CN1315845A - 用于连续估测和显示心脏射血分数和舒张期末容积的系统和方法 - Google Patents

Abstract

本发明是基于一种指示器(如热量)在心内稀释模型的参数来对心脏射血分数(EF)进行估测的。由位于心脏上位最好位于右心房/心室的例如加热器等指示器注入装置和位于心脏下位的例如热敏电阻等指示器浓度检测单元确定出了一个通道模型。优选模型为滞后的正态传递函数,其输出参数之一为血液通道的指示器衰减系数τ。也可测量得到心率(HR)。以EF=1－EXP(－60/(τ*HR))连续计算射血分数(EF)。优选算法基于对滞后的正态传递函数的零频率增益的测定,该模型还可以估测心输出值量(CO)。舒张期末容积(EDV)将作为CO、HR、EF的函数,连续计算得出。当指示器浓度检测单元的阶跃响应相对指示器衰减较慢时,预先确定检测单元的传递函数Hs,将其特征化参数保存在一存储设备中,测量得到的传递函数数据在建模前,先利用Hs修正,以提高EF测量的准确性。

Description

用于连续估测和显示心脏射血分数 和舒张期末容积的系统和方法

                     发明背景

技术领域

本发明涉及对心脏射血分数或舒张期末容积或同时对二者进行体内测定和显示。

相关技术背景

患者的心脏输出信息，对于实施手术的外科人员、试图诊断患者疾病或监测患者状态的医务人员来说，是非常有价值的。所以几乎所有医院都具备一些常规的心输出值监测设备。

一个常见的测量心输出值的办法，是在一个导管上安装一流量测量装置，然后将导管导入患者体内并使之位于患者心脏内部或靠近心脏的地方。一些装置会在心脏的上位(如右心房内)注入测量剂或热量，在下位(如肺动脉内)依据测量剂或热量的特性来测定流量。

例如，1980年12月2日授予Newbower等人的美国第4,236,527号专利和1985年4月2日授予Yelderman的美国第4,507,974号专利，公开了利用热量作为指示器的测量心输出值的系统。在该种基于热量的系统中，一气球形导管经过右心房和右心室，通常位于肺动脉支路附近。该导管具有一个电阻发热元件位于心房和/或心室内，以及一个热敏电阻位于动脉中。心输出值被作为检测到的下游温度分布的函数从而计算出来。

1992年9月8日授予McKown等人的美国第5,146,414号专利中公开了一个系统，其中对通道(从诸如热量等指示器注入血液的上流位到诸如温度等指示器浓度被检测到的下流位的区域)的传递函数建立了模型，建立了大致的噪声谱，利用系统的输出作为反馈自适应地更新模型参数，所以改善了心输出值(CO)的测定。1997年11月18日授予McKown等人的美国第5,687,733号专利，改进了早先的McKown‘414系统，既估计CO的趋向，又估算同时的CO值。另外，该系统测定心输出值(CO)只需要通道的零频率(直流或恒稳态)增益。

尽管这些已知的系统在不同的精确度上可以估测心输出值，却不能估测心脏射血分数(EF)。心脏射血分数的定义为心搏量(SV)同舒张期末容积的(EDV)的比值，它反映了心脏泵血的效率。

由于其在诊断上的重要性，有好几种已知的系统可以测量EF。然而，这些系统常常依赖于检测剂的注入和血管中淡化(热量稀释)曲线的评估。例如，1989年8月22日授予Konno等人的美国第4,858,618号专利，公开了一个测定右心室射血分数的热量稀释系统。该系统向右心室注入冷的检测剂(bolus)，在肺动脉中检测检测剂前后的温度，利用温差确定射血分数。

由于混合过程、心率、甚至护士注入检测剂时推动注射器的速度都会严重影响测量到的检测剂曲线的前端，利用检测剂测定EF的一个问题就是难以确定在检测剂曲线的什么位置开始测量。所有这些系统面临的另一个问题就是必须和心脏周期同步，以减少估测EF时心跳的影响。一些系统基于淡化曲线的平台做同步，但这是以一个快速且十分准确的热敏电阻为前提的。另一些系统依靠EKG触发器做同步，但由于必须和其他正收集自身数据的每个仪器做时钟同步和精确配合，EKG同步也有难度。

目前的测定EF的系统的再一个问题，源于其对心跳在稀释分布曲线中所引发的独立平台段的甄别。因为这些系统必须利用平台作为标记将指数曲线或基于比率的曲线转化为数据，反过来再评价稀释的衰减。然而在实际中，只有心跳较慢而且热敏电阻的响应显著快于衰减系数τ时，这种方法才是准确的。

