CN101785666B - 用于确定生理参数的仪器及方法 - Google Patents

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Abstract

本发明涉及用于确定生理参数的仪器及方法。具体地，提供了一种用于确定病人(6)的生理参数的仪器，该仪器包括：压力传感器，其适于提供所述病人(6)的血压读数，该血压读数被存储为至少一根随时间变化的压力曲线或其关于时间的导数；以及评估装置(4)，其适于从所述压力曲线或所述导数来确定代表了随时间变化的心搏和/或随时间变化的心搏变异度的至少一个心搏状态变量，以及代表了随时间变化的心脏前负荷和/或随时间变化的心脏前负荷变异度的至少一个心脏前负荷状态变量。该评估装置(4)进一步适于将所述生理参数确定为多个求和项的和，该求和项中的至少一个是心搏状态变量的单调函数，并且该求和项中的至少另一个是心脏前负荷状态变量的单调函数。

Description

用于确定生理参数的仪器及方法
技术领域
本发明涉及一种用于确定病人的至少一个生理参数的仪器。特别地，本发明涉及一种包括压力传感器装置、存储装置和评估装置的用于确定病人的至少一个生理参数的仪器，其中：压力传感器装置适于提供所述病人的血压读数；存储装置用于将所述读数存储为至少一条随时间变化的压力曲线或其关于时间的导数(derivative)；以及，评估装置适于从所述压力曲线或所述导数来确定代表了随时间变化的心搏和/或随时间变化的心搏变异度的至少一个心搏状态变量，并且所述评估装置进一步适于确定代表了随时间变化的心脏前负荷和/或随时间变化的心脏前负荷变异度的至少一个心脏前负荷状态变量。
此外，本发明还涉及一种确定病人的至少一个生理参数的方法，该方法包括：从所述病人的血压读数中进行读取；将所述读数存储为至少一条随时间变化的压力曲线或其关于时间的导数；以及，从所述压力曲线或所述导数来确定代表了随时间变化的心搏和/或随时间变化的心搏变异度的至少一个心搏状态变量，以及确定代表了随时间变化的心脏前负荷和/或随时间变化的心脏前负荷变异度的至少一个心脏前负荷状态变量。
背景技术
在过去，许多不同的技术已经被提出以研究人的每搏量与心脏前负荷的关系。
Frédéric Michard和Jean-Louis Teboul在“Predicting fluidresponsiveness in ICU patients”(Chest 121(2002)，2000-2008)中，以及DA Reuter等人在“Optimizing fluid therapy in mechanicallyventilated patients after cardiac surgery by on-fine monitoring of leftventricular stroke volume variations.Comparison with aortic systolicpressure variations.”(Br.J.Anaesth.88(2002)，124-126)中均公开了使用每搏量变异度(SVV)和脉压变异度(PPV)参数以用于确定病人的容量反应性(volume-responsiveness)。不过，该途径限于受控的机械换气病人，而不能用于自主呼吸病人
为了估定自主呼吸病人的容量反应性，Monnet X.，RienzoM.，Osman D.，Anguel N.，Richard C.，Pinsky M.R.和Teboul J.在“Passive leg raising predicts fluid responsiveness in the critically ill”(Critical care medicine，34，1402-7，(2006))中提出为了改变前负荷而升高病人的腿。不过，取决于特定的情形(例如，被监护病人的损伤情况)，在某些情形下以限定的方式来机械地升高病人的腿可能是很困难的，或者实际上是不可能的。
