驗中發(fā)現(xiàn)，當(dāng)PP3作為使用血管收縮藥物的結(jié)果而出現(xiàn)時，PWTTb傾向于變得更長。苯腎上腺素的給藥導(dǎo)致PP3出現(xiàn)，因此PPl增加。然而，例如在除血或給藥戊巴比妥時發(fā)現(xiàn)的關(guān)系，不再存在于PWTTb與PPl之間，并且PWTTb傾向于變得更長。結(jié)果，由于即使在苯腎上腺素給藥時，在SV與PWTT之間也保持類似于在其他條件下發(fā)現(xiàn)的負(fù)相關(guān)性，所以Eq.13的右側(cè)的第二項“K* (PP3+e/ (a+c))”在實驗上確定為基本上可以忽略。
[0069]因此,令I(lǐng)/ (a+c) = α 并且-(b+d) / (a+c)=3,則
[0070]SV=K* ( a ^PffTT+ β ) (Eq.14),
[0071]其中α和β是待實驗確定的患者的固有系數(shù)。
[0072]從關(guān)系式SV=C0/HR，能夠由下列方程(HR:心率)計算出估算心輸出量esCO。
[0073]esC0=K* ( a *PWTT+β ) *HR (Eq.15)
[0074]其中esCO是用L/min表示的心輸出量，并且K是待實驗確定的患者的固有常數(shù)。
[0075]就此而言，Eq.15也能夠替換如下:
[0076]esCO= ( α Κ*ΡΠΤ+β K) *HR (Eq.16)
[0077]其中αΚ和β K是待實驗確定的患者的固有系數(shù)。
[0078]如果使用如Eq.14,Eq.15和Eq.16所示中的PWTT計算SV和esCO，即使在使用血管收縮藥物的情形中脈壓升高時，在SV與PWTT之間也仍維持例如在其他條件下發(fā)現(xiàn)的相關(guān)性。因此，在相關(guān)領(lǐng)域中當(dāng)使用血壓來計算SV時出現(xiàn)的缺點可以得到解決。因此，沒有高估CO的值。
[0079]現(xiàn)在參考圖1來描述帶有本發(fā)明的血量測量裝置的生物醫(yī)學(xué)信號監(jiān)測器的模式。在解釋的情形中，如果需要，參考圖2，其示出了生物醫(yī)學(xué)信號監(jiān)測器的測量模式的實例。
[0080]生物醫(yī)學(xué)信號監(jiān)測器M具有測量患者血量的血量測量裝置I ;測量心臟的收縮壓和舒張壓的收縮壓舒張壓測量裝置2 ;檢測心電圖中的R波和外周脈沖波的脈搏波傳播時間檢測器3 ;呼吸計4 ;以及有創(chuàng)血壓測量裝置5。
[0081]舒張壓測量裝置2是按照無創(chuàng)血壓測量(NIBP)方法測量患者血壓的裝置，并具有臂套21、壓力釋放閥22、壓力泵 23、壓力傳感器24、臂套壓力檢測部分25和A-D轉(zhuǎn)換器26。
[0082]具體來說，如圖2中所示，當(dāng)患者將臂套21佩戴在他/她的上臂周圍時，收縮壓舒張壓測量裝置2測量血壓。
[0083]作為壓力釋放閥22打開/關(guān)閉的結(jié)果，臂套21的內(nèi)部相對于大氣是開放或封閉的。壓力釋放閥22根據(jù)來自于血量測量裝置I的控制信號輸出來打開或關(guān)閉。此外，從壓力泵23向臂套21供應(yīng)空氣。空氣供應(yīng)根據(jù)來自于血量測量裝置I的控制信號輸出來控制。
[0084]臂套21也與壓力傳感器24 (臂套脈沖波傳感器)相連，并且臂套壓力檢測部分25檢測來自于傳感器的輸出。利用A-D轉(zhuǎn)換器26將來自于臂套壓力檢測部分25的輸出轉(zhuǎn)換成數(shù)字信號，并將由此轉(zhuǎn)換的數(shù)字信號輸入到血量測量裝置I的NIBP脈壓測量單元11。
[0085]壓力釋放閥22、壓力泵23、壓力傳感器24、臂套壓力檢測部分25和A-D轉(zhuǎn)換器26設(shè)置在生物醫(yī)學(xué)信號監(jiān)測器M的生物醫(yī)學(xué)信號監(jiān)測器主體(床邊監(jiān)測器)Ml中。