事实上，这些常规的系统假设了一个方波稀释曲线。然而，这种假设通常是不现实的。首先，大部分在医院做EF测定的患者都是不健康的，其心率相对较高且不规律。另外，使用相对较凉液体检测剂，凉的检测剂不仅可能影响心跳速率，还可能影响心跳规律，检测的心率很可能不正确。其次，实际的热敏电阻会使平台变形，所以指数拟合本身也会变形。第三，随着EF增加，平台的下降也会加大，由于系统是信噪比受限，可用的平台数量下降，从而准确度也下降。

所以需要有一种系统可以连续的估测EF或EDV或二者，本发明就提供了一种这样的系统。

发明概述

本发明依据指示器稀释来估测心脏射血分数EF。在心脏的上流位(优选右心房)按预定的指示器激励信号X(t)注入指示器(如热量)，在心脏的下流位(优选肺动脉右支)采用检测单元(如热敏电阻)感应指示器浓度(如温度)。指示器检测单元感应该区域内的指示器浓度，生成一指示器浓度信号y(t)。从上位(含)到下位(含)的区域称为血液通道。利用一心率监测器或一子处理器测量心率HR(优选平均心率HR_avg)。

为通道建立一模型，并将之作为指示器信号x(t)和指示器浓度信号y(t)的函数，采用一处理器予以计算。优选模型为滞后的正态传递函数Hxy，其输出参数既包括建模通道传递函数的零频率增益dc又包括建模通道传递函数的指示器衰减系数τ。预定一个心率和衰减系数τ的函数，就可以连续计算心脏的射血分数EF。优选的EF计算方法为EF=1-EXP(-60/(τ*HR))。

本发明还可以估测心脏的舒张期末容积。为此，一处理器连续估测心输出值CO值(优选将CO作为通道传递函数零频率增益的函数)。舒张期末容积EDV将作为CO值、射血分数、心率的函数，利用处理器予以计算估测。

本发明的一实施例采用快速指示器检测单元(如热敏电阻)，即，检测单元阶跃响应快于衰减系数τ。本实施例中，指示器浓度y(t)在其输入通道模型以前，经过一开放带宽前置滤波器传递给处理器，参与模型计算，该滤波器为一低通滤波器，仅限制接近、等于或高于Nyquist采样频率的频率分量。这样，就可以为处理器提供大量的“原始”数据。

本发明的另一实施例采用较慢的指示器检测单元。为防止影响EF和其他计算的准确性，要确定检测单元的传递函数Hs。例如，检测单元安置于导管上，在制作导管的时候就确定Hs。该传递函数Hs的特征化参数预先保存在一存储设备中。对通道传递函数Hxy叠加一个同检测单元的传递函数Hs“相反”的函数，对指示器浓度信号“去滤波(defilter)”以重新生成“原始”数据，从而消除或至少大幅度减小检测单元响应慢对EF计算的影响。

附图简要说明

图1表示的是本发明中所述的第一实施例框图，该系统可以连续估测心脏射血分数或舒张期末容积或同时对二者进行估测。该实施例具有一快速响应的指示器检测单元，用以测量血液的指示器响应；患者的心率由该实施例自身测量。

图2表示的是本发明中所述的第二实施例的框图，该实施例具有一快速响应的指示器检测单元，但患者心率由外部设备测量。

图3表示的是本发明中所述第三实施例的框图。该实施例具有一响应较慢的指示器检测单元，但检测单元的阶跃响应已特征化并为系统的其他部分已知；该实施例中患者的心率由系统自身测量。

图4表示的是本发明中所述第四实施例的框图。该实施例具有一响应较慢的指示器检测单元，但检测单元的阶跃响应已知；该实施例中患者的心率由外部设备测量。

发明的详细描述

广而言之，本发明涉及的系统具有一对指示器激励单元/检测单元，用于在心脏的上位(优选右心房)注入指示器，在下位(优选肺动脉右支)感应指示器浓度。将检测单元接受的感应信号调制后，估测出心输出值CO以确定指示器淡化或衰减系数τ，该系数是通道(从指示器激励单元到检测单元的血液路径)指示器响应的特征化系数中的一个。指示器激励单元信号可以是多种形式的：连续的、脉冲的、预置的、重复的、伪随机的、甚至随机的。

患者的平均心率HR(优选与测定衰减系数τ同一时间内的平均心率HR_avg)也被检测。衰减系数τ和HR_avg用以计算并得到连续的心脏射血分数EF(尤其是右心脏射血分数)。

