CN102387742B - 心输出量相关波形的参数检测 - Google Patents

Abstract

描述用于检测心输出量相关波形的参数的方法。该方法包括检测心输出量相关波形的个体心搏周期的方法，检测心输出量相关波形的个体心搏周期的指定起点中的错误的方法，检测心输出量相关波形的个体心搏周期的重搏切迹的方法，和检测心输出量相关波形的个体心搏周期的指定重搏切迹中的错误的方法。确定这些参数对临床医生而言非常重要，因为这些参数构成计算许多其他的心输出量相关参数的基础。

Description

心输出量相关波形的参数检测

技术领域

背景技术

可以根据心输出量相关波形(例如外周压力波形)确定的许多参数不仅对疾病的诊断是重要的，而且对“实时”即连续监控受试者的临床显著的变化都很重要。存在各种方法，用于基于心输出量相关波形的各种特征的分析来识别和/或计算这些参数。几乎没有医院没有使用这些方法监控一个或多于一个心输出量相关参数从而提供受试者的状态正在变化的警报的设备。

发明内容

描述了用于检测心输出量相关波形的参数的方法。该方法包括检测心输出量相关波形的个体心搏周期的方法，检测心输出量相关波形的个体心搏周期的指定起点中的错误的方法，检测心输出量波形的个体心搏周期的重搏切迹的方法，和检测心输出量相关波形的个体心搏周期的指定重搏切迹中的错误的方法。

检测心输出量相关波形的个体心搏周期的方法包括提供心输出量相关波形数据和计算波形数据的一阶导函数。然后在时间上反转一阶导函数的数据的顺序。接着一阶导函数的振幅与阈值比较，该阈值是一阶导函数的最大振幅的百分率。然后识别刚好在一阶导函数的振幅大于经反转时间顺序数据中的阈值的点(即，时间上在其之前)之后一阶导函数第一次等于零，来确定心搏周期的起点。一阶导函数第一次等于零表明心搏周期的起点。

检测心输出量相关波形的个体心搏周期的指定起点的错误的方法包括提供个体心搏周期的心输出量相关波形数据，个体心搏周期具有预定的起点，并且确定心输出量相关波形数据的最大值。接着确定心输出量相关波形的第一点，该第一点是在心输出量相关波形上在最大值之前具有等于最大值一半的值的第一点。然后查找起点和第一点之间的心搏周期部分的局部最大值。如果找到局部最大值，那么查找第一点和局部最大值之间的心搏周期部分的局部最小值点，并将个体心搏的起点重新指定为局部最小值点。

检测心输出量相关波形的个体心搏周期的重搏切迹的方法包括提供个体心搏周期的心输出量相关波形数据，个体心搏周期具有先前确定的起始时间点，并且计算波形数据的一阶导函数。接着根据一阶导函数确定第一时间点和第二时间点，所述第一时间点是一阶导函数的起始时间点之后的第一个过零点，所述第二时间点是一阶导函数的起始时间点之后的第二个过零点。还计算波形数据的二阶导函数，并根据二阶导函数确定第三时间点和第四时间点，所述第三时间点是二阶导函数的第二时间点之后的第一个过零点，所述第四时间点是二阶导函数的第二时间点之后的第二个过零点。然后查找第三时间点和第四时间点之间的二阶导函数部分的局部最大值，该局部最大值出现在第五时间点。在第五时间点对应于重搏切迹位于个体心搏周期的心输出量相关波形数据处的时间点。

检测心输出量相关波形的个体心搏周期的指定重搏切迹的错误的方法包括提供个体心搏周期的心输出量相关波形数据，该个体心搏周期具有先前确定的重搏切迹时间点、先前确定的起始时间点、先前确定的心输出量最大值点和先前确定的结束时间点，以及计算波形数据的一阶导函数。然后确定一阶导函数的心输出量最大值点和查找时间点之间的所有局部最大值，查找时间点是起始时间点加上起始时间点与结束时间点之间的时间的三分之二。如果找到多于一个局部最大值，那么重搏切迹被指定为第二个局部最大值处的时间点。