[0086]脈搏波傳播時間檢測器3具有時間間隔檢測基準(zhǔn)點測量單元31、光電脈沖波檢測傳感器32、脈沖波檢測部分33和A-D轉(zhuǎn)換器34。
[0087]時間間隔檢測基準(zhǔn)點測量單元31測量心電圖中出現(xiàn)R波的時間點作為時間間隔基準(zhǔn)點。通過A-D轉(zhuǎn)換器將來自于測量單元31的輸出轉(zhuǎn)換成數(shù)字信號，并將其輸入到血量測量裝置I的心率計算單元12和脈搏波傳播時間測量單元13。
[0088]具體來說，如圖2中所示，時間間隔檢測基準(zhǔn)點測量單元31由置于患者胸上的心電圖電極31a (心電圖測量單元)構(gòu)成。由心電圖電極31a測量到的數(shù)據(jù)，從與心電圖電極31a電連接的測量數(shù)據(jù)發(fā)射器65，通過無線電傳輸發(fā)送到生物醫(yī)學(xué)信號監(jiān)測器主體Ml。通過生物醫(yī)學(xué)信號監(jiān)測器主體Ml中的A-D轉(zhuǎn)換器，將由此傳輸?shù)臏y量數(shù)據(jù)轉(zhuǎn)換成數(shù)字信號，并輸入到心率計算單元12和脈搏波傳播時間測量單元13。結(jié)果，產(chǎn)生例如在圖4A中所示的心電圖波形。
[0089]如圖2中所示，將光電脈沖波檢測傳感器32置于患者外周部分例如手指上，并測量例如血氧飽和度(SpO2),由此確定脈搏波傳播時間(PWTT)。光電脈沖波檢測傳感器32電連接到測量數(shù)據(jù)發(fā)射器65，并通過無線電傳輸將傳感器32測量的數(shù)據(jù)發(fā)送到生物醫(yī)學(xué)信號監(jiān)測器主體Ml。
[0090]將測量數(shù)據(jù)發(fā)送到生物醫(yī)學(xué)信號監(jiān)測器主體Ml中的脈沖波檢測部分33，由此檢測患者的放置有光電脈沖波檢測傳感器32的區(qū)域的脈沖波(光電脈沖波)。通過A-D轉(zhuǎn)換器34將來自于脈沖波檢測部分33的輸出轉(zhuǎn)換成數(shù)字信號，然后將數(shù)字信號輸入到血量測量裝置I的脈搏波傳播時間測量單元13和脈沖波振幅測量單元15。由此獲得例如在圖4D中所示的光電脈沖波波形(即外周的波形)。
[0091]呼吸計4連續(xù)測量患者的呼吸。由呼吸計4測量的呼吸數(shù)據(jù)輸入到血量測量裝置I的呼吸周期檢測單元41。
[0092]有創(chuàng)血壓測量單元5按照有創(chuàng)方法(IBP:有創(chuàng)血壓)，通過將導(dǎo)管插入到患者的血管中來測量血壓。由 有創(chuàng)血壓測量裝置5測量的血壓數(shù)據(jù)輸入到血量測量裝置I的有創(chuàng)血壓脈壓測量單元51。
[0093]血量測量裝置I是在呼吸變化數(shù)據(jù)的基礎(chǔ)上測量心輸出量的裝置，并具有NIBP脈壓測量單元11、心率計算單元12、脈搏波傳播時間測量單元13、脈搏波傳播時間呼吸變化測量單元14、脈沖波振幅測量單元15、脈沖波振幅呼吸變化測量單元16、心輸出量計算單元17、患者的固有系數(shù)計算單元18、呼吸周期檢測單元41、有創(chuàng)血壓脈壓測量單元51和脈壓呼吸變化測量單元52。血量測量裝置I設(shè)置在生物醫(yī)學(xué)信號監(jiān)測器M的生物醫(yī)學(xué)信號監(jiān)測器主體Ml中。
[0094]NIBP脈壓測量單元11根據(jù)由收縮壓舒張壓測量裝置2測量的血壓數(shù)據(jù)來測量NIBP脈壓。NIBP脈壓從收縮(最高)壓與舒張(最低)壓之間的差值來計算。由此計算的NIBP脈壓輸入到患者的固有系數(shù)計算單元18。
[0095]心率計算單元12從由時間間隔檢測基準(zhǔn)點測量單元31測量的基準(zhǔn)點(出現(xiàn)R波的時間點)來計算每分鐘心搏數(shù)量(心率)。由此計算的心率輸入到心輸出量計算單元17。