为估测心脏舒张期末容积，需要估测CO。在本发明的优选实施例中，采用McKown‘733中描述的系统和方法测定CO。这样做的一个优点是McKown‘733中的系统可以连续提供CO(以及τ)的估测值。另一个优点是该系统比其他常规手段准确性更高。还有一个优点是，环境噪声较大时，该系统比其他系统更稳定，而在测量CO时实际情况往往如此。之所以有这些优势，很大程度上是因为在整个观测(数据收集)周期内系统采用了滞后的正态模型，也可以说滞后的正态模型更抗噪声、确定衰减系数τ更准确。

另外和其他系统不同的是，McKown‘733系统的估测不仅基于完整的通道模型，而且递归地更新模型参数。其一个优点是完整通道模型不会丢弃常规系统丢弃的有用信息。另一个优点是由于递归，任何时间所有的感应数据，即使是以前的数据，都在“使用”中。

为了完整的理解本发明，应对McKown‘733系统中CO估测采用的一些理论予以理解。现简述如下(完整说明见专利)：

Bassingthwaight等人在《血液循环研究》1966年第18卷《采用滞后的正态浓度曲线作为动脉稀释曲线模型的应用》一文中提出的“滞后的正态模型”，在心输出值估测领域被实践证明是准确可行的，所以McKown‘733系统也以其作为心输出值模型。滞后的正态模型为以线性时不变系统(LTIS)，其脉冲响应是一单位面积高斯(正态分布)函数与一单位面积衰减指数的卷积。高斯函数具有两个参数：平均数μ和标准偏差σ。衰减指数具有一个参数：时间衰减系数τ。所以，在抽样频率ω(本模型中ω为独立变量)下滞后的正态传递函数H__LN的单位增益取决于μ、σ和τ：

H__LN(ω|μ,σ,τ)=exp[-j*ω*μ-(ω*σ)²/2]/(1+j*ω*τ)

其中exp为指数函数，各参数物理含义为：

μ：表征流体移动的时间延迟

σ：随机分布的量度

τ：在分布空间内(本例中为血管)同混合过程相关的时间常数

μ,σ,τ的单位是时间(秒)，ω的单位是弧度每秒。

尽管有其他选择，McKown‘733系统的优选实施例以热量作为指示器，以伪随机二进制信号(PRBS)作为指示器激励信号。所以激励单元/检测单元由加热器和热敏电阻构成。每个复数向量Hxy(ω_n)表征在加热器功率信号X和热敏电阻温度信号y之间传递函数的量度，其最佳匹配被认为是H__LN。分别在10个频率ω_n上(PRBS的前10个谐波)同所测温度数据进行匹配，得到每个向量的参数。如果已知μ,σ,τ,则10个Hxy(ω_n)中每个都可以提供心输出值CO的估测：

CO(n)=K*H__LN(ω_n)/Hxy(ω_n)n=1 to 10

其中K为转换常数，是已知数据或实验数据。

为此，McKown‘733系统首先不仅要确定μ,σ,τ的值，并且要确定如何结合这10个心输出值CO(n)。要注意的是，心输出值同H(ω)和Hxy(ω)的形状无关，仅仅依赖于零频率增益，即Hxy的dc。由于实验中传递函数Hxy是在10个频率下得到的，而这10个频率都不是0，所以，McKown‘733系统采用外推的方法来确定零频率下的Hxy(ω)--利用一个单向优化程序，对这10个传递函数Hxy值做匹配。上面的等式于是可以简化为CO=K/dc，其中dc是零频率增益，单位是摄氏度每瓦特，K为一实验常数数据约等于0.0158，单位为(升每分钟)/(摄氏度每瓦特)。

所以，在CO估测中dc的数值至关重要，这也是McKown‘733系统的主要测量兴趣所在。大量的测试、实验、应用表明，对一个或多个参数加以约束，如限定σ是τ的线形函数，在许多应用中，对准确度的损害是可以忽略的，却可以大大提高优化程序的速度。本发明的发明人假设，或者通过取消这约束而改为约束其他参数，或者改变对σ的约束条件，可能同时改进速度和准确性。在一些应用中，双向优化可能更好。例如，先采用McKown‘733系统的优化程序，限定σ，快速得到准确的dc数值，然后另一个优化程序中，采用其他约束条件，利用dc数值得到其他参数(如τ)。

还有一点很重要：McKown‘733系统提供连续的CO值(dc值)和衰减系数τ。这里“连续”并不是指数值“连续变化”，而是指在初始阶段后该数值可以在每个处理周期(优选PRBS周期)中得到更新。

出于前述理由，也由于该系统事实上已经存在，这里引用了McKown‘733系统。然而，任何其他可以提供通道传递函数(脉冲响应)的系统，只要该系统提供可以确定CO(或dc)和τ的数据，都同样适用于本发明，因为本发明需要利用CO和τ来计算EF和EDV，具体方法会在下文中予以描述。

