CN101765398B - 前负荷依赖性和流体反应性的评估 - Google Patents

Abstract

公开了用于测定反映流体或容量改变的心血管参数和用于检测心律不齐的方法。这些方法涉及接收相应于动脉血压、脉氧、多普勒超声或生物阻抗信号的波形数据集，并分析该波形以检测室性或房性期前收缩。例如，通过将单独心动周期的参数与其他或平均心动周期的参数比较，检测室性或房性期前收缩。如果存在任何室性或房性期前收缩，则将它们从波形数据集中去除。一旦去除了任何的室性或房性期前收缩，使用修改的波形数据集计算反映流体或容量改变的心血管参数。在用于测定心律不齐的方法中，如果室性或房性期前收缩的数量超过预定的心律不齐阈值，则通知使用者例如医学专业人员。

Description

前负荷依赖性和流体反应性的评估

根据35U.S.C.§119的优先权要求

本专利申请要求2007年8月13日提交的临时申请第60/955,588号的优先权，所述临时申请转让给本受让人并且在此通过引用明确地并入本文。

背景技术

指示物——如心搏出量(SV)、心输出量(CO)、舒张末期容积、喷射分数、心搏出量变异(SVV)、脉压变异(PPV)以及收缩压变异(SPV)等等——不但对于疾病的诊断是重要的，而且对于人类和动物受试者的前负荷依赖性、流体反应性或容量反应性状态的“实时”监测也是重要的。因此，几乎没有医院不使用某种形式的设备来监测这些心脏参数中的一个或更多个。许多技术——包括侵入性技术、非侵入性技术和其组合——处于使用中，以及甚至更多的技术已在文献中被建议。

用于测量SV的许多技术可被调整为也提供对CO的评估，因为CO通常定义为SV乘以心率(HR)，其通常可用于监护设备。相反地，大部分评估CO的装置在它们的计算中也评估SV。评估SVV的一种方法仅收集多个SV值并计算测量区间与测量区间的差异。

测量SV或CO的一种方法是在导管上安装流动测量装置，并将该装置定位于受试者心脏中或在受试者心脏附近。一些这样的装置在上游位置例如在右心房中注射材料块或能量(通常为热)，并在下游位置例如在肺动脉中测定基于所注射材料或能量的特征的流动。公开这些侵入性技术(尤其是热稀释法)的实施的专利包括：美国专利号4,236,527(Newbower等，1980年12月2日)；美国专利号4,507,974(Yelderman，1985年4月2日)；美国专利号5,146,414(McKown等，1992年9月8日)；以及美国专利号5,687,733(McKown等，1997年11月18日)。其他侵入性装置基于已知的Fick技术，根据所述技术，CO被计算为动脉和混合静脉血的氧合作用的函数。

侵入性技术具有明显的缺点，特别是当需要这种监测的受试者由于严重的情况已住院时。侵入性方法还具有不太明显的缺点，例如，一些技术例如热稀释法依赖于假设，例如注入热量的均一分散，其影响测量的准确度。而且，将仪器引入血流可能影响仪器测量的值。

使用侵入性以及非侵入性换能器的多普勒技术也已用于获得流速数据，然后所述数据可用于计算SV和CO。但是，这些系统通常是昂贵的，并且它们的准确度依赖于流动通道的直径和整体几何学的精确了解。但是，这些精确了解几乎是不可能的，特别是在期望实时监测的情况下。

可用最小侵入或不侵入而获得的个血液特征是血压。除了导致最小的患者创伤之外，血压测量技术还具有附加的准确优势。

许多血压测量系统依赖于脉搏轮廓法(PCM)，其根据血压波形的特征计算一个或更多个感兴趣的心脏参数例如CO的估值。在PCM中，“Windkessel”参数——如主动脉的特性阻抗、顺应性以及总外周阻力——通常用于构建主动脉的线性或非线性血液动力学模型。本质上，血流被类推为电路中电流的流动，其中阻抗与并连的电阻和电容串联(相符，compliance)。模型的三个所需参数通常通过复杂的校准过程经验性地测定，或根据编辑的“人体测量”数据测定，所述数据即关于其他患者或测试受试者的年龄、性别、身高、体重和/或其他参数的数据。美国专利号5,400,793(Wesseling，1995年3月28日)和美国专利号5,535,753(Petrucelli等，1996年7月16日)公开了依赖Windkessel电路模型来测定CO的系统。

使用应用多种测量仪器例如指套采取的血压测量，基于PCM的系统可监测SV衍生的心脏参数，并且可或多或少连续地进行。但是，这种使用简便性产生可能的准确度下降的代价，因为PCM可以不如其来源的相当简单的三-参数模型准确。将需要高得多等级的模型来忠实地说明其他现象。具有不同复杂程度的许多改进已被建议用来改进基本PCM模型的准确度。