[0096]脈搏波傳播時間測量單元13在由時間間隔檢測基準(zhǔn)點測量單元31測量的基準(zhǔn)點(出現(xiàn)R波的時間點)和由光電脈沖波檢測傳感器32檢測到的外周波形的基礎(chǔ)上，測量脈搏波傳播時間(PWTT)。由此測量的脈搏波傳播時間輸入到心輸出量計算單元17和脈搏波傳播時間呼吸變化測量單元14。就此而言，如圖4A至4D中所示，脈搏波傳播時間指定為從R波在心電圖上出現(xiàn)時直至外周脈沖波上升時的時間差。
[0097]脈搏波傳播時間呼吸變化測量單元14在由呼吸周期檢測單元41檢測到的呼吸周期以及由脈搏波傳播時間測量單元13測量的脈搏波傳播時間的基礎(chǔ)上，測量在脈搏波傳播時間中發(fā)生的呼吸變化。由此測量的在脈搏波傳播時間內(nèi)發(fā)生的呼吸變化輸入到患者的固有系數(shù)計算單元18。
[0098]脈沖波振幅測量單元15在由光電脈沖波檢測傳感器32檢測到的外周波形的基礎(chǔ)上測量脈搏波振幅。由此測量的脈沖波振幅輸入到脈沖波振幅呼吸變化測量單元16。
[0099]脈沖波振幅呼吸變化測量單元16在由脈沖波振幅測量單元15測量的脈沖波振幅和由呼吸周期檢測單元41檢測的呼吸周期的基礎(chǔ)上，測量脈沖波振幅的呼吸變化(PAV:脈沖振幅變化)。由此測量的脈沖波振幅的呼吸變化輸入到患者的固有系數(shù)計算單元18。
[0100]呼吸周期檢測單元41從由呼吸計4測量的呼吸數(shù)據(jù)中檢測呼吸周期。檢測到的呼吸周期輸入到脈搏波傳播時間呼吸變化測量單元14、脈沖波振幅呼吸變化測量單元16和脈壓呼吸變化測量單元52。
[0101]有創(chuàng)血壓脈壓測量單元51在由有創(chuàng)血壓測量裝置5測量的血壓數(shù)據(jù)的基礎(chǔ)上測量IBP脈壓。由此測量的IBP脈壓輸入到脈壓呼吸變化測量單元52。就此而言，也可以采取另一種構(gòu)造，其中將由有創(chuàng)血壓脈壓測量裝置5測量的IBP脈壓直接輸入到患者的固有系數(shù)計算單元18。
[0102]脈壓呼吸變化測量單元52在由有創(chuàng)血壓脈壓測量單元51測量的IBP脈壓和由呼吸周期檢測單元41測量的呼吸周期的基礎(chǔ)上，測量脈壓的呼吸變化(PPV:脈壓變化)。由此測量的脈壓的呼吸變化輸入到患者的固有系數(shù)計算單元18。
[0103]患者的固有系數(shù)計算單元18在由NIBP脈壓測量單元11測量的NIBP脈壓、在脈搏波傳播時間中發(fā)生的并由脈搏波傳播時間呼吸變化測量單元14測量的呼吸變化以及由脈沖波振幅呼吸變化測量單元16測量的脈搏波振幅的呼吸變化的基礎(chǔ)上，計算患者的固有系數(shù)。由此計算的 系數(shù)輸入到心輸出量計算單元17。就此而言，也可以使用由脈壓呼吸變化測量單元52測量的脈壓的呼吸變化來代替PAV。
[0104]心輸出量計算單元17從由心率計算單元12計算出的心率、由脈搏波傳播時間測量單元13測量的脈搏波傳播時間以及由患者的固有系數(shù)計算單元18計算出的系數(shù)，來計
算心輸出量。
[0105]輸入單元61連接到血量測量裝置1，并且健康護(hù)理工作人員利用輸入單元61從外部輸入所需數(shù)據(jù)。顯示部分62連接到血量測量裝置1，并且由此測量的關(guān)于患者的生物醫(yī)學(xué)信息顯示在顯示部分62上。此外，報警部分63連接到血量測量裝置I。當(dāng)檢測到在測量的生物醫(yī)學(xué)信息中的異常時，利用報警部分63發(fā)出警報。
[0106]現(xiàn)在對用于從Eq.16、即esCO= ( a K*PWTT+β K) *HR確定估算心輸出量(esCO)的
血量測量方法給出解釋。
[0107]使用呼吸變化并利用校準(zhǔn)確定患者的固有系數(shù)α、β和K，從而計算esCO。當(dāng)不存在脈壓(PP)增加時對系數(shù)α和β進(jìn)行校準(zhǔn)，所述脈壓增加否則將由血管收縮藥物的給藥等引起。