在下面对本发明各个实施例的描述中，都假设所用注入血液的指示器为热量。上位指示器激励单元为一加热元件，下游指示器检测单元为一热敏电阻。由于这种技术已经广为应用，且本发明的原型和实验也采用这种技术，故作为优选。而且，在采用McKown‘733描述的方法估测CO时，采用热量作为指示器可以获得很高的准确度。然而，热量仅仅是适用于本发明一种指示器，只要所采用的指示器的激励单元和检测单元可以产生明显的、充足的、明确定义的、无噪声信号(可以通过正常的实验确定)，则该信号就可以在不改动系统或简单改动系统其他部分情况下适用于本发明。

作为本发明可以采用其他指示器的例子，可以利用公知的设备将公知的荧光材料注入心脏，在下位利用公知的检测单元测量荧光，将荧光的变化做为指示器浓度信号。同样，也可以采用微量放射性染色剂或载体。

以下是另一个例子：在Yelderman或McKown‘733的优选实施例中，热量按伪随机二进制(PRBS)序列注入血管，然而，以类似的模式注入液体也是可能的。比如，只要注入过程足够慢，多个小药剂团注入血管近似于PRBS分布，在下位利用相应公知的检测单元检测药剂的浓度以建立指示器浓度信号。总之，只要所采用的指示器的激励单元和检测单元可以产生明显的、充足的、明确定义的、无噪声信号(可以通过正常的实验确定)，则该信号就可以在不改动系统或简单改动系统其他部分情况下适用于本发明。

图1是本发明第一实施例的框图，该实施例可以连续估测患者心脏的心脏射血分数或舒张期末容积或二者。为了准确地测量患者的心输出值CO(尤其是采用McKown‘733时)，在患者右心房/右心室100内部或附近注入指示器，在肺动脉分支102内部或附近检测指示器浓度信号。以下在描述优选实施例时，皆假定该注入位置和检测位置。从右心房/右心室到肺动脉的血液流动在图1中用双箭头标出。

为了测量准确，最好基于热量信号测量心输出值CO。不过如上所述，热量仅仅是可采用的指示器中的一种。一指示器激励单元或注入设备104位于右心房内。在采用热量作为指示器的优选实施例中，指示器激励单元是一电加热元件104。该电加热元件104优选电阻元件，其温度取决于通过驱动电路106施加的电流或电压，驱动电路106控制加热元件104使其温度遵循预定的信号模式。

在本发明的优选实施例中，指示器激励单元遵循(优选加热器)的指示器信号(温度)模式X(t)，同McKown‘733专利中的描述。同前述的Yelderman系统，本系统基于伪随机二进制热量信号序列(PRBS)产生热量信号，以使在下位热量信号可以明显测量，具有较高的能谱而较低平均能量(故创伤较小)。另外，尽管热量信号是伪随机的，对系统却一直是透明的，所以基于该序列的计算特征可以被充分地了解和调节。

在实际应用中，注入设备104不可能完全遵守激励单元106地注入模式。例如，由于加热元件在加热和冷却时滞后，加热元件不可能完全遵循一个方波模式。所以，本发明优选包含一个激励信号估测子系统107，以产生同希望的指示器注入模式x(t)一致的估测的指示器激励信号x^*(t)。例如在热稀释环境中，作为电阻元件的金属(如镍)由于本身的属性，使该加热元件的功率输出本身就同温度相关。一种估测x^*(t)的不错的方法是：测量加热元件内的电流和电压，二者相乘，得到对施加到血液中的指示器(此处为热量)实际数量的估测。

一指示器浓度检测单元108，位于肺动脉102的下位。在以热量作为指示器的优选实施例中，该检测单元是一热敏电阻或其他类似的温度传感元件108。加热元件104和热敏电阻108优选在空间上分离且安装在一导管的末端或靠近末端。该导管植入静脉，并沿静脉推进直至加热元件和热敏电阻到达操作位置。这种技术相当公开此处就不做进一步描述。

本系统优选传统的电源和时钟设备，为激励电路和其他系统部件提供电源和定时信号。由于这种技术相当公开，此处就不做进一步描述，图中也没有画出。

热敏电阻108的电输出信号(指示器浓度信号y(t))作为输入施加到浓度估测电路或子处理器110,110可以是主处理器112的一部分或同112通过电路连接。在图示的第一实施例中，假设热敏电阻108具有快速响应，即，热敏电阻108的即时温度信号准确反映了被测血液的即时温度。

