CN105120739B - 用于确定表示患者的容量反应性的参数的方法、逻辑单元及系统 - Google Patents

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Abstract

本发明涉及一种用于确定表示了患者的容量反应性的指标的方法，其包括以下步骤：(i)测量患者的脉搏信号的序列；(ii)基于测得的脉搏信号的序列来确定包络(信号)曲线；(iii)基于在先确定的包络(信号)曲线来确定拟合(包络(信号))函数，该拟合(包络(信号))函数表示包络(信号)曲线在未包括由通气或呼吸所致心肺交互而造成的脉搏变化下的理想曲线发展；(iv)确定与由通气或呼吸所致心肺交互而造成的脉搏变化相对应的呼吸脉搏变化信号；(v)基于在先确定的呼吸脉搏变化信号来确定包络(呼吸)曲线；(vi)基于在先确定的包络(呼吸)曲线来确定拟合(包络(呼吸))函数，该拟合(包络(呼吸))函数表示包络(呼吸)曲线的理想曲线发展；(vii)基于拟合(包络(信号))函数和拟合(包络(呼吸))函数来确定表示患者的容量反应性的指标。本发明还涉及用于确定表示了患者的容量反应性的指标的逻辑单元及系统。

Description

用于确定表示患者的容量反应性的参数的方法、逻辑单元及 系统
技术领域
本发明涉及确定表示了患者的容量反应性的指标的方法。本发明还涉及用于确定表示了患者的容量反应性的指标的逻辑单元及相应的系统。
背景技术
在过去，已经越来越多地使用容量反应性(有时也被称为“液体反应性”)的概念来优化患者(值得注意的是危重症病人和/或麻醉病人)的液体管理。根据这个概念，补液后每搏输出量(即收缩期间由心脏的心室排出的血量)显著增加的患者会具有“高”容量反应性。相反地，补液后每搏输出量几乎不增加的患者显示出“低”容量反应性或者无容量反应性。在补液期间是否会发生心输出量的增加，主要取决于个体患者位于所谓的“FRANK-STARLING曲线(心室功能曲线)”中的位置。如图2所示，FRANK-STARLING曲线描绘了前负荷与每搏输出量的关系，其中对于“前负荷”来说，体积压力表示能在舒张末期将心脏的右心室或左心室舒张至其最大的几何尺寸。值得注意的是，FRANK-STARLING曲线不是线性的，而显示出特有的凹形，其初始部分相对陡，然后逐渐变平，从而到达平稳。
实现心输出量的增加通常会优化作为液体疗法的主要目标的组织灌注。如等人在英国麻醉学杂志(2009),103:238-43发表的“脉压变异率指标作为原位肝移植期间液体反应性的预测量的评价”，以及M.CANNESSON等人在临床监测与计算杂志(2011),25:45-56发表的“脉压变异率，我们今天在哪？”中所描述的那样，如果患者位于FRANK-STARLING曲线的陡峭段，则可通过补液来有效地增加心输出量。然而，如果患者位于FRANK-STARLING曲线的平缓段，则不能通过补液来实现心输出量的显著增加。在此设置中，液体负荷对于患者来说甚至可能是危险的，有可能导致外围性水肿或肺水肿。因此，可靠地确定患者位于FRANK-STARLING曲线中的位置是至关重要的，即在向患者的循环系统中注入液体之前要确定患者的容量反应性。
因为尚无可用的直接方法来直接测量患者心脏的前负荷和每搏输出量，即尚无可用的直接方法来测量患者的容量反应性，所以在过去的十年内开展了深入研究来基于可测量参数确定另一种指标，以预测患者的容量反应性。
如F.MICHARD等人在重症监护杂志(2000),4:282-289发表的“利用心肺交互来评估机械通气期间的液体反应性”中所描述的那样，对于机械通气患者来说，可使用左心室每搏输出量中的呼吸变化幅度来评估容量反应性。间歇的正压通气会导致右心室和左心室的负荷条件的周期性变化。机械吹入法会减少右心室的前负荷，并增加右心室的后负荷。右心室前负荷的降低是因为静脉回流压力梯度的减小所造成的，这与机械正压通气期间胸膜腔压力的吸气量增加有关。右心室后负荷的伴随性增加与反式肺动脉压力的吸气量增加有关，反式肺动脉压力的吸气量增加由气道压力中的通气所致增加而导致。右心室前负荷的降低和右心室后负荷的增加都会导致右心室每搏输出量的减少，在吸气期间的末期右心室每搏输出量到达其最小值。将静脉回流中的吸气量损伤认为是右心室每搏输出量的吸气量降低背后的主要机理。由于血液的反式肺动脉穿流时间，右心室每搏输出量中的吸气量降低随后会导致左心室在两至三个心跳的相位延迟后的充盈顺势减少。因此，左心室前负荷的降低可引起左心室每搏输出量的减少，在机械呼气期间左心室每搏输出量达到其最小值。
有趣的是，当右心室位于曲线的陡峭段而不是平缓段时，由机械通气引起的右心室前负载的周期性变化应导致右心室每搏输出量的更大的周期性变化。当左心室位于FRANK–STARLING曲线的上升、陡峭段时，右心室每搏输出量的周期性变化和相应的左心室前负荷的周期性变化也应导致左心室每搏输出量的更大的周期性变化。因此，左心室的每搏输出量的呼吸变化幅度(其是动脉收缩压的主要决定因素)应当作为容量反应性的指标。因此，已提议通过计算收缩压在机械通气患者的单个呼吸周期内的最大值和最小值之间的差值来分析收缩压的呼吸变化。已将此差值称为“收缩压变异率”(SPV)。
另外，最近提出了通过计算动脉的“脉压变异率”(PPV)的更尖端的方式来对心脏的容量反应性进行评估。已将“脉压”(PP)定义为单个呼吸周期内收缩压与舒张压的差值。值得注意的是，脉压几乎与左心室的每搏输出量成正比。常规地，利用下式计算脉压变异率：
其中PPmax和PPmin分别为单个呼吸周期内的最大脉压和最小脉压。值得注意的是，在单个呼吸周期内心脏通常跳动多次。例如，如果一个呼吸周期内心脏跳动六次，则可计算针对六次心跳的PPmax和PPmin。为了计算脉压变异率，需要确定整个六次连续心跳序列的一个最大脉压值和一个最小脉压值。
不利的是，前述的用于确定表示了容量反应性的指标的方法(即SPV法和PPV法)都严格需要可靠地测量与检测期间内(例如，在一个大概包括六次心跳的呼吸周期内)各单次心跳相关的血压值。然而，由于频繁出现心脏的伪像或者心律不齐，所以不是所有测得的值都能真实反映患者关于容量反应性方面的心肺交互。这种现象使得上述两种方法均易出错。实际上，几乎不可能对心律不齐的患者进行动脉压力的呼吸变化的分析。
用于确定患者的动脉血压的熟知且简便的方法是采用所谓的“示波式无创血压测量方法”。通过此种方法，通常佩戴在患者臂部上的压力袖带中的压力是持续增加或持续减少的。例如，初始时可将压力袖带中的压力设定为远高于患者的收缩压的值，然后将其逐渐减少至低于患者的舒张压的值。因此，压力袖带中的压力可在对应多个心跳的时段内连续减少。连接至压力袖带的血压计不仅可指示施加至压力袖带的连续减少的压力，而且还附加地(由于原理作用＝反应性)指示出基于变化脉搏信号的压力振荡，即脉搏幅度和波形。另外，将由任意方法感测的任意动脉中的单次心跳的相应结果称为“脉搏”。通过专门绘制这样的由血压计指示的随时间变化的循环压力变化(即振荡)可知，振荡幅度不是恒定的，而是呈钟型的。当施加至袖带的压力介于患者的收缩压和舒张压的中间附近时通常会出现最大振荡。换言之，每当袖带压力大体上对应于收缩压和舒张压之间的中间值(或略微低于该中间值)时，对于由心跳导致的压力振荡来说，血压计的灵敏度达到其最大值。
图3示出了连接至血压计的压力袖带的示意图。压力袖带佩戴在患者臂部上，并且间接地通过皮肤、脂肪、肌肉和内部结缔组织向动脉施加压力。图4a示出了随时间变化的心电图(ECG)信号的示意图。图4b示意性地示出了由血压计检测到的作为时间的函数的压力袖带中的压力。图4b中所绘制的压力信号表示一方是施加于压力袖带的连续减少的压力与另一方是由患者脉搏所导致的周期性压力振荡的叠加。在此示例中，压力袖带中的压力(例如通过未示出的阀)从高于患者的收缩压Psys的值减少至低于患者的舒张压Pdia的值。值得注意的是，压力袖带中的压力不是仅持续减少，还有可能持续增加。通过另一绘图，在图4c中专门示意性地示出了由血压计检测的压力振荡。所示的这些压力振荡都围绕着平均值振荡。从图4c可以看出，压力振荡的幅度不是恒定的，而是在压力袖带中的压力大体上对应于患者的收缩血压和舒张血压之间的50％中间值时达到最大。
如前所述，通过上述的示波式无创血压测量方法，袖带压力持续增加或持续减少。相应地，无法采用恒定的测量条件，因此，此方法仅允许确定单次的收缩压值和单次的舒张压值。通过血压测量方法不能可靠地确定与单次心跳相关联的个别收缩压值和舒张压值。因此，通过SPV方法或者PPV方法不能可靠地用于确定患者的容量反应性。
EP0078090A1教导了一种允许确定脉压变异率的无创血压测量方法。根据该方法，将填充有液体的压力袖带一直附接在患者的手指上。压力袖带中整合有光源和光检测器，其中光源和光检测器形成了光电体积描记器的一部分。利用体积描记信号、经由电动压力阀以闭环操作方法来控制袖带压力，从而使手指的动脉容量保持在预调设值。因此通过测量压力袖带中的压力可以确定患者的动脉血压。
然而，在患者手指上持续压放传感器会对血液循环带来不利影响，并且能导致严重的组织损伤，甚至手指坏死。另外，手指距离患者心脏相对较远，并且手指的动脉血管直径相对小于接近心脏的动脉血管直径。由于由动脉血管直径突然变化(例如，当动脉血管出现分支)时发生的压力反射所导致的干扰效应，使得在手指处可测得的压力波形仅会不精确地对应于感兴趣的动脉血压，即与患者心脏最接近的中心动脉血压和波形。
发明内容
因此，本发明的目的在于提供一种简单且鲁棒的用于可靠地确定表示了患者容量反应性的指标的方法或装置。特别地，本发明的目的在于提供一种用于确定患者的容量反应性的方法或装置，该方法或装置能最小化对待确定的指标的不利影响，例如由患者心脏的伪像或心律不齐所产生的不利影响。根据本发明的方法或装置还应优选地基于现有技术中已知的示波式无创血压测量方法来可靠地实施。
可通过根据权利要求1的方法实现上述目标。本发明的有利特征在从属权利要求中进行描述。
特别地，本发明涉及一种确定表示了患者的容量反应性的指标的方法，其包括以下步骤：
(i)测量患者的脉搏信号的序列；
(ii)基于测得的脉搏信号的序列来确定包络(信号)曲线；
(iii)基于在先确定的包络(信号)曲线来确定拟合(包络(信号))函数，所述拟合(包络(信号))函数表示包络(信号)曲线在未包括由通气或呼吸所致心肺交互而造成的脉搏变化下的理想曲线发展；
(iv)确定与由所述通气或呼吸所致心肺交互而造成的脉搏变化相对应的呼吸脉搏变化信号；
(v)基于在先确定的呼吸脉搏变化信号来确定包络(呼吸)曲线；
(vi)基于在先确定的包络(呼吸)曲线来确定拟合(包络(呼吸))函数，该拟合(包络(呼吸))函数表示包络(呼吸)曲线的理想曲线发展；
(vii)基于拟合(包络(信号))函数和拟合(包络(呼吸))函数来确定表示患者的容量反应性的指标。
根据本发明的方法的第一(可选)步骤对应于数据采集，即测量患者的脉搏信号的序列，例如，根据对以下项的连续或半连续记录而得到的与血液脉动相对应的信号及其组合：压力、流量、多普勒超声波、光体积描记信号、造影剂X射线、快速或高速的同位素辐射扫描、快速或高速的CT扫描、快速或高速的核磁共振成像、快速或高速的光子发射断层成像等。值得注意的是，这个方法步骤对于成功实施本发明来说并不是至关重要的。很显然，(例如通过医师)可预先测量患者的脉搏信号的序列。在此之后，将测得的脉搏信号存储起来。这些数据可被本发明的方法使用，从而使得本发明(利用存储的测得的脉搏信号)可选择性地直接从第二方法步骤开始。
本领域技术人员熟知怎样测量患者的脉搏信号。存在多种针对测量患者的脉搏信号而建立的方法，包括直接或有创式血压测量方法，间接或无创式血压测量方法，以及其它记录上述任意动脉脉动信号的方法。
优选地，采用结合了图3、4a、4b和4c所述的示波式无创血压测量方法。采用此血压测量方法来进行数据采集是熟知的、简便的。有利的是，相比于例如有创血压测量方法的其它血压测量方法，该方法不会对患者带来与备选的有创血压测量方法相关的任何不利影响，例如局部感染和/或血流感染、血栓栓塞性并发症、出血等等。
可在例如10秒钟与4分钟之间的时段内来检测测得脉搏信号的序列，优选地在30秒钟与2分钟之间的时段内来进行检测，更优选地在约1分钟内进行检测以便可靠地覆盖至少4个呼吸周期。患者的脉搏速率取决于多种因素，如年龄、压力等。成年人的心脏跳动通常在每分钟50次到90次。因此，可在检测时段内检测到由心跳导致的相对较多次数的脉搏变化。鉴于根据本发明的对表示了患者容量反应性的指标的计算是以数据质量为基础的，此方法是有利的。然而，当实施示波式无创血压测量方法时，检测周期最好不要超过3分钟，以避免由压力袖带的压力导致的紊乱血流带来的不利影响。
另外，检测时段应分别覆盖至少一个完整的呼吸、通气周期。然而，优选地，在与患者的多个连续的呼吸或通气周期相对应的时段内检测测得脉搏信号的序列。例如，检测周期可对应于2到10个呼吸周期之间。如上所述，众所周知，患者的呼吸对脉搏变化具有可被检测的影响。虽然测得的血压变化主要来自于心脏的功能(即来自于心脏周期性的收缩和松弛)，但是仍需要考虑另一影响因素：由此，对两个函数进行叠加：即，将由心脏功能所导致的较高频率的变化与由患者的呼吸或通气所导致的较低频率的变化进行叠加。值得注意的是，由患者的呼吸导致的这样的低频变化不仅可从机械通气患者身上检测到，还可以从自主呼吸的非通气患者身上检测到。虽然自主呼吸针对血压变化的效应在某种程度上与机械通气针对血压变化的效应类似，但是实际上，两种效应由于以下原因而不同：对于机械通气的情况，在吸气期间通过高压使空气从外界压进肺部中，而对于自主呼吸的情况，在吸气期间通过较低压力将空气吸入肺部。不考虑这些现象性差别，同样可将根据本发明的方法应用于机械通气病人和自主呼吸的非通气病人，从而使得呼吸引入机动性或通气引入机动性能产生显著的心肺交互。唯独所得到的表示了患者容量反应性的指标需要结合每一位病人的其它特征来进行合理解释。然而，数据解析则落入进行诊断的任何医师或其它经过医学训练的人员的专业知识范围中。
现有技术中已知地，将测得的脉搏信号优选地表示为围绕着测得信号的平均值振荡的信号曲线。另外，可将测得的脉搏信号表示为随时间变化的函数，或者备选地，如果采用示波式无创血压测量方法，则可表示为随着由压力袖带施加的钳制压力变化的函数，其中施加至压力袖带的压力在测量期间持续增加或减少。
作为根据本发明的方法的第二步骤，确定基于测得脉搏信号的序列的包络(信号)曲线。通常来讲，将快速变化的信号的包络曲线或函数认为是能描绘出该快速变化信号幅度的极值的轮廓的平滑曲线。例如，可利用简单地连接快速变化信号的最大值(和最小值)来确定包络曲线或函数。然而，根据本发明，优选地通过连续确定测得的脉搏信号相距该脉搏信号平均值的距离维度，然后优选地向距离维度施加低通滤波器的方式，来确定血压信号的包络曲线，即包络(信号)曲线。优选地，低通滤波器的截止频率低于患者的脉搏速率。例如，优选地将测得的脉搏信号的振荡曲线的平均值下方的部分向上折叠至上方部分。然后利用截止频率低于患者的脉搏速率的低通滤波器使所得到的曲线平坦化。优选地，通过使在(平坦化的)曲线下方的区域相比于在非平坦化曲线下方的区域保持基本不变的方式，使所得到的曲线平坦化。可选地，使平坦化的曲线额外地乘以预设值。例如，如果使平坦化的曲线乘以2的平方根则最终获得的包络(信号)曲线大体位于测得脉搏信号的幅度的上极值水平。
备选地，可将距离维度定义为特定范围内的平方信号或极值，该特定范围例如为一个脉宽或其它任意的度量函数。对于采用差值的绝对值作为距离维度的情况，结果与作为容量反应性的另一熟知参数的每搏输出变异率(SVV)存在最佳的相关性。在将差值的绝对值的n次方作为距离维度的情况下，随着n变大，结果与脉压变异率(PPV)存在较佳的相关性。在最大度量的情况下，即在将无穷大的n作为距离维度的情况下，结果与PPV存在最佳相关性。例如，通过在等于心跳持续时间的移动窗口内搜索差值的最大值与最小值的差的方式，来实现最大度量。
可将测得脉搏信号的平均值(其用作距离维度计算的基础)确定为相对于患者的单个脉搏周期期间的移动平均数。给定了数列(在此示例中：即，测得的脉搏信号)和固定子集大小(在此示例中：即，患者单次脉搏周期的时段)的情况下，通过获取数列的初始固定子集的平均值来获得移动平均数的第一元素。然后通过“前移”来修改子集，“前移”指的是移除数列的第一个数并纳入数列中跟随原始子集的下一个数。这样就创建了各个数的新子集，其中对该新子集求平均。针对整个数列重复此过程。
在某些情况下，为了获得较好拟合的包络(信号)曲线，在确定包络(信号)曲线之前对测得的脉搏信号施加窗口函数是有利的。特别地，如果采用连续的有创血压测量方法来测量脉搏信号，则施加窗口函数是有利的。与上述的示波式无创血压测量方法不同的是，由连续的有创血压测量方法测得的脉搏信号通常不会显示出任何钟型形状。另一方面，如果采用示波式无创血压测量方法来测量脉搏信号，则不需要施加窗口函数。在此情况下，测得的脉搏信号已经显示出钟型形状，因此，该测得脉搏信号可与同样显示出钟型形状的函数原型进行较好拟合。
如果施加窗口函数，则窗口函数优选为非负平滑钟型曲线，例如Cauchy-Lorentz函数。
作为根据本发明的第三步骤，基于在先确定的包络(信号)曲线来确定拟合(包络(信号))函数。拟合(包络(信号))函数表示：包络(信号)曲线的以排除由通气或呼吸所致心肺交互而造成的任何脉搏变化为目的的理想曲线发展。
优选地，基于在先确定的函数原型来确定拟合(包络(信号))函数。更优选地，函数原型优选为非负平滑钟型曲线，例如Cauchy-Lorentz函数。如果测得的脉搏信号是相对于时间t而绘制的，则此函数原型可定义为下式：
值得注意的是，如果采用具有连续增加或减少的袖带压力p的示波式无创血压测量方法，并且将测得的脉搏信号绘制为袖带压力的函数，则函数原型可也定义为下式：
函数原型优选地包括至少一个参数，更优选地包括至少两个参数，参数的选择旨在实现拟合(包络(信号))函数对包络(信号)曲线的最优拟合。在上述示例中，可自由选择三个参数，即famp、fmax和fbw。参数famp决定了函数原型的钟型曲线的幅度。参数fmax决定了时间轴或压力轴的最大值的位置，而参数fbw决定了半高宽。
可利用任意已知的最优算法来选择(例如上述三个参数中的)至少一个参数，最优算法例如是基于最小误差平方的最优算法。优选地，采用Levenberg-Marquardt算法来选择函数原型的至少一个参数。在上述示例中，可优化一个参数、两个参数，或者优选地为全部三个参数。
包络(信号)曲线和拟合(包络(信号))函数之间的差值反映了由患者的呼吸或通气所引起的调节。因此，作为本发明方法的第四步骤，确定与由患者的呼吸导致的脉搏变化相对应的呼吸脉搏变化信号。优选地，通过使呼吸脉搏变化信号围绕其平均值振荡的方式来确定该呼吸脉搏变化信号。优选地，由呼吸脉搏变化信号的曲线的下方部分所定义的区域(即平均值下方的区域)大体上与由呼吸脉搏变化信号的曲线的上方部分所定义的区域(即平均值上方的区域)相对应。
为了确定呼吸脉搏变化信号的平均值，可向包络(信号)曲线施加低通滤波器，其中该低通滤波器的截止频率优选地低于患者的呼吸频率。为了获得呼吸脉搏变化信号，需从包络(信号)曲线中减去上述平均值。因此，可轻易地将呼吸脉搏变化信号表示为围绕着平均值振荡的曲线。
接下来，根据本发明的方法的第五步骤，基于在先确定的呼吸脉搏变化信号来确定包络(呼吸)曲线。
优选地，可通过与本发明方法的第二步骤大体相同的方法执行第五步骤。因此，通过连续确定呼吸脉搏变化信号相距其平均值的距离维度，然后优选地对该距离维度施加低通滤波器的方式，来优选地计算包络(呼吸)曲线。优选地，低通滤波器的截止频率低于患者的呼吸频率。换言之，优选地将呼吸脉搏变化信号的振荡曲线的平均值下方的部分向上折叠至上方部分。然后，优选地，利用具有低于患者的呼吸频率的截止频率的低通滤波器使所得到的曲线平坦化。优选地，通过使(平坦化的)曲线下方的区域相对于在非平坦化的曲线下方的区域保持基本不变的方式来使曲线平坦化。可选地，使平坦化的曲线额外地乘以预设值。例如，如果使平坦化的曲线乘以2的平方根则最终获得的包络(呼吸)曲线大体位于呼吸脉搏变化信号的幅度的上极值水平。
优选地，可将呼吸脉搏变化信号的平均值(其用作距离维度计算的基础)确定为在患者的单个呼吸周期时段内的移动平均数。
作为根据本发明的第六步骤，基于在先确定的包络(呼吸)曲线来确定拟合(包络(呼吸))函数。拟合(包络(呼吸))函数表示包络(呼吸)曲线的理想曲线发展。优选地，可通过与本发明方法的第三步骤大体相同的方法执行第六步骤。
因此，优选地基于在先确定的函数原型来确定拟合(包络(呼吸))函数。更优选地，函数原型优选为非负平滑钟型曲线，例如Cauchy-Lorentz函数。如果呼吸脉搏变化信号是相对于时间t而绘制的，则此函数原型可定义为下式：
值得注意的是，如果采用具有连续增加或减少的袖带压力p的示波式无创血压测量方法，并且将呼吸脉搏变化信号绘制为袖带压力的函数，则函数原型也可定义为下式：
函数原型优选地包括至少一个参数，更优选地包括至少两个参数，该参数的选择旨在实现拟合(包络(呼吸))函数对包络(呼吸)曲线的最优拟合。在上述示例中，可自由选择三个参数，即gamp、gmax和gbw。参数gamp决定了函数原型的钟型曲线的幅度。参数gmax决定了时间轴或压力轴的最大值的位置，而参数gbw则决定了半高宽。
可利用任意已知的最优算法来选择(例如上述三个参数中的)至少一个参数，最优算法例如是基于最小误差平方的最优算法。优选地，使用Levenberg-Marquardt算法来选择函数原型的至少一个参数。在上述示例中，可优化一个参数、两个参数，或者优选为全部三个参数。
优选地，(为避免所涉及的计算步骤的任何偏差)，可通过类似于分别计算包络(信号)曲线和拟合(包络(信号))函数的方式来计算包络(呼吸)曲线和拟合(包络(呼吸))函数，但是表示的是呼吸脉搏变化信号而不是测得的脉搏信号。也就是说，例如，如果采用Cauchy-Lorentz函数作为确定拟合(包络(信号))函数的函数原型，则优选地同样采用Cauchy-Lorentz函数作为确定拟合(包络(呼吸))函数的函数原型。
最后，在根据本发明的方法的第七步骤中，基于拟合(包络(信号))函数和拟合(包络(呼吸))函数来确定表示了患者的容量反应性的指标。优选地，基于拟合(包络(信号))函数的至少一个参数和拟合(包络(呼吸))函数的至少一个参数来确定表示了患者的容量反应性的指标。
例如，可基于拟合(包络(信号))函数的最大值与拟合(包络(呼吸))函数的最大值之间的比率来确定表示了患者的容量反应性的指标。
已发现的是，这个比率表示用于表示患者的容量反应性的合适指标。例如，如果采用Cauchy-Lorentz函数作为用于确定拟合(包络(信号))函数和拟合(包络(呼吸))函数的函数原型，则可根据下式来确定表示了患者的容量反应性的比率VR：
如上所述，现有技术中已知的是，可利用患者由通气或呼吸所致心肺交互而导致的脉搏变化来预测患者的容量反应性。根据本发明的方法获得的指标与现有技术中已知的“脉压变异率指标”具有类似的目的。
然而，不同于现有技术中已知的用于确定容量反应性的方法，根据本发明的方法无需依赖于与单次心跳相对应的单次最大/最小血压值。此现有技术的方法会由于单次心跳和/或连续心跳的节奏出现的偏差而导致有问题的结果。相反地，本发明的用于确定表示了患者的容量反应性的指标的方法考虑到了(例如多个呼吸周期的)测得脉搏信号的完整序列(一组数据)。因此，即使出现或记录有心脏的任何伪像或者心律不齐，其对根据本发明的结果的影响也是可以忽略的。例如，如果相对于60次心跳的时段来测量脉搏信号，则针对此60次心跳记录的任何伪像都不会对根据本发明的方法的结果造成影响。相反地，当采用现有技术中已知的方法时，此伪像可轻易地导致完全错误的结果。然而，错误的结果会导致由医师做出的不适当的、甚至是危及生命的决策，例如，错误地将高脉搏变化解释为显著的心脏容量反应性，并且然后向不需要补液的患者进行补液。
无创血压信号的曲线以取决于压力袖带的钳制压力的非线性方式发生失真。这是拟合(包络(呼吸))曲线的最大值为什么会相比于拟合(包络(信号))曲线的最大值发生移位的原因。因此，期望的是，上述可导致相位移位的失真的这种数据不被允许用于提供表示了患者的容量反应性的可靠指标。然而，有利的是，发明人发现根据本发明的方法完美地反映了患者的生理状态。结果表明，不论是否具有此相位移位，幅度的比率都是患者的容量反应性的可靠的预测指标。
由根据本发明的方法获得的指标(例如比率VR)能为医师关于如何治疗患者的决策提供支持。然而，该指标并不会向医师提供治疗指导。相反地，需要将该指标结合多个其它诊断信息来得出适当的治疗手段。例如，医师会基于他的经验和其它诊断信息为每位患者做出诊断，对于呼吸容量在8ml每千克预测体重的机械通气患者来说，例如大于12％的比率VR表示这样一个干预阈值：即，特定患者可能具有相对高的容量反应性，并且应进行补液以增加心输出量，从而在不引起患者循环中的液体过剩的情况下优化组织灌注。
值得注意的是，还可能基于所选择的拟合(包络(信号))函数的拟合参数来计算收缩血压值和舒张血压值。公式取决于使用的测量组件的设置，并且可采用多元回归的方法凭经验来确定。
值得注意的是，对于本领域技术人员显而易见的，可同时执行根据本发明的方法步骤(ii)和(iii)。也就是说，通过实施整体包括两个方法步骤(方法步骤(ii)和方法步骤(iii))的相应的算法，可直接(即，仅以一个方法步骤)基于测得的脉搏信号的序列来计算拟合(包络(信号))函数。
类似地，对于本领域技术人员显而易见的，可同时执行根据本发明的方法步骤(v)和(vi)。也就是说，通过实施整体包括两个方法步骤(方法步骤(v)和方法步骤(vi))的相应的算法，可直接(即，仅以一个方法步骤)基于在先确定的呼吸脉搏变化信号来计算拟合(包络(呼吸))函数。
根据另一方面，本发明还涉及用于确定表示了患者的容量反应性的指标的逻辑单元，其配置为执行以下步骤：
-基于在先确定的测得的脉搏信号的序列来确定包络(信号)曲线；
-基于在先确定的包络(信号)曲线来确定拟合(包络(信号))函数，该拟合(包络(信号))函数表示包络(信号)曲线在未包括由患者的呼吸所导致的脉搏变化下的理想曲线发展；
-确定与由患者的呼吸所导致的脉搏变化相对应的呼吸脉搏变化信号；
-基于在先确定的呼吸脉搏变化信号来确定包络(呼吸)曲线；
-基于在先确定的包络(呼吸)曲线来确定拟合(包络(呼吸))函数，该拟合(包络(呼吸))函数表示包络(呼吸)曲线的理想曲线发展；
-基于拟合(包络(信号))函数和拟合(包络(呼吸))函数来确定表示患者的容量反应性的指标。
根据再一方面，本发明还涉及用于确定表示了患者的容量反应性的指标的系统，其包括上述逻辑单元和血压测量装置，其中血压测量装置配置为测量患者的脉搏信号的序列，其中该系统配置为将例如由血压测量装置测得的脉搏信号作为输入值提供给逻辑单元。
优选地，血压测量装置包括压力袖带，该将压力袖带配置为围绕着患者臂部设置，从而以无创的方式测量患者的动脉血压。
血压测量装置优选地适合于执行根据本发明的上述方法。
附图说明
下面，参照下列附图，对根据本发明的方法的实施例中的优选示例进行描述。
图1是显示测得的脉搏信号、包络(信号)曲线、拟合(包络(信号))函数、呼吸脉搏变化信号和拟合(包络(呼吸))函数的图表，其中所有曲线均根据本发明的方法进行确定；
图2是所谓的“FRANK-STRING曲线”的示意性表示；
图3是用于示波式无创血压测量方法中的典型配置的示意性表示；
图4a是由心电图检测的随时间变化的心跳信号的示意性表示；
图4b是在示波式无创血压测量方法中由血压计测得的压力的示意性表示；
图4c是在示波式无创血压测量方法中由血压计唯独测得的压力振荡的示意性表示。
具体实施方式
在根据本发明的优选方法中，在第一步骤中，测量患者的脉搏信号。优选地，利用示波式无创血压测量方法来测量脉搏信号，该方法易于实施而不会对患者产生不利影响。如上文结合图3、4a、4b和4c所描述地那样，示波式无创血压测量方法为本领域所熟知。值得注意的是，同样也可应用其它脉搏测量方法来测量患者的脉搏。
类似于上文结合图4c所描述的曲线，图1中所示的测得的脉搏信号为一条围绕其平均值振荡的曲线(点线)。将平均值优选地确定为相对于患者的一个脉搏周期时段的移动平均数。在此示例中，施加至压力袖带的压力以基本恒定的速率从40mmHg连续增加至大约120mmHg。因此，可将振荡的测得脉搏信号表示为随时间不断增加的钳制压力的函数。实际上，可同样地显示为随时间变化的函数方式。针对图1所示的示例，在约1分钟的检测周期内压力从大约40mmHg增加至大约120mmHg。因此，在此示例中，在检测时段内获取了患者的约60次心跳和约10个呼吸周期。
接下来，在本发明方法的第二步骤中，确定包络(信号)曲线。在此示例中，通过连续确定测得的脉搏信号相距该脉搏信号平均值的距离维度，然后向距离维度施加低通滤波器的方式，来确定包络(信号)曲线。低通滤波器的截止频率低于患者的脉搏速率。换言之，将测得的脉搏信号的振荡曲线的平均值的下方部分向上折叠至上方部分，以便专门获得正压力值。然后，利用具有低于患者脉搏速率的截止频率的低通滤波器使所得到的曲线平坦化。因此，通过使曲线下方的区域保持基本不变的方式使曲线平坦化。在本示例中，然后使平坦化的曲线乘以从而使最终得到的包络(信号)曲线基本上位于测得脉搏信号的幅度的上极值水平。
从图1可以看出，包络(信号)曲线(细虚线)受控于另一影响因素(即患者的呼吸或通气)，该因素对测得的血压信号有影响。相反地，已通过根据本发明第二步骤的处理滤除掉了由患者的心跳导致的脉搏的高频变化。
接下来，在本发明方法的第三步骤中，利用函数原型来确定拟合(包络(信号))函数(图1中的加黑虚线)。本示例所选的函数原型为非负平滑钟型曲线，即Cauchy-Lorentz函数，其表示为以下的通式：
因此，可自由选择三个参数来将函数原型与包络(信号)曲线拟合，即famp、fmax和fbw。参数famp决定了函数原型的钟型曲线的幅度；参数fmax决定了压力轴上最大值的位置；而参数fbw决定了钟型曲线的半高宽。
在此示例中，应用本领域技术人员所知晓的Levenberg-Marquardt算法作为确定参数famp、fmax和fbw的值的最优算法，其中这三个参数使得拟合(包络(信号))函数对包络(信号)曲线的最佳拟合。然而，对于此拟合步骤，同样也可利用其它已知的优化算法。
然后，根据本发明的方法的第四步骤，确定呼吸脉搏变化信号，该信号大体对应于包络(信号)曲线和拟合(包络(信号))函数之间的差值。通过使呼吸脉搏变化信号围绕其平均值振荡的方式来确定该呼吸脉搏变化信号。优选地，对包络(信号)曲线施加低通滤波器，以确定呼吸脉搏变化信号的平均值，其中该低通滤波器的截止频率低于患者的呼吸频率。为了获取呼吸脉搏变化信号，需从包络(信号)曲线中减去上述平均值。由此，可得到与测得的脉搏信号的曲线相类似的振荡曲线，其具有仅由患者的呼吸导致的较低振荡频率。
作为根据本发明的方法的第五步骤和第六步骤，确定包络(呼吸)曲线和拟合(包络(呼吸))函数。这可通过与之前在步骤2和步骤3中分别确定包络(信号)曲线和拟合(包络(信号))函数相同的方式来完成。值得注意的是，图1中仅示出了拟合(包络(信号))函数(加黑虚线)，而未示出包络(信号)曲线。
作为本发明方法的第五步骤，确定包络(呼吸)曲线。像之前一样，通过连续确定呼吸脉搏变化信号相距该呼吸脉搏变化信号平均值的距离维度，然后对该距离维度施加低通滤波器的方式，来确定包络(呼吸)曲线。低通滤波器的截止频率低于患者的呼吸频率。换言之，将测得的呼吸脉搏变化信号的振荡曲线平均值的下方的部分向上折叠至上方部分，以便专门获得正压力值。然后，利用具有低于患者呼吸频率的截止频率的低通滤波器使所得到的曲线平坦化。因此，通过使曲线下方的区域保持基本不变的方式使曲线平坦化。在本示例中，然后使平坦化的曲线乘以从而使最终得到的包络(呼吸)曲线大体位于呼吸脉搏变化信号的幅度的上极值水平。
接下来，在本发明方法的第六步骤中，利用函数原型来确定拟合(包络(呼吸))函数。选择和之前一样的函数原型，即Cauchy-Lorentz函数，其表示为以下通式：
因此，同样可自由选择三个参数来将函数原型与包络(呼吸)曲线拟合，即gamp、gmax和gbw。参数gamp决定了函数原型的钟型曲线的幅度；参数gmax决定可压力轴上最大值的位置；而参数gbw决定可钟型曲线的半高宽。
在此示例中，再次应用Levenberg-Marquardt算法作为确定参数gamp、gmax和gbw的值的最优算法，其中这三个参数使得拟合(包络(呼吸))函数对包络(呼吸)曲线的最佳拟合。
最后，在根据本发明的方法的第七步骤中，通过计算在先确定的相应函数原型的参数gamp和famp的比值，来确定患者的容量反应性的指标VR。
正如上面提到的，本领域公知患者的呼吸或通气对患者的脉压有影响。即，可检测到动脉脉搏的变化，其中该变化的频率与呼吸频率相对应。这些脉搏变化的幅度大体取决于患者的心脏位于FRANK-STARLING曲线中的位置(如图2中所示)。如果由患者的呼吸所导致的脉搏变化幅度相对大，则认为患者位于FRANK-STARLING曲线的陡峭段，这意味着患者显示出相对“好”的容量反应性。相反地，如果由患者的呼吸所导致的脉搏变化幅度相对小，则认为患者位于FRANK-STARLING曲线的平缓段，这意味着患者显示出相对“坏”的容量反应性或者无容量反应性。由患者的呼吸所导致的脉搏变化幅度通过本发明上面示例中的参数gamp来表示。类似于将脉压变异率(PPV)计算作为患者的容量反应性指标那样，将参数gamp“归一化”。即，使gamp除以由心跳导致的脉搏变化的幅度famp。因此，根据本发明获得的指标VR类似于现有技术中已知的作为患者的容量反应性指标的脉压变异率(PPV)。
然而，不同于现有技术中已知的方法，根据本发明的方法不依赖于与单次心跳相对应的测得脉压变异率的单个最大/单个最小值。相反地，根据本发明的方法考虑到了检测期间测得的所有脉搏信号。因此，根据本发明的方法避免了检测期间内出现的心脏的任何伪像或者心律不齐所导致的偏差。从而，本发明向医师提供了高度可靠的信息，以允许医师(结合针对患者状态的其它信息)就患者的容量反应性做出有充分根据的决定。
总而言之，本发明提供了一种简单且鲁棒的用于可靠地确定表示了患者容量反应性的指标的方法(及装置)。另外，实现本发明的方法(或装置)可基于现有技术中已知的示波式无创血压测量方法来轻易、可靠地实施。

Claims (32)

1.用于确定表示了患者的容量反应性的指标的方法，包括以下步骤：
(i)测量患者的至少一个呼吸周期的脉搏信号的序列；
(ii)基于测得的所述脉搏信号的序列来确定包络信号曲线；
(iii)基于在先确定的所述包络信号曲线来确定拟合包络信号函数，所述拟合包络信号函数表示所述包络信号曲线在未包括由通气或呼吸所致心肺交互而造成的脉搏变化下的理想曲线发展；
(iv)确定与由所述通气或呼吸所致心肺交互而造成的所述脉搏变化相对应的呼吸脉搏变化信号，并使所述呼吸脉搏变化信号大体对应于所述包络信号曲线和所述拟合包络信号函数之间的差值；
(v)基于在先确定的所述呼吸脉搏变化信号来确定包络呼吸曲线；
(vi)基于在先确定的所述包络呼吸曲线来确定拟合包络呼吸函数，所述拟合包络呼吸函数表示所述包络呼吸曲线的理想曲线发展；
(vii)基于所述拟合包络信号函数和所述拟合包络呼吸函数来确定所述表示了患者的容量反应性的指标。
2.根据权利要求1所述方法，其中，基于所述拟合包络信号函数的至少一个参数和所述拟合包络呼吸函数的至少一个参数，确定所述表示了患者的容量反应性的指标。
3.根据权利要求1或2所述的方法，其中，基于所述拟合包络信号函数的最大值与所述拟合包络呼吸函数的最大值之间的比率，确定所述表示了患者的容量反应性的指标。
4.根据权利要求1所述的方法，其中，通过示波式无创脉搏测量方法来检测所述测得的脉搏信号的序列。
5.根据权利要求1所述的方法，其中，在10秒钟与3分钟之间的时段内，来检测所述测得的脉搏信号的序列。
6.根据权利要求5所述的方法，其中，在30秒钟与2分钟之间的时段内，来检测所述测得的脉搏信号的序列。
7.根据权利要求6所述的方法，其中，在1分钟的时段内，来检测所述测得的脉搏信号的序列。
8.根据权利要求1所述的方法，其中，在与患者的多个连续的呼吸周期相对应的时段内，检测所述测得的脉搏信号的序列。
9.根据权利要求8所述的方法，其中，在2个连续的呼吸周期与10个连续的呼吸周期之间的时段内，检测所述测得的脉搏信号的序列。
10.根据权利要求1所述的方法，其中，通过连续确定所述测得的脉搏信号相距该脉搏信号的平均值的距离维度，然后对所述距离维度施加低通滤波器的方式，来确定所述包络信号曲线，其中所述低通滤波器的截止频率低于患者的脉搏速率。
11.根据权利要求1所述的方法，其中，在确定所述包络信号曲线之前，对所述测得的脉搏信号施加窗口函数。
12.根据权利要求11所述的方法，其中，所述窗口函数为非负平滑钟型曲线。
13.根据权利要求12所述的方法，其中，所述窗口函数为Cauchy-Lorentz函数。
14.根据权利要求1所述的方法，其中，基于在先确定的函数原型来确定所述拟合包络信号函数。
15.根据权利要求14所述的方法，其中，所述函数原型为非负平滑钟型曲线。
16.根据权利要求15所述的方法，其中，所述函数原型为Cauchy-Lorentz函数。
17.根据权利要求14至16中任一项所述的方法，其中，所述函数原型包括至少一个参数，所述参数的选择旨在实现所述拟合包络信号函数对所述包络信号曲线的最优拟合。
18.根据权利要求17所述的方法，其中，采用Levenberg-Marquardt算法来选择所述函数原型的至少一个参数。
19.根据权利要求1所述的方法，其中，通过使所述呼吸脉搏变化信号围绕其平均值振荡的方式来确定所述呼吸脉搏变化信号。
20.根据权利要求19所述的方法，其中，向所述包络信号曲线施加低通滤波器，以确定所述呼吸脉搏变化信号的平均值，其中所述低通滤波器的截止频率低于患者的呼吸频率。
21.根据权利要求1所述的方法，其中，通过连续确定所述呼吸脉搏变化信号相距该呼吸脉搏变化信号的平均值的距离维度，然后对所述距离维度施加低通滤波器的方式，来确定所述包络呼吸曲线，其中所述低通滤波器的截止频率低于患者的呼吸频率。
22.根据权利要求21所述的方法，其中，将所述呼吸脉搏变化信号的平均值确定为相对于患者的一个呼吸周期时段的移动平均数。
23.根据权利要求1所述的方法，其中，基于在先确定的函数原型来确定所述拟合包络呼吸函数。
24.根据权利要求23所述的方法，其中，所述函数原型为非负平滑钟型曲线。
25.根据权利要求24所述的方法，其中，所述函数原型为Cauchy-Lorentz函数。
26.根据权利要求23至25中任一项所述的方法，其中，所述函数原型包括至少一个参数，所述参数的选择旨在实现所述拟合包络呼吸函数对所述包络呼吸曲线的最优拟合。
27.根据权利要求26所述的方法，其中，采用Levenberg-Marquardt算法来选择所述函数原型的至少一个参数。
28.根据权利要求1所述的方法，其中，基于所述呼吸脉搏变化信号而不是所述测得的脉搏信号，通过类似于获得所述包络信号曲线和所述拟合包络信号函数的方式，来分别获得所述包络呼吸曲线和所述拟合包络呼吸函数。
29.用于确定表示了患者的容量反应性的指标的逻辑单元，配置为执行以下步骤：
-基于在先测得的至少一个呼吸周期的脉搏信号的序列来确定包络信号曲线；
-基于在先确定的包络信号曲线来确定拟合包络信号函数，所述拟合包络信号函数表示所述包络信号曲线在未包括由通气或呼吸所致心肺交互而造成的脉搏变化下的理想曲线发展；
-确定与由所述通气或呼吸所致心肺交互而造成的所述脉搏变化相对应的呼吸脉搏变化信号，并使所述呼吸脉搏变化信号大体对应于所述包络信号曲线和所述拟合包络信号函数之间的差值；
-基于在先确定的所述呼吸脉搏变化信号来确定包络呼吸曲线；
-基于在先确定的所述包络呼吸曲线来确定拟合包络呼吸函数，所述拟合包络呼吸函数表示所述包络呼吸曲线的理想曲线发展；
-基于所述拟合包络信号函数和所述拟合包络呼吸函数来确定所述表示了患者的容量反应性的指标。
30.用于确定表示了患者的容量反应性的指标的系统，包括权利要求29所述的逻辑单元和脉搏测量装置，其中所述脉搏测量装置配置为测量患者的脉搏信号的序列，其中所述系统配置为将由所述脉搏测量装置测得的所述脉搏信号作为输入值而提供给所述逻辑单元。
31.根据权利要求30所述的系统，其中，所述脉搏测量装置包括压力袖带。
32.根据权利要求31所述的系统，其中，所述压力袖带配置为围绕患者臂部设置，从而以无创方式测量患者的动脉脉搏。
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