CN107847649B - 用于处理心脏传感器输出的方法和计算机系统 - Google Patents

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Abstract

本公开涉及一种用于处理心脏传感器输出的方法和系统，其中使用动脉流动模型以及动脉流动参数的值，从感测的血液压力导出血液流动和模拟的主动脉血液压力。通过操纵动脉流动模型的动脉流动参数的值中的至少一个，将模拟的主动脉血液压力与心动周期内的感测的血液压力的一部分相匹配。

Description

用于处理心脏传感器输出的方法和计算机系统
技术领域
本发明涉及一种用于处理心脏传感器输出的方法和系统。更具体地说，本发明涉及一种用于处理心脏传感器输出的方法和系统，其中心脏传感器输出涉及心动周期内心脏相关腔室(诸如心脏的主动脉或左心室)中的压力。
背景技术
患者的主动脉中的血液压力和流动定义了患者心脏的左心室的负荷。实践中已知的是测量最大收缩压力、最小舒张压力和平均动脉压力。然而，血液动力学状态(负荷)可迅速改变。在间隔基础上测量血液压力和血液流动的系统(诸如用于心输出量的压力和热稀释的上臂Riva-Rocci方法)不适合监视危重患者。
因此，已经开发了用于连续监视动脉血液压力和血液流动的方法和装置。为了连续监视动脉压力，连接到压力换能器的压力管线通常被引入到动脉中，并且在一些信号处理之后，在患者监视器上呈现连续的压力信号以及收缩压力、舒张压力和平均压力的导出值。
在危重病患者中，心脏通常由所谓的心脏辅助设备支撑，例如主动脉内球囊泵(IABP)。在该过程中，装配有主动脉内球囊的导管位于主动脉的上部。在心动周期的早期舒张期间，该球囊充气并且在心动周期的舒张期的后期，该球囊被排空。心脏辅助设备在每个心动周期期间可操作或不可操作。
然而，心脏辅助设备的操作干扰对动脉血液压力的精确连续监视。这妨碍了获得从监视结果导出的动脉血液压力、血液流动和其他参数的准确监视结果。在一个示例中，需要血液压力监视结果作为输入，以用于控制心脏辅助设备(特别地，使球囊充气和放气的次数)。
发明内容
无论心脏辅助设备是否可操作，本发明的目的在于获得连续的心脏监视结果。
为此，本公开的一个方面涉及一种用于处理心脏传感器输出的方法，其中心脏传感器输出包括心脏的心动周期内的感测的血液压力。
方法还包括通过使用动脉流动模型并为动脉流动模型的动脉流动参数设置一个或多个值，从感测的血液压力或其导数导出血液流动。用于从血液压力数据实时导出血液流动的已知的一个动脉流动模型一般包括Windkessel动脉流动模型。
然后，使用相同的动脉流动模型和动脉流动参数的设置值，从导出的血液流动导出模拟的主动脉血液压力。通过操纵动脉流动模型的动脉流动参数的值中的至少一个，将模拟的主动脉血液压力与心动周期内的感测的血液压力的一部分或其导数相匹配。
可以重复方法的步骤，以改善模拟的主动脉血液压力与感测的血液压力(的一部分)或其导数之间的匹配。
匹配操作可涉及最小化模拟的和感测的血液压力或其导数之间的差异，例如，在心动周期的舒张末期。
感测的主动脉血液压力的处理结果可以用作另一个设备的输入，例如，用于控制另一个设备，诸如患者监视设备或心脏辅助设备。例如，可以获得对心脏辅助设备的效果进行补偿的逐搏动脉压力曲线。此外，可以监视一个或多个动脉流动参数值的变化。
本公开的其他方面涉及用于执行公开的方法的计算机程序或计算机程序组，并且涉及承载计算机程序的非暂时性记录载体。
本公开的另一个方面涉及一种计算机系统，其包括处理器和存储指令的存储装置，或者被配置为存储指令以用于处理如本文所定义的心脏传感器输出。
通过将使用感测的血液压力的动脉流动模型计算的血液流动引入回到动脉流动模型中，在心动周期内从计算的血液流动产生主动脉血液压力，可以通过调节动脉流动参数中的至少一个来获得心动周期内的主动脉血液压力，以将生成的主动脉血液压力与未受干扰的感测的主动脉血液压力的一部分相匹配。心脏传感器输出涉及心动周期内的心脏相关腔体(诸如心脏的主动脉或左心室)中的压力。产生的主动脉压力在一个或多个心动周期期间不受心脏辅助设备在主动脉中的最终操作的影响。
本公开的又一个方面涉及用于在由处理器处理时处理心脏传感器输出的方法，其中心脏传感器输出包括感测的血液压力，并且其中处理包括使用动脉流动模型来导出心脏的血液流动。动脉流动模型包括由至少以下项表示的Windkessel模型：
电容器CW；
并联连接到电容器CW的电阻器RP；
与电阻器RP串联连接的齐纳二极管ZD，
其中电容器CW的值与动脉顺应性关联，所述电阻器RP的值与外周阻力关联并且齐纳二极管ZD的值与血液流动的背压关联。
动脉流动模型可以包括进一步已知的元件，诸如表示心脏的主动脉瓣膜的二极管D以及与二极管串联连接并表示心脏所经受的非线性压力阻抗的电阻抗Z0中的至少一个。
使用包括齐纳二极管的Windkessel模型的方法可以与或可以不与权利要求1-13的方法结合使用。