附图说明

图1示出了图示说明用于检测心输出量相关波形的个体心搏周期的逻辑示例的流程图。

图2A示出了关于几个心搏周期记录的动脉压波形。

图2B示出图2A所示动脉压波形的一阶导函数。

图3示出图示说明用于核实心输出量相关波形的个体心搏周期数目的逻辑示例的流程图。

图4A-D示出发生心率不齐的心输出量波形的示例。

图5示出图示说明用于检测心输出量相关波形的个体心搏周期的指定起点的错误的逻辑示例的流程图。

图6A示出了关于几个心搏周期记录的动脉压波形，其中已经错误识别心搏周期的启始。

图6B示出用于检测心输出量相关波形的个体心搏周期的指定起点的错误的应用方法的心搏周期相关点。

图7示出图示说明用于检测心输出量相关波形的个体心搏周期的重搏切迹的逻辑示例的流程图。

图8A示出了关于几个心搏周期记录的动脉压波形。

图8B示出根据图8A的波形的一阶导函数。

图8C示出根据图8A的波形的二阶导函数。

图9示出图示说明用于检测心输出量相关波形的个体心搏周期的指定重搏切迹中的错误的逻辑示例的流程图。

图10A示出了关于几个心搏周期记录的动脉压波形。

图10B示出根据图10A的波形的一阶导函数。

图11是示出实现本文所描述的方法的系统的主要部件的方框图。

具体实施方式

本文描述用于检测心输出量相关波形的参数的方法。具体地，本文描述的方法包括检测心输出量相关波形的个体心搏周期，检测心输出量相关波形的个体心搏周期的指定起点的错误，检测心输出量相关波形的个体心搏周期的重搏切迹，和检测心输出量相关波形的个体心搏周期的指定重搏切迹中的错误。除了对临床医生而言是重要的参数之外，心输出量相关波形中的个体心搏周期和重搏切迹构成计算许多其他心输出量相关参数的基础，因此，最初准确地识别心搏周期和重搏切迹构成临床医生为受试者适当地提供治疗的基础。

如这里所使用的，短语心输出量相关波形用于表明例如与心输出量成比例的、由心输出量获取的或是心输出量的函数的相关的信号。这些信号的示例包括但不限于外周动脉压和中央动脉压和/或流量、脉搏血氧测定波形、阻抗体积描记波形和多普勒波形。术语外周动脉压是为了表示在动脉树中任一点(例如桡动脉、股动脉或肱动脉)以侵入或非侵入方式测量的压力。如果使用侵入式仪器，特别地，安装导管的压力传感器，那么任一动脉可以是可能的测量点。放置非侵入式传感器通常将由仪器本身指示，例如，手指箍带、上臂压力箍带和耳垂夹具。测量到进一步远离心脏的外周动脉压增加。无论是使用具体的仪器或测量法，获得的数据将最终产生对应于心输出量(例如，与心输出量成比例)的电信号。

如这里所公开的用于检测心输出量相关波形的个体心搏周期的方法在图1中的流程图中示出，该方法包括提供心输出量相关波形数据(10)，计算波形数据的一阶导函数并且反转数据的时间顺序(20)。比较一阶导函数的振幅和阈值(30)，即一阶导函数的最大振幅百分率。在一阶导函数的振幅大于反转时间顺序数据的阈值的点之后识别一阶导函数第一次等于零，来确定心搏周期的开始(40)，即一阶导函数第一次等于零表明心搏周期的起始(50)。

图2A是关于几个心搏周期记录的动脉压波形的示例。个体心搏周期是由靠近波形最小值的点来表明的。使用刚刚描述的用于检测个体心搏周期的方法包括计算一阶导函数，作为图2A中所示波形的一阶导函数在图2B中示出(注意当时间顺序反转时的一阶导函数未在图2B中示出)。然后比较一阶导函数和阈值，为了该示例的目的阈值在图2B中用粗线示出。然后，刚好在一阶导函数的振幅大于阈值的点之后(表现为在时间之前)，定位第一个过零点。一阶导函数的该部分的第一个过零点在图2B中用虚线表明。对于图2B中所示的导函数，选择一阶导函数峰值的上升部分或下降部分的阈值交叉点不会影响在峰值之前的第一个过零点的识别。识别的过零点时刻是个体心搏周期开始的时刻(参见从图2B至图2A的虚线箭头指示)。为了计算下一个心搏周期，查找一阶导函数的振幅大于阈值的一阶导函数的下一个点，并重复该过程。可以反复进行该方法，直到到达所提供波形的终点(或，如果连续地提供数据例如实时监控，则可以无限地进行下去)。