最近，几项研究已证实监测在左心室搏出量方面观察到的变化的临床意义，所述变化由机械通气下心血管系统和肺的相互作用而产生。这些心搏出量变异(SVV)由机械通气引起的胸内压的周期性增加和降低引起，其引起心脏前负荷和后负荷的变化。最近SVV已被广泛地研究，以及几项研究已显示在各种临床情形中使用SVV作为前负荷依赖性和流体反应性的预测物的有效性。已发现基于SVV的几个其他参数也是有用的。具体地，具有其delta-Up(ΔUp)和delta-Down(ΔDown)组分的收缩压变异(SPV)已被发现是前负荷依赖性和流体反应性的非常有用的预测因子。SPV基于动脉脉压的改变，所述改变归因于呼吸引起的心搏出量变化。又一个最近已被研究并已示出为前负荷依赖性和流体反应性的有效指示物的参数是脉压变异(PPV)。

动脉脉搏轮廓分析法的这些最近发展已提供了较小侵入、连续并实时评估SVV的独特机会。这使得临床医生可在他们评估病危护理患者的血液动力学状态中连同SV和CO常规使用SVV。

现有的基于呼吸引起的动脉压改变用于测量前负荷依赖性和流体反应性的系统几乎全部基于仅仅几种方法之一。一些在文献中描述的方法包括测量脉压变异(PPV)、收缩压变异(SPV)和心搏出量变异(SVV)。

PPV估算是基于公式1：

(公式1) $\mathrm{PPV}=100\×\left\{\frac{({\mathrm{PP}}_{\max }-{\mathrm{PP}}_{\min })}{[1/2]({\mathrm{PP}}_{\max }+{\mathrm{PP}}_{\min })}\right\}$

其中PP是测量的脉压，以及PP_max和PP_min分别是在一个呼吸(吸气-呼气)周期期间脉压的最大和最小峰-峰值。

SPV估算是基于公式2：

(公式2) $\mathrm{SPV}=100\×\left\{\frac{({\mathrm{SP}}_{\max }-{\mathrm{SP}}_{\min })}{[1/2]({\mathrm{SP}}_{\max }+{\mathrm{SP}}_{\min })}\right\}$

其中SP是测量的收缩压，以及SP_max和SP_min分别是在一个呼吸周期期间收缩压的最大值和最小值。

类似地，SVV估算是基于公式3：

(公式3) $\mathrm{SVV}=100\×\left\{\frac{({\mathrm{SV}}_{\max }-{\mathrm{SV}}_{\min })}{[1/2]({\mathrm{SV}}_{\max }+{\mathrm{SV}}_{\min })}\right\}$

其中SV是心搏出量，以及SV_max和SV_min分别是在一个呼吸周期期间心搏出量的最大值和最小值。

在公式1、2和3中，分母分别是PP、SP和SV的最大值和最小值的平均值。换言之，分母是均值——虽然只有二个测量点。这种极值的简单平均一直是最常见的，仅仅用以简化计算，其通常用手算进行。但是，通过使用测量区间上所有测量值的均值可获得更可信的值，即，PP、SP和SV的第一统计矩。

因此，对于PPV、SPV和SVV中的每个，各自变化值公式表示该值(最大值减最小值)相对于极值(最大值和最小值)均值的范围大小。

SVV的具体监测具有特定的困难和优势。在生理学上，SVV基于心脏-呼吸相互作用的几个复杂机制。简言之：机械通气引起左心室前负荷改变，其引起左心室搏出量和收缩动脉压的明显变化。SVV的监测能够预测对容量施加(volume administration)的左心室反应性并有助于在许多危急情形中血容量减少的正确评估以及容量复苏的随后决定。

发明内容

公开了用于测定反映前负荷依赖性流体反应性或容量反应性的心血管参数的方法。这些方法涉及：接收波形数据集，所述数据集相应于动脉血压信号，或与动脉血压信号成比例的或源自动脉血压信号的任何信号——例如脉氧法(脉氧)、多普勒超声或生物阻抗信号；以及分析所述信号以检测室性和/或房性期前收缩。如果存在任何室性和/或房性期前收缩，将它们从波形数据集中去除。一旦去除室性和/或房性期前收缩，可使用修改的波形数据集计算反映前负荷依赖性和流体反应性或容量反应性的心血管参数。从数据集中去除室性和/或房性期前收缩数据增加了在数据集波形上进行的计算的准确度和灵敏性。

本文公开的用于检测室性和/或房性期前收缩的方法包括：鉴定波形/信号数据集中的单独(或单个)心动周期，和将单独心动周期的一个或更多个参数与对照心动周期的一个或更多个参数比较。如本文所用，术语波形数据集是指一组数据，其对应于信号，例如动脉血压信号或与动脉血压信号成比例的或源自动脉血压信号的任何信号——例如脉氧法(脉氧)、多普勒超声或生物阻抗信号。如果单独心动周期的一个或更多个参数与对照心动周期的一个或更多个参数相差预定的量，则将所述单独心动周期鉴定为室性或房性期前收缩。心动周期的单个或多个参数可用于比较。