本实施例中的浓度估测电路110的优选作用同McKown‘733专利中一致，但有一点不同：在McKown‘733系统中，热敏电阻的输出信号y(t)在用10Hz采样前，经过一截止频率为1Hz的低通滤波器。这种低采样带宽可以消除噪声的影响。而且，由于CO计算仅需要零频率(dc)增益，并不需要原始温度数据来测定滞后的正态模型，这种低采样带宽足以进行CO计算。

然而，本发明需要采用实际的热量稀释曲线，即其在整个周期中的即时数值，来进行连续的EF估测，所以原始温度数据是必需的。为此，本实施例浓度估测电路110的优选带宽比McKown‘733系统的带宽大得多，直至达到Nyquist带宽(采样频率的一半)。在本发明的一个原型中，采用了一个3Hz的采样带宽(由热敏电阻极限确定)，而不是McKown‘733系统的1Hz。本系统不需要其他滤波。假如热敏电阻108的响应足够快，不会干扰预期的最小τ值，则滞后的正态模型可以自动地提供正确的r值。

然而，即使不考虑使用哪种热敏电阻，哪种检测器(此处为热敏电阻)，用于后继处理的信号同检测器处指示器的实际浓度并不完全一致，而是一种近似。在许多情况下，信号实际上被滤波了：只要信号被数字化，信号就因为模拟-数字转换的自身特性而被“滤波”。例如，由于混叠，高于Nyquist比率的一半采样频率的频率分量信息在量化时丢失了。所以，指示器浓度信号估测器110的输出信号是估测的浓度检测信号y^*(t)。

处理器112包括一个参数建模子处理器114，其优选是McKown‘733中描述的滞后的正态模型系统。如前文及McKown‘733所述，这种建模方法采用互相关和优化程序，计算通道传递函数的零频率(dc)增益及衰减系数τ。本发明的建模系统114的输入是指示器激励信号x(t)和热敏电阻信号y(t)，或者准确地说是它们的估测信号x^*(t)和y^*(t)，其输出是通道传递函数的零频率(dc)增益及衰减系数τ的估测。

处理器112还包括或连接一个心率监视器或心率估测电路116,116优选计算在一时间间隔内患者的平均心率，该间隔由实验确定或预先确定。图1中第一实施例的心率监视器116优选为处理器112内部的一子处理器或子程序。

在此实施例中，心率监视器116的输入为估测的指示器激励信号x^*(t)和指示器浓度信号y^*(t)。采用标准的信号处理技术，从温度信号中得到平均心率HR_avg。例如，可以常规方式通过计算零均值温度信号的功率谱浓度(PSD)中获取可靠的心率测量。McKown‘733系统包含一漂移消除程序，包含了这种计算，本发明则用以计算心率。由于HR=PSD_peak(Hz)*60(跳每分钟)，正常心率的PSD的峰值定位(已知)就可以确定HR数值。为保持一致，HR确定应在子处理器114建模的同一个观察窗内进行。一旦得到当前的心率数值，就平均可以得到HR_avg。该平均优选同确定衰减系数τ一致的观察窗，以降低计算EF和EDV的误差。

在一些情况下，仅仅利用估测的激励信号x^*(t)就可能估算心率。如上所述，加热元件的电阻常常是同温度相关的。所以，即使在内部电阻元件(例如镍材料)上施加恒定电压，元件的核心温度也会由于元件周围的血液的冷却、脉动(变化)影响而变化，一HR信号将叠加到x^*(t)上，可以采用传统的滤波技术来甄别。

还可以使用其他设备来确定平均心率HR_avg，包括常规的专用心脏监测器或多参数监测仪的心率输出。尽管本发明不是必需对心率做平均，但优选这样做，平均的平滑效果可以帮助祛除心动异常而不降低系统连续估测EF的能力。只要平均包含了足够的心跳数量，系统还可以不必对心脏周期做同步。目前的EF估测系统，一般采用4到7个心跳做平均。而本发明如果采用PRBS加热信号，由于在一个PRBS周期常常可以多包括几个心跳，常常可以多包括几个心跳做平均。相对已知系统，这进一步减小了本发明对噪声的敏感。

图2表示了这种实施例，外部心率检测器标记为117。外部设备产生的心率信号可以被直接应用，或经过滤波和修正以建立心率估测或修正该信号以提供给本发明的其他部件使用或二者都有。

如图2所示，心率监视电路116可以采用任何常规的方式来修正外部设备115提供的心率信号。另外，由于心率信号源自外部设备，估测电路116不需要输入x^*(t)和y^*(t)，就可以提供HR_avg估测。