齐纳二极管考虑Maas等人在Anesthesia&Analgesia(麻醉与镇痛)2012；1144：803-810)中被描述为瀑布现象的血液流动的背压。背压可以在0mmHg和50mmHg之间变化。在Windkessel模型中包含背压可以提高导出血液流动的准确性。在一个公开的实施例中，心脏相关腔室是主动脉，并且感测的血液压力是感测的主动脉血液压力。方法进一步包括在心动周期的舒张阶段的时间间隔期间通过抑制感测的主动脉血液压力获得感测的主动脉血液压力的导数的步骤。可以以各种方式来实现感测的主动脉血液压力的抑制，例如，通过在时间间隔期间将感测的主动脉血液压力设置为零，或通过忽略感测的主动脉血液压力的值以用于获得修改的主动脉血液压力。例如，当患者具有放置在主动脉中的心脏辅助设备时有利地应用方法，所述主动脉在感测的血液压力所涉及的心动周期期间不可操作。
在其他心动周期期间，心脏辅助设备可以是可操作的。因此，在一个实施例中，感测的主动脉血液压力在心动周期的时间间隔期间受到心脏辅助设备的影响。通常，心脏辅助设备影响血液压力的时间间隔是心动周期舒张期间的时间间隔。在实施例中，在时间间隔之外执行模拟的主动脉血液压力与心动周期内感测的主动脉血液压力或其导数的匹配。时间间隔之外的部分可以是不受心脏辅助设备影响的心动周期舒张期间的部分。在一个实施例中，通过监视心脏辅助设备(例如主动脉内球囊中的压力)确定心脏辅助设备影响感测的主动脉血液压力的时间间隔。心脏辅助设备是用于确定应该抑制感测的主动脉血液压力的哪个部分(定时、持续时间)的可靠信息源。
可以在心脏的左心室中感测血液压力，而不是感测主动脉中的血液压力。在该实施例中，感测的血液压力是在左心室中感测的压力。
在一个实施例中，方法包括在心动周期结束时将模拟的主动脉血液压力与心脏的左心室中的血液压力相匹配的步骤。可以通过监视心脏左心室中感测的血液压力的最陡正斜率来测量心动周期结束(例如，舒张阶段结束)的时间。
在一个实施例中，方法进一步包括在心动周期的舒张阶段期间将导出的血液流动设置为零。通过在重新引入动脉模型中的血液流动之前在舒张阶段中将计算出的血液流动设置为零，获得更准确的模拟的主动脉压力(例如当在主动脉中感测到血液压力时补偿阻滞血液流动效应)。
在一个实施例中，动脉流动模型包括Windkessel模型，并且动脉流动参数的值至少包括与动脉顺应性关联的电容器值CW以及与外周阻力关联的电阻值RP。Windkessel模型能够从感测的血液压力或其导数导出血液流动，并且从导出的血液流动导出模拟的主动脉血液压力。操纵Windkessel动脉流动参数的值使得能够将模拟主动脉血液压力与感测血液压力的一部分或其导数相匹配。
Windkessel模型的动脉流动参数的一些的值不一定被操纵用于匹配操作。在一个实施例中，在心动周期内使用修改后的主动脉血液压力获得电容器值。修改的主动脉血液压力可以与主动脉的横截面积(CSA)结合使用以获得电容器值。可以使用回波、电导或其他测量来确定CSA。为了该导出的目的，可需要其他信息，可以使用这样的患者数据(例如，患者的年龄、性别、体重和/或身高)以及血液的密度和/或传导性。如果Windkessel模型包括输入阻抗参数，则也可在该阶段导出该参数的值。可以以其他方式导出流动参数，例如，通过基于主动脉的横截面积和修改的主动脉血液压力之间的关系使用心动周期的工作点的固定压力值。
申请人已经发现可以被操纵用于匹配操作的一个参数值包括电阻值。因此，在一个实施例中，方法进一步包括操纵电阻值至少一次以将模拟的主动脉血液压力与心动周期中感测的血液压力的一部分相匹配的步骤，其中该部分优选在时间间隔之外。如上所述，匹配过程可以是迭代过程，其中被操纵的阻力值用作再次从修改的主动脉血液压力导出血液流动的输入，从其导出另外的模拟的主动脉血液流动以用于与感测的主动脉血液流动匹配。迭代次数n的范围可以从2到10，优选在2和5之间。对于n＝3、4、5、6和7已经获得了良好的结果。
在一个实施例中，初始电阻值对应于在先前心动周期中获得的电阻值，例如，前一个心动周期。
如上所述，心脏传感器的经处理的输出可用作另一个设备(诸如患者监视设备或心脏辅助设备)的输入。示例包括：
输出(例如显示)心动周期内的匹配的模拟主动脉血液压力和/或其特征值；
输出(例如显示)动脉流动参数的至少一个操纵值；
使用至少动脉流动参数的至少一个操纵值来控制心脏辅助设备；
使用所使用的动脉流动参数确定心脏的搏出量。
如本领域技术人员将理解的，本公开的一个或多个步骤可以被实现为系统、方法或计算机程序产品。因此，本发明的各个方面可以采取完全硬件实施例、完全软件实施例(包括固件、常驻软件、微代码等)或组合软件和硬件方面的实施例的形式，所述软件和硬件方面可以在本文中通常被称为“电路”、“模块”或“系统”。本公开中描述的功能可以作为由计算机的处理器/微处理器执行的算法来实现。此外，本公开的方面可以采取体现在一个或多个计算机可读介质中的计算机程序产品的形式，所述计算机可读介质具有例如存储在其上的计算机可读程序代码。
可以采用一个或多个计算机可读介质的任何组合。计算机可读介质可以是计算机可读信号介质或计算机可读存储介质。计算机可读存储介质可以是但不限于，例如，电子、磁、光、电磁、红外线、或半导体的系统、装置或设备，或者上述的任何合适组合。计算机可读存储介质的更具体示例可包括但不限于：具有一个或多个导线的电连接、便携式计算机盘、硬盘、随机存取存储器(RAM)、只读存储器(ROM)、可擦式可编程只读存储器(EPROM或闪存)、光纤、便携式光盘只读存储器(CD-ROM)、光存储设备、磁存储设备、或者上述的任何合适组合。在本发明的上下文中，计算机可读存储介质可以是任何包含或存储程序的有形介质，该程序通过指令执行系统、装置或设备使用或者与其结合使用。