还公开了用于检测心律不齐的方法。这些方法涉及：接收波形数据集，其相对应于动脉血压信号或与动脉血压信号成比例的或源自动脉血压信号的任何信号——例如脉氧、多普勒超声或生物阻抗信号；并分析该波形以检测室性或房性期前收缩。如果室性或房性期前收缩的数量超过预定的心律不齐阈值，则通知使用者，例如医学专业人员。同样，如果单独心动周期一个或更多个参数的变异性超过预定的阈值，则各自的间隔被认为是心律不齐间隔，并通知使用者，例如医学专业人员。用于检测室性或房性期前收缩的方法与上述方法相同。

附图说明

图1是显示几个心动周期的心房压对时间(1/100秒增量)波形。

图2是含有二个室性期前收缩的心房压对时间(1/100秒增量)波形。

图3是显示三个心动周期的心房压对时间(1/100秒增量)波形。

图4是心房压对时间(1/100秒增量)波形，其被注释以便说明心动周期的持续时间(t_c)。

图5是心房压对时间(1/100秒增量)波形，其被注释以便说明收缩的持续时间(t_s)和舒张的持续时间(t_d)。

图6是心房压对时间(1/100秒增量)波形，其被注释以便说明收缩上升的持续时间(t_r)和收缩衰退的持续时间(t_dec)。

图7是心房压对时间(1/100秒增量)波形，其被注释以便说明全部衰退的持续时间(t_{ov_dec})。

在各图中的类似参考数字和符号表明类似部分。

具体实施方式

本文公开的是通过使用波形数据集测定反映流体或容量反应性的心血管参数的方法，所述波形数据集相应于信号，例如，来自动脉血压的信号，或与动脉血压信号成比例的或源自动脉血压信号的任何信号例如脉氧信号、多普勒超声或生物阻抗测量装置。这些方法涉及检测室性或房性期前收缩，并在计算心血管参数之前将这些收缩从波形数据集中去除。室性或房性期前收缩通过多种方法进行检测。

本文还公开的是使用波形数据集检测心律不齐的方法，所述波形数据集相应于信号，例如，来自动脉血压的信号，或与动脉血压信号成比例的或源自动脉血压信号的任何信号，例如脉氧、多普勒超声或生物阻抗测量装置。这些方法涉及检测室性或房性期前收缩。在这些方法中，如果室性或房性期前收缩的数量超过预定的心律不齐阈值，则通知使用者例如医学专业人员。室性或房性期前收缩通过多种方法检测。

根据本文描述方法测定反映前负荷依赖性、流体反应性或容量反应性的心血管参数的方法涉及接收波形或信号数据集。如本文所用，术语波形数据集是指一组数据，其相应于信号，例如动脉血压信号，或与动脉血压信号成比例的或源自动脉血压信号的任何信号，例如脉氧法(脉氧)、多普勒超声或生物阻抗信号。然后分析该数据集以检测任何室性或房性期前收缩。如果检测到任何室性或房性期前收缩，则将这些室性或房性期前收缩从波形数据集中去除。所产生的波形数据集在本文中称为修改的波形数据集。最后，使用修改的波形数据集计算反映前负荷依赖性、流体反应性或容量反应性的心血管参数。

检测室性或房性期前收缩可通过鉴定波形数据集中的单独心动周期并将单独心动周期的一个或更多个参数与对照心动周期的一个或更多个参数比较来完成。通过将单独心动周期的一个或更多个参数与对照心动周期的相同的一个或更多个参数进行比较来鉴定室性或房性期前收缩。如果单独心动周期的一个或更多个参数与对照心动周期的相同的一个或更多个参数相差预定的阈值量，则将单独心动周期鉴定为室性或房性期前收缩。

用于比较的参数是统计学的和基于心动周期的部分或阶段的其他测量。本文所用心动周期的部分通过实例显示于图1-7。在图1-7的每个中，x-轴单位是百分之一秒(例如，100个x-轴单位对应于1秒，200个x-轴单位对应于2秒)。图1显示具有几个心动周期20的心房压波形10。沿心房压波形10的点显示一个心动周期的舒张末期压30和下一心动周期的开始。图2显示具有两个室性期前收缩60的心房压波形50。当与其他心动周期20比较时，图2中的室性期前收缩60产生具有较低压力的心动周期。图3显示具有三个心动周期(90、100和110)的心房压波形80。中间的心动周期100表示室性期前收缩。定义收缩期结束和舒张期开始的心动周期的动脉压波形拐点被称为重搏切迹(dichrotic notch)120。

心动周期30的终点/起点以及重搏切迹120提供用于定义与本文所述方法一起使用的各种参数的起点和终点。本文使用的参数包括整个心动周期、收缩、舒张、收缩上升、收缩衰退和全部衰退的动脉压信号。还使用这些参数中的每个的时间组分，即，有用的参数包括整个心动周期的持续时间(t_c)、收缩的持续时间(t_s)、舒张的持续时间(t_d)、收缩上升的持续时间(t_r)、收缩衰退的持续时间(t_dec)和全部衰退的持续时间(t_{ov_dec})。