此外，美国专利5769082中公开了一种对连续测量的血液动力学参数的变化进行分析的方法，其中该连续测量的血液动力学参数的变化响应于气道压(airway pressure)或潮气量(tidal volume)的一组预定变化。该方法一般被称作“呼吸期心脏收缩变异试验”(respiratory systolic variation test，RSVT)。对响应于这样的气道压操作的血液动力学参数变化的分析被用作估定病人心血管状态(特别是容量反应性)的非侵入性方法或最小侵入性方法。
美国专利申请2004/0249297涉及一种仪器，该仪器用于心血管参数的确定，特别是用于那些表征病人左心室泵送活动的参数的连续确定；并涉及一种用于心脏容量反应性指数的连续确定的仪器。不过，了解病人左心室泵送活动的数值是进一步确定心脏容量反应性的先决条件。此外，还需要用于测量的第三传感器，例如，应变计。
欧洲专利1884189描述了一种确定可用于表征容量反应性的参数的技术。也可(或可替代地)确定其它生理参数(例如，心输出量或潮气量)。根据关于心脏的Frank-Starling定律，绘出了依赖于前负荷(或者血液量)的心输出量的典型图。取决于该图的局部斜率，额外的容量可极大地增加心输出量，或者根本不增加心输出量。这在临床实践中将进一步有助于估定容量反应性。尽管如此，确定每搏量将会增加到什么程度是不可能的。
发明内容
因此，本发明的一个目标就是提供一种最初所提及类型的仪器，该仪器允许正确地对病人当前呼吸状态的影响进行解释。此外，本发明的一个目标是允许将最初所提及类型的仪器应用于机械换气的病人，并且同样应用于自主呼吸的病人。在一个方面，本发明的一个特定目标是提供一种最初所提及类型的仪器，其中所确定的生理参数改善了对病人容量反应性的估定，无论该病人是机械换气的还是自主呼吸的。
在本发明的一个方面下，上述目标通过如权利要求1所述的仪器得以实现。本发明的有利实施例能根据权利要求2～18中任意一项进行配置。
同样，本发明的一个目标是提供一种如最初所提及类型的方法，该方法允许正确地对病人当前呼吸状态的影响进行解释。此外，本发明的一个目标是允许将最初所提及类型的方法应用于机械换气的病人，并且同样应用于自主呼吸的病人。在一个方面，本发明的一个特定目标是提供一种如最初所提及类型的方法，其中所确定的生理参数改善了对病人容量反应性的估定，无论该病人是机械换气的还是自主呼吸的。
在本发明的一个方面下，上述目标通过如权利要求19所述的方法得以实现。
本发明可应用于自主呼吸生物，并且可应用于辅助呼吸的病人或完全受控换气的病人。而且，如果确定了容量反应性，那么不必需要额外的努力(例如，腿的升高操作、流体或药物输送)即使得在临床实践中能利用本文所描述的途径来确定流体反应性。
另外，既不需要外科手术，也不需要对病人的处理。除此之外，本发明也不需要每搏量和/或每搏量变异度的任何预先确定。特别地，本发明允许反应与非反应循环系统状态之间(特别是反应性的不同水平之间)容量反应性的微分确定。
对应于动脉压，肺活量和肺中呼吸压是变化的。存在着不同类型的参数来表征肺的状态，例如，中心静脉压、潮气量、以及还有呼吸器(包括呼吸面具、管(tubus)及导管)的呼吸压、胸廓阻抗及生物阻抗测量、胸内压等等。至少两个状态变量(Z1、Z2......)必须分别从心脏的变异度(例如，动脉压)并进一步从受心脏前负荷漂移(shifts in cardiac preload)或者受呼吸影响的参数(例如，中心静脉压或者动脉压)来生成。上述状态变量之差和/或之和代表了流体反应性指数。
另外，这些状态变量适于用来表征心搏和呼吸活动，并因此适于用来表征前负荷中的变化，特别是当考虑到有效的力、能量和功率时。这些状态变量的和/差是容量反应性的一个标志。另外，这些状态变量还能顾及到血管和/或胸腔系统的不同特征。
如果这些分别由心脏变异度与呼吸来规定的参数适当地成比例，那么无需预先校准就能使用该方法。作为对流体反应性指数的补充，在校准之后可进行每搏量的绝对测量。