计算机可读信号介质可包括例如在基带中或者作为载波的部分的传播数据信号，其中体现了计算机可读程序代码。这种传播信号可以采取多种形式，包括但并不限于电磁信号、光学信号或其任何的合适组合。计算机可读信号介质可以为计算机可读存储介质以外的任何计算机可读介质，该计算机可读介质可发送、传播或传输用于通过指令执行系统、装置或设备使用或与其结合使用的程序。
在计算机可读介质上体现的程序代码可使用任何适当的介质传输，包括但不限于无线、有线、光缆、RF等，或者上述任何合适的组合。可以以一种或多种程序语言的任何组合来编写用于执行本发明方面的操作的计算机程序代码，所述程序语言包括面向对象的程序语言，例如Java(TM)、Smalltalk、C++等等，还包括传统过程式程序语言，诸如“C”程序语言或类似的程序语言。程序代码可完全地在用户的计算机上执行、部分地在用户的计算机上执行、作为独立的软件包执行、部分地在用户的计算机上和部分地在远程计算机上或者完全在远程计算机或服务器上执行。在后者的情形中，远程计算机可通过包括局域网(LAN)或广域网(WAN)的任何类型的网络连接到用户的计算机，或者可以连接到外部计算机(例如，通过使用因特网服务提供商的因特网)。
以下将参考根据本发明实施例的方法、装置(系统)和计算机程序产品的流程图和/或方框图描述本发明。应当理解的是，流程图和/或方框图中的每个方框以及流程图和/或框图中方框的组合，可通过计算机程序指令实施。这些计算机程序指令可提供给通用计算机、专用计算机或其他可编程数据处理装置的处理器，特别是微处理器或中央处理单元(CPU)，以便生产机器，使得经由计算机或其他可编程数据处理装置或其他设备的处理器执行的指令产生实现流程图和/或方框图中的一个或多个方框中指定的功能/动作的方法。
也可以将这些计算机程序指令存储在计算机可读介质中，这些指令可指示计算机、其他可编程数据处理装置、或其他设备以特定方式运行，从而使存储在计算机可读介质中的指令产生包括实现流程图和/或方框图中的一个或多个方框中指定的功能/动作的指令的制造品。
计算机程序指令也可以被加载到计算机、其他可编程数据处理装置或其他设备上，以引起在计算机、其他可编程装置或其他设备上执行的一系列操作步骤，以便产生计算机实施的处理，从而使在计算机或其他可编程装置上执行的指令提供用于实施流程图和/或方框图中的一个或多个方框中所指定的功能/动作。
附图中的流程图和方框图示出根据本发明的各种实施例的系统、方法和计算机程序产品的可能实施的体系架构、功能和操作。在这点上，流程图或方框图中的每个方框可以代表模块、程序段或代码的部分，其包含一个或多个用于实施所指定逻辑功能(多个所指定逻辑功能)的可执行指令。还应当注意的是，在一些可选实施中，方框中所标注的功能可以以不同于附图中所标注的顺序发生。例如，连续示出的两个方框实际上被基本上并行地执行，或者方框可有时以相反的顺序执行，这取决于所涉及的功能。还应注意的是，方框图和/或流程图中的每个方框、以及方框图和/或流程图中的方框的组合，可以通过执行指定功能或动作的专用的基于硬件的系统或专用硬件和计算机指令的组合来实施。
将参考附图进一步说明本发明的实施例，附图将示意性地示出根据本发明的实施例。应该理解，本发明绝不限于这些具体实施例。
应当注意，本发明涉及权利要求中引用的特征的所有可能的组合。
附图说明
将参考附图中示出的示例性实施例更详细地解释本发明的方面，其中：
图1A-图1C示出根据本发明的实施例的被配置用于获得和处理心脏传感器输出的计算机系统的示意图；
图2示出感测的主动脉血液压力以及从心跳的感测的主动脉血液压力导出的血液流动的图示；
图3和4示出动脉流动Windkessel模型的图示；
图5是示出从感测的主动脉血液压力和动脉流动模型获得血液流动的一些步骤的流程图；
图6A-图6D示出(A)感测的主动脉血液压力、(B)修改的主动脉血液压力、(C)从修改的主动脉血液压力导出的血液流动和(D)模拟的主动脉血液压力的一个心动周期的图表，其中心脏由心脏辅助设备辅助；
图7是示出处理包括心动周期的感测的主动脉压力的心脏传感器输出的一些步骤的流程图，其中心脏由心脏辅助设备辅助；
图8是用于执行图7的心脏传感器输出处理方法的实施例的计算机系统中的阶段的示意图；
图9示出特定患者的反正切压力/CSA关系；
图10是使用计算机系统控制心脏辅助控制设备的系统的示意图；
图11是示出处理包括心动周期的感测的主动脉压力的心脏传感器输出的一些步骤的流程图，其中心脏由心脏辅助设备辅助；
图12示出(A)心脏的左心室的感测的血液压力、(B)从心脏的左心室的感测的血液压力导出的血液流动以及(C)模拟的主动脉的血液压力的一个心动周期的示意图，其中心脏不由心脏辅助设备辅助；
图13是示出处理包括心脏左心室中的感测的血液压力的心脏传感器输出的一些步骤的流程图，其中心脏不由心脏辅助设备辅助；
图14是用于执行图13的心脏传感器输出处理方法的实施例的计算机系统中的阶段的示意图；以及
图15是诸如计算机系统的通用系统的示意性方框图。
具体实施方式
图1A-图1C示出根据本发明实施例的被配置用于获得和处理心脏传感器输出的计算机系统1的示意图。计算机系统中的每个至少包括存储器2和处理器3，所述处理器3被配置用于执行处理如本文所公开的心脏传感器输出的指令。图8、图14和图15以及相应的描述提供了了关于计算机系统1的进一步细节。