心动周期的持续时间t_c显示于图4。如所示，t_c是心动周期的起点30与心动周期的终点之间的时间。

收缩的持续时间t_s显示于图5。如所示，t_s是心动周期的起点30与心动周期的重搏切迹120之间的时间。

舒张的持续时间t_d也显示于图5。如所示，t_d是心动周期的重搏切迹120与心动周期的终点之间的时间。

收缩上升的持续时间t_r显示于图6。如所示，t_r是从心动周期的起点30至收缩出现后动脉压初始增加的最大点130的时间。

收缩衰退的持续时间t_dec也显示于图6。如所示，t_dec是从收缩出现后动脉压初始增加的最大点130至重搏切迹120的时间。

全部衰退的持续时间t_{ov_dec}显示于图7。如所示，t_{ov_dec}是从收缩出现后动脉压初始增加的最大点130至心动周期的终点的时间。

一个检测室性或房性期前收缩的方法是分析心动周期不同阶段的持续时间，即，比较刚刚描述的动脉波形/信号的不同阶段的时间间隔。本文所述的方法，例如，比较整个心动周期的持续时间(即搏动心率)、收缩的持续时间、舒张的持续时间、收缩上升的持续时间、收缩衰退的持续时间和/或全部衰退的持续时间。

另一个检测室性或房性期前收缩的方法是分析动脉波形/信号的重搏切迹的定位。例如，分析重搏切迹对最大收缩压的定位以及重搏切迹对舒张压(在最大收缩压之前心动周期的最低压)的定位。

为了检测室性或房性期前收缩，比较统计学特征，即，刚刚描述的动脉波形不同部分的统计矩。在本文描述的方法中使用前四个统计矩，即均值、方差(variance)、偏斜(skewness)和峰度(kurtosis)。下列公式可用于计算所述前四个统计矩(其中N是收缩期间样品的总数)：

均值：

(公式4) ${\mathrm{\μ}}_{1p}=\frac{1}{N-1}\underset{k=0}{\overset{N-1}{\mathrm{\Σ}}}P\left(k\right)$

方差：

(公式5) ${\mathrm{\μ}}_{2p}={\mathrm{\σ}}_p^2=\frac{1}{N-1}\underset{k=0}{\overset{N-1}{\mathrm{\Σ}}}{(P\left(k\right)-P_{\mathrm{avg}})}^2$

偏斜：

(公式6) ${\mathrm{\μ}}_{3p}=\frac{1}{N-1}\underset{k=0}{\overset{N-1}{\mathrm{\Σ}}}{\left(\frac{P\left(k\right)-P_{\mathrm{avg}}}{{\mathrm{\σ}}_p}\right)}^3$

峰度：

(公式7) ${\mathrm{\μ}}_{4p}=\frac{1}{N-1}\underset{k=0}{\overset{N-1}{\mathrm{\Σ}}}{\left(\frac{P\left(k\right)-P_{\mathrm{avg}}}{{\mathrm{\σ}}_p}\right)}^4$

可用于比较心动周期的另外的特征包括如上所讨论的心动周期阶段的功率以及所述阶段的频率特征和时间频率特征。心动周期阶段的功率测量为每个阶段下心脏信号的积分。功率可通过求得每个阶段中信号的积分来计算。因此，例如，收缩阶段的功率E_sys可使用下列公式计算(其中N是收缩期间样品的总数)：

(公式8) $E_{\mathrm{sys}}=\underset{k=0}{\overset{k=N-1}{\mathrm{\Σ}}}P\left(k\right)$

心动周期的每个阶段的频率特征可通过进行傅里叶变换分析导出。可使用各种已知的傅里叶变换，包括快速傅里叶变换。

心动周期的每个阶段的时间频率特征可使用小波变换分析导出。小波分析非常适合于分析在时域方面具有瞬时或其他不稳定特征的信号。与傅里叶变换相反，小波分析保持时域中的信息——即，当事件发生时。

在比较心动周期与对照心动周期的一个或更多个部分的统计学或其他特征或参数时，可使用不同方法。例如，可将心动周期的一个或更多个特征与紧邻被检测心动周期之前的心动周期的相同特征或更多个特征比较，即，对照心动周期是紧邻被检测心动周期之前的心动周期。另一比较可涉及将心动周期的一个或更多个特征与紧邻被检测心动周期之后的心动周期的相同特征或更多个特征比较，即，对照心动周期是紧邻被检测心动周期之后的心动周期。进一步的比较可涉及将心动周期的一个或更多个特征与紧邻被检测心动周期之前的心动周期和紧邻被检测心动周期之后的心动周期比较，即，对照心动周期是紧邻被检测心动周期之前的心动周期和紧邻被检测心动周期之后的心动周期。另外的比较可涉及将心动周期的一个或更多个特征与含有至少三个心动周期的序列的中值心动周期的相同特征或更多个特征比较，即，对照心动周期是含有至少三个心动周期的序列的中值心动周期。另一比较可涉及将心动周期的一个或更多个特征与心动周期的阶段的统计学测量的相同特征或更多个特征比较，即，对照心动周期是被比较的测量的统计学表示。这些比较实例已作为一个或更多个特征的比较而提供，但是，如对本领域技术人员会显而易见的，可使用针对心动周期单个或多个部分的多个参数。另外，如对本领域技术人员也会显而易见的，由于这些方法可能使用计算机装置进行，可实时进行大量的这些比较。