[0108]首先讀取系數(shù)α的初始值(步驟SI)。隨后，通過實際測量獲取PWTT和HR (步驟S2)。由此獲取的PWTT (脈搏波傳播時間)是消除呼吸變化后的值。然后，從通過時間間隔檢測基準(zhǔn)點測量單元31測量的心電圖中的R波計算并獲取HR (心率)。
[0109]然后對是否存在系數(shù)β進(jìn)行確定(步驟S3)。因子α和β是待實驗確定的患者固有的系數(shù)。當(dāng)在步驟S3中確定不包含系數(shù)β時(步驟S3中的否)，將測量校準(zhǔn)血壓的請求訊息顯示在顯示部分62上(步驟S4)。
[0110]隨后，對是否測量校準(zhǔn)血壓進(jìn)行確定(步驟S5)。當(dāng)未測量血壓時(步驟S5中的否)，處理等待直至進(jìn)行測量。相反，當(dāng)已測量血壓時(步驟S5中的是)，將已在血壓值的基礎(chǔ)上測量的PP值以及獲取的PWTT和HR作為PPl、PWTTl和HRl儲存在寄存器中(步驟S6)。
[0111]隨后將由此儲存的值和在步驟SI中讀取的初始值α代入方程β =PPl-α *PWTT1，由此計算系數(shù)β (步驟S7)。所述方程從SV=K*PP (Eq.4)和SV=K* ( a ^PffTT+ β )(Eq.14)推導(dǎo)而來。
[0112]在計算系數(shù)β后，處 理進(jìn)入到步驟S12，并對是否包括系數(shù)K進(jìn)行確定。
[0113]同時，當(dāng)在步驟S3中確定包含系數(shù)β時(步驟S3中的是)，確定是否對在步驟SI中讀取的初始值α進(jìn)行再校準(zhǔn)(步驟S8)。當(dāng)在步驟S8中確定不進(jìn)行系數(shù)α的再校準(zhǔn)時，處理進(jìn)入到步驟S12，在其對是否包含系數(shù)K進(jìn)行另一次確定。
[0114]當(dāng)在步驟S8中確定進(jìn)行系數(shù)α的再校準(zhǔn)時，如下計算表示由脈沖式血氧儀測量的脈搏波振幅的呼吸變化的PAV (步驟S9):
[0115]在系數(shù)K、α和β之間存在下述關(guān)系。
[0116]SV=K*PP (Eq.4 )和 SV=C0/HR 給出
[0117]K=COl/ (PP1*HR1) (Eq.17)。
[0118]SV=K*PP (Eq.4)和 SV=K* ( a ^PffTT+ β ) (Eq.14)給出
[0119]ΡΡ1=α PffTTl+β (Eq.18)。
[0120]因此，β=PPl- α PffTTl (Eq.19)，
[0121]其中ΡΡ1、PWTTl和HRl是校準(zhǔn)期間實測的因子PP、PWTT和HR的值。這些實測值是消除呼吸值后的值。
[0122]將由脈搏波傳播時間呼吸變化測量單元14測量的呼吸周期內(nèi)的PWTT的最小值和最大值取為PWTTmin和PWTTmax，由患者的固有系數(shù)計算單元18計算的呼吸周期內(nèi)SV的最大值SVmax和最小值SVmin如下進(jìn)行確定:
[0123]SVmax=K ( a PffTTmin+ β ) (Eq.20)
[0124]SVmin=K ( a PffTTmax+ β ) (Eq.21)[0125]呼吸周期內(nèi)SV的平均值如下確定:
[0126][數(shù)學(xué)表達(dá)式I]
[0127]SFavg = Iytti K (aPWTTi + β)

n
[0128]SVavg=K ( a PWTTavg+ β ) (Eq.22)
[0129]因此，表示SV的呼吸變化的SVV通過Eq.20、Eq.21和Eq.22如下確定:
[0130]SVV= (SVmax - Svmin) /SVavg
[0131]=K ( a PffTTmin+ β - a PffTTmax - β ) /K ( a PffTTavg+ β )
[0132]=K α (PffTTmin - PWTTmax) /K ( α PffTTavg+ β )
[0133]= (PffTTmin - PWTTmax) / (PWTTavg+β / α ) (Eq.23)