图1A描绘心脏相关腔室C，例如，心脏的主动脉或心室，其中插入心脏传感器4。心脏传感器4连续感测主动脉内的压力Pao(t)或心脏左心室内的压力Plv(t)作为时间t的函数，以获得感测的血液压力。感测的血液压力被输出到计算机系统1以供进一步的处理。
图1B描绘类似的情况，其中计算机系统1连接到监视器M以显示处理结果。监视器M可以与计算机系统1集成在一起，或者可以定位在离计算机系统1一定距离处。心脏辅助设备5(例如，主动脉内球囊IAB)可以放置在腔室C中。心脏辅助设备5由心脏辅助控制器6控制。心脏辅助控制器6可以包含为IAB提供压力PIAB的压力发生器。心脏辅助控制器6或其一部分可以与计算机系统1集成。
在图1C的布置中，计算机系统1与心脏辅助控制器6连接。计算机系统1可从心脏辅助控制器6接收信息，并且来自计算机系统1的处理结果可用于控制心脏辅助控制器6。下面参考图10描述这种布置的更详细的描述。再次，心脏辅助控制器6可以与计算机系统1集成。
可以使用放置在主动脉C的上升部分中的任何导管来测量主动脉血液压力Pao，但是优选地使用安装在导管顶部或定位在导管前方的高保真度压力换能器来测量主动脉血液压力Pao。
可以使用任何其他信号或动脉压力，而不是在主动脉中测量Pao，所述信号或动脉压力可以与主动脉压力Pao成比例或可以被转换成主动脉压力Pao，例如在肱动脉或其他更多外周压力中测量的压力。然后可以在执行如本发明中所描述的计算所需的若干点中的任何一点或全部处进行任何所需的缩放或转换。所测量的信号在感兴趣的时间间隔内等于主动脉压Pao或至少与主动脉压Pao具有已知的关系。这样的信号的示例可以是在心脏的左心室中测量的压力Plv，如将参考图12到图14进一步描述的。
图2描绘在单个心跳(即心动周期)内的感测的主动脉压力Pao。整个心动周期中，血液压力增大和减小。每个心动周期包含两个主要阶段，即，收缩阶段和舒张阶段。
收缩阶段涉及心脏的紧缩阶段。心脏舒张阶段是在准备补充循环血液时心脏放松的时期。整个心动周期的主动脉压力的图表显示小的下降，这被称为重搏切迹，这与主动脉瓣膜关闭一致。图表中的下降之后短暂上升(“重博波”)，并且然后逐渐下滑。正如心室进入舒张期一样，从主动脉回流到左心室的短暂流动逆转导致主动脉瓣膜关闭。这导致由半月瓣和主动脉的弹性回缩引起的主动脉压力的轻微增大。
根据感测的主动脉压力Pao，通常导出对应于感测的主动脉压力的血液流动。在图2的下部图示中示出作为心动周期期间的血液流动的示例。
一种已知的导出血液流动的方式是通过动脉流动模型的方式，例如，Windkessel模型。Windkessel模型模拟解剖学组件，诸如左心室、主动脉瓣膜、动脉血管系统和外周流动通路。这些组件由动脉流动参数表示。
表示这种系统的模拟模型具有单个主动流动参数(电容器CW)和单个被动流动参数(电阻)以及表示主动脉瓣膜的二极管D。这样的系统仅考虑心跳的舒张阶段期间动脉压Pao(t)的单指数衰减。
如图3所示，对该二元模型的改进是三元模型，这导致更好地描述人体主动脉中测量的收缩压力和舒张压力衰减。为了导出流动q(t)，模型包含两个主动元件，即，由电容器CW表示的压力相关顺从性和由特征阻抗Z0表示的血液压力相关惯性，以及由RP表示的全身血管阻力的一个被动元件。使用该模型来控制心脏辅助设备的示例在US2004/0059183中被公开。
最近已经发现，如同在所有已知的现有三元件Windkessel模型中所假设的，到外周循环的血液流动的背压不等于零。本公开现在提出如图4所示通过齐纳二极管ZD在Windkessel模型中实现该背压。
齐纳二极管ZD考虑由Maas等人描述为瀑布现象的血液流动背压。背压可以在0mmHg和50mmHg之间变化。
在Windkessel模型中包含背压提高导出血液流动q(t)的准确性。
当感测到左心室压力Plv(t)时也可使用如图3和图4所示的Windkessel模型。如果感测到Plv(t)，则流动阻力RV用于表示左心室和主动脉之间的主动脉瓣膜的流动阻力。从文献中已知RV的值。
图5示出导出血液流动q(t)的一些步骤。在步骤S1中，使用主动脉中的压力传感器4感测主动脉压力Pao(t)。类似地，可以在心脏的左心室中感测左心室压力Plv(t)。
在步骤S2中，应用包括图4的齐纳二极管ZD的Windkessel动脉流动模型。在步骤S3中，获得血液流动q(t)。图1A中使出了使用Windkessel模型从感测的主动脉压力Pao(t)或感测的左心室压力Plv(t)导出血液流动q(t)的计算机系统1的示例。
本公开的一个实施例涉及感测主动脉血液压力，其中主动脉血液压力受到心脏辅助设备的影响。现在将参考图6A-图6D和图7-图10描述该实施例。
图2描绘了在图1A的情况下单个心动周期的主动脉血液压力Pao(t)的测量值。如前所述心脏辅助设备6的操作将严重影响压力测量。
图6A描绘了单个心动周期的感测的主动脉血液压力Pao的示意图，其中心脏辅助设备5包括主动脉内球囊IAB。显然，IAB影响心动周期舒张阶段期间的压力。
在正常的充气-放气定时中，球囊充气发生在舒张开始时、主动脉瓣膜关闭后；放气发生在舒张的后期期间，恰好在主动脉瓣膜打开之前。如果时间适当，放气点位于重搏切迹处或稍微靠后。