另外，测得的信号不必源自血管内压的测量。关于心脏特征以及关于心脏前负荷中变化(例如，关于呼吸活性)所测得的信号可以是相同类型的。另外，在相对容量反应性的校准之后，本发明允许对每搏量和心输出量的连续确定。心输出量的值由心率和每搏量的乘积得到。为了确定每搏量和心输出量，病人身体的体重、身高、体表的参数可代替使用任何校准而充当适应性改变。此外，至少一阶导数能用于代替测得的数值。关于心输出量的确定，血流量与下面公式(5)中所表述的压力的微分dP/dt直接成正比。
一般地，取决于应用的实际条件，本文所描述的任何实施例或所提及的任何任选项可为特别有利的。此外，就技术可能性而言并且除非另有说明，一个实施例的特征可与另一个实施例的特征结合在一起，以及可与来自现有技术的已知特征本身组合在一起。
附图说明
现在将对本发明进行更详细的描述。附图是示意性图示，其用于更好地理解本发明的特征。附图中：
图1是一个图示，其通过示出心输出量随前负荷变化的典型曲线来表示容量反应性概念；
图2表示根据本发明第一实施例的仪器的大体结构；
图3表示根据本发明第二实施例的仪器的大体结构；
图4a示出了随呼吸周期变化的动脉压读数的典型图；
图4b示出了随呼吸周期变化的中心静脉压读数的典型图；
图5a示出了对数坐标下基于动脉压读数的典型功率谱；
图5b示出了线性坐标下基于动脉压读数的典型功率谱；
图6a示出了对数坐标下基于中心静脉压读数的典型功率谱；以及
图6b示出了线性坐标下基于中心静脉压读数的典型功率谱。
在附图中，相同的附图标记用于相应的特征。
具体实施方式
图1示出了一个图示，其通过示出心输出量(SV)随前负荷(或血液量)变化的典型曲线来表示容量反应性概念。根据心脏的Frank-Starling定律，在图1中表示了两个生物A(实线)和B(虚线)的每搏量和血液量之间的关系。该曲线随着病人的不同而变化(并且依赖于单个病人的当前情况)。因此，取决于病人，一个每搏量值能对应于两个不同的前负荷值(反之亦然)。取决于局部斜率，额外的流体容量可极大地增加(该图的左边部分)或不增加每搏量(该图右边部分中接近水平的线)。由于对于一个处于特定条件的特定病人而言，图1所示意性示出的曲线的实际进程事先是未知的，因此在临床实践中获得有助于估定容量反应性的参数应是非常关键的。根据心脏的Frank-Starling定律，每搏量越高，则该值的敏感性越高。换言之，如果每搏量较高，则每搏量中的较小变化会对应于前负荷中相当大的变化。在一定的每搏量之上，导数d(前负荷)/d(SV)会极大地增加。
图2示出了本发明的一种仪器的大体结构。动脉导管1配备有压力传感器，以用于测量动脉血压。导管1的压力传感器经由压力变换器2连接到病人监测仪器4的输入通道3。除了用于获得压力信号的近端端口7之外，导管1可包括一个或多个其它的近端端口8以执行另外的功能，例如血液温度测量等等。对病人监测仪器4进行编程从而以下述方式确定各种血液动力学参数，并且在显示器5上显示所确定的参数(作为数值显示、以曲线方式显示或者二者兼有)。另外，所确定的参数可被存储在记录介质中和/或被打印出来。为了该目的，病人监测仪器4可包括用于连接外围设备的各种接口端口。
所描述的第一实施例仅需要一个单独的动脉压传感器。尽管该传感器被示作是侵入式的，但是也可代以实施非侵入式压力传感器。
图3进一步示出了根据第二实施例的仪器的大体结构，其中使用了两个压力传感器。除了有关上述第一实施例所描述地进行动脉压测量之外，还使用中心静脉导管14中的压力传感器来测量中心静脉压CVP。中心静脉导管14的压力传感器经由压力变换器10连接到病人监测仪器4的第二输入通道11。除了用于获得压力信号的近端端口12之外，导管14可包括一个或多个其它近端端口13以执行另外的功能，例如血液温度测量、注射等等。一种肺动脉导管(未示出)可用于代替中心静脉导管14，以提供肺动脉压的读数。一般而言，各种测量部位均适合于提供第一和第二血压读数。采用两个侵入式压力传感器能实现该系统的最佳性能，正如图3中所描绘的那样。