[0134]具有血氧飽和度波形的脈搏波振幅的呼吸變化PAV可以如下計算。
[0135]PAV= (Ampmax - Ampmin)/Ampavg (Eq.24)
[0136]假設(shè)S VV等于PAV，Eq.23和Eq.24將給出
[0137]PAV= (PffTTmin - PWTTmax) / (PWTTavg+β / a ) (Eq.25)。
[0138]隨后，計算PWTT的最小值PWTTmin、最大值PWTTmax和平均值PWTTavg(步驟S10)。
[0139]將β =PPl - a PffTTl (Eq.19)代入 Eq.25，由此給出
[0140]PAV* ( a PffTTavg+PPl - a PffTTI) = α (PWTTmin - PWTTmax)。
[0141]從α * (PAV*PWTTavg - PAV*PWTTI+PWTTmax - PWTTmin) = - PAV*PP1，如下計算系數(shù)α:
[0142]α = - (PAV*PP1)/ (PAV* (PffTTavg - PffTTI) +PWTTmax - PWTTmin) (Eq.26)
[0143]此外，能夠通過將系數(shù)α代入β =PPl- a PffTTl (Eq.19)來計算系數(shù)β (步驟
Sn)。
[0144]當(dāng)作為步驟S8中的確定給出否時，在進(jìn)行與步驟S7和步驟Sll有關(guān)的處理后，對是否包括系數(shù)K進(jìn)行另一次確定(步驟S12)。
[0145]當(dāng)在步驟S12中確定不包括系數(shù)K時(步驟S12中的否)，輸入校準(zhǔn)CO值的請求顯示在顯示部分62中(步驟S13)。隨后，對是否輸入校準(zhǔn)CO值進(jìn)行確定(步驟S14)。當(dāng)不輸入⑶值時(步驟S14中的否)，處理等待直至輸入CO值。相反，當(dāng)輸入CO值時(步驟S14中的是)，將由此輸入的CO值作為COl儲存在寄存器中(步驟S15)。
[0146]隨后，將儲存的COl值和計算的系數(shù)α、β、PffTTl和HRl代入K=COl/((Q^PffTTl+β )*HR1)，由此計算系數(shù) K(步驟 S16)。所述方程從 K=C01/(PP1*HR1 )(Eq.17)和 PPl= a PWTTl+β (Eq.18)推導(dǎo)而來。
[0147]將通過校準(zhǔn)確定的系數(shù)α、β和K代入方程esC0=K* ( a *PWTT+β ) *HR，由此計算esCO (步驟S17)。即使當(dāng)在步驟S12中確定包括系數(shù)K時(步驟S12中的時)，處理也可以進(jìn)入到步驟S17,從而計算esCO。
[0148]將由此計算的esCO顯示在顯示部分62中(步驟S18)。
[0149]隨后，處理回到步驟S2，在其連續(xù)重復(fù)上面的處理。
[0150]在步驟S9中，也可以使用由脈壓呼吸變化測量單元52測量的PPV(患者脈壓的呼吸變化)來代替PAV (脈搏波振幅的呼吸變化)。
[0151]如上所述，根據(jù)實施方式的血量測量方法和測量裝置，可以僅僅通過單次血壓測量，使用至少兩種類型的呼吸變化參數(shù)來校準(zhǔn)系數(shù)α、β和K。因此，可以消除對目前為止在相關(guān)技術(shù)中實際使用的在改變校準(zhǔn)血壓時進(jìn)行兩次血壓測量的需求。因此，可以簡化血量的測量，并且可以在不強加給患者緊張的情況下計算血量。
[0152]由于使用每搏輸出量的呼吸變化(SVV)、脈搏波振幅的呼吸變化(PAV)和脈壓的呼吸變化(PPV)作為呼吸變化參數(shù)，因此可以進(jìn)一步簡化測量方法，使得可以縮短檢查時間。
[0153]盡管到目前為止已詳細(xì)地并參考【具體實施方式】對本發(fā)明進(jìn)行了描述，但對于本領(lǐng)域技術(shù)人員來說，顯然易于對本發(fā)明進(jìn)行各種改變和修改，而不背離本發(fā)明的精神和范圍。