特别地，心动周期的主动脉压力的感测包括收缩阶段和舒张阶段。在收缩阶段开始时，感测的压力对应于先前心动周期的舒张阶段结束时的压力，即在时间tdia0时的Pdia0。在心动周期结束时，感测的压力对应于时间tdial处的Pdial。心动周期的收缩阶段跨越从tdia0到tsys的时间间隔，其中Psys是在该间隔期间最高的主动脉压力。舒张阶段跨越从tsys到tdial的时间间隔。期间IAB影响主动脉压力的心动周期的时间间隔在图6A中用“增大”指示，并跨越从ta0(恰好在重博切迹之后)到tal的时间间隔。在舒张阶段期间，ta1到tdia1部分的压力不会被IAB增大。
作为时间的函数的主动脉压力的感测或导出如图7中的步骤S10指示，并在图8的系统图示的左上角指示。心率HR可以被计算为60/(tdial-tdia0)。
在第二步骤S11中，在心动周期内获得修改的主动脉压力Pao，如图6B所示。在计算机系统1中，通过处理感测的主动脉压力Pao来导出修改的主动脉压力Pao。具体地，计算机系统1可以在心动周期的时间间隔期间抑制感测的主动脉血液压力，例如，通过在Pao增大的时间间隔(即舒张阶段期间的ta0-ta1的时间间隔)内抑制值或将Pao的值设置为零。心脏辅助设备是可靠的信息源，以用于确定应该抑制感测的主动脉血液压力的哪个部分(定时、持续时间)。
可以使用各种直接和间接的方法来识别时间间隔ta0-tal。在一个实施例中，测量压力PIAB并且所述压力PIAB与时间间隔ta0-tal相关。一旦确定了时间间隔，就可以获得修改的主动脉血液压力。
在第三步骤S12中，使用动脉流动模型从修改的主动脉压力获得血液流动q(t)，如图3和图4所示。动脉流动模型包括提供动脉压和血液流动之间的关系的模型。
当以上参考图3描述的Windkessel模型被视为动脉流动模型时，应用下列数学公式：
Figure GDA0002769182510000121
其中dq(t)/dt和dPao(t)/dt是血液流动q(t)和感测的主动脉血液压力Pao(t)的一阶时间导数，并且Z0、CW和RP是动脉流动参数。
当使用图4的Windkessel模型时，应用以下关系：
Figure GDA0002769182510000122
修改的主动脉血液压力可以用作流动参数Z0和CW的计算的输入，如图8的左下角所示。时间变化Z0和CW取决于主动脉的横截面积CSA，并且可以例如使用Langewouters等人，J.Biomechanics(1984)17，425-434的反正切模型进行估计。
进一步的输入信息可以包括患者相关输入(年龄、性别、身高、体重)和校准因子。该信息可以用于获得主动脉的横截面面积CSA和压力Pao(t)的相关性，如图9所示。在US2008/0208062中描述了获得该相关性的一种方式。根据CSA上的工作点Pao(t)与压力关系，获得Z0和CW的压力相关值，如例如在US 2008/0208062中所描述的。
Murgo和Westerhof在Circ.Res.(1984)54：666-673中导出特征输入电阻Z0为：
Figure GDA0002769182510000131
其中ρ是血液的密度，CSA是在压力Pao下主动脉的横截面积，并且C'w是在测量的压力Pao下的压力/CSA关系的一阶导数的值。
通过将C'w与患者的动脉系统的有效长度相乘来发现动脉顺应性CW。对于有效的长度，通常选择患者的身高的一半。当主动脉压力增大时，CW大大地减小。如果不以上述方式考虑，主动脉壁的该非线性行为可以是主要的误差来源。
流动参数Z0和CW可以以其他方式导出，例如，通过对主动脉的横截面积和修改的主动脉血液压力之间的关系使用工作点的固定压力值。一个示例包括通过计算(收缩压力+2*舒张压力)/3作为工作点并计算Z0和CW的固定值来导出平均压力值。
主动脉流动参数RP可以取自先前心动周期Rpini，如图8所示。Rp的值可以通过假定在心动周期期间或者在多个周期内流入动脉血管系统的血液的总量也将再次从所述动脉血管系统流出来计算。换句话说，q(t)＝0是在心动周期结束时到达的q(t)的值。
使用由此确定的主动脉流动参数值，可以通过等式(1)或(2)的方式导出血液流动值q(t)。可以从通过确定心脏的射血阶段开始之后的第一局部最小值的时间而计算出的血液流率来准确地导出心脏瓣膜的关闭时间。
图6C中示出了从修改的主动脉压力、动脉血液流动模型和确定的动脉流动参数导出的血液流动。在舒张阶段期间将导出的血液流动设置为零，以考虑延迟效应。
根据模拟的血液流动，可以确定搏出量SV，如图8所示。通过将如此获得的搏出量SV乘以心率HR，也可以导出心动输出CO，同样如图8所示。心率HR和/或心动输出CO可以被输出，如图8所示。输出HR和CO可以在图1B的监视器M上示出。
然后，在步骤S13中，从在步骤S12中获得的血液流动导出心动周期内的模拟的主动脉压。模拟的主动脉血液压力由图6D中的实线示出。
可以再次使用等式(1)或(2)，从步骤S12中导出的血液流动获得模拟的主动脉血液压力。这在图8中示出。在该步骤中可以使用相同的动脉流动参数Z0、CW和Rp。
在步骤S14中，通过操纵动脉流动模型的动脉流动参数的值中的至少一个，模拟的主动脉血液压力然后可以与心动周期内的感测的主动脉血液压力的一部分相匹配。时间间隔以外的部分可以是不受心脏辅助设备影响的心动周期的舒张期间的部分，即，来自ta1和tdia1的部分。
可被操纵的一个动脉流动参数是Rp。操纵Rp以使模拟的主动脉血液压力与感测的主动脉血液压力相匹配的结果由图6D中的虚线示出。如从比较图6D中的虚线和图6B的非增大部分可以观察到，操纵Rp导致在不受心脏辅助设备影响的心动周期的舒张期间部分中的曲线匹配。匹配操作包括最小化时间间隔之外的部分期间的模拟的和感测的主动脉血液压力之间的差异，即，ta1和tdia1之间。