在进行这些比较中，可使用预定的阈值。如本文所用，预定的阈值是在被进行比较之前指定的值。通常地，对于参数的预定的阈值将表明如测量的关于对照心动周期的值，例如，所述对照心动周期来自被监测受试者、来自平均的或来自拟人的(anthropomorphic)数据。根据测量的参数，预定的阈值可以是非常小的值或差异，或可以是较大的值。这些预定的阈值将由医学专业人员或仪器操作者容易地提供。对具体参数选择的预定的阈值量将取决于所使用的具体参数的准确度。

例如，如果使用单个参数，预定的阈值量与对照心动周期的相同参数比较的差异可以是百分之30或更大，与对照心动周期的相同参数比较的差异可以是百分之25或更大，与对照心动周期的相同参数比较的差异可以是百分之20或更大，与对照心动周期的相同参数比较的差异可以是百分之15或更大，与对照心动周期的相同参数比较的差异可以是百分之10或更大，与对照心动周期的相同参数比较的差异可以是百分之5或更大，与对照心动周期的相同参数比较的差异可以是百分之4或更大，与对照心动周期的相同参数比较的差异可以是百分之3或更大，与对照心动周期的相同参数比较的差异可以是百分之2或更大，与对照心动周期的相同参数比较的差异可以是百分之1或更大，与对照心动周期的相同参数比较的差异可以是百分之0.5或更大，与对照心动周期的相同参数比较的差异可以是百分之0.4或更大，与对照心动周期的相同参数比较的差异可以是百分之0.3或更大，与对照心动周期的相同参数比较的差异可以是百分之0.2或更大，或与对照心动周期的相同参数比较的差异可以是百分之0.1或更大。

另外，如果使用多于一个参数，预定的阈值量将取决于所使用参数结合参数测量准确度的具体组合。例如，如果使用多于一个参数，预定的阈值量与对照心动周期的相同的一个或更多个参数比较的差异可以是百分之30或更大，与对照心动周期的相同的一个或更多个参数比较的差异可以是百分之25或更大，与对照心动周期的相同的一个或更多个参数比较的差异可以是百分之20或更大，与对照心动周期的相同的一个或更多个参数比较的差异可以是百分之15或更大，与对照心动周期的相同的一个或更多个参数比较的差异可以是百分之10或更大，与对照心动周期的相同的一个或更多个参数比较的差异可以是百分之5或更大，与对照心动周期的相同的一个或更多个参数比较的差异可以是百分之4或更大，与对照心动周期的相同的一个或更多个参数比较的差异可以是百分之3或更大，与对照心动周期的相同的一个或更多个参数比较的差异可以是百分之2或更大，与对照心动周期的相同的一个或更多个参数比较的差异可以是百分之1或更大，与对照心动周期的相同的一个或更多个参数比较的差异可以是百分之0.5或更大，与对照心动周期的相同参数比较的差异可以是百分之0.4或更大，与对照心动周期的相同参数比较的差异可以是百分之0.3或更大，与对照心动周期的相同参数比较的差异可以是百分之0.2或更大，与对照心动周期的相同参数比较的差异可以是百分之0.1或更大。通常地，使用的参数数量越多，对每个参数的预定的阈值量越低。

除了预定的阈值之外，所有用于分析的参数也可在单个参数数据集中汇编。在数据集中，具体参数的准确度限定参数数据集中的参数的权重。基于参数数据集中各自参数的权重，阈值被指定给每个参数，并计数参数数据集中超过预定阈值的参数数量。当使用多个参数时，每个参数可具有它自身预定的阈值量。例如，预定的阈值量与对照心动周期的相同参数比较的差异可以是百分之30或更大，与对照心动周期的相同参数比较的差异可以是百分之25或更大，与对照心动周期的相同参数比较的差异可以是百分之20或更大，与对照心动周期的相同参数比较的差异可以是百分之15或更大，与对照心动周期的相同参数比较的差异可以是百分之10或更大，与对照心动周期的相同参数比较的差异可以是百分之5或更大，与对照心动周期的相同参数比较的差异可以是百分之4或更大，与对照心动周期的相同参数比较的差异可以是百分之3或更大，与对照心动周期的相同参数比较的差异可以是百分之2或更大，与对照心动周期的相同参数比较的差异可以是百分之1或更大，与对照心动周期的相同参数比较的差异可以是百分之0.5或更大。作为一个具体的实例，第一参数可具有与对照心动周期的相同参数比较百分之15或更大的差异的预定的阈值量，以及第二参数可具有与对照心动周期的相同参数比较百分之4或更大的差异的预定的阈值量。预定的阈值量的数量可等于或小于被评估参数的数量。