计算得到的dc、τ、HR_avg的数值输入EF子处理系统118，该子系统优选为位于处理器112内部且采用软件实现。该子系统计算EF的估测值，或EDV估测值，或二者都有，计算方法将在后文详细描述。同时，该子系统还可以计算HR、CO、心搏量SV等。

一旦EF和/或EDV计算出来，就可以通过任何常规显示器120显示给使用者，显示器120可以包括任何必要的常规显示设备。如果需要，还可以显示EF子系统输出的HR、CO、SV等值。当然，EF/EDV数值，还可以存储在存储器中、传送到网络上、传送到其他处理设备上。以下将描述几种计算。值得注意的是，所有计算得到的数值都可以乘以一个适当的尺度常数，比如使其限定在希望的显示范围内，或转换为不同单位，等等。

假设一个脉冲的热量注入右心房/右心室。令ΔT(i)为肺动脉PA中的温度(指示器浓度)变化，即从热量注入心脏时的基础温度变为i个心脏周期后的温度，所谓心脏周期的数量是例如在一个R波到下一个R波期间测量得到的。令ΔT(i-n)为n个R波前的温度变化。指示器衰减曲线(也称为生理淡化曲线)有以下公知的关系：

ΔT(i)=ΔT(i-n)*exp(-t/τ)，其中τ为延迟常数

生理淡化曲线的衰减还可以表示为(1-EF)ⁿ，其中n为观察时段(常常取约80％峰值到约30％峰值)内心脏事件的数量(比如R-R间隔)。例如，设射血分数(EF)为0.6(60％)，在一个间隔后，会有(1-0.6)=0.4(40％)的指示器(加热的血液)残留在心脏。再过一个间隔，只有40％的40％残留在心脏，即(1-0.6)*(1-0.6)=0.16或16％。于是，得到：

ΔT(i)=ΔT(i-n)*(1-EF)ⁿ

时间t可以用心率HR(心跳每分钟)和n表示：t=n*60/HR

结合以上三式，对EF求解，得到：

EF=1-exp(-60/(τ*HR))

本发明不必依靠一个心脏R波到下一个R波来测量HR，相反，基于前述原因优选平均心率。利用平均值得到的EF值更平滑，而且对心动异常不敏感，可以连续更新，不必等到某个R波或心脏触发事件之后才更新。

只要确定了τ和HR(HR_avg)的估测值，本发明就可以估测EF。参数建模子处理器114和心率监视器116分别提供了这两个参数。EF子系统118就采用EF=1-exp(-60/(τ*HR))计算EF。

又，CO=HR*SV，其中SV是心搏量，CO的测量单位是容积(升)每分钟，上式代表心脏每分钟泵出的血液容量为心脏每次收缩泵出的血液容量乘以每分钟心脏的收缩次数。

舒张期末容积EDV和射血分数EF的关系为：EF=SV/EDV，可以直观地理解为心脏的泵血效率为心脏每次收缩泵出的血液与心脏每次收缩前容纳的血液地比例。改写此表达式为EDV=SV/EF。

EF子处理系统118或者基于源自参数建模子处理器114的dc数值和预定的常数K计算CO,(CO=K/dc)，或者直接接受参数建模子处理器114计算好的CO。CO除以心率(源自心率检测器112)得到SV，得到SV后，又已知EF=1-exp(-60/(τ*HR))，就以EDV=SV/EF得到EDV。

EF子处理系统118和参数建模予处理器114不必是分离的单元。相反，它们可以是同一处理设备。实际上，它们可以是处理器112的不同软件的模块。所以，无论是CO和EDV由子处理器114或118计算都对最终显示没有影响。

图3是本发明第二实施例的框图。该框图中，同图1、图2中基本相同的部件采用了同图1、图2中相同的标号。当指示器检测单元(如热敏电阻)108慢于热量衰减参数时，本实施例是优选的。由此，热敏电阻的响应速度，尤其在高心率下，会影响指数衰退系数τ的测定。

为补偿上述现象，检测单元108使用的所有检测单元(此处为热敏电阻)的传递函数(等同于阶跃响应)将事先确定，对Hxy施加一与该传递函数“相反”的函数，以“去滤波”或补偿检测单元慢响应速度的影响。有几种办法可以特征化传递函数的阶跃响应，最简单的一种是：施加一个脉冲输入信号序列，测量每次的响应，对结果做平均。

一种可行的测定几个热敏电阻的传递函数(Hs)办法是：将几个导管(每个上安装有热敏电阻)从空气中(举例)浸入温度恒定的水浴中。可以采用任何公知的曲线拟合技术，计算出匹配实验数据的最优的数学模型参数。保存这些参数，比如存储在每个热敏电阻的EEPROM等永久记忆设备中。采用上述程序，可以消除或至少大大减少丢弃的数量。本实施例中，Hs特征化参数就是存储在这样的设备中，图3中为部件200。