图8指示匹配过程可以是迭代过程，其中被操纵的电阻值被反馈回用作在步骤S12中从修改的主动脉血液压力再次导出血液流动的输入，从所述修改的主动脉血液压力导出步骤S13中的进一步的模拟主动脉血液流动，以与步骤S14中的感测的主动脉血液流动相匹配。迭代次数n的范围可以从2到10，优选在2和5之间。对于n＝3，已经获得了良好的结果。
感测的主动脉血液压力的处理结果可以用作另一个设备的输入，例如，用于控制另一个设备，诸如患者监视设备或心脏辅助设备。例如，可获得对心脏辅助设备的效果进行补偿的逐搏动脉压力曲线。此外，可以监视一个或多个动脉流动参数值的变化。两者都可以在连接到图1B中的计算机系统1的监视器M上显示。
在另一个实施例中，在优化之后，通过对图6C中所示的模拟的主动脉血液流动的收缩部分的积分来计算逐搏搏出量SV。通过将搏出量SV乘以从图6A所示的感测的主动脉压力导出的心率HR得到心动输出CO。
在另一个实施例中，如可能迭代地确定的Windkessel模型的动脉血流参数可以用于控制心脏辅助控制设备6，作为图1C所示的系统中的重搏切迹检测(DND)算法的输入。在这样的实施例中，不需要心脏辅助设备5停止。
图10示出实现这种方法的系统的主要组件。在具有IAB5和IAB控制设备6的实际的临床实现中，从位于IAB导管顶部的高保真度压力换能器感测主动脉压力Pao(t)。如图6A所示的感测的主动脉压力被输入到Windkessel模型和IAB控制设备6的DND部分。由IAB控制设备6产生的IAB压力Piab也输入到Windkessel模型，如图8所示。此外，患者数据(例如患者的年龄、性别、体重和身高)被用作Windkessel模型以及DND模块的输入。在如上所述处理感测的主动脉血液压力之后，将Windkessel参数Rp的输出用作DND算法的输入。以这种方式获得用于执行DND模块的所有三个参数(Rp、CW和Z0)，并且IAB控制设备6不需要中断工作以如现有技术中那样导出参数Rp。
利用参数RP的逐搏优化值，估计正确模型模拟的时变主动脉血液流动。根据该主动脉血液流动模式，如US 6,258,035中所描述的，在主动脉峰值流动之后的主动脉血液流动信号中的第一局部最小值处确定主动脉瓣关闭的时刻。专利US 7,169,109描述了在时间上提前0-100毫秒预测主动脉瓣膜关闭时刻的方法。这种预测方法是用来设定IAB的充气的时刻。如上所述的Rp的更精确的确定导致更好的时变主动脉血液流动的模型估计，并且改善IAB充气时刻的预测。
心动周期的收缩阶段(即跳动开始与主动脉瓣膜关闭时间之间的时间间隔)和心舒张阶段(即，主动脉瓣膜关闭和下一个心跳开始之间的时间间隔)的精确确定使得实现对IABP定时质量的判断。IAB必须在舒张开始后不久有效地充气，并且在舒张末期之前有效地排空。实际IAB体积的测量可以从IABP系统内部的若干个信号获得，例如IAB导管管道中的压力PIAB。IAB的施加压力可比IAB的体积增加在时间上更早。因此，在PIAB作为时间参考信号的情况下，如果球囊充气开始在主动脉瓣膜关闭之前x毫秒，则可检测到过早的充气。x的值取决于IAB导管和IAB本身的机械特性。类似地，PIAB从正值切换到负值以使球囊放气并不意味着球囊被瞬间排空。因此，如果PIAB从正值到负压力的时刻在舒张末期之前小于y毫秒，则检测到球囊的太晚放气。y的值取决于IAB导管和IAB本身的机械性能。
尽管上面公开的方法涉及心脏辅助设备5的使用，但是该方法也可以用于不存在心脏辅助设备5的情况下或者心脏辅助设备不工作的心脏周期。遇到后一种情况，例如其中心脏辅助设备不辅助每次心跳(即，模式1：1)，而是每隔一次心跳(模式1：2)或每三次心跳(模式1：3)等。心脏辅助设备还可以在一定的时间段内被停用，以在心脏辅助设备5不工作的情况下监测心脏的性能。处理心脏传感器输出的方法在存在和不存在(或操作和不操作)心脏辅助设备的情况下操作。
图11是示出处理包括心动周期的感测的主动脉压力的心脏传感器输出的一些步骤的流程图，其中心脏不由心脏辅助设备5辅助。实际上，如通过比较图7和图11可观察到的，步骤S10-S14是相同的。唯一的区别在于感测的主动脉压力Pao(t)不包含来自心脏辅助设备5的在心脏周期的舒张阶段中的贡献，如图6A所示，而是相反感测类似于图2(上部图示)的主动脉压力。
如多次提到的那样，其中感测压力的心脏相关腔室C可涉及心脏的左心室。下面将描述如何感测左心室压力Plv(t)以导出主动脉压力Pao(t)，并进一步获得处理输出。
图12示出(A)心脏的左心室的感测的血液压力Plv(t)、(B)从心脏的左心室的感测的血液压力导出的血液流动以及(C)模拟的主动脉的血液压力的一个心动周期的示意图，其中心脏不由心脏辅助设备辅助；
图13是示出处理包括心脏左心室中的感测的血液压力的心脏传感器输出的一些步骤的流程图，其中心脏不由心脏辅助设备辅助；
图14是用于执行图13的心脏传感器输出处理方法的实施例的计算机系统中的阶段的示意图。
在步骤S20中，感测左心室血液压力并导致感测的血液压力对时间的关系图，如图12(A)所示。
通过首先在感测的压力信号中的一阶导数dPlv(t)/dt检测最大正值，可以从左心室压力Plv(t)中发现心动周期。