[0154]例如，實施方式提到了其中在步驟S13至S16中使用CO值、即每單位時間(例如I分鐘)的心輸出量的實例。然而，本發(fā)明不限于所述實例。也可以使用在心臟收縮期間流入主動脈的血量，即每搏輸出量SV。更具體來說，當(dāng)在步驟S12中確定不包括系數(shù)K時(步驟S12中的否)，輸入校準(zhǔn)SV值的請求顯示在顯示部分62中(步驟S’ 13)。隨后，對是否輸入了校準(zhǔn)SV值進(jìn)行確定(步驟S’ 14)。當(dāng)未輸入校準(zhǔn)SV值時(步驟S’ 14中的否)，處理等待直至輸入校準(zhǔn)SV值。相反，當(dāng)輸入SV值時(步驟S’ 14中的是)，將由此輸入的SV值作為SVl儲存在寄存器中(步驟S’ 15)。
[0155]將由此儲存的SVl值和計算的系數(shù)α、β、PffTTl和HRl代入方程K=SVl/(Q^PffTTl+β )，由此計算系數(shù)K (步驟S’16)。即使在這樣的修改實例中，裝置也以與所述實施方式所描述的相同方式運行。因此，測量血量不消耗大量時間，并且血量的測量簡單，使得可以減輕由測量強加的作用于患者的緊張。
[0156]本發(fā)明的血量測量方法和血量測量裝置能夠通過僅僅單次血壓測量來進(jìn)行血量測量。因此，在血量測量中不 耗費長時間，并且可以減輕由測量強加于患者的緊張。
【權(quán)利要求】
1.一種用于從脈搏波傳播時間計算心輸出量(CO)的血量測量方法，該方法包括如下步驟: 測量至少兩種類型參數(shù)的呼吸變化； 測量呼吸周期內(nèi)的脈搏波傳播時間(PffTT)； 測量預(yù)定時間內(nèi)的心率(HR);以及 利用所述至少兩種類型參數(shù)的所述呼吸變化、所述脈搏波傳播時間和所述心率來計算心輸出量(CO)。
2.根據(jù)權(quán)利要求1所述的血量測量方法，其中，所述至少兩種類型參數(shù)的呼吸變化包括每搏輸出量的呼吸變化(SVV)和脈搏波振幅的呼吸變化(PAV)0
3.根據(jù)權(quán)利要求1或2所述的血量測量方法，其中，通過使用所述至少兩種類型參數(shù)的呼吸變化和所述脈搏波傳播時間來計算患者的固有系數(shù)α、β和K，并且所述心輸出量由下列方程來確定:
CO=K ( a ^PffTT+ β ) *HR。
4.根據(jù)權(quán)利要求3所述的血量測量方法，其中，所述患者的固有系數(shù)α由下列方程來確定:
a = - (PAV*PP1)/ (PAV* (PWTTavg - PWTTl)+PWTTmax - PWTTmin)，其中 PPl是實測脈壓；PWTTavg是呼吸周期內(nèi)的平均脈搏波傳播時間；PWTT1是實測脈搏波傳播時間；PWTTmax是所述呼吸周期內(nèi)的脈搏波傳播時間的最大值；以及PWTTmin是所述呼吸周期內(nèi)的脈搏波傳播時間的最小值。`
5.根據(jù)權(quán)利要求1所述的血量測量方法，其中，所述至少兩種類型參數(shù)的呼吸變化包括每搏輸出量的呼吸變化(SVV )和脈壓的呼吸變化(PPV )。
6.一種從脈搏波傳播時間計算心輸出量(CO)的血量測量裝置，包括: 呼吸變化測量單元，該呼吸變化測量單元用于測量至少兩種類型參數(shù)的呼吸變化； 脈搏波傳播時間測量單元，該脈搏波傳播時間測量單元用于測量呼吸周期內(nèi)的脈搏波傳播時間(PWTT)； 心率計算單元，該心率計算單元用于測量和計算預(yù)定時間內(nèi)的心率(HR)；以及 心輸出量計算單元，心輸出量計算單元使用所述至少兩種類型參數(shù)的呼吸變化、所述脈搏波傳播時間和所述心率來計算心輸出量(CO)。
【文檔編號】A61B5/029GK103784132SQ201310504855
【公開日】2014年5月14日 申請日期:2013年10月23日 優(yōu)先權(quán)日:2012年10月30日
【發(fā)明者】須郷義広, 酒井智之, 寺尾真美 申請人:日本光電工業(yè)株式會社