可以过滤波形数据以便于在计算一阶导函数波形之前去除高频和低频噪声。例如高通滤波器可以用于抑制基线漂移和消除受试者的呼吸影响。通过利用正向和反向数字滤波技术保留与输入信号相同相位，高通滤波器与这里描述的方法一起使用可以实现零相位失真。与这里描述的方法一起使用的高通滤波器的另一个参数包括去除基线漂移和呼吸的低频(如，0.25Hz)截止频率。对于进一步的示例，低通滤波器可以用于在计算一阶导数之前平滑波形信号。低通滤波器可以降低动脉脉压信号的任何快速时域转换和/或变换的影响。有限脉冲响应滤波器可以用于限制低通滤波器操作中的时延。使用低通滤波器和高通滤波器有助于数据的处理性能对本领域的技术人员而言是众所周知的。

检测心输出量相关波形的心搏周期中的常见问题是心率无规律。这种心率无规律的示例包括但不限于出现心房过早收缩或心室过早收缩、心律不齐和心房颤动。心率无规律一般包括过早搏动，这可以在任何时刻发生。这些过早搏动一般产生比主要搏动更少的容量和更低的压力。这些搏动的低容量和小压力引起所有心输出量相关波形的信号中出现小的搏动。由过早的心脏收缩产生的小的搏动具有与在心输出量相关波形的心脏舒张阶段或晚期心脏收缩阶段期间产生的压力反射相类似的振幅和频率特征，这使得这些搏动难以区分压力反射。例如，如果较低的阈值用于检测由过早的心脏收缩产生的小的搏动，那么较大的压力反射会错误地被当作是心动周期。

为了克服将压力反射视为心动周期的可能，如上面所述的用于检测心输出量相关波形的个体心搏周期的方法可以在不同的阈值水平重复执行，从而核实所检测的心搏周期数目。为了核实心搏周期的数目(如图3中所示)，如以上所述，利用第一阈值来执行该方法(10)，然后利用第二(较低的)阈值第二次执行该方法(20)。然后，比较利用不同阈值所检测的心搏周期数目(30)。如果利用第一阈值检测的心搏周期数目与利用第二阈值检测的心搏周期数目之比小于65％，但每分钟高于150的搏动数不大于所检测的每分钟搏动的35％，那么利用第二阈值确定的心搏周期作为心搏周期的实际数目(40)。如果利用第一阈值检测的心搏周期数目与利用第二阈值检测的心搏周期数目之比小于65％并且每分钟高于150的搏动数大于所检测的每分钟搏动的35％，那么利用第一阈值确定的心搏周期作为心搏周期的实际数目(50)。如果利用第一阈值检测的心搏周期数目与利用第二阈值检测的心搏周期数目之比不小于65％，那么利用第二阈值确定的心搏周期作为心搏周期的实际数目(60)。利用额外的成对的第一阈值和第二(较低的)阈值可以重复进行该方法。

用于检测个体心搏周期的方法中的阈值选择取决于各种因素。与这里所描述的方法一起使用的阈值示例包括0.8、0.75、0.7、0.65、0.6、0.55、0.5、0.45、0.4、0.35和0.3。与这些方法一起使用的阈值和更低阈值对示例包括这些阈值的各种组合，例如0.75和0.6或0.6和0.3。其他的阈值和阈值对可以是有用的，这取决于实际情况。图4A至4D示出了发生心律不齐的心输出量波形的示例。这些波形中的每个波形都表示根据心输出量相关波形的非常挑战的情形中的心搏检测。本方法用于成功地检测用点所示的搏动。图4A-4D显示了在非常挑战的情形中该方法的优良性能。