在步骤S21中，使用动脉流动模型(例如，如图3和图4所示的Windkessel模型)从左心室压力Plv(t)导出血液流动q(t)。可以使用如针对先前的心动周期计算的动脉流动模型参数CW、Z0、RP和RV(和图4的情况下的ZD)的初始值。根据导出的血液流动，可以通过确定第一局部最小值来确定心动周期中从收缩阶段到舒张阶段的转变点，如US 2004/0059183中所描述的。这被指示为图12(B)中的点D。一旦在点D和点B之间确定了舒张阶段后，舒张阶段的血液流动q(t)被设置为零。
在步骤S22中，通过反推使用动脉流动模型以及如在步骤S21中导出和修改的血液流动(即，针对舒张阶段设置为零)来导出模拟主动脉血液压力。这在图12(C)中示出。对于舒张阶段(在其中主动脉瓣膜关闭的D点开始)，在步骤S23中获得虚线，其中通过操纵动脉流动参数(特别是RP)中的至少一个将模拟的主动脉压力的末期舒张值与在B点处感测的左心室压力的值相匹配。匹配可以迭代地执行例如n次，其中在心动周期内n的范围从3-7，例如，3、4、5、6或7次。
如图14所示，输出可以是模拟的主动脉压力Pao(t)、导出的血液流动、搏出量SV、心动输出CO、动脉流动参数等。图15是诸如计算机系统1的通用系统的示意性方框图。
如图15所示，数据处理系统110可以包括通过系统总线113耦合到存储器元件112的至少一个处理器111。如此，数据处理系统可以将程序代码存储在存储器元件112内。进一步地，处理器111可以执行经由系统总线113从存储器元件112访问的程序代码。在一个方面中，数据处理系统可以被实现为适合于存储和/或执行程序代码的计算机。然而，应该理解的是，数据处理系统110可以以包括处理器和能够执行本说明书中所描述的功能的存储器的任何系统的形式来实现。
存储器元件112可以包括一个或多个物理存储器设备，诸如例如本地存储器114和一个或多个大容量存储设备115。本地存储器通常可以指在程序代码的实际执行过程期间使用的随机存取存储器或其他非永久存储器设备(多个设备)。大容量存储设备可以被实现为硬盘驱动器或其他持久性数据存储设备。处理系统110还可以包括提供至少一些程序代码的临时存储的一个或多个高速缓存存储器(未示出)，以减少在执行期间必须从大容量存储设备115检索程序代码的次数。
被描绘为输入设备116和输出设备117的输入/输出(I/O)设备任选地可以耦合到数据处理系统。输入设备的示例可以包括但不限于键盘，诸如鼠标的定点设备等。输出设备的示例可以包括但不限于监视器或显示器、扬声器等。输入和/或输出设备可以直接或通过中间I/O控制器耦合到数据处理系统。
在实施例中，输入和输出设备可以被实现为组合的输入/输出设备(在图15中用围绕输入设备116和输出设备117的虚线示出)。这样的组合设备的示例是触敏显示器，有时也被称为“触摸屏显示器”或简称为“触摸屏”。在这样的实施例中，到设备的输入可以通过物理对象的移动来提供，例如，触摸屏显示器上或附近的用户的手写笔或手指。
网络适配器118还可以耦合到数据处理系统，以使其能够通过中间的私有或公共网络耦合到其他系统、计算机系统、远程网络设备和/或远程存储设备。网络适配器可以包括用于接收由所述系统、设备和/或网络发送到数据处理系统110的数据的数据接收器，以及用于从数据处理系统110向所述系统、设备和/或网络发送数据的数据发送器。调制解调器、电缆调制解调器和以太网卡是可以与数据处理系统110一起使用的不同类型的网络适配器的示例。
如图15所示，存储器元件112可以存储应用程序119。在各种实施例中，应用程序119可以存储在本地存储器114、一个或多个大容量存储设备115中，或者与本地存储器和大容量存储设备分开。应该理解的是，数据处理系统110可进一步执行可以促进应用程序119的执行的操作系统(图11中未示出)。可以由数据处理系统110例如由处理器111执行以可执行程序代码的形式实现的应用程序119。响应于执行应用程序，数据处理系统110可以被配置为执行在本文描述的一个或多个操作或方法步骤。
在本发明的一个方面中，数据处理系统110可以表示如本文所公开的计算机系统1。
本发明的各种实施例可以被实现为与计算机系统一起使用的程序产品，其中程序产品的程序(多个程序)定义实施例的功能(包括本文所述的方法)。在一个实施例中，程序(多个程序)可以被包含在各种非暂时性计算机可读存储介质上，其中如本文所使用的，表述“非暂时性计算机可读存储介质”包括所有计算机可读介质，唯一的例外是暂时的传播信号。在另一个实施例中，程序(多个程序)可以被包含在各种暂时计算机可读存储介质上。说明性的计算机可读存储介质包括但不限于：(i)不可写入存储介质(例如，计算机内的只读存储器设备，诸如可由CD-ROM驱动器读取的CD-ROM盘、ROM芯片或任何类型的固态非易失性半导体存储器)，信息永久存储在其上；以及(ii)其上存储可变信息的可写入存储介质(例如，闪速存储器、软盘驱动器内的软盘或硬盘驱动器或任何类型的固态随机存取半导体存储器)。计算机程序可以在本文描述的处理器111上运行。
这里使用的术语仅用于描述特定实施例的目的，而不意图限制本发明。如本文所使用的，除非上下文另外明确指出，否则单数形式“一”、和“该”也旨在包括复数形式。将进一步理解的是，术语“包括”和/或“包含”当在本说明书中使用时，指定所陈述的特征、整体，步骤、操作、元件和/或组件的存在，但不排除存在或增加一个或多个其他特征、整体、步骤、操作、元件、组件和/或其组合。