如上所述，侵入式压力传感器的各种实施方式应是特别有利的。压力既能被液压传递到近端导管端口并由外部传感器测量，也可使用安装在该导管尖端或附近的传感器直接现场测量。可使用电容传感器、压力传感器或光压传感器(例如，基于法布里-珀罗干涉仪)。
在本发明的一个优选实施例中，至少一个压力传感器还可为非侵入式的，正如有关上述第一实施例所提及的那样。
如上所述，在病人6的身体中，心脏容量、血管容量以及肺容量相互作用。特别地，心脏前负荷受到由呼吸所主导的容量的影响(自主呼吸或者换气式呼吸的任一种)。由于呼吸周期是循环的，所以会发生对血压和血流量的调制。图4a是动脉压读数随时间变化并随呼吸周期变化的典型图，该图示出了这种调制。根据图4b，对于中心静脉压或者每搏量也能观察到这种调制。
病人监测仪器4将通过输入通道3读到的血压读数暂时存储为随时间变化的压力曲线p(t)。因为心率和呼吸周期在频率(f)上是不同的，所以可将作用在压力曲线上的呼吸效应与心脏活动分开。病人监测仪器4因而从压力信号中确定呼吸周期和心率。
总之，容量反应性的确定导致了对生物特别是人类的具体治疗性控制。进一步相关的是作出如下决定：是向病人供应容量还是导数容量。这些对于容量的操作处理(例如，供应生理盐水溶液、晶态液体(crystalloid liquid)或者例如为HES的胶态液体、血浆瓶或其它流体)根据多样化的临床边缘条件(像急救室、手术室、外科手术期间等等)来加以进行。在人工换气之外，病人还能进行非人工换气。示出了在20秒时间段上的动脉压和静脉压(以mm Hg为单位)。
当前临床实践的方法目前限于用在完全受控换气的病人上。该方法的基础在于，作为呼吸器呼吸压力结果的肺活量增加以及同时发生的心脏舒张期容积的损失，这是因为肺活量和舒张期容积确实只不过具有所提供的相同胸腔容积。如图4a、图4b中所描述的那样，在机械换气期间，当空气吸入到肺中时，每搏量降低。因此，在呼吸循环期间动脉脉压以及每搏量是变化的(图4a)。
在中心静脉压或者每搏量上也能观察到相应的调制(图4b)。
图5a和图5b分别以对数坐标和线性坐标示出了心率为105次每分钟时基于动脉压读数的典型功率谱以及基于中心静脉压读数的典型功率谱。图6a和图6b分别以对数坐标和线性坐标示出了每分钟22次呼吸时基于中心静脉压读数的典型功率谱。
在主动脉或中央动脉中连续测量压力PA。进一步计算并得到中等血压(medium blood pressure)MAD及其方差σA 2。除此之外，还测量了胸内或中心静脉压CVP。进一步计算并得到方差σCVP 2。
心脏状态由求和Zk＝a·MAD+b·σA 2+...来表征，其中用到了MAD和σA 2。字母a、b(并且还有c、...、f)具有任选的正数和负数范围。
呼吸状态由求和Zr＝c·σCVP 2+...来表征，其中用到了σCVP 2。其中的另外的被加数还可具有来自PA和所得到的偏差变量的数据。
然后，代表心脏的相对心输出量的参数分别由相应的和与差求得，即：相对心输出量＝e·Zk-f·Zr-...            (1)
在最简单的变异度方法中，肺血管系统(例如顺应性)以及病人身高、体重和体表面积的影响可使用适当的比例来消除。这样，不同病人之间的相对心输出量，以及该病人身体内在延长的时间间隔上的相对心输出量，还可彼此相互比较。特别地，适于表征心搏的参数(例如，MAD，σA 2)能通过除法来比例化。
相对心输出量将会进一步说明与最大可获得的每搏量相比，当前每搏量是多大。为了以确切的方式再现该生理学关系，必须对相对心输出量加以限制，也必须进一步对其状态(states)或它们的和加以限制。
一种S型函数(sigmoid-function)α(Z)充当一种限制以再现该生理学关系：对于所有Z，limZ-＞-∞α(Z)＝0，limZ-＞+∞α(Z)＝1，并且dα/dZ≥0