一旦检测了室性或房性期前收缩，则从波形数据集中去除该信号。例如，在图3中提供的波形数据集中，表示室性期前收缩的心动周期100会从波形数据集中去除，并且计算会只基于之前和之后的心动周期90和110。从波形数据集中去除室性或房性期前收缩数据增加了在数据集上进行的计算的准确度和灵敏性。因此，当去除室性或房性期前收缩数据时，例如左心室搏出量变异、脉压变异或收缩压变异的计算获得增加的准确度和灵敏性。在美国专利申请公开号US 2005/0187481中提供心室搏出量变异计算的一个实例，所述申请通过引用全部并入本文。

为了获得甚至更高的灵敏性和准确度，上述方法可包括从波形数据集中去除紧邻室性或房性期前收缩之后的心动周期(例如，图3的心动周期110)的信号的另外步骤。这种另外的减去可作为预防措施进行，因为室性或房性期前收缩之后的心动周期可产生高于其他正常心动周期的压力，并因此可影响反映流体或容量改变的心血管参数的计算。

除了去除室性或房性期前收缩之外，还可对数据集进行其他操作以增加在波形数据集上进行的计算的准确度和灵敏性。例如，可过滤信号以减少可在信号中发生的噪音、干扰和伪象(artifacts)的影响。可通过使用例如低通滤波器完成这些过滤。过滤后，大的运动伪象可被检测并从波形数据集中被去除。这些伪象是常见的，因为它们常常由患者运动引起或由动脉线路(arterial line)的冲洗引起。另外，在检测室性或房性期前收缩之前，在搏动检测后可去除不良的心动周期。

一旦被鉴定，室性或房性期前收缩可显示在图形用户界面上。当相应于动脉血压或与动脉压信号成比例的或源自动脉压信号的任何信号——例如脉氧、多普勒超声或生物阻抗信号——的波形数据集与本文所述方法的检测步骤同时显示在图形用户界面上时，室性或房性期前收缩的指示是一般存在的，或具体心动周期是室性或房性期前收缩的具体指示可被提供。可提供相同信息用于未实时显示的数据。

波形数据集的时间段可以是设定值，例如，时间段可以是约十分钟或更长、约五分钟或更长、约四分钟或更长、约三分钟或更长、约二分钟或更长、约一分钟或更长、约50秒或更长、约40秒或更长、约30秒或更长、约20秒或更长、或约10秒或更长。例如，时间段可以是约十、约九、约八、约七、约六、约五、约四、约三、约二或约一分钟。另外，例如，时间段可以是约55、约50、约45、约40、约35、约30、约25、约20、约15、约10或约5秒。该时间段可以是恒定或可以是增加的。另外，如果检测室性或房性期前收缩，可增加波形数据集的时间段。采样时间的这种增加可改进检测能力和数据的一致性。

本文还公开的是检测心律不齐的方法。检测心律不齐的该方法涉及接收波形数据集。波形数据集可对应于信号，例如，来自动脉血压，或与动脉压信号成比例的或源自动脉压信号的任何信号，例如脉氧、多普勒超声或生物阻抗测量装置。然后分析该数据集以检测任何室性或房性期前收缩。如果室性或房性期前收缩超过预定的心律不齐阈值，则通知使用者例如医学专业人员。如果达到预定的心律不齐阈值，则数据表明被监测患者具有超过心律不齐阈值的心律不齐的心动周期。

心律不齐阈值可基于根据所测量的心动周期总数计算的室性或房性期前收缩百分比。例如，预定的心律不齐阈值可以是所测量的心动周期总数的约30％、所测量的心动周期总数的约25％、所测量的心动周期总数的约20％、所测量的心动周期总数的约15％或所测量的心动周期总数的约10％。预定的心律不齐阈值可由本领域技术人员建立，其基于会帮助监测患者的室性或房性期前收缩的百分比。所测量的心动周期总数也可由本领域技术人员建立。

在检测心律不齐的该方法中检测室性或房性期前收缩可使用上述相同方法、特征和参数完成。另外，心律不齐检测可通过检测动脉压信号、或与动脉压信号成比例的或源自动脉压信号的任何信号的时间、统计学或能量/功率参数的变异性来完成。如果选择的参数或多个参数的变异性与对照心动周期相比超过预定的变异性，则参数涉及的周期被鉴定为室性或房性期前收缩。波形数据集可以以与如上所讨论方式相同的方式被处理。

如果使用单个参数，例如，预定的变异性可以是与对照心动周期的相同参数比较百分之30或更大的变异性，与对照心动周期的相同参数比较百分之25或更大的变异性，与对照心动周期的相同参数比较百分之20或更大的变异性，与对照心动周期的相同参数比较百分之15或更大的变异性，与对照心动周期的相同参数比较百分之10或更大的变异性，与对照心动周期的相同参数比较百分之5或更大的变异性，与对照心动周期的相同参数比较百分之4或更大的变异性，与对照心动周期的相同参数比较百分之3或更大的变异性，与对照心动周期的相同参数比较百分之2或更大的变异性，与对照心动周期的相同参数比较百分之1或更大的变异性，与对照心动周期的相同参数比较百分之0.5或更大的差异，与对照心动周期的相同参数比较百分之0.4或更大的差异，与对照心动周期的相同参数比较百分之0.3或更大的差异，与对照心动周期的相同参数比较百分之0.2或更大，或与对照心动周期的相同参数比较百分之0.1或更大的差异。