这里还描述(如图5中的流程图所示)用于检测心输出量相关波形的个体心搏周期的指定起点的错误的方法。指定起点被错误指定的情形的示例包括心律不齐情况或心动过速情况，其中在波形的心脏舒张阶段会出现较大的压力反射，和下一个心动周期在先前的心动周期的心脏舒张阶段的反射结束之前就开始。在这些情况中，心搏周期的开始包含图6A和图6B中所示的类似小的峰值。在这些类型的情况中，标准搏动检测方法可能在先前周期的心脏舒张阶段的最小值点的小的峰值之前而不是峰值之后(搏动真正的起点所在的位置)就错误地检测心搏的开始。这种心搏起点的错误检测可以引起基于正在分析的波形确定其他心脏参数中的明显错误。检测个体心搏周期的指定起点的错误的方法(如图5中所示)包括提供具有预定起点的个体心搏周期的心输出量相关波形数据(10)。然后确定心输出量相关波形数据的最大值(20)并且找到第一点(30)。该第一点是在最大值之前具有等于最大值一半的值的心输出量相关波形上的第一点。接着查找起点和第一点之间的心搏周期部分的局部最大值(40)。如果在起点和第一点之间找到局部最大值，那么查找第一点和局部最大值之间的心搏周期部分的局部最小值点(50)，个体心搏的起点被重新指定为局部最小值点(60)。如果在起点和第一点之间未找到局部最大值，那么保留心搏的当前起点(70)。该方法可以进一步包括找到下一个个体心搏的起点，其也将是当前的个体心搏周期的终点。

为了进一步说明该方法，图6A示出了已经错误地检测每个心搏周期的起点的波形(参见局部最小值的点)。图6B示出了应用该方法的心搏周期的相关点，即，k是心搏周期的预定起点(k+1是下一个心搏周期的起点)，s是心输出量相关波形数据的最大值，h是在最大值之前具有等于最大值一半的值的心输出量相关波形上的第一点，l是起点和第一点之间的局部最大值，d是利用该方法计算的心搏周期的正确起点。

这里进一步描述(并在图7中的流程图中示出)用于检测心输出量相关波形的个体心搏周期的重搏切迹的方法。该方法包括提供具有先前确定的起点的个体心搏周期的心输出量相关波形数据(10)，和计算波形数据的一阶导函数(20)。然后根据一阶导函数确定第一时间点(在一阶导函数的起始时间点之后的第一个过零点)和第二时间点(在一阶导函数的起始时间点之后的第二个过零点)(30)。还计算波形数据的二阶导函数(40)。然后根据二阶导函数确定第三时间点(在二阶导函数的第二时间点之后的第一个过零点)和第四时间点(在二阶导函数的第二时间点之后的第二个过零点)(50)。然后查找第三时间点和第四时间点之间的二阶导函数部分的局部最大值，该局部最大值发生在第五时间点(60)。最后，第五时间点被指定为重搏切迹。如上所述可以过滤该方法中使用的函数。

为了进一步说明该方法，图8示出了利用该方法分析的心输出量数据。具体地，图8A示出具有三个标明的心搏周期(在局部极小处的点)的波形，图8B示出图8A中所示波形的一阶导函数，图8C示出图8A中所示波形的二阶导函数。图8A的点1是正在分析的心搏周期的起点，图8A和8B之间的虚线2示出了一阶导函数中的心搏周期的起始时间点，并且还在一阶导函数的第一时间点(即，起点之后的第一个过零点)之前出现。图8B中的点3示出一阶导函数的第二时间点(即，起始时间点之后的第二个过零点)。虚线4示出第二时间点被转换至图8C中所示的二阶导函数的位置从而开始查找第三时间点(即，二阶导函数中的第二时间点之后的第一个过零点)，并且图8C中的点5是第三时间点。图8C中的点6是第四时间点(即，二阶导函数中的第二时间点之后的第二个过零点)。图8C中的点7(即第五时间点)是第三时间点和第二时间点之间的局部最大值。所示第五时间点被转换回图8A的波形中，此处该时间点表明重搏切迹的位置(在点9处所示)。