存储部件200中保存的传递函数数值，作为输入信号输入建模子处理器114或指示器浓度估测电路110。本实施例中指示器浓度估测电路的输入信号还有热敏电阻信号y(t)和加热元件信号x(t)(优选为它的估值x^*(t))，这些信号同时也输入心率平均电路116。

本发明第一、第二实施例(图1、图2)中的快速热敏电阻估测电路110，实质上是一个开放带宽的前端低通滤波器，仅仅限制接近、等于或高于Nyquist频率的频率成分，以通过“原始”的热敏电阻数据。在第三实施例(图3)中，慢速热敏电阻本身对数据施加了一个同频率相关的衰退外壳，等同于一个低通滤波器。系统必需先“反滤波(un-filter)”，才能得到“原始”数据用以EF计算。在MeKown‘733系统中，同复数向量Hxy(ωn)最优匹配得到估测的H__LN。如果采用McKown‘733的建模子处理器作为本实施例的子处理器114，则可以利用该Hxy；否则就得在子处理器114中利用McKown‘733中描述的方法单独计算得到Hxy。

令Hxy_p为期望的生理淡化通道(心/血管)的复数传递函数，即没有热敏电阻影响的情况下观察到的传递函数。假设预测的热敏电阻传递函数Hs是在Hxy的同一频率下计算得到的。例如，在McKown‘733中，Hxy有10个数值分别对应于PRBS的前10个谐波的功率到温度的传递函数。则Hxy=Hs*Hxy_p，所以，建模子处理器114以标量(10个分量)的形式将Hxy除以Hs，得到“原始”的传递函数Hxy_p。

即：Hxy_p=Hxy/Hs

被Hs修正的Hxy，即Hxy_p数据将被传送(如果这种修正发生在估测电路110中)到建模子处理器114，然后按前文所述予以处理。这相应于利用滞后的正态传递函数H__LN为Hxy_p数据建模。由于调整了传递函数Hxy_p中的高频分量以补偿热敏电阻较慢的响应速度，系统不仅可以提供同样的dc数值(同CO成反比)，还提供正确的τ。所以EF子处理器可以象第一实施例一样计算EF、EDV，并同第一实施例一样连续提供EF/EDV，即同McKown‘733中一样，使用同样的初始化时间和更新频率。

采用慢速热敏电阻的另一个问题是当心率HR较高时，单独利用热敏电阻数据测定HR效果不佳。本发明的第三实施例(图3)，将加热元件信号x(t)和“原始”的，即“修正”或“去滤波”过的热敏电阻信号y(t)(优选为其估测信号x^*(t)和y^*(t))(优选全部)输入心率平均电路116，采用公知的相关等技术，即使在心率较高的情况下，也可以得到准确的心率估测。

同以前描述的一样，由于心率HR同热敏电阻并不相关，也可以采用传统的外部心率测量仪器，而不用心率电路116来提供平均心率(HR_avg)。对应地，图4采用了外部心脏监视设备117提供心率信号，并预先存储了“反向传递函数”Hs的参数。

本发明第一和第三实施例(图1和图3)、第二和第四实施例(图2和图4)主要区别在于热敏电阻的“快慢”。在实际应用中，这二者的界线可能并不清楚。当然，本发明的“慢检测器”实施例总是适用的，因为其包容了“快检测器”实施例(其传递函数Hs在整个采样带宽中相当“平坦”)。但是“慢检测器”需要额外的生产步骤、标定独立检测器的成本、以及附加的用以保存检测器响应参数(或，等同地，它们的倒数)的存储设备200和编程工作。

确定使用何种实施例可以采用常规的模拟和实验技术。例如，模拟出加热元件和热敏电阻信号x(t)及y(t)，(其可能包含源自患者的真实信号)，参数建模子处理器将估测出τ值。或者，利用一个已知的非常快的检测元件，从真实测量中得到一个τ值。相应热敏电阻的传递函数Hs可以利用前述的方法得到。比较使用Hs补偿和不使用Hs补偿得到的EF值，如果二者的差别小于一个预定的数量，则说明该热敏电阻足够快，可以使用第一种实施例，反之则使用第三实施例。

Claims (15)