另外，如果使用多于一个参数，则预定的变异性将取决于所使用参数结合参数测量准确度的具体组合。例如，如果使用多于一个参数，预定的变异性可以是与对照心动周期的相同的一个或更多个参数比较百分之30或更大的变异性，与对照心动周期的相同的一个或更多个参数比较百分之25或更大的变异性，与对照心动周期的相同的一个或更多个参数比较百分之20或更大的变异性，与对照心动周期的相同的一个或更多个参数比较百分之15或更大的变异性，与对照心动周期的相同的一个或更多个参数比较百分之10或更大的变异性，与对照心动周期的相同的一个或更多个参数比较百分之5或更大的变异性，与对照心动周期的相同的一个或更多个参数比较百分之4或更大的变异性，与对照心动周期的相同的一个或更多个参数比较百分之3或更大的变异性，与对照心动周期的相同的一个或更多个参数比较百分之2或更大的变异性，与对照心动周期的相同的一个或更多个参数比较百分之1或更大的变异性，与对照心动周期的相同参数比较百分之0.5或更大的差异，与对照心动周期相同参数比较百分之0.4或更大的差异，与对照心动周期的相同参数比较百分之0.3或更大的差异，与对照心动周期的相同参数比较百分之0.2或更大的差异，或与对照心动周期的相同参数比较百分之0.1或更大的差异。通常地，使用的参数数量越大，对每个参数的预定的变异性量越低。

当多个参数被使用时，每个参数可具有其自身的预定的变异性。例如，预定的变异性可以是与对照心动周期的相同参数比较百分之30或更大的变异性，与对照心动周期的相同参数比较百分之25或更大的变异性，与对照心动周期的相同参数比较百分之20或更大的变异性，与对照心动周期的相同参数比较百分之15或更大的变异性，与对照心动周期的相同参数比较百分之10或更大的变异性，与对照心动周期的相同参数比较百分之5或更大的变异性，与对照心动周期的相同参数比较百分之4或更大的变异性，与对照心动周期的相同参数比较百分之3或更大的变异性，与对照心动周期的相同参数比较百分之2或更大的变异性，与对照心动周期的相同参数比较百分之1或更大的变异性，与对照心动周期的相同参数比较百分之0.5或更大的差异，与对照心动周期的相同参数比较百分之0.4或更大的差异，与对照心动周期的相同参数比较百分之0.3或更大的差异，与对照心动周期的相同参数比较百分之0.2或更大的差异，或与对照心动周期的相同参数比较百分之0.1或更大的差异。作为一个具体的实例，第一参数可具有与对照心动周期的相同参数比较百分之15或更大的预定的变异性，以及第二参数可具有与对照心动周期的相同参数比较百分之4或更大的预定的变异性。预定的变异性的数量可等于或小于被评估参数的数量。

一旦已使用该方法鉴定到心律不齐，可通过常规方法通知使用者例如医学专业人员已检测到心律不齐，例如通过声音或在图形用户界面上的指示。例如，当患者数据显示在图形用户界面上时，图形用户界面还可显示已检测到心律不齐。

如本文所用，术语“动脉血压”是指循环血在血管壁上施加的力，以及“动脉血压信号”是来自血压监测仪器例如血压计或其他压力换能器的信号。如本文所用，术语“脉氧(pulseox)”是指来自脉氧计的信号，脉氧计是使用光吸收的各种特征间接测量受试者血液中氧量的仪器。如本文所用，术语“生物阻抗信号(bioimpedance signal)”是指来自生物阻抗体积描记术装置的信号，所述装置即测量主动脉中血液参数例如脉动血容量改变的装置。如本文所用，术语“多普勒超声”是指来自多普勒超声装置的信号，多普勒超声装置是进行多普勒增强超声测量的装置。

本文描述的方法可通过可加载至计算机单元或处理系统上以执行上述方法的计算机程序来进行。而且，该方法可作为计算机可读介质上的计算机可执行指令被储存，以使得该方法被加载到不同操作系统中并由不同操作系统执行。

本文公开的方法可等同应用于任何受试者，所述受试者的动脉血压、脉氧、多普勒超声或生物阻抗信号可被检测。例如，受试者可以是、但不限于哺乳动物，例如人类。

本发明的范围不限于本文公开的实施方式，所述实施方式的意图是作为本发明几个方面的说明，并且任何功能等同的实施方式都在本发明的范围内。除了本文显示和描述的之外，所述方法的各种修改对本领域技术人员将是显而易见的，并且意图落入所附权利要求的范围。进一步地，虽然本文公开的方法步骤的仅仅某些代表性组合在上述实施方式中被具体讨论，但是，所述方法步骤的其他组合对本领域技术人员将是显而易见的，并且也意图落入所附权利要求的范围。因此，步骤的组合可在本文中明确地提及；但是，即使未明确陈述，步骤的其他组合也包括在内。如本文所用，术语“包括”及其变化与术语“包含”及其变化同义地使用，并且是开放性、非限定性术语。