这里额外描述(并在图9中的流程图中示出)用于检测心输出量相关波形的个体心搏周期的指定重搏切迹中的错误的方法。当在信号中在围绕重搏切迹位置处出现较大的反射波时，这些类型的错误通常出现在重搏切迹的检测中。该方法包括提供具有先前确定的重搏切迹时间点、先前确定的起始时间点、先前确定的心输出量最大值和先前确定的结束时间点的个体心搏周期的心输出量相关波形数据(10)，并且计算波形数据的一阶导函数(20)。然后，确定一阶导函数中的心输出量最大值点和查找时间点之间的所有局部最大值(30)。查找时间点是通过相加起始时间点和起始时间点与结束时间点之间的时间间隔的三分之二确定的。如果找到多于一个局部最大值，那么重搏切迹被重新指定为第二个局部最大值的时间点(40)。如果仅找到一个局部最大值，那么重搏切迹仍然是先前确定的重搏切迹(50)。

为了进一步说明该方法，图10示出利用该方法分析的心输出量数据。具体地，图10A示出具有大约三个心搏周期(和可能是重搏切迹的两个局部极小值)的波形，图10B示出图10A中所示波形的一阶导函数。图10A的点10是正在分析的心搏周期的起点，图10A和图10B之间的虚线20示出了分析一阶导函数的起始时间点。虚线30表明查找点，其是起点和终点40之间的时间间隔的三分之二，因此虚线20和虚线50之间的时间段表明用于找到一阶导函数的局部最大值的查找窗口。在查找窗口中找到两个局部最小值M₁和M₂。因为找到多于一个局部最大值，所以重搏切迹被指定为第二个局部最小值M₂，其对应于图10A中的点60。

图11示出可以用于实施这里描述的方法的系统的主要部件，所述方法用于检测心输出量相关波形的个体心搏周期，检测心输出量相关波形的个体心搏周期的指定起点中的错误，检测心输出量相关波形的个体心搏周期的重搏切迹和检测心输出量相关波形的个体心搏周期的指定重搏切迹中的错误。该方法可以在现存的病人监控装置中实施，或可以作为专用监控器来实施。如上所述，心输出量相关波形，或是与心输出量成比例的、从心输出量获取的或是心输出量的函数的某些其他信号可以用以下两种方式之一或同时用两种方式来感测：侵入地和非侵入地。为了方便起见，系统被描述为测量动脉血。

为了完整性图11同时示出了两种类型的压力感测。在这里所描述的方法的大多数实际应用中，一般将实施一种变化或几种变化。在这里所描述的方法的侵入性应用中，常规压力传感器100被安装在导管110上，导管110被插入病人或患病动物的身体一部分130的动脉120中。动脉120是动脉系统中的任一动脉，例如股动脉、桡动脉或肱动脉。在这里所描述的方法的非侵入性应用中，常规压力传感器200(诸如，光体积描记血压探测器)以任何传统的方式安装在外部，例如利用围绕指状物230的箍带或安装在病人手腕上的传感器。图11示意性地同时示出了这两种类型。

通过任何已知的连接器传递来自传感器100、200的信号，作为处理系统300的输入，处理系统300包括一个或多于一个处理器和其他的支持硬件以及通常包括的用于处理信号和执行代码的系统软件(未示出)。这里描述的方法可以利用修改的、标准的、个人计算机来实施，或是并入更大的、专门的监控系统。为了使用这里所描述的方法，处理系统300还可以包括或连接到调节电路302，该调节电路302按需要执行正常信号处理任务，例如放大、过滤或分类。然后通过普通的模数转换器ADC304，被调整的检测到的输入压力信号P(t)被转换为数字形式，ADC304具有或采用来自时钟电路305的时间参考。众所周知，应当关于Nyquist(尼奎斯特)准则来选择ADC304的采样频率，以便避免压力信号的效果失真(该过程在数字信号处理领域中是非常著名的)。来自ADC304的输出将是离散压力信号P(k)，其值可以存储在常规存储电路(未示出)中。