1．一种估测心脏射血分数的方法包含以下步骤：

在心脏上位按预设的信号X(t)注入指示器；

在心脏下位利用指示器浓度检测单元检测本地指示器浓度信号y(t)，从包含上位到包含下位的区域构成一血液通道；

测量心脏心率；

为通道建立一模型，该模型为指示器信号X(t)和指示器浓度信号y(t)的预定函数；

连续更新该模型，并输出通道的指示器衰减系数τ；

连续估测心脏射血分数EF，该心脏射血分数EF为心率和衰减系数τ的预定函数。

2．如权利要求1所述方法还包含以下步骤：

连续估测心输出值CO，该心输出值CO为所述模型的输出；

连续估测舒张期末容积，该舒张期末容积为心输出值CO、心率HR、射血分数EF的预设函数。

3．如如权利要求2所述方法，其特征在于：

心输出值CO、心率HR、射血分数EF的顸设函数与估测的心搏量和心脏射血分数之比成比例，其中心搏量为心输出值与心率的比值。

4．如权利要求1所述方法还包含以下步骤：

为通道建立一模型，该模型为所测指示器信号X(t)到所测指示器浓度信号y(t)的传递函数Hxy的预定函数；

预先确定指示器浓度检测单元的估测传递函数Hs；

利用传递函数Hs修正通道传递函数Hxy，以消除指示器浓度检测单元引起的畸变。

5．如权利要求1所述方法，其特征在于：在为通道建立模型的步骤中包含递归地确定滞后正态模型的参数，该参数包括零频率增益dc和衰减系数τ。

6．如权利要求1所述方法，其特征在于：在测量心率地步骤中包含测量平均心率HR_avg。

7．如权利要求1所述方法，其特征在于：在估测心脏射血分数EF的步骤中包含如下计算：

EF=1-exp(-60/(τ*HR))，其中exp为指数函数，心率为测量的每分钟内的心跳次数。

8．如权利要求1所述方法，其特征在于：

注入指示器的步骤包含利用加热元件向血液中施加热量；

指示器检测单元检测步骤包含利用热敏电阻在下位检测本地血液温度。

9．一种估测心脏射血分数的方法，包含以下步骤：

在心脏上位按预设的信号x(t)，利用加热元件将热量做为指示器注入血液；

在心脏下位利用热敏电阻检测本地温度信号y(t)，从包含上位到包含下位的区域构成一血液通道；

测量心脏心率；

为通道建立一模型，该模型为热量信号x(t)和检测的本地温度信号y(t)的预定函数；

连续更新该模型，并输出通道的指示器衰减系数τ；

将心输出值CO做为模型的输出，连续估测心输出值。

为通道建立一模型，该模型为所测热量到所测温度信号的传递函数Hxy的预定函数，递归地确定滞后地正态模型地参数，该参数包括零频率增益dc和衰减系数τ；

预先确定指示器浓度检测单元的估测传递函数Hs；

利用传递函数Hs修正通道传递函数Hxy，以消除指示器浓度检测单元引起的畸变。

将心脏射血分数作为心率和衰减系数τ的预定函数，连续估测心脏射血分数。

10．一种估测心脏射血分数的系统，包括以下步骤：

指示器注入装置，用以在心脏上位按预设的激励信号注入指示器；

一个指示器浓度检测单元，用以在心脏下位检测本地指示器浓度信号并输出指示器浓度信号，从包含上位到包含下位的区域构成一血液通道；

一个心率监测装置，用以测量心脏心率HR；

处理装置：

用以为通道建立一模型，该模型为激励信号和指示器浓度信号的预定函数；

用以连续更新该模型，并输出通道的指示器稀释曲线的指示器衰减系数τ；

用以连续估测心脏射血分数，该心脏射血分数EF作为心率和衰减系数τ的预定函数。

11．如权利要求10所述的系统，其特征在于处理装置还提供以下功能：

连续估测心输出值CO，该心输出值CO为模型的输出；

连续估测舒张期末容积，该舒张期末容积为心输出值CO、心率HR、射血分数EF的预设函数。

12．如权利要求10所述的系统，其特征在于处理装置还提供以下功能：

为通道建立一模型，该模型为所测指示器信号到所测指示器浓度信号的传递函数Hxy的预定函数；

利用检测单元传递函数Hs修正通道传递函数Hxy，以消除指示器浓度检测单元引起的畸变。

13．如权利要求12所述的系统还包括存储装置，该存储装置用以保存预先计算的指示器浓度检测单元传递函数Hs的特征参数，并输出该传递函数Hs到处理装置。

14．如权利要求10所述的系统，其特征在于处理装置包含一递归估测单元，可输出确定滞后的正态模型的参数，该参数指示器包括指示器衰减系数τ。该装置还以公式EF=1-exp(-60/(τ*HR))估测心脏射血分数，其中exp为指数函数，HR为心率。

15．如权利要求10所述的系统，其特征在于：

指示器注入装置为电阻性加热元件；

指示器浓度检测单元为热敏电阻。

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