在时间平均值之外，变异度以及各自地另外的累积(cumulates)和矩(moments)还有变换参数与状态的表征都是相关的。特别是，病人监测仪器4有利地含有快速傅里叶变换装置(FFT)9，以便对存储的压力曲线执行傅里叶变换。压力的傅里叶变换P(ω)＝∫p(t)·e(-i·ω·t)dt        (2)与功率谱Sp(ω)均是进一步相关的，即同样由FFT确定的自相关函数的傅里叶变换都用于为了进一步的评估来确定每个频率f＝ω/2π的贡献。功率谱(即，自相关函数的傅里叶变换器)除了别的之外还提供了将具有心率以及心率倍数(2·HR，3·HR，...)的心脏活动的相应信号部分从相关的呼吸率以及呼吸率倍数分离开的可能性。
特别地，病人监测仪器4在压力信号的谱密度中确定关于呼吸率及其更高次谐频的大小，这就得到了呼吸功率谱。同样地，从心率及其更高次谐频处的谱密度中的幅度来确定心功率谱。
在整个频率范围上对谱密度的积分允许确定对应于呼吸的呼吸功率，以及对应于心脏活动的心脏功率。不过，在许多情形中，仅在部分频率范围上的积分将导致足够的近似度，甚至改善结果的质量：当积分不得不在一个合适的范围上进行时，可抑制几个频率以减少或消除信号干扰。
关于图5a和图5b，心率(HR)及其倍数的谱功率将从功率谱中获得。标以(*)的峰(peak)是S·(2π·HR)＝Sp·(2π·HR)。标以(+)的峰是S＝(2π·k·HR)，Sp＝(2π·k·HR)，其中
Figure G2009102259359D00081
Figure G2009102259359D00082
另外，呼吸率(RR)及其倍数的谱功率(即S·(2π·RR)、S·(2π·2·HR)等等)、特定峰的面积和宽度、在频谱底部处以及在该峰的尖端上的斜率以及当ω→0时的特定频谱将会从功率谱获得。
这样，上述状态参数能表征为如下形式：心脏状态由适当的求和Zk＝a·σA 2+b·οA 2/MAD+c·S·(2π·k·HR)+...来描述。必需的分量是σA 2和σA 2/MAD，以及具有适当的
Figure G2009102259359D00091
Figure G2009102259359D00092
的至少一个频谱分量S·(2π·k·HR)+...。
根据图6a、图6b，每搏量的修正总体上由适当的求和Zr＝d·S·(2π·I·RR)+...来描述。因此，必要的分量是具有适当的
Figure G2009102259359D00093
Figure G2009102259359D00094
的频谱分量d·S·(2π·I·RR)+...。其中的另外的被加数还能具有来自PA和所得到的偏差变量的数据。标以(*)的峰是S·(2π·RR)＝SCVP·(2π·RR)。标以(+)的峰是S＝(2π·k·RR)＝SCVP·(2π·I·RR)，其中I＝2，3。
这样，所确定的呼吸和心功率谱的值现在能被病人监测仪器4用来计算感兴趣的血液动力学参数，并将所确定的参数显示在显示器5上。
随后，参数然后分别从和与差来求得，其代表了心脏的相对心输出量，也就是相对心输出量＝g·α(Zk)-h·α(Zr)-...        (3)因而，这导致了流体反应性指数FRI的等式，其具有如下形式：FRI＝g·tanh(Zk)-h·tanh(Zr)+...             (4)其中，Zk优选是σA、Sp、Sdp/dt、MAD的函数，Zr优选是σA、SCVP、Sdp/dt、CVP的函数。
如前面所述，图2示出了本发明仪器的大体结构，其中动脉导管1配备有用于测量动脉血压的压力传感器。与图2相反，图3示出了根据本发明第二实施例的仪器的大体结构，其中使用了两个压力传感器。第一传感器用于动脉压测量，第二传感器用于中心静脉压测量。
在肺中，变化的肺活量和呼吸压力会影响动脉压和中心静脉压，如图4a和图4b中所示那样。如上面所提及的那样，存在不同类型的参数以表征呼吸的状态。至少两个状态变量(Z1，Z2，...)由心脏变异度(例如动脉压)以及另一个参数(例如中心静脉压或动脉压)生成。该参数分别由心脏前负荷中的漂移或者由呼吸作用影响。然后，流体反应性指数由上述状态变量的差和/或和来表示。