通过包含用于执行这里所描述的方法的一个方面或多于一个方面的计算机可执行代码的软件模块310，可以将值P(k)传递至存储器或从存储器中存取。软件模块310的这种设计对计算机编程领域的技术人员而言是直截了当的。方法所使用的额外的比较和/或处理可以在额外的模块(如320和330)中执行。

如果使用，诸如先前确定的重搏切迹时间点、先前确定的起始时间点和先前确定的结束时间点等的信号具体数据可以存储在存储器区域315中，其也可以按需要存储其他的预定参数。这些值可以通过利用任何已知的输入设备400以常规方式输入。

如图11所示，结果最终显示在常规显示器或记录设备500上，呈现给用户和由用户解译。与输入设备400一样，显示器500通常同样由处理系统使用，用以其他目的。

上面已经参考方法、装置和计算机程序产品的方框图和流程图图解描述了本发明的示例性实施例。本领域的技术人员将理解，方框图和流程图图解的每个模块与方框图和流程图图解的模块组合可以分别通过包括计算机程序指令的各种装置来执行。这些计算机程序指令可以载入通用计算机、专用计算机或其他可编程数据处理装置，以制造机器，因此在计算机或其他可编程数据处理装置上执行的指令产生用于执行在流程图模块或多个模块中指定的功能的方法。

这里描述的方法进一步涉及可以存储在计算机可读存储器中的计算机程序指令，其可以指示计算机或诸如处理器或处理系统(如图11中的300所示)的其他可编程数据处理装置以特定的方式起作用，从而使得存储在计算机可读存储器中的指令产生一种包括用于执行图11中的模块中指定的功能的计算机可读指令的制造产品。计算机程序指令可以加载到计算机、处理系统300或其他的可编程数据处理装置中，从而使得一系列操作步骤在计算机、处理系统300或其他可编程装置中执行以产生计算机执行过程，因此在计算机或其他可编程装置中执行的指令提供用于执行模块中指定的功能的步骤。而且，用于执行各种计算和执行这里描述的相关方法步骤的各种软件模块310、320和330也可以作为计算机可执行指令存储在计算机可读介质上，以便允许方法被加载到不同的处理系统和由不同的处理系统来执行。

因此，方框图模块和流程图图解支持用于执行指定功能的装置的组合、用于执行指定功能的步骤的组合、用于执行指定功能的程序指令装置。本领域的技术人员将理解，通过执行指定功能或步骤的基于硬件的专用计算机系统或专用硬件和计算机指令的组合，可以实施方框图和流程图图解的每个模块以及方框图和流程图图解中的模块的组合。

本发明并不限于这里所公开的作为本发明的一些方面的说明的实施例的范畴，并且是功能等价物的任何实施例都在本发明的范畴。除了那些示出和这里所描述的方法以外，各种方法的改进对于本领域的技术人员而言是明显的，且落入相关权利要求的范畴。进一步，尽管在上面的实施例中只具体地讨论了这里公开的方法步骤的某些典型组合，方法步骤的其他组合对于本领域的技术人员而言是明显的，且落入相关权利要求的范畴。因此，这里明确地涉及步骤的组合；然而，尽管没有明确说明，也包括步骤的其他组合。这里使用的术语“包含”及其变体与术语“包括”及其变体同义使用，且都是开放的、非限制的术语。

Claims (4)

1.一种检测心输出量相关波形的个体心搏周期的方法，其包含：

提供心输出量相关波形数据；

计算所述波形数据的一阶导函数；

反转所述一阶导函数的时间顺序；

将经反转的一阶导函数的振幅与阈值作比较，所述阈值是所述一阶导函数的最大振幅的百分率；和

通过在所述经反转的一阶导函数中识别刚好在所述一阶导函数的振幅大于所述阈值的点之后所述经反转的一阶导函数第一次等于零，来确定心搏周期的起点，

其中，所述经反转的一阶导函数第一次等于零表明心搏周期的起点。

2.根据权利要求1所述的方法，其中，所述阈值是所述一阶导函数的最大振幅的75％。

3.根据权利要求1所述的方法，其中，所述阈值是所述一阶导函数的最大振幅的60％。

4.根据权利要求1所述的方法，其中，所述阈值是所述一阶导函数的最大振幅的30％。