Claims (32)

1.测定反映前负荷依赖性、流体反应性或容量反应性的心血管参数的方法，其包括：

接收相应于动脉血压、或与所述动脉血压信号成比例的或源自所述动脉血压信号的信号的波形数据集；

检测室性或房性期前收缩，其通过鉴定所述波形数据集中的单独心动周期，将所述单独心动周期的一个或更多个参数与对照心动周期的一个或更多个参数比较，以及如果所述单独心动周期的所述一个或更多个参数与所述对照心动周期的所述一个或更多个参数相差预定的阈值量，则将所述单独心动周期鉴定为室性或房性期前收缩来进行；

将所述室性或房性期前收缩从所述波形数据集去除，以形成修改的波形数据集；以及

使用所述修改的波形数据集计算反映前负荷依赖性、流体反应性或容量反应性的心血管参数。

2.根据权利要求1所述的方法，其中所述预定的阈值量是30％或更大。

3.根据权利要求1所述的方法，其中所述预定的阈值量是25％或更大。

4.根据权利要求1所述的方法，其中所述预定的阈值量是20％或更大。

5.根据权利要求1所述的方法，其中所述预定的阈值量是15％或更大。

6.根据权利要求1所述的方法，其中所述预定的阈值量是10％或更大。

7.根据权利要求1所述的方法，其中所述预定的阈值量是5％或更大。

8.根据权利要求1所述的方法，其中所述预定的阈值量是1％或更大。

9.根据权利要求1所述的方法，其中所述对照心动周期是紧邻所述单独心动周期之前的心动周期。

10.根据权利要求9所述的方法，其进一步包括将所述单独心动周期与紧邻所述单独心动周期之后的所述心动周期比较。

11.根据权利要求1所述的方法，其中所述对照心动周期是紧邻所述单独心动周期之后的心动周期。

12.根据权利要求1所述的方法，其中所述对照心动周期是含有至少三个心动周期的序列的中值心动周期。

13.根据权利要求1所述的方法，其中所述对照心动周期是含有至少三个心动周期的序列的心动周期平均值。

14.根据权利要求1所述的方法，其中所述一个或更多个参数是心动周期的阶段的统计学测量。

15.根据权利要求14所述的方法，其中所述统计学测量是平均值、方差、偏斜或峰度之一。

16.根据权利要求14所述的方法，其中所述心动周期的阶段是整个心动周期、收缩、舒张、收缩上升、收缩衰退或全部衰退之一。

17.根据权利要求16所述的方法，其中所述一个或更多个参数是所述心动周期的阶段的时间间隔。

18.根据权利要求17所述的方法，其中所述时间间隔从来自在前心动周期的舒张末期压测量。

19.根据权利要求1所述的方法，其中所述一个或更多个参数是心动周期的阶段的功率。

20.根据权利要求19所述的方法，其中所述心动周期的阶段选自整个心动周期、收缩、舒张、收缩上升、收缩衰退和全部衰退。

21.根据权利要求1所述的方法，其中所述一个或更多个参数是表征心动周期的阶段的一个或更多个频率。

22.根据权利要求21所述的方法，其中所述心动周期的阶段选自整个心动周期、收缩、舒张、收缩上升、收缩衰退和全部衰退。

23.根据权利要求1所述的方法，其中所述一个或更多个参数是表征心动周期的阶段的一个或更多个时间频率。

24.根据权利要求23所述的方法，其中所述心动周期的阶段选自整个心动周期、收缩、舒张、收缩上升、收缩衰退和全部衰退。

25.根据权利要求1所述的方法，其中所述心血管参数是左心室搏出量变异、脉压变异或收缩压变异。

26.根据权利要求1所述的方法，其进一步包括用低通滤波器过滤所述波形数据集。

27.根据权利要求1所述的方法，其进一步包括从所述波形数据集减去所述室性或房性期前收缩之后的心动周期。

28.根据权利要求1所述的方法，其进一步包括在图形用户界面上指示室性或房性期前收缩的位置。

29.根据权利要求1所述的方法，其进一步包括当检测到室性或房性期前收缩时，在图形用户界面上指示室性或房性期前收缩是存在的。

30.根据权利要求1所述的方法，其中所述波形数据集来自设定持续时间的采样期。

31.根据权利要求30所述的方法，其中当检测到室性或房性期前收缩时，所述采样期的持续时间被增加。

32.根据权利要求1所述的方法，其中与所述动脉血压信号成比例的或源自所述动脉血压信号的所述信号是脉氧、多普勒超声或生物阻抗信号。

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