特别地，根据图3，病人监测仪器4在压力信号的谱密度中确定呼吸率及其更高次谐频的大小，这就得到了呼吸功率谱。从心率及其更高次谐频处的谱密度中的幅度来确定心功率谱。
根据图3，病人监测仪器4从中心静脉压信号来确定呼吸周期。根据图6a、图6b，病人监测仪器4使用快速傅立叶变换器9来确定频率密度。在谱密度中，确定呼吸率及其更高次谐频的大小，这就得到了呼吸功率谱，并因此得到呼吸功率，正如上面已经描述的那样。
最后，提供呼吸功率与心脏功率之比以作为容量反应性的测量，正如上面有关第一实施例所描述的那样。第二实施例导致相对心输出量的更精确的值，如等式1与3中所示那样。另外，能获得如等式4及其后续等式所示流体反应性指数的更精确的值。
作为确定流体反应性指数FRI的替代，或者除了确定流体反应性指数FBI之外，还可确定每搏量储备指数SVRI(stroke volumereserve index)，该指数被定义为：SVRI＝1-FRI。

Claims (14)

1.用于确定病人(6)的至少一个生理参数的仪器，所述仪器包括：
压力传感器装置，其适于提供所述病人(6)的血压读数；
存储装置，其用于将所述读数存储为至少一根随时间变化的压力曲线或其关于时间的导数；
评估装置(4)，其适于从所述压力曲线或所述导数来确定代表了随时间变化的心搏和/或随时间变化的心搏变异度的至少一个心搏状态变量，其中所述评估装置(4)进一步适于确定代表了随时间变化的心脏前负荷和/或随时间变化的心脏前负荷变异度的至少一个心脏前负荷状态变量；
其特征是，所述评估装置(4)进一步适于将所述生理参数确定为多个求和项的和，其中所述求和项中的至少一个是一个所述心搏状态变量的单调函数，并且所述求和项中的至少一个是一个所述心脏前负荷状态变量的单调函数，
所述心搏状态变量的所述单调函数是实数与所述心搏状态变量的乘积或者实数与所述心搏状态变量的归一化函数的乘积，以及/或者，
所述心脏前负荷状态变量的所述单调函数是实数与所述心脏前负荷状态变量的乘积或者实数与所述前负荷状态变量的归一化函数的乘积。
2.如权利要求1所述的仪器，其特征在于，所述随时间变化的心脏前负荷变异度是由于病人(6)的自主呼吸状态、机械换气状态或辅助呼吸状态期间可探测的病人(6)的吸气与呼气而导致的心脏前负荷变异度。
3.如权利要求1或2所述的仪器，其特征在于，所述心搏状态变量的归一化函数是S型函数。
4.如权利要求1或2所述的仪器，其特征在于，所述前负荷状态变量的归一化函数是S型函数。
5.如权利要求1所述的仪器，其特征在于，所述评估装置(4)进一步适于从所述压力曲线或所述导数来确定至少一个所述心脏前负荷状态变量。
6.如权利要求1所述的仪器，其特征在于，进一步包括提供额外读数的额外传感器装置。
7.如权利要求6所述的仪器，其特征在于，所述额外读数与心脏前负荷相关，其中所述存储装置进一步适于存储所述额外读数的关于时间的导数，并且其中所述评估装置(4)进一步适于从所述额外读数的关于时间的导数来确定至少一个心脏前负荷状态变量。
8.如权利要求6所述的仪器，其特征在于，所述额外读数与至少一个心搏状态变量相关。
9.如权利要求1所述的仪器，其特征在于，所述前负荷状态变量是中心静脉压、动脉楔压、全心舒张末期容积、肺毛细血管楔压或动脉压。
10.如权利要求6所述的仪器，其特征在于，所述额外传感器装置是额外压力传感器装置。
11.如权利要求10所述的仪器，其特征在于，所述额外压力传感器装置适于测量中心静脉压。
12.如权利要求1所述的仪器，其特征在于，所述压力传感器装置适于测量动脉压。
13.如权利要求1所述的仪器，其特征在于，所述压力传感器装置适于非侵入性测量。
14.如权利要求1所述的仪器，其特征在于，所述至少一个生理参数包括每搏量储备指数或流体反应性指数。
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