以下权利要求中的所有装置或步骤加功能元件的相应结构、材料、动作和等同物旨在包括用于结合具体要求保护的其他要求保护的元件执行功能的任何结构、材料或动作。已经出于说明的目的而呈现了本发明的实施例的描述，但是并不旨在是穷举的或者限于所公开的形式的实现。在不脱离本发明的范围和精神的情况下，许多修改和变化对于本领域的普通技术人员将是显而易见的。选择和描述实施例是为了最好地解释本发明的原理和一些实际应用，并且使本领域的其他普通技术人员能够理解本发明的各种实施例，所述实施例具有各种修改以适应预期的特定使用。

Claims (19)

1.一种用于处理心脏传感器输出的方法，其中所述心脏传感器输出包括心脏的心动周期内的心脏相关腔室中的感测的血液压力，所述方法包括以下步骤：
通过使用动脉流动模型并为所述动脉流动模型的动脉流动参数设置一个或多个值，从感测的血液压力或其导数导出血液流动，其中感测的血液压力受到心脏辅助设备的影响；
使用所述动脉流动模型和所述动脉流动参数的设置值，从导出的血液流动导出模拟的主动脉血液压力；以及
通过操纵所述动脉流动模型的动脉流动参数的值中的至少一个，将模拟的主动脉血液压力与所述心动周期中的感测的血液压力的一部分或其导数相匹配。
2.根据权利要求1所述的方法，其中所述心脏相关腔室是主动脉并且感测的血液压力是感测的主动脉血液压力，所述方法进一步包括在所述心动周期的舒张阶段的时间间隔期间通过抑制感测的主动脉血液压力获得感测的主动脉血液压力的导数的步骤。
3.根据权利要求2所述的方法，其中在所述时间间隔期间感测的主动脉压力受到所述心脏辅助设备的影响，所述方法进一步包括将模拟的主动脉血液压力与在所述时间间隔之外的心动周期中的感测的主动脉血液压力相匹配的步骤。
4.根据权利要求3所述的方法，进一步包括通过监视所述心脏辅助设备确定所述时间间隔的步骤。
5.根据权利要求1所述的方法，其中所述心脏相关腔室是心脏的左心室，并且感测的血液压力是心脏的左心室中的血液压力。
6.根据权利要求5所述的方法，进一步包括在所述心动周期结束时将模拟的主动脉血液压力与心脏的左心室中的血液压力相匹配的步骤。
7.根据权利要求1所述的方法，进一步包括在所述心动周期的舒张阶段期间且在感测的血液流动不为零时将所述导出的血液流动设置为零的步骤。
8.根据前述权利要求中任一项所述的方法，其中所述动脉流动模型包括Windkessel模型，并且其中所述动脉流动参数的值至少包括与动脉顺应性关联的电容器值CW以及与外周阻力关联的电阻值RP。
9.根据权利要求3所述的方法，包括使用在所述心动周期内的感测的血液压力或其导数来确定与动脉顺应性关联的值的步骤。
10.根据权利要求8所述的方法，其中使用所述主动脉的横截面积与所述主动脉血液压力之间的关系来进一步确定所述电容器值。
11.根据权利要求3-5中的任一项所述的方法，包括操纵电阻值至少一次以将模拟的主动脉血液压力与所述心动周期中的感测的血液压力的一部分或其导数匹配的步骤。
12.根据权利要求11所述的方法，进一步包括使用在先前心动周期中获得的初始电阻值的步骤。
13.根据权利要求11所述的方法，进一步包括以下步骤中的至少一个：
输出所述心动周期内的匹配的模拟的主动脉血液压力和/或其特征值；
输出所述动脉流动参数的至少一个操纵值；
使用至少所述动脉流动参数的至少一个操纵值来控制所述心脏辅助设备；
使用使用的动脉流动参数确定心脏的搏出量。
14.一种包含计算机程序的记录载体，所述计算机程序包括至少一个软件代码部分，所述软件代码部分在计算机系统上运行时被配置用于执行根据权利要求1-13中的任一项所述的方法。
15.一种包括处理器和存储装置的计算机系统，所述存储装置用于存储用于在由所述处理器处理时处理心脏传感器输出的指令，其中所述心脏传感器输出包括心脏的心动周期内的感测的血液压力，其中所述指令使所述处理器：
通过使用动脉流动模型并为所述流动模型的动脉流动参数设置一个或多个值，从感测的血液压力或其导数导出血液流动，其中感测的血液压力受到心脏辅助设备的影响；
使用所述动脉流动模型和所述动脉流动参数的设置值，从导出的血液流动导出模拟的主动脉血液压力；以及
通过操纵所述动脉流动模型的动脉流动参数的值中的至少一个，将模拟的主动脉血液压力与所述心动周期中的感测的血液压力的一部分或其导数相匹配。
16.根据权利要求15所述的计算机系统，其中所述指令使所述处理器执行根据权利要求2-13中的任一项所述的方法。
17.一种用于在由处理器处理时处理心脏传感器输出的方法，其中所述心脏传感器输出包括感测的血液压力，其中感测的血液压力受到心脏辅助设备的影响，其中所述处理包括使用动脉流动模型来导出心脏的血液流动，其中所述动脉流动模型包括由至少以下项表示的Windkessel模型：
电容器CW；
并联连接到所述电容器CW的电阻器RP；以及
与所述电阻器RP串联连接的齐纳二极管ZD，
其中所述电容器CW的值与动脉顺应性关联，所述电阻器RP的值与外周阻力关联并且所述齐纳二极管ZD的值与血液流动的背压关联。
18.根据权利要求17所述的方法，进一步包括根据权利要求1-13中的任一项所述的从感测的血液压力或其导数导出血液流动。
19.根据权利要求17所述的方法，其中所述感测的血液压力是感测的主动脉血液压力或心脏的左心室中的感测的血液